(57)【要約】疾患した心臓組織の再造形を防止し、減少させ、そして遅延させ、そしてまた、側副組織に対するこのような再造形の衝撃を減少させる、支持体デバイスが開示される。本発明はさらに、異常な組織の領域を補強して、増加した後負荷および過剰の壁張力に起因する、組織の過剰な拡張を防止する。その結果、この支持体デバイスは、心収縮期の伸長のような現象が発生しそして伝播することを、防止する。この支持構造体は、拡張期のコンプライアンス、壁の運動、および収縮期の駆出率を維持および制限して、心臓の機能を保存する。このように、この支持体デバイスは、心筋症およびうっ血性心不全を予防および処置する。
2004508089.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
心臓支持構造体であって、以下：
生存する心臓組織の少なくとも１つの領域への取り付けのために構成された、少なくとも１つの周囲リンク；ならびに
近位端および遠位端を有する少なくとも１つの支持リンクであって、該近位端は、該周囲リンクへの取り付けのために構成されており、該支持リンクは、拡張可能であり、そして生存性が低いかまたは生存不可能な心臓組織の第二の領域への取り付けのために構成されている、支持リンク、
を備える、心臓支持構造体。
【請求項２】
前記支持リンクの前記遠位端が、前記生存性が低いかまたは生存不可能な心臓組織の前記第二の領域への取り付けのために構成されている、請求項１に記載の心臓支持構造体。
【請求項３】
前記支持リンクが、前記遠位端に対して近位である前記第二の領域への取り付けのために構成されている、請求項１に記載の心臓支持構造体。
【請求項４】
前記支持リンクの遠位端が、第二の周囲リンクへの取り付けのために構成されている、請求項３に記載の心臓支持構造体。
【請求項５】
請求項１に記載の心臓支持構造体であって、さらに、以下：
複数のさらなる周囲リンクであって、該複数の周囲リンクの各々は、前記生存する心臓組織の複数のさらなる領域に配置可能であり、その結果、該複数の周囲リンクは、前記生存性が低いかまたは生存不可能な心臓組織を実質的に囲む、複数のさらなる周囲リンク；ならびに
複数のさらなる支持リンクであって、該複数のさらなる支持リンクの各々は、（ａ）該複数のさらなる周囲リンク、および（ｂ）前記第二の領域への取り付けのために構成されている、複数のさらなる支持リンク、
を備える、心臓支持構造体。
【請求項６】
請求項１に記載の心臓支持構造体であって、さらに、以下：
複数のさらなる周囲リンクであって、該複数の周囲リンクの各々は、前記生存する心臓組織の複数のさらなる領域に配置可能である、複数のさらなる周囲リンク；ならびに
複数のさらなる支持リンクであって、該複数の支持リンクの各々は、（ａ）該複数のさらなる周囲リンク、および（ｂ）前記第二の領域への取り付けのために構成されており、該支持リンクが、さらに相互接続される、複数のさらなる支持リンク、
を備える、心臓支持構造体。
【請求項７】
前記支持リンクは、複数の巻きを備え、該複数の巻きの各々が、それらの間に一定の角度を規定する、請求項１に記載の心臓支持構造体。
【請求項８】
前記支持リンクが、複数の支持節を備え、隣接する該複数の支持節の各々の間の距離が一定である、請求項１に記載の心臓支持構造体。
【請求項９】
前記支持リンクがテーパ状である、請求項１に記載の心臓支持構造体。
【請求項１０】
前記支持構造体が、超弾性合金、ステンレス鋼、超弾性ポリマー、およびこれらの任意の組み合わせからなる群より選択される材料で構成されている、請求項１に記載の心臓支持構造体。
【請求項１１】
前記超弾性合金がニッケル−チタンを含む、請求項１０に記載の心臓支持構造体。
【請求項１２】
前記支持構造体の少なくとも一部を覆うコーティングをさらに備える、請求項１に記載の心臓支持構造体。
【請求項１３】
前記コーティングが、熱可塑性物質、熱硬化性プラスチック、シリコーン、パリレン、ヘパリン、凝固抵抗性物質、抗増殖性物質、白金、金、タンタル、チタン、スズ、スズ−インジウム、ジルコニウム、ジルコニウム合金、酸化ジルコニウム、硝酸ジルコニウム、ホスファチジルコリン、および熱分解性カーボンからなる群より選択される材料を含む、請求項１２に記載の心臓支持構造体。
【請求項１４】
放射線源をさらに備える、請求項１に記載の心臓支持構造体。
【請求項１５】
接着剤、凝固、および機械的固定機構の使用からなる群より選択される結合方法によって、前記心臓支持構造体が、前記生存する心臓組織、および前記生存性が低いかまたは生存不可能な心臓組織に取り付け可能である、請求項１に記載の心臓支持構造体。
【請求項１６】
前記結合方法が、機械的固定機構の使用を包含し、そして該機械的固定機構が、アンカー、縫合糸、フラップ、移植可能なクリップ、およびステープルからなる群より選択される、請求項１５に記載の心臓支持構造体。
【請求項１７】
前記機械的固定機構が、それぞれ、電気外科発生器に接続されており、該電気外科発生器が、高周波数エネルギーを、前記生存する心臓組織および生存性が低いかまたは生存不可能な心臓組織に伝達し得る、請求項１６に記載の心臓支持構造体。
【請求項１８】
組織インターフェースをさらに備える、請求項１に記載の心臓支持構造体であって、該組織インターフェースが、該支持構造体と、前記生存する心臓組織および生存性が低いかまたは生存不可能な心臓組織との間に配置される、心臓支持構造体。
【請求項１９】
前記組織インターフェースが、採取された生物学的材料および合成移植材料からなる群より選択される材料を含む、請求項１８に記載の心臓支持構造体。
【請求項２０】
前記合成移植材料が、パリレン、ヘパリン溶液、親水性溶液、凝固抵抗性物質、抗増殖性物質、および内皮細胞からなる群より選択される、生物学的に不活性なコーティングをさらに含む、請求項１９に記載の心臓支持構造体。
【請求項２１】
電磁補助デバイスをさらに備える、請求項１に記載の心臓支持構造体であって、該電磁補助デバイスは、該構造体の拡張または収縮を引き起こす磁場を誘導するよう構成されている、心臓支持構造体。
【請求項２２】
生存する心臓組織から、生存性が低いかまたは生存不可能な心臓組織へと、心臓の天然の運動を利用することによって、エネルギーを伝達する方法であって、以下：
ａ）支持構造体を、該生存する心臓組織および該生存性が低いかまたは生存不可能な心臓組織に配置する工程；ならびに
ｂ）該支持構造体を、該生存する心臓組織および該生存性が低いかまたは生存不可能な心臓組織に付着させる工程であって、その結果、該心臓の運動に応答して、該支持構造体が、該生存性が低いかまたは生存不可能な心臓組織に対して力を及ぼす、工程、
を包含する、方法。
【請求項２３】
前記支持構造体が、少なくとも１つの周囲リンクおよび少なくとも１つの支持リンクを備える、請求項２２に記載の方法。
【請求項２４】
前記支持構造体が収縮または拡張するように、磁場を誘導する工程をさらに包含する、請求項２３に記載の方法。
【請求項２５】
前記収縮または拡張を、前記心臓の天然の運動と同期させる工程をさらに包含する、請求項２４に記載の方法。
【請求項２６】
生存する組織から、生存性が低いかまたは生存不可能な組織へと、エネルギーを伝達するためのデバイスであって、以下：
複数の取付け点において、（ａ）中心領域にある該生存性が低いかまたは生存不可能な組織、および（ｂ）該生存性が低いかまたは生存不可能な組織の周囲に延びる該生存する組織に固定される、支持構造体、
を備える、デバイス。
【請求項２７】
前記支持構造体が、複数の支持リンクをさらに備え、各支持リンクが、一端において、複数の周囲リンクに取り付けられ、そして他端において、前記複数の取付け点の選択された箇所に取り付けられ、該取付け点は、損傷した心臓組織に隣接して位置する、請求項２６に記載のデバイス。
【請求項２８】
前記支持構造体が、ほぼ円錐形の形状を有する、請求項２６に記載のデバイス。
【請求項２９】
前記支持構造体が、ほぼ平坦な形状を有する、請求項２７に記載のデバイス。
【請求項３０】
組織インターフェースをさらに備える、請求項２６に記載のデバイスであって、該組織インターフェースは、（ａ）前記支持構造体と、（ｂ）前記生存する組織および生存性が低いかまたは生存不可能な組織との間に配置される、デバイス。
【請求項３１】
前記中心領域が、交差するか、噛み合うか、または隣接する、複数の支持リンクの領域を含む、請求項２７に記載のデバイス。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
（関連出願の引用）
本願は、米国特許仮出願番号６０／２３１，０７５（２０００年９月８日出願）（その全体が、参考として本明細書によって援用される）に対する優先権を主張する。
【０００２】
（発明の分野）
本発明は、生存する組織領域から生存性が低い領域または生存不可能な領域へのエネルギーの伝達に関し、これによって、虚血、梗塞または他の異常に対する組織応答を予防、補償または処置する。特に、本発明は、罹患した心臓組織の再造形の防止、減少および遅延、ならびに心筋症およびうっ血性心不全の予防および処置に関する。
【０００３】
（発明の背景）
虚血性損傷は、経時的に組織の再造形を引き起こす。これは、非同調性、低運動性、運動異常性または無動性の組織機能を生じる。組織再造形を継続させる１つの機構（収縮期伸長と呼ばれる）は、生存する心室組織が収縮する場合に生じ、これは、生存性が低い組織または生存不可能な組織を外向きに押しやる圧力を生じる。この生存性が低い組織または生存不可能な組織の隆起は、心臓のポンプ力を散逸し、そして心拍出量に有害な影響を与える。この心臓は、収縮能および／または心拍数を増加することによって、この心拍出量における低下を補償しようとする。しかし、収縮期伸長の程度が、経時的に次第に増加し、これが、心拍出量を減少し、再造形された組織の容積を拡大し、そして罹患組織の破裂の可能性を増加し続ける。
【０００４】
このような再造形から生じ得る１つの状態は、心筋症であり、これは、肥大および心臓に対する閉塞性の損傷に関連し得る、代表的には慢性の、心筋障害である。末期の心筋症を処置するための現在のアプローチは、左心室の遊離壁の有意な部分を切除して、左心室腔のサイズを減少させる工程を含む。Ｒａｎｄａｓ　Ｊ．Ｖ．Ｂａｔｉｓｔａによって開発されたこの手順は、容積、質量および直径の間の関係を改善することを試みる。左心室の容積を減少させることにおいて、研究者らは、僧帽弁逆流の減少を観察してきたが、拡張期コンプライアンスにおける同時の減少を観察してきた。これは、拡張期充満を減少し、これが、完全な心臓周期に有害な影響を与える。
【０００５】
心筋症を処置するための他のアプローチは、拡張終期の心室の直径を減少させるために、テザー、バルーン、外部バンド、または他の引張り構造を使用して心臓チャンバを再形成する工程を包含する。ＰＣＴパンフレットＷＯ９８／２９０４１（表題「Ｈｅａｒｔ　Ｗａｌｌ　Ｔｅｎｓｉｏｎ　Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ　Ａｐｐａｒａｔｕｓ　ａｎｄ　Ｍｅｔｈｏｄ」）；ＷＯ９９／３０６４７（表題「Ｖａｌｖｅ　ｔｏ　Ｍｙｏｃａｒｄｉｕｍ　Ｔｅｎｓｉｏｎ　Ｍｅｍｂｅｒｓ　Ｄｅｖｉｃｅ　ａｎｄ　Ｍｅｔｈｏｄ」；ＷＯ００／０６０２６（表題「Ｈｅａｒｔ　Ｗａｌｌ　Ｔｅｎｓｉｏｎ　Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ　Ａｐｐａｒａｔｕｓ　ａｎｄ　Ｍｅｔｈｏｄ」）；ＷＯ００／０６０２７（表題「Ｓｔｒｅｓｓ　Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ　Ａｐｐａｒａｔｕｓ　ａｎｄ　Ｍｅｔｈｏｄ」）；ＷＯ００／０６０２８（表題「Ｔｒａｎｓｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ　Ｉｍｐｌａｎｔ　Ｔｏｏｌｓ　ａｎｄ　Ｄｅｖｉｃｅｓ」）；ＷＯ００／１６７００（表題「Ｅｘｔｅｒｎａｌ　Ｓｔｒｅｓｓ　Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ　Ｄｅｖｉｃｅ　ａｎｄ　Ｍｅｔｈｏｄ」）は、心臓の形状を変化させそして心室の最大外径を制限する、テザーまたはバンドを記載する。テザーは、心臓の内側に配置され、そして心室の一方の側からもう一方の側に伸び、心臓の向かい合う側に対して張力を付与する。バンドは、心室の心外膜表面の周りに配置され、そして心室の拡張を制限する。これらのテザーおよびバンドは、局所的な壁の張力および最大の拡張終期直径を制限するだけに過ぎず；これらは、心臓の収縮期駆出率または拡張期充満を直接的に補助しない。また、これらは、心臓組織の大きい領域にわたって分散して取り付けられない。
【０００６】
（発明の要旨）
本発明は、心臓の拡張終期直径を純粋に減少させるため、または心臓組織の過剰な応力を防止するための先行アプローチに関連する欠陥に取り組む。本発明によって記載されるアプローチは、心臓支持構造体を使用して、収縮形態および拡張形態で、生存する心臓組織から生存性が低い心臓組織または生存不可能な心臓組織へエネルギーを伝達する。この構造は、虚血、梗塞または他の異常に対する組織応答を予防、補償または処置する。
【０００７】
本発明の実施形態は、収縮期の駆出率または拡張期充満を回復させるために、心臓組織の拡張期コンプライアンスを維持し、そして罹患組織の拡張および収縮を生存する組織の拡張および収縮と同調させる。これは、壁の運動を改善し、そして心臓の正常な機能を良好に回復させる。結果として、本発明の実施形態は、罹患した組織の再造形を防止、減少および／または遅延し、側副組織に対するこのような再造形の影響を減少し、そして心臓終期の全ての期を維持する。
【０００８】
本発明の実施形態はまた、異常な組織の領域を補強して、後負荷の増加および過剰な壁張力に起因する組織の過剰な拡張を防止するのに有用である。結果として、組織が経時的に再造形する場合に生じる、非同調、運動低下、運動異常または無動が阻止される。それ自体で、本発明の実施形態は、進行性の心筋症およびうっ血性心不全を防止する。
【０００９】
本発明は、心臓全体にわたってかまたは心室の特定の領域に沿って収縮および拡張を付与するための、本発明の心臓支持構造体の特徴を利用する電磁補助デバイスを提供する。この電磁補助デバイスは、その支持構造体に取り付けられた個々の電磁石全体に渡って戦略的に磁場を誘導し、これは、その電磁石の引力または斥力を生じ、そして心臓支持構造体の収縮または拡張を付与し、そしてこのようなエネルギーを心臓組織に伝達する。
【００１０】
本発明はまた、侵襲性が低い手順（例えば、内視鏡的、ポートアクセスアプローチ）に受容可能な心臓支持構造体を配置および固定し続けるための、系全体の増強を提供する。さらに、本発明は、心臓支持構造体を配置および固定するためのカテーテル処置アプローチを可能にする。
【００１１】
本発明のさらなる特徴および利点は、詳細な説明および添付の図面に詳述される。
【００１２】
（発明の詳細な説明）
本発明の実施形態は、生存する組織領域から生存性が低い領域または生存不可能な領域へエネルギーを伝達することが意図され、これによって、虚血、梗塞または他の異常に対する組織応答を予防、補償または処置する。虚血性損傷は、経時的に組織の再造形を引き起こし、そして非同調性、低運動性、運動異常性または無動性の組織機能を生じる。本発明の実施形態は、罹患した心臓組織の再造形を防止、減少および／または遅延し、そしてまた、側副組織に対するこのような再造形の影響を減少する。本発明の実施形態はまた、異常な組織の領域を補強して、後負荷の増加および過剰な壁張力に起因する組織の過剰な拡張を防止するのに有用である。本発明の実施形態は、拡張期コンプライアンス、壁の運動、および収縮期の駆出率を維持および／または回復し、心臓の機能性を維持する。結果として、本発明の実施形態は、心筋症およびうっ血性心不全の進行を防止する。
【００１３】
本発明に記載されるアプローチ（これは、心臓支持構造体を用いて、生存する心臓組織から生存性の低い心臓組織または生存不可能な心臓組織へと（人工的な収縮および拡張の形態で）エネルギーを転送する）は、従来のアプローチ（これは、心臓の拡張末期直径を単に減少させる）の欠陥に取り組む。本発明は、収縮期の駆出および拡張期の充填の間、心臓を助けて、心臓の通常の機能をより良く回復する。心臓支持構造体は、心臓の運動を制御し、そして罹患した心臓組織の収縮および拡張と、生存する組織の収縮および拡張とを同調させる。
【００１４】
心臓支持構造体はまた、心臓の自然な運動の原因となる。心臓が収縮する場合、心室の断面直径は減少し、そして僧帽弁環から心尖までの距離もまた減少する；心臓が拡張する場合、心室の断面直径は増加し、そして僧帽弁環から心尖までの距離もまた増加する。心室の断面直径と僧帽弁環から心尖までの距離との間の拡張（および収縮）の最適な割合が、心臓の機能をさらに保つために支持構造体に取込まれ得る。従って、この心臓支持構造体は、壁の運動を保ち、そして心臓周期の全ての期の過剰拡張の抑制および正常な作動の維持によって、罹患した組織の再造形を防ぐ。結果として、組織が長期間再造形する場合に生じる、同調異常（ｄｙｓｓｙｎｃｈｒｏｎｙ）、運動低下、運動異常または運動不能を抑制する。
【００１５】
（心臓支持構造体）
心臓支持構造体の実施形態は、生存する組織の収縮または拡張に応答して、組織の罹患した（例えば、虚血または梗塞）領域に対して力を与えるように設計された、１つ以上の構成要素からなる。このように、支持構造体が、生存する組織から、生存性の低い組織または生存不可能な組織へとエネルギーを転送して、損傷組織の運動を制御および強制し、そして虚血性損傷に対する応答として生じる再造形を防ぐ。
【００１６】
心臓支持構造体は、好ましくは、超弾性（偽弾性）形状記憶合金（例えば、ニッケルチタン）から製作される。超弾性材料は、外力に曝される際に弾性的に変形し、そして外力の減少または除去の際にそれらの予備成形された形状に戻る。超弾性形状記憶合金は、応力誘導性の（ｓｔｒｅｓｓ−ｉｎｄｕｃｅｄ）マルテンサイト挙動を示し得る；このことは、これらの合金が、圧力を加える際に、予備形成したオーステナイト相から、より軟らかくより延性のマルテンサイト相へと変態し、そして一旦圧力が取り除かれると、より強く、より硬いオーステナイト相へと変態して戻ることを意味する。超弾性形状記憶合金は、材料を可塑的に変形することなく、材料を何度もひずませることが可能である。超弾性形状記憶合金はまた、重量が軽く、生体適合性であり、そして優れた引張り強さを示し、その結果、これらは、実質的に重量を増すこともかさ高くなることもなく、心臓に装着され得る。
【００１７】
上記の超弾性形状記憶合金の特徴は、心臓に支持構造体を提供する際のそれらの有用性を強調している。なぜならば、これらは、可塑的に変形することも疲れ破損を観察することもなく、連続した頻発する湾曲に耐えるからである。超弾性支持構造体はまた、小さい曲率半径へと弾性的に湾曲され得、そして一旦、湾曲を生じる外力が取り除かれると、それらの予備形成された構造に戻る。他のもっと従来からある材料（例えば、ステンレス鋼）は、この適用において用いられ得るが、これらの幾何学的形状は、あまり微細でも小型でもないようである。なぜならば、これらの材料の特性により、所定のデバイスに貯えられた総弾性エネルギーは必然的にかなり低いからである。他の公知の金属、合金、および熱可塑性材料は、比較可能なひずみを用いて、類似した曲率半径へと湾曲される場合、可塑的に変形し、そしてそれらの本来の構造に戻ることが出来ない。このように、超弾性支持構造体は、他の金属、合金、およびポリマーよりも、より小さい曲率半径への湾曲を可能とし、破損なしにより大きなひずみに耐える能力を得る；これらはまた、湾曲された場合に相当な力を及ぼし得る。
【００１８】
形状記憶合金（例えば、ニッケルチタン）から製作した支持構造体が、体温で応力誘導性マルテンサイト（ＳＩＭ）を形成するように操作されていることが好ましい。形状記憶合金の組成は、好ましくは、マルテンサイト型変態温度（ＭｓおよびＭｆ）およびオーステナイト型変態温度（ＡｓおよびＡｆ）を生じるように選択され、その結果、この合金は、Ａｆよりも高い、温度Ｍｄまで応力誘導性マルテンサイトを示す。
【００１９】
ニッケルおよびチタンの相対組成は、形状記憶合金のＡｆを決定する。例えば、５１．２％Ｎｉおよび４８．８％Ｔｉの原子比を有するニッケルチタンは、約−２０ＣのＡｆを示し；５０％Ｎｉ対５０％Ｔｉの原子比を有するニッケルチタンは、約１００ＣのＡｆを示す（Ｍｅｌｚｅｒ　Ａ，Ｐｅｌｔｏｎ　Ａ．「Ｓｕｐｅｒｅｌａｓｔｉｃ　Ｓｈａｐｅ−Ｍｅｍｏｒｙ　Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ　ｏｆ　Ｎｉｔｉｎｏｌ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ」Ｍｉｎ　Ｉｎｖａｓ　Ｔｈｅｒ　＆　Ａｌｌｉｅｄ　Ｔｅｃｈｎｏｌ．２０００：９（２）５９−６０）。
【００２０】
好ましくは、ニッケルチタンの組成および製作は、Ａｆが３２Ｃ未満になるように選択される。このような材料は、可塑的変形なしに、１０％と同じくらい高いひずみに耐えることができる。このように、これらの超弾性材料は、たわむ際に弾性的に力を及ぼし得る。
【００２１】
体温で応力誘導性マルテンサイト挙動を示さないが、材料が曝される動きの範囲を通じて弾性変形可能である、超弾性形状記憶合金が、代替的に用いられ得る。超弾性形状記憶合金以外の材料は、これらの材料が、弾性回復力を最大にするのに必要とされる、温度パラメータ、応力パラメータ、およびひずみパラメータ内で弾性的に変形し得る場合に、支持構造体に用いられ得る。このような材料としては、他の形状記憶合金、バネステンレス鋼１７−７、ＥＬＧＩＬＯＹ（Ｅｌｇｉｌｏｙ　ＬＰ，Ｅｌｇｉｎ，ＩＬ）、超弾性ポリマーなど、が挙げられる。
【００２２】
本記載を通じて、外力の議論は、好ましくは、他で明確に述べない限り、支持構造体をそれに従って応答させる、生存する組織の収縮および／または拡張のことをいう。あるいは、支持構造体を収縮および／または拡張するための、別の外的手段、人工的手段、生物学的手段、または人工的手段と生体適合性手段との組合せが、後に記載されるように、同様に用いられ得る。
【００２３】
他の材料は、支持構造体の被覆として用いられ得、これらとしては、熱可塑性樹脂（例えば、ポリテトラフルオロエチレンすなわちＰＴＦＥ）、熱硬化性樹脂（例えば、ポリエチレンテレフタレート、ポリエステル）またはシリコーンが挙げられる。例えば、ニッケルチタンから製作された心臓支持構造体は、支持構造体材料を包むように配置された発泡ＰＴＦＥの層を半融することによって、発泡ＰＴＦＥで被覆され得る。あるいは、支持構造体は、シリコーンで被覆され得る。シリコーンは、硬化させた場合に支持構造体を覆う被覆を生成する。
【００２４】
心臓支持構造体は、生物学的に不活性であり表面摩擦を減少させる、パリレンまたは他の親水性物質のような材料で被覆され得る。表面摩擦をさらに減少させるために、金属フィッティング（ｆｉｔｔｉｎｇ）または金属合金フィッティングが、電解研磨され得る。電解研磨は、滑らかな表面および低い表面張力により、付着を減少することが証拠により示唆されている。あるいは、心臓支持構造体は、ヘパリン、抗凝固物質（例えば、糖タンパク質ＩＩｂ／ＩＩＩａインヒビター）、抗増殖物質（例えば、ラパマイシン）、または接着、血液に接触している支持構造体に対する血栓形成、過形成、または心臓支持構造体の機能に不利な影響を及ぼし得る他の組織応答を防ぐように設計された他のコーティングを用いて被覆される。あるいは、材料（白金、金、タンタル、スズ、スズ−インジウム、ジルコニウム、ジルコニウム合金、酸化ジルコニウム、硝酸ジルコニウム、ホスファチジル−コリン、熱分解性カーボン、または他のもの）は、電気メッキ、スパッタリング、減圧エバポレーション、イオンアシストビーム沈着（ｉｏｎ　ａｓｓｉｓｔｅｄ　ｂｅａｍ　ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ）、蒸着、銀ドーピング、ホウ素化（ｂｏｒｏｎａｔｉｏｎ）技術、塩浴、または他の被覆プロセスを用いて、心臓支持構造体表面上に沈着され得る。
【００２５】
本発明の範囲内にある心臓支持構造体のなおさらなる改良は、心臓支持構造体にβ放射線源またはγ放射線源を備えることである。リン３２またはパラジウム１０３のような約１５日の平均半減期を有するβ放射線源同位体またはγ放射線源同位体は、イオン注入プロセス、化学接着プロセス、または他の適切な方法を用いて、心臓支持構造体に配置され得る。
【００２６】
心臓支持構造体の実施形態は、所望のパターンに切断され、そして所望の幾何学的形状（平面、円錐形、楕円形、円筒形、または他の形状）に（例えば、加熱処理プロセスを介して）形成される、材料のシートから製作され得る。これらの心臓支持構造体を作製するために、原料は、化学エッチング、放電器（ＥＤＭ）、レーザー切断、または他の製造プロセスによって所望のパターンへと製作され得る。次いで、シートストックから製作された心臓支持構造体は、包装されるか、または所望の静止三次元プロフィールを有するマンドレルの周りに配置され、そして心臓支持構造体は、この構造体がこの構造をとるまで加熱される。加熱後、この支持構造体を、クエンチするか、さもなければ室温に戻す。室温では、支持構造体は、予備形成した形状を維持する。任意の側面が接合される場合、スポット溶接、レーザー溶接、または他の製造プロセスが用いられ得る。
【００２７】
あるいは、本発明の心臓支持構造体の実施形態は、所望の断面幾何学的形状を有する材料のチューブから製作され得る。所望のパターンのリンク、アンカー、アンカーピン、穴、スロット、および／またはセルが、管状金属材料上に組み立てられ得、そして化学エッチング、ＥＤＭ、レーザー切断、または他の製造プロセスを用いて作製され得る。これらの心臓支持構造体は、心臓支持構造体の所望の形状に依存して所望の平面プロフィールまたは三次元プロフィールへと熱形成され得る。
【００２８】
図１は、左心室（ＬＶ）２の断面に沿って特定の取付け点２２にて心外膜表面に固定された支持構造体２０を含む心臓を示す。組織インターフェース１８は、以下に記載されるように、支持構造体２０と心外膜との間に位置決めされてもよいし、位置決めされなくてもよい。この特定の実施形態では、周囲リンク２６が損傷組織２４（例えば、虚血または梗塞）の周りに延びる。支持リンク３０は、周囲リンク２６から損傷組織２４へと延び、収縮および／または拡張のエネルギーが、周囲リンク２６から、損傷組織２４全体に配置された支持構造体の中心領域２８へと転移され得る。支持構造体２０の幾何学的形状は、損傷組織の位置に依存する。損傷組織２４が、左心室の心嚢壁上にある場合、支持構造体２０は、平面であり得るか、またはわずかに湾曲した三次元プロフィールを有し得る。損傷組織２４が先端である場合、支持構造体２０は、ほぼ円錐であり得るか、または楕円のほぼ半分であり得る。
【００２９】
図１における支持構造体の実施形態は、損傷組織２４内の中心領域２８の全体にわたり、そして周囲リンク２６および／または支持リンク３０に沿った所望の位置で、左心室に固定される。支持構造体の中心領域２８は、別々の点または二次元表面であり得るか、または交差するか、連結するか、または隣接する複数の支持リンク３０のある領域を構成し得る。図１に示される中心領域２８は、交差する４つの支持リンク３０からなり；交差する最低２つの支持リンク３０をこの構造に用いることが好ましい。
【００３０】
各支持リンク３０は、損傷組織２４の一端を越えて配置され、そして生存する細胞に装着した、少なくとも１つの周囲リンク２６から、損傷組織２４の反対の端を越えて配置され、そして生存する組織に装着した、少なくとも一つの周囲リンク２６へと伸びる。代替的な構成は、中心領域２８で終結し、そして中心領域２８全体の他の独立した支持リンクに装着されないか、または周囲リンクを用いて装着されない、個々の支持リンクを含む。
【００３１】
図１の実施形態における周囲リンク２６および支持リンク３０は、異なる目的のために設計される。支持リンク３０が固定される生存する組織の収縮または拡張に応じて、損傷組織２４の対応する運動を生じるように設計される。このように、支持リンクは、支持構造体２０の周囲リンク２６に沿って配置された支持リンクの近位端の運動に応じて、損傷組織２４を収縮または拡張するのに十分な軸剛性を必要とする。支持リンク３０はまた、十分な可撓性を有し、その結果、支持構造体の中心領域２８と周囲リンク２６との間の生存する組織の運動を妨げない。周囲リンク２６は、左心室の収縮および拡張と同時に運動し得るように、そして支持構造体２０の連続した運動にもかかわらず、心臓支持構造体２０の統合性を維持するのに十分な耐久性があるように可撓性でなければならない。
【００３２】
図２は、損傷組織２４内に配置された、中心領域２８から広がる、別の支持構造体実施形態２０を含む心臓を示す。この実施形態に関する周囲リンク２６は、損傷組織の周りには完全に及んでいないが、それらの近位端で隣接する支持リンク３０に接続し、生存する組織に装着される。支持リンク３０は、中心領域２８に相互接続され、そしてユニオンは取付け点２２の損傷組織２４に固定される。この実施形態における支持リンク３０はまた、中心領域２８と支持構造体の周囲との間に配置された中心部分３２に沿って相互接続する。中心部分３２のユニオンはまた、取付け点２２において組織表面に固定される。
【００３３】
中間部分３２は、中心領域２８に沿って、中心領域２８と周囲リンク２６との間のどこか、および／または周囲リンク２６により規定される支持構造体の近位端に沿って、位置し得ることに注意しなければならない。異なる中間部分３２は、支持リンク３０の軸方向の剛性および可撓性の要件に依存して、組織表面に沿った異なる位置に配置され得る。
【００３４】
図３および４は、本発明の代替の２つの支持構造体の平坦化プロフィールを示す。支持構造体２０は、８個の支持リンク３０（これは、中心点２８およびスネークから周囲リンク２６に向かって延びる）を取込み；最低２個の支持リンク３０が、この支持構造体の実施形態を形成するために使用される。蛇行支持リンク３０の各湾曲部は、節３４を規定する。この節に対する支持リンクの関係は、支持構造体２０の剛性プロフィールを規定する。図３において、支持節３４は、各蛇行支持リンク３０の隣接する湾曲部の間の角度Ａ１が一定であるように、分離される。図４において、隣接する支持節３４間の距離Ｈ１は、一定である。
【００３５】
各支持リンク３０のパラメータ（幅、壁厚、全長、および湾曲部の長さ）はまた、剛性に影響を与える。この支持構造体の剛性プロフィールは、この支持構造体２０全体にわたって、生存する組織から損傷した組織２４に伝達される収縮および拡大の程度を決定する。このプロフィールは、解剖学的構造に関する種々の支持リンク３０の予測位置、および所望の応答に依存して、最適化され得る。
【００３６】
例えば、心尖は、左心室の心嚢壁（ｆｒｅｅ　ｗａｌｌ）とは異なる程度で収縮および拡大し；右心室（ＲＶ）は、左心室よりもはるかに柔軟である。このように、支持構造体２０は、収縮性拍出および拡張性充填の快復を最大にするようにこのようなプロフィールを取込まなければならない。損傷組織の１つより多い標的領域は、支持構造体の剛性プロフィールを変更して、所望の収縮力および拡大力が標的組織表面の表面全体にわたって伝達および分配されることを保証することによって、単一の支持構造体または複数の支持構造体でアドレスされ得る。
【００３７】
図５は、円錐形状に熱形成され、中心領域２８（この場合、点）が心臓の尖１４に位置するように配置された、図４に示される支持構造体を示す。後に議論されるように、組織界面は、支持構造体２０とこの組織表面との間に配置される。この支持構造体２０は、中心領域２８の取付け点２２で組織表面に固定され、支持リンク３０に沿ってかつ周囲リンク３６に沿って、節３４全体にわたって分散される。この支持構造体の実施形態は、尖部梗塞または虚血領域を処置し、そして／または両方の心室を覆うように構成される。前述のように、別個の支持リンク３０は、心臓全体に異なる剛性プロフィールを与えるために、様々なパラメータ（幅、壁厚、長さ）、節の分離（Ｈ１）、または湾曲部の長さで製造され得る。
【００３８】
例えば、右心室および左心室においてそれぞれ同じ収縮量および拡大量を与えるためには、右心室４に沿って配置される支持リンク３０の剛性が、左心室２に沿って配置された支持リンクよりも実質的に小さい必要がある。さらに、右心室の収縮量および拡大量は、左心室の収縮量および拡大量とは異なり、従って、尖部に配置された支持構造体の剛性プロフィールは、不釣り合いの原因となる。
【００３９】
図６は、左心室の心嚢壁に沿って位置する損傷組織２４内に配置された中心領域２８から広がる、図４の支持構造体を示す。支持リンク３０は、中心領域２８における一点から延び、そして所望の距離に配置された周囲リンク２６まで損傷組織２４を越えて延びる。この特定の支持構造体は、生存する組織（損傷組織２４の境界領域の外側に存在する）から損傷組織２４までの収縮エネルギーおよび拡大エネルギーの伝達を孤立させるように構成される。
【００４０】
図７は、円または中心領域２８を規定するために使用される他の形状の周りに支持リンク３０を相互接続する、代替の支持構造体の実施形態を示す。支持リンク３０は、周囲リンク２６から中心領域２８に向かってテーパ状にされる。支持リンク３０は、幅（図７に示されるように）、壁厚、および／または支持リンクの長さに沿ってこの構造体の軸方向の剛性および可撓性に影響を与え得る他のパラメータにおいて、テーパ状にされる。
【００４１】
上記のように、個々の支持リンク３０は、支持構造体の剛性プロフィールを生理学的要件に合わせるために、異なる剛性特性を組込み得る。支持リンク３０の近位端は、周囲リンク２６に連結され、その結果、交差部は、アンカー５２を形成するか、または取付け点を規定する。周囲リンク２６は、支持リンク３０よりもはるかに可撓性である。なぜなら周囲リンク２６は、支持構造体２０の完全性を保持するが、支持構造体に取り囲まれる組織全体にエネルギーを伝達しないからである。
【００４２】
図８は、図７の支持構造体の実施形態を含む心臓を示す。中心領域２８は、損傷組織領域２４に沿って位置する。個々の周囲リンク２６は、個々の支持リンク３０によって規定される距離で、損傷組織領域２４の周りで完全に延びる。これらの距離は、一定であり得るか、または各支持リンク３０の長さおよび／または形状を変えることによって変化し得る。周囲リンク２６と中心領域２８との間の距離はまた、この支持構造体の剛性プロフィールに影響し、そして生存する組織から損傷組織領域２４への収縮エネルギーおよび拡大エネルギーの伝達に影響を与える。
【００４３】
上で議論される種々の支持構造体の実施形態の中心領域は、支持リンク３０と一体的であるか、あるいは支持リンクに取り付けられる１つ以上の別個の部品から構成され得る。この別個の部品は、支持リンクと同じ材料から製造され得るか、または異なる材料から製造され得る。例えば、柔軟な材料（例えば、シリコーン、ウレタンまたは高い割合の伸び特性を有する他の生物学的材料）が使用され得る。
【００４４】
図９Ａおよび９Ｂは、長さが拡大する場合、幅が拡大し（逆も同様）、長さが一定である場合、幅が一定である（逆も同様）である、代替の支持構造体の実施形態を示す。例えば、外力により支持構造体の長さが位置Ａ１から位置Ａ２まで拡大する場合、この支持構造体の幅は、位置Ｂ１から位置Ｂ２まで拡大する。この実施形態に記載される外力は、例えば、生存する組織の運動であり得る。拡大エネルギーまたは収縮エネルギーは、支持構造体の作動部分から支持構造体の残りの部分全体にわたって伝達され、従って、この支持構造体が取り付けられる心臓組織を拡大または収縮させる。
【００４５】
この支持構造体の特性は、いずれの従来のステントまたはステント−移植片の平坦化プロフィールとも、有意に異なる。従来のステントまたはステント−移植片は、直径が拡大する場合、収縮するかまたは長さが最小に変化する。図９Ａおよび９Ｂに示される支持構造体の形状で製造されたステントまたはステント−移植片は、直径が拡大する場合、長さが拡大する。このように、図９Ａおよび９Ｂの支持構造体の実施形態は、完全な管として製造され得、そしてステントまたはステント−移植片（この支持構造体が、移植片材料の少なくとも一方の末端に取り付けられる場合）として使用され得る。
【００４６】
図９Ａおよび９Ｂに示される支持構造体の実施形態は、節４２でセルに取り付けられる水平リンク３８および垂直リンク３６により相互接続されるセル４０を組み込む。これらのセルはまた、外力に応答してセル４０を拡大および収縮させ得るヒンジ４４を組み込む。各セルの幅（または長さ）が、Ｗ１からＷ２（またはＬ１からＬ２）に拡大する場合、垂直リンク３６および水平リンク３８に位置するセルの節４２は、ヒンジ４４の周りで、外向きに反らされ、それによりこのセルの長さ（または幅）もまたＬ１からＬ２（またはＷ１からＷ２）に拡大し得る。これは、拡大力を隣接セルに伝達し、それにより支持構造体全体を拡大する。逆もまた当てはまる：各セルの幅（または長さ）がＷ２からＷ１（またはＬ２からＬ１）に収縮する場合、節は内向きに反らされ、このセルの長さ（または幅）もまた、Ｌ２からＬ１（またはＷ２からＷ１）に収縮し、収縮力を隣接セルに伝達する。
【００４７】
図９Ａおよび９Ｂの支持構造体の実施形態は、その幅および長さに沿って等距離に配置されたセルのアレイを有して示され、ここで各セルは、緩和位置において一定の幅および長さを有する。あるいは、このセルは、垂直リンク３６および水平リンク３８が一般に垂直ではないように、配置され得る。このように、各セルの長さＬ１（または幅Ｗ１）は、支持構造体の幅（または長さ）に沿ってテーパを作製するために、この支持構造体の幅Ｂ１（または長さＡ１）に沿って減少される。
【００４８】
セルの幅Ｗ１および長さＬ１の他の組み合わせは、支持構造体の剛性および支持構造体の幅と長さとの間の拡大の比率の程度を、心臓の形状および支持構造体全体にわたり所望される拡大および収縮の量に合わせるために、使用され得る。
【００４９】
例えば、この支持構造体の実施形態を、この支持構造体が先端に配置され得るように合わせるために、この支持構造体の長さＡ１は、各セルの長さＬ１が特定の間隔で減少し、そして／または各水平リンク３８の長さが減少するように、幅Ｂ１に沿ってテーパ状にされ得る。このような改変は、支持構造体の剛性プロフィールに強く影響し、従って、セルの幅Ｔ１、水平リンクの幅Ｔ２、垂直リンクの幅Ｔ３、および／または各セルおよびリンクの壁厚は、セルがテーパ状にされる場合に減少し得、その結果、セルの寸法の減少に付随する剛性の増加を補償し得る。
【００５０】
セルの幅Ｔ１、水平リンクの幅Ｔ２、垂直リンクの幅Ｔ３、および／または各セルおよびリンクの壁厚は、支持構造体の剛性プロフィールを予め規定するために１つおきに変えられて、心室全体にわたる非線形の拡大または収縮の要件を補償するか、または支持構造体の形状または剛性の変化を保証する解剖学的分散を解決する。
【００５１】
図１０は、図９Ｂの支持構造体の実施形態が左心室に取り付けられた心臓を示す。支持構造体２０は、損傷組織領域２４の周りに集中して配置されて、拡大力および収縮力を生存する組織から損傷組織２４に適切に伝達する。図１０の支持構造体の実施形態は、拡大された構成で示され、支持構造体の拡張終期配向および形状を示す。
【００５２】
支持構造体２０の心腔の表面への配置および固定は、好ましくは、拡張終期の心臓において、拡大配向の支持構造体を用いて実施される（予め成形するかまたは手で圧迫することによってのいずれかで）。特定のシナリオにおいて、この支持構造体は、ある収縮力を心臓周期にわたって、さらに拡張終期の間、発揮するように構成され得る。これを達成するために、この支持構造体は、拡張終期の間に組織表面に配置および固定されて、この支持構造体は拡大配向にされる。拡大終期の間にこの支持構造体を心臓に固定することは、心室に対するより良い配置を保証し、そして取付け点２２の間の観察される間隔は、支持リンクの取付け点から損傷組織２４への収縮得エネルギーおよび拡大エネルギーの最適な伝達を保証する。
【００５３】
支持構造体２０を組織表面に配置しそして固定する工程は、収縮配向の支持構造体２０を用いて、拡張終期に行われ得るか、あるいは心臓周期の任意の期に行われ得ることに注意しなければならない。支持構造体の位置決めおよび設計は、構造をバイアスし得ることにもまた注意すべきであり、その結果、この支持構造体の弾性によって及ぼされる連続した収縮力が拡大終期の間でさえ付与されるか、連続した拡大力が拡張終期の間でさえ付与されるか、または収縮力が緩和および拡張期充填の間に付与され、かつ拡大力が収縮および収縮期拍出の間に付与される。
【００５４】
上記の実施形態は、心室の心外膜に取り付けられた支持構造体を示す。あるいは、図１１に示されるように、少なくとも１つの支持構造体８６および／または８８は、左心室２および右心室４のうちの少なくとも一方の心外膜表面に固定され得る。上記の支持構造体の実施形態のいずれかは、心外膜表面に対してこの支持構造体を配置し得るように改変され得る。考察の目的のために、図４の実施形態は、図１１の左心室支持構造体８６および右心室支持構造体８８として示す。この支持構造体８６および８８は、各々の中心領域２８が左心室２および右心室４の尖１４に位置するように、構成される。
【００５５】
ＬＶ支持構造体８６は、好ましくは、左心室腔の拡大終期の形状および最適サイズに適合するように、予め成形される。ＬＶ支持構造体８６の周囲リンク２６および支持リンク３０は、僧帽弁４８、乳頭筋または腱索の作動を妨害しない。支持リンク３０は、乳頭筋が左心室腔に伸び、腱索が乳頭筋から伸びて僧帽弁４８に連結する空間を用いて製造され得る。支持リンク３０は、左心室の心嚢壁の完全に周りの心室中隔４６から伸びる左心室の心外膜表面全体に分散される。このように、心室中隔に向かって伸びるかまたは心室中隔に沿って位置する損傷組織領域は、支持構造体８６により覆われ得る。あるいは、左心室支持構造体８６は、心室中隔、左心室の心嚢壁、または他の心臓内組織領域のみを覆うように設計され得る。
【００５６】
このＲＶ支持構造体８８は、好ましくは、右心室腔の拡張終末期の幾何学形態および最適サイズと一致するような形状に予めされる。ＲＶ支持構造体８８の周囲リンク２６および支持リンク３０は、三尖弁５０、乳頭筋、または腱索（ｃｈｏｒｄａｅ　ｔｅｎｄｏｎａｅ）の作動を妨げない。支持リンク３０は、乳頭筋が右心室腔に延びかつ腱索が乳頭筋から延びて三尖弁５０に連結している空間を用いて、作製され得る。支持リンク３０は、右心室心嚢壁の完全に周囲に心室中隔４６から延びる右心室の心内膜表面全体にわたって分布する。このように、心室中隔中に延びるかまたは心室中隔に沿って位置する、損傷組織領域は、この支持構造体８６によって覆われ得る。あるいは、この右心室支持構造体８６は、心室中隔、右心室心嚢壁、または他の心内膜組織領域のみを覆うように設計され得る。心室中隔内に位置する損傷組織のためには、右心室が、支持構造体を位置決めしそしてその支持構造体を心内膜表面に固定するための好ましい位置であり、この好ましい位置において、その支持構造体は、心室中隔に沿った損傷組織の拡張および収縮のみを生じるように設計される。
【００５７】
右心室および／または左心室の心内膜に沿って位置する支持構造体は、心外膜表面に沿って位置する支持構造体と組み合わせて、生存する心臓組織から、生存性が低いかまたは生存不可能な心臓組織へのエネルギー伝達を、増強し得、特に、いくつかの損傷組織領域が心臓全体にわたって分散している場合に、増強し得る。この支持構造体は、心内膜支持構造体が心外膜支持構造体に取り付けられていないように、独立性であり得る。あるいは、心内膜支持構造体の個々の支持リンクは、心筋を通して挿入され得、そして心外膜支持構造体に連結されて、心内膜支持構造体と心外膜支持構造体との拡張および収縮を相互連絡するようにされ得る。このことは、損傷組織が心室中隔から左心室心嚢壁へと延び、そして支持構造体の所望の位置が、心室中隔の右心室内膜表面から右心室の心筋を通り左心室の心外膜表面に沿って延びる場合に、特に関連する。心臓内に位置決めされる支持構造体と心臓外に位置決めされる支持構造体との他の組み合わせは、他の徴候または他の損傷組織位置を取り扱うために使用され得る。
【００５８】
上記の種々の支持構造体の実施形態は、等方的構造特性、直伸性構造特性、または異方性構造特性を示す。本発明の実施形態は、支持構造体が取り囲む組織表面の固有の構造特性に一致するように異なる構造特性（等方性、直伸性、または異方性）を示すようにか、または特定の組織表面位置にその支持構造体を合わせるように、改変され得ることが、注意されるべきである。本発明の実施形態はまた、心臓の壁の緊張を減少するように、心臓の収縮性を改善するように、さもなければ心臓の機能性を変化するように、組織表面の構造特性を改変するように構成され得る。上記の支持構造体の構造特性は、当業者に公知であるように、他の適用を取り扱うために改変され得ることもまた注意されるべきである。
【００５９】
（支持構造体固定）
上記の心臓支持構造体は、代表的には、取付け点２２にて、心内膜表面および／または心外膜表面に固定される。種々の結合方法が使用され得、そのような方法としては、接着剤（フィブリノーゲンなど）、組織を加熱することにより表面を支持構造体に凝固させること、または支持構造体を組織表面に機械的に固定すること（下記に記載される技術）が、挙げられる。この支持構造体は、組織中を貫入するアンカー、縫合糸を通すための穴、心内膜支持構造体のために中隔縁柱（ｔｒａｂｅｃｕｌａ　ｏｆ　ｔｈｅ　ｖｅｎｔｒｉｃｌｅ）に巻き込まれるフラップ、またはその心臓支持構造体を組織表面に取り付ける他の機械的固定機構を、組み込み得る。あるいは、この心臓支持構造体は、移植可能な市販のクリップ、ステープル、または他の手段を使用して、組織表面に固定される。
【００６０】
図１２Ａは、組織中を貫入するように設計されたアンカー５２を組み込んだ、支持構造体２０を示す。アンカーピン５４は、一旦位置決めされると組織表面内のそのアンカーの位置を維持するために鋭角で、アンカー５２から半径方向外向きに延びる。アンカーピン５４は、図１２Ｂに示されるような曲線状にか、図１２Ｃに示されるように線に沿ってか、または他の方向で、そのアンカーから延び得る。図１２Ｄに示されるように、支持構造体２０は、アンカー５２が第一の心臓表面（心外膜６０または心内膜５８）を通して挿入されそしてアンカーピン５４が心筋５６により軸方向移動を拘束された後に、組織表面に固定される。
【００６１】
あるいは、アンカーは、第一の心臓表面（心外膜６０または心内膜５８）を過ぎ、心筋５６を通り、そして第二の心臓表面（心内膜５８または心外膜６０）を過ぎて、そのアンカーピンが第二の心臓表面により拘束されるように、挿入され得る。図１２Ｄに示されるように、組織インターフェース１８は、下記に詳細に記載されるように、組織表面から間隔を空けてその支持構造体を置く；たとえそうであっても、組織インターフェース１８は、その支持構造体の位置決めおよび固定の間、そのアンカーの挿入を可能にしなければならない。
【００６２】
展開する間、アンカーピン５４は、送達チューブを用いて拘束され得るし、または組織表面（および、もし存在する場合は、組織インターフェース１８）を通ってアンカーが挿入される場合に、湾曲して直径が減少することが可能にされ得る。アンカーピン５４の外向きの偏りにより、アンカーピンは、一旦心筋内に位置決めされると放射状に延ばされ、そして組織表面から外にアンカーを引き出すのを妨げる。図１２Ａ〜Ｄに示されるアンカーは、所定の位置で支持構造体のリンクに結合した（例えば、スポット溶接、はんだ付け、接着剤結合、または他の適切な付着手段による）、別個の構成要素として製造され得る。あるいは、アンカーは、支持構造体におけるリンクから切断（例えば、レーザー切断、ＥＤＭ、化学エッチング、水ジェット切断、または他の適切なプロセスによる）され、所望のアンカーおよびアンカーピン形態に熱的に形成される。
【００６３】
図１３Ａ〜１３Ｃは、代替のアンカー５２の実施形態を示す。このアンカー５２は、アンカーピン５４でねじの形態を形作り、その結果、このアンカーは、回転されるにつれて組織表面６０または５８（および、存在する場合、組織インターフェース１８）を通して挿入される。このアンカー５２は、図１３Ａに示されるように、支持構造体２０のリンクに関して独立して回転可能である、分離した構成要素であり得る。従って、ねじヘッド６２は、このアンカーの近位端で形成され得、そして支持構造体２０のリンクに関してアンカーを回転するように使用され得る。あるいは、このアンカーピンは、支持構造体２０のリンクに対して一体化され得、そして組織表面６０または５８（および、存在する場合、組織インターフェース１８）を通した挿入のための送達管中でまっすぐにされる。この送達管は、アンカーピンの周りから取り出され、アンカーピンが、一旦心筋５６に配置されれば、その予め形成された形状に戻ることを可能にする。
【００６４】
これらの実施形態のアンカーピンは、代替の幾何学形態で形成されて、組織表面への支持構造体の展開および／または取り付けを容易にし得る。例えば、単一のアンカーピンが、フックとしてアンカーから延び得、このフックは、アンカーピンをある角度で動かすことによって組織表面を通して挿入され得、その結果、このフックの遠位端は、組織表面を通して貫通し、アンカーの停止を達成する。
【００６５】
前に記載されたアンカーはまた、高周波数（ＲＦ）エネルギーをそのアンカーに接触している組織に伝達し得る、電気外科的発生器に連結され得る。従って、アンカーに隣接した組織は、ＲＦエネルギーに対する曝露に応答して抵抗的に熱くなり、この組織はこのアンカーに凝固し、そしてこのアンカー（ゆえに、支持構造体）と組織表面との間の結合を増強する。
【００６６】
図１４Ａおよび１４Ｂに示されるように、孔６４は、支持構造体２０のリンクに組込まれ得、その結果、市販の縫合糸６６（あるいは、クリップまたはステープル）が、１つの孔６４を介して挿入され得、組織表面６０または５８を通り、部分的に心筋５６を介し、組織表面６０または５８を介して戻り、そして第２の孔６４と介して戻り得る。一旦配置されると、縫合糸６６は結ばれ、それによって、組織表面へ支持構造体のリンクを固定する。あるいは、縫合糸６６は、孔６４の１つのみを介して挿入され得るか、または縫合糸６６は、支持構造体リンクの幅の周りを通され得る（この場合、もはや孔は必要とされない）。
【００６７】
（組織インターフェース）
図１２Ｄ、１３Ｂ、および１４Ｂに示されるように、組織インターフェース１８は、構造支持体２０を心臓表面（６０または５８）から間隔を空けて置き、そして心臓表面に沿って移動する支持構造体の構成要素に起因する、心臓表面の侵食を阻害する。組織表面１８は、合成の移植片材料、採取された生物学的材料、または他のつるつるした構造であり得る。
【００６８】
あるいは、組織表面１８は、図１３Ｃに示されるように、心外膜６０または心内膜５８と支持構造体２０のリンクとの間の分離を維持するための、取り付け点２２にて支持構造体２０に組込まれたスペーサー９０であり得る。スペーサー９０は、好ましくは、アンカー５２または所望の取り付け点２２にて配置された、支持構造体中の熱的に予備形成された部分であり、その結果、支持構造体のリンクは、組織表面（６０または５８）から離れてバイアスがかかる。
【００６９】
支持構造体は、アンカーおよび／または取り付け点において組織表面（６０または５８）に対して移動せず；従って、支持構造体は、これらの位置にて組織表面と直接接触し得、支持構造体が密接して組織と接触している場所において、この支持構造体が内皮化または上皮化することを実現する。支持構造体の表面全体を通した心臓の動きを完全に反映する支持構造体に関して、支持構造体全体は、組織表面（６０または５８）と密接に接触して配置され得、上皮化または内皮化すること、および心臓と一体化するようになることが可能になる。
【００７０】
採取された生物学的材料は、好ましくは、心膜の一部であり、この心膜の一部は、切断され、心臓支持構造体に対応する大きさにされ、そして支持構造体と心外膜との間に配置される。粘膜下組織のような他の組織（例えば、小腸または他の身体器官から得られる組織）が、採取され、所望の幾何学形態に形成され、そして心臓インターフェースとして使用され得る。粘膜下組織の使用は、Ｇｅｄｄｅｓらによって、ＷＯ　９８／１９７１９に、表題「Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ　Ｇｒａｆｔ　Ｃｏｎｓｔｒｕｃｔｓ」（この全体が、本明細書中に参考として援用される）で記載されている。他の生物学的材料（例えば、コラーゲン）が、代替的に所望の幾何学形態に形成され得、心臓インターフェースとして使用され得る。
【００７１】
現在利用可能な合成材料よりも生物学的組織インターフェース材料を使用する主な利点は、接着、血流に曝される組織表面に対する血栓、または心臓支持構造体の機能に悪影響を与え得る他の組織応答の減少である。しかし、本発明の心臓支持構造体の実施形態は、全ての型の組織インターフェース材料（生物学的材料および合成材料）を利用する場合、同等に有効である。
【００７２】
合成組織インターフェース材料は、押出し、射出成形、織り込み、編組、またはポリマー（例えば、ＰＴＦＥ、膨張ＰＴＦＥ、ウレタン、ポリアミド、ポリイミド、ナイロン、シリコーン、ポリエチレン、ポリエステル、ＰＥＴ、これらの代表的な材料の複合材料、または他の適切な移植片材料）の浸漬によって、製造され得る。これらの材料は、上記の製造工程のうちの１つまたはこれらの組み合わせを用いて、シート、管状、または他の三次元幾何学形態に加工され得る。管状材料は、平らなプロフィールを形成するための少なくとも１つの側面を伴い得る。合成バイパス移植片は、パリレン、ヘパリン溶液、親水性溶液、血栓耐性材料（例えば、糖タンパク質ＩＩｂ／ＩＩＩａインヒビター）、抗増殖物質（例えば、パラマイシン）、または接着、（血流に曝された心臓インターフェースに対する）血栓を低減するか、もしくは心臓支持構造体の機能を潜在的に低減させる他の危険性を軽減するように設計された他の物質のような材料を用いて、コーティング、沈着または浸漬され得る。さらに、合成バイパス移植片は、バイパス移植片の内表面をさらに生物学的に不活性にする、内皮細胞または他の生体適合性材料を種とし得る。
【００７３】
（展開システム）
心外膜表面６０に対する上記の心臓支持構造体の外科的な配置および固定は、心臓を露出させるための胸部の空洞を介した比較的大きな切開を含む。外科的な介入により、正確な配置が可能となり、そして相対的な支持構造体の最適な固定を保証する。心臓を開く外科手術の間、心臓の心外膜表面への直接的なアクセスにより、その心臓への支持構造体の縫合または粘着性の結合が可能となり；その結果、上記の代替的な固着機構は、必ずしも必要ではなくなる。しかし、このような固着機構は、支持構造体を心臓表面に付着させる時間の短縮に利点を提供し得るか、または心臓の末端心拡張（または末端心収縮）の配向に対する支持構造体の拡大（または収縮）した配向を改善し得る。
【００７４】
本発明に考察される支持構造体の実施形態は、あまり侵襲性ではない（すなわち、最小限に侵襲性である）外科手術（胸部造瘻術または小規模の胸骨正中切開を含む）を直接的に受け易く、胸部の空洞を可視化するために心臓および内視鏡をアクセスさせる。
【００７５】
このような減少したアクセスの手術適用のための展開システムは、胸腔を通る開口部を作製する従来のポートアクセス技術を強化する。トロカールは、肋間隙を通して穿孔した後、胸腔中へのアクセスを得るために一般的に使用される。一旦、胸腔中へのポートが規定されると、壁側心膜が切断され、そして切開口が心臓の心外膜表面を露出するために拡張される。以前に記述したように、この心膜は、支持構造体と心臓の心外膜表面との間の組織インターフェースとして使用され得る。
【００７６】
この支持構造体は、比較的平坦な支持構造体についてはローリングにより、もしくは折りたたみ、伸展により、またはより３次元の支持構造体のためのその他の曲げ作用（ｂｅｎｄｉｎｇ）により減少した直径まで圧縮される。この圧縮された支持構造体は、支持構造体をポートを通過して供給するように設計された送達シースに位置付けられる。一旦胸腔の内側に入ると、この支持構造体は、送達シースから追い出され、この時点でこの支持構造体がその予備成形された静止形状に向かって拡張する。
【００７７】
この時点で、この支持構造体は、所望の心外膜位置に対して配置され、そして個々のアンカーが組織表面を通って位置付けられて、この支持構造体を各装着点において組織表面に固定する。以前に述べたように、以下を含む代替の固定様式が使用され得る：接着、吻合、熱凝固、移植可能クリップ、ステープル、または他の機構。
【００７８】
従来の鉗子、止血鉗子、およびクランプを使用して、アンカーを位置決めする。あるいは、送達管は、組織表面を通る挿入のための減少した直径までアンカーピンを圧縮し得る。このような場合、送達管は、その遠位端において丸みを付けられて組織表面を貫通し、そしてアンカーを挿入しかつアンカーピン（単数または複数）を心筋層中に位置付けるための導管を提供する。
【００７９】
個々のアンカーを各装着点に位置決めした場合、支持構造体は、拡張終期において心外膜表面に対して連続的に並べられ、そしてアンカーは、組織表面を通して挿入される。これにより、支持構造体が拡張された配向の心室に対して拡張された配向で位置決めされることを確実にし、心室の拡張特性および収縮特性に対する、支持構造体の拡張特性と収縮特性との間のより良い適合を提供する。支持構造体のアンカーを整列した場合、支持リンクは、圧力を加えられるかまたはその拡張した配向に予備成形されて、支持リンクが拡張終期の心臓に対してほぼ一列に並ぶことを確実にする必要があり得る。以前に述べたように、あるいは支持構造体は、収縮終期の間に心臓に装着され得；この場合、支持構造体は、その装着プロセスの間その収縮配向にまで圧力を加えられるかまたは予備成形される。あるいは、心臓は、支持構造体の切片を心外膜表面に固定する間一時的に停止され得る。
【００８０】
支持構造体を心外膜表面に対して位置決めする場合、この支持構造体を減少した直径まで圧縮するためにカテーテルが使用される。カテーテルは、静脈または動脈の脈管構造中に経皮的に挿入され得、そして所望の心室まで経路を定められる。左心室へのアクセスのために、カテーテルは、大腿動脈または上腕動脈を通り、大動脈に沿って、大動脈弁を通過して左心室に至る経路を定められる。あるいは、カテーテルは、大腿静脈または鎖骨下静脈を通過し、右心房に入り、心房中隔を（中隔横断技術の使用により）通過し、左心房に入り、僧帽弁輪を通過して左心室に至る。右心室へのアクセスのために、カテーテルは、大腿静脈または鎖骨下静脈を通過し、右心房に入り、三尖弁を通過して右心室に至る。
【００８１】
一旦所望の心室に入ると、カテーテルは、心室の尖に位置付けられる。この支持構造体はカテーテルを所望の心室に挿入する前に、この支持構造体を折りたたむか、伸展するか、または曲げることによりカテーテル内に押し込められる。支持構造体は、（拡張終期または収縮終期のいずれかにおいて）心外膜表面に密接に適合する三次元の幾何学的形状を形成する。支持構造体のアンカーは、心室の小柱に絡まるように意図されたフラップ、または一旦アンカーが心外膜表面を貫通すれば心筋層において束縛され得るアンカーピンを含み得る。プランジャー（第２の操縦可能なカテーテルの形態）を使用して、アンカーを適切な位置に移動させ得る。あるいは、送達カテーテルがプランジャーとして使用され得る。
【００８２】
使用される場合、展開システムのシースおよび拡張器は、押出し成形、射出成形もしくはスエージングされて所望の断面輪郭を有する管にされ得るポリエチレン、ポリカーボネート、熱可塑性樹脂（例えば、Ｖｉｃｔｒｅｘ　ＰＬＣ（Ｕｎｉｔｅｄ　Ｋｉｎｇｄｏｍ）製のＰＥＥＫ）、その他のポリマー、金属または金属合金から構築され得る。管状材料を所望の形状に熱成形するかまたはこのような形を射出成形鋳型に組み込むことにより、展開システムの構成要素にテーパおよび丸みが形成され得る。さらに、展開システムの構成要素は、低硬度（ｄｕｒｏｍｅｔｅｒ）の管状部材の短い切片をシースに加熱により接合するか、またはシース管状部材の厚さを先細にすることにより作製される、より軟質の遠位端を組み込み得る。
【００８３】
展開シースを通る血液の逆流を防ぐために、止血弁が使用され得る。この止血弁は、血液漏れを防ぐが、シースを通る支持構造体の挿入は可能である。
【００８４】
（電磁補助）
心臓全体または心室の特定の領域に沿って収縮を与えるために、本発明の心臓支持構造体の特性を利用する電磁補助デバイスを提供することは、本発明の範囲内である。これらのデバイスは、心臓支持構造体の全体にわたって磁場を戦略的に誘導してこの心臓支持構造体を拡張または収縮させる。次いでこれによりエネルギーが心室に伝達される。
【００８５】
この電磁補助デバイスは、心室の自然の収縮とは独立して機能し、等容性心室収縮、収縮期の駆出、等容性弛緩、および拡張期充填のタイミングを完全に制御し得る。あるいは、この電磁補助デバイスは、心臓の固有電気伝搬と同期され得、この電気伝搬は、洞房結節から房室結節に沿って心房を通りそして心室を通過する。このようにして、電磁補助デバイスは、心臓支持構造体を使用して人工的に作り出される場合に、隣接する心組織の固有電気伝搬に対して、心臓周期の各段階のタイミングをはかり、それにより心臓の自然な運動を保ち、かつ心拍数を変化させるための生物学的刺激に応答する。
【００８６】
図１５Ａは、支持構造体２０を含む心臓を示し、この支持構造体２０は、支持構造体のリンク全体にわたって戦略的に位置付けられた電磁コイル７２を組み込む。図１５Ａの実施形態は、図９Ａおよび９Ｂの実施形態と同一である。あるいは、支持構造体が電磁コイル７２を装着し得かつ支持構造体の収縮または拡張を与えるように設計された磁場を誘導するために使用され得るリンクを組み込むという条件で、以前に記載した支持構造体が使用され得る。
【００８７】
Ｄｅｎｋｅｒへの米国特許第６，０９９，４６０号（その全体が本明細書に参考として援用される）は、心臓の外表面および／または心臓の内部に位置付けられた電磁石により誘導される磁場に応じて、人工的に収縮させられる心臓を組み込む。この‘４６０号特許は、最適な収縮および拡張を提供する支持構造体を組み込まず、心室の反対側に位置付けられた電磁石の誘引力にのみ依存する。さらに、損傷したかまたは罹患した組織は、生存する組織とは異なって収縮し、従って損傷したかまたは罹患した組織の組織再造形を伝搬し続ける。さらに、‘４６０号特許は、心臓の拡張期充填の補助を教示せず、従って、心臓周期における１つの重要な相を考慮しない。
【００８８】
図１５Ｂに支持構造体の拡大図により示されるように、電磁コア７４は、支持構造体２０の水平リンク３８上に位置付けられる。電磁コイル７２は、電磁コア７４の周りに巻き付けられ、図１５Ａに示されるように、直接かまたは極性スイッチユニット７０を介してのいずれかで電磁源６８まで経路を定められる。電磁源に直接接続される電磁コイル７２のリード線は、正のリード線７６の信号ワイヤを介して正端子７６か、または負のリード線７８の信号ワイヤを介して負端子７８のいずれかに接続される。極性スイッチユニット７０に接続される電磁コイル７２のリード線は、リード線（Ａ）８０信号ワイヤを介してＯＵＴＡ端子８０にかまたはリード線（Ｂ）８２信号ワイヤを介してＯＵＴＢ８２端子のいずれかに接続される。極性スイッチユニット７０は、電磁源６８の正端子および負端子に接続される。極性スイッチユニットおよび電磁源はまた、共に接地され得る。極性スイッチユニット７０は、ＩＮ＋（正端子への経路を定められる）からＩＮ−（負端子への経路を定められる）へＯＵＴＡ接続を変化させ、また逆もあり得る。
【００８９】
同時に、極性スイッチユニット７０は、ＯＵＴＢ接続をＩＮ−からＩＮ＋に変化させ、その逆もあり得る。電磁コイル７２の正の接続および負の接続を切り替える際に、電磁コイルの周りに誘導された磁場は、それに従ってその極性を変更する。このように、特定の極性プロトコルに対する隣接するコイルの応答は、隣接する電磁石間の引力を選択的に生成して、それにより心臓支持構造体の収縮を引き起こすか、または隣接電磁石間の反発力を誘導して、それにより心臓支持構造体の拡張を引き起こすように、特定され得る。少なくとも１組の電磁コイル７２の極性を切り替える能力により、引力および反発力の両方を生成して、それにより完全な心臓周期を網羅することが可能となる。図１５Ａに示される実施形態は、１グループの電磁コイル７２の極性を一定に維持し、そして隣接する電磁コイル７２の極性を変化させて引力または反発力を付与する。
【００９０】
電磁源から電磁コイルに（直接的かまたは極性スイッチユニットを介して）伝達される各パルスの周期および振幅は、電磁補助デバイスにより心臓支持構造体２０に付与される引力または反発力の量および持続時間を決定する。心臓の表面全体にわたって増強された制御を提供し、かつ拡張および収縮における変動を可能にするという点において、支持構造体２０は、電磁補助デバイスにとって必要不可欠である。心臓の表面全体にわたって支持構造体２０の剛性プロファイルを変化させることは、隣接する磁石間の引力および反発力の程度を変化させることより敏感かつ効率的である。
【００９１】
図１６Ａは、別の電磁補助デバイス実施形態を組み込む心臓を示す。この実施形態は、損傷したかまたは罹患した組織の周囲にのみ装着される、異なる支持構造体２０の実施形態を有する。このように、電磁補助デバイスの応答は、心臓全体にわたる固有電気伝搬と同期されなければならない。図１６Ｂは、図１６Ａの心臓支持構造体の拡大図を示す。支持構造体２０は、水平リンク３８および垂直リンク３６を組み込み、これらは電磁コア７４および付随する電磁コイル７２と相互接続する。上記のように、電磁コイル７２のリード線（７６、７８、８０または８２）は、電磁源６８上の端子（正または負）かまたは極性スイッチユニット７０上の端子（ＯＵＴＡまたはＯＵＴＢ）に経路を定められ、これらの端子は、電磁源６８上の端子（正または負）に経路を定められる。
【００９２】
図１６Ａに示されるように、ペーシング（ｐａｃｉｎｇ）コントローラ９２は、電磁源６８の振幅コントロール９６および極性スイッチユニット７０のタイミングコントロール９４に接続される。電極９８および１００は、右心房および左心房にそれぞれ固定され、そして心房の信号をペーシングコントローラ９２へと伝達し、これにより心房エレクトログラムを得ることができる。電磁コイル７２からの心室信号は、電磁源６８および／または極性スイッチユニット７０を通ってペーシングコントローラ９２へと伝達され得、このコントローラ９２は心室エレクトログラムをフィルタリングし得る。ペーシングコントローラ９２は、電磁源の振幅および磁場極性の切換えを制御することにより心臓支持構造体２０の作動（ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ）を決定するために、心房エレクトログラムおよび心室エレクトログラムを利用する。このようにして、心臓支持構造体の収縮および拡張は、心臓の自然の運動と同期され得る。
【００９３】
（他の人工的補助）
図９Ａおよび９Ｂに示される、心臓支持構造体の実施形態は、図１５Ａに示される電磁補助デバイスに対する潜在的な支持構造体として記載される。この支持構造体の実施形態はまた、電磁誘導以外の人工的な外力が使用される場合に、デバイスの補助において使用され得る。幅（または長さ）の拡張（または収縮）と、対応する長さ（または幅）の拡張（または収縮）との間の、予め決定された応答は、この支持構造体を、第一の寸法を拡張および／または収縮させる人工的な外力に対して特に耐えられるようにし、そしてこの支持構造体が、第二の寸法への拡張力または収縮力を付与することに依存する。もちろん、上記第一の寸法および／または第二の寸法は、支持構造体全体にわたって変化し得る。直線的に作動される外力を使用して、この支持構造体の不連続な部分を、この支持構造体が残りの支持構造体にわたって拡張エネルギーまたは収縮エネルギーを伝達することに依存して、拡張または収縮させ得る。
【００９４】
１つのこのような人工的な外力は、骨格組織を支持構造体の部分に付着させ、そしてこの骨格組織を、ペーシング刺激に応答させて収縮および弛緩させることを包含する。この直線的な収縮および拡張は、この支持構造体全体にわたって伝達されて、所望の三次元の収縮応答および拡張応答を与える。
【００９５】
別の人工的な外力は、電流に応答して直線的な力を及ぼし得る、任意の型のモータを包含する。このモータは、移植可能なデバイスの内側に適合するよう小型化され得るべきであり、そして数年間続くバッテリ寿命のようなバッテリ出力で作動するべきである。
【００９６】
本発明が記載され、そして本発明の特定の実施例が記述された。これらの特定の実施例の使用は、本発明をいかなる様式でも制限することは意図されない。さらに、本開示の精神の範囲内であり、そして特許請求の範囲に見出される本発明と依然として均等である、本発明のバリエーションが存在する程度まで、これらの特許請求の範囲はこれらのバリエーションをも網羅することを、本出願人らは意図する。
【図面の簡単な説明】
【図１】
図１は、心臓の左心室の外側部分に沿って取り付けられた本発明の支持構造体を含む心臓の側面図である。
【図２】
図２は、心臓の左心室の外側部分に沿って取り付けられた本発明の別の支持構造体を含む心臓の側面図である。
【図３】
図３は、本発明の心臓支持構造体の平面図である。
【図４】
図４は、本発明の別の心臓支持構造体の平面図である。
【図５】
図５は、心臓の尖部から拡がる図４の支持構造体を含む心臓の側面図である。
【図６】
図６は、心臓の虚血領域または破損領域から拡がる図４の支持構造体を含む心臓の側面図である。
【図７】
図７は、本発明のなお別の心臓支持構造体の平面図である。
【図８】
図８は、心臓の虚血領域または破損領域から拡がる図７の支持構造体を含む心臓の側面図である。
【図９Ａ】
図９Ａは、その収縮された状態にある、本発明のさらに別の心臓支持構造体の平面図である。
【図９Ｂ】
図９Ｂは、その拡大された状態にある、図９Ａの心臓支持構造体の平面図である。
【図１０】
図１０は、図９Ｂの支持構造体を含む心臓の側面図である。
【図１１】
図１１は、左心室および右心室の内部表面に沿って本発明の支持構造体を含む心臓の側断面図である。
【図１２Ａ】
図１２Ａは、本発明の心臓支持構造体を組織に取り付けるために使用する、アンカーの斜視図である。
【図１２Ｂ】
図１２Ｂは、本発明の２つのさらなるアンカーの実施形態の上面図である。
【図１２Ｃ】
図１２Ｃは、本発明の２つのさらなるアンカーの実施形態の上面図である。
【図１２Ｄ】
図１２Ｄは、図１２Ａ〜１２Ｃのアンカーの実施形態を使用して組織表面に固定された、心臓支持構造体の側断面図である。
【図１３Ａ】
図１３Ａは、別のアンカーの実施形態の上面図である。
【図１３Ｂ】
図１３Ｂは、図１３Ａのアンカーの実施形態を使用して組織表面に固定された、心臓支持構造体の側断面図である。
【図１３Ｃ】
図１３Ｃは、代替のアンカーの実施形態を使用して組織表面に固定された、心臓支持構造体の側断面図である。
【図１４Ａ】
図１４Ａは、別のアンカーの実施形態の上面図である。
【図１４Ｂ】
図１４Ｂは、図１４Ａのアンカーの実施形態を使用して組織表面に固定された、心臓支持構造体の側断面図である。
【図１５Ａ】
図１５Ａは、心臓支持構造体を組み込んだ電磁誘導補助デバイスを含む、心臓の側面図である。
【図１５Ｂ】
図１５Ｂは、図１５Ａの心臓支持構造体の拡大図である。
【図１６Ａ】
図１６Ａは、心臓支持構造体を組み込み、そして心臓の電気伝播と同調化されている、電磁誘導補助デバイスを含む、心臓の側面図である。
【図１６Ｂ】
図１６Ｂは、図１６Ａの心臓支持構造体の拡大図である。
【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１０】
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【図１１】
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【図１２Ａ】
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【図１２Ｂ】
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【図１２Ｃ】
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【図１２Ｄ】
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【図１３Ａ】
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【図１３Ｂ】
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【図１３Ｃ】
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【図１４Ａ】
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【図１４Ｂ】
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【図１５Ａ】
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【図１５Ｂ】
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【図１６Ａ】
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【国際公開パンフレット】
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2004508089.tif 000079
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【国際調査報告】
2004508089.tif 000081
2004508089.tif 000082
2004508089.tif 000083