"左心室ポンプ作用を永久的に補助することによって患者の心臓の心臓内血液循環を強化するように構成された医療デバイスであって、冠状静脈洞CS、大心臓静脈GCV、前心室間静脈AIV、又はその側枝血管を含む心静脈血管のような、前記心臓の僧帽弁MVに近接した前記心臓の心臓血管内に移植されるように構成された少なくとも1つの第1のアンカーユニットと、前記第1のアンカーユニットと連絡するように構成され、前記心臓の拍動サイクルに応じて前記左心室ポンプ作用を補助する力を発生させるように作製された力発生ユニットとを備え、前記第1のアンカーユニットは、移植されると、前記心臓血管の補助された移動、したがって僧帽弁平面内での前記僧帽弁の補助された移動が前記心臓の心尖に至る方向と前記心尖から離れる方向との少なくとも一方の方向に与えられるように、前記力を受け取ることを特徴とするデバイス。前記第1のアンカーユニットが前記血管内に移植され、前記補助された移動は、実質的に前記心臓の前記左心室の長軸に沿って広がり、前記僧帽弁の前記補助された移動は、前記力によって心臓収縮期に前記僧帽弁平面内で前記心臓の心尖の方へ向かうように与えられ、及び/又は前記僧帽弁の前記補助された移動は、前記力によって心臓拡張期に前記僧帽弁平面内で前記心尖から離れるように与えられ、心臓収縮期と心臓拡張期との少なくとも一方の間の少なくとも一部で前記心臓の前記ポンプ作用を補助することを特徴とする、請求項1に記載のデバイス。前記補助された移動は、前記心臓の前記ポンプ作用を補助するように、心臓収縮期に前記心臓の前記心尖の方へ向かい心臓拡張期に前記心尖から離れるように往復運動する前記補助された移動において前記僧帽弁の自然移動を制御可能に補助するように与えられることを特徴とする、請求項2に記載のデバイス。前記移動は、心室内中隔に対する左心室側壁の内方及び外方への自然移動を補助する、左心室の長軸を横切る短軸に沿った前記僧帽弁の制御された移動を含むことを特徴とする、請求項1乃至3の何れか1項に記載のデバイス。前記力発生ユニットは、外部エネルギー源に動作可能に連結され、前記外部エネルギー源からエネルギーを受け取り、かつ前記補助された移動を前記心臓の自然拍動サイクルと共時的に制御可能に与えることを特徴とする、請求項1乃至5の何れか1項に記載のデバイス。前記第1のアンカーユニットは、前記アンカーユニットを前記心臓血管内に固定する拡張可能なステント構造を有することを特徴とする、請求項1乃至5の何れか1項に記載のデバイス。前記第1のアンカーユニットは、少なくとも1つの組織固定部材を有することを特徴とする、請求項1乃至6の何れか1項に記載のデバイス。前記力発生ユニットは、前記力を機械的な力として供給する作動ユニットであり、前記第1のアンカーユニットと前記作動ユニットは、前記力を伝達し前記移動を与える連結ユニットを介して連絡していることを特徴とする、請求項1乃至7の何れか1項に記載のデバイス。前記心臓血管内に移植されるように構成された少なくとも1つの第2のアンカーユニットを有し、前記第2のアンカーユニットは、移植されるときに、前記第1のアンカーユニットよりも前記CSの入口部の近くに配置されることを特徴とする、請求項1乃至8の何れか1項に記載のデバイス。前記少なくとも1つの第2のアンカーユニット72は、組み込まれた電気モータを有し、前記力発生ユニットが前記モータであり、前記デバイスは、前記連絡が可能なように前記モータと前記第1のアンカーとの間に連結ユニット54を有し、前記力は前記モータにより供給されることを特徴とする、請求項9に記載のデバイス。前記少なくとも1つの第2のアンカーユニットは、連結ユニットを前記第1のアンカーから前記第2のアンカーを通して作動ユニットまで案内する案内ユニットを有することを特徴とする、請求項9に記載のデバイス。前記第1のアンカーユニットは、移植されるときに、前記GCV又はその延長部内に位置させられ、前記第2のアンカーユニットは、移植されるときに前記CS内に位置させられ、前記デバイスは、前記第1のアンカーユニットと前記第2のアンカーユニットをループ状にかつ機械的に連絡するように連結する細長い伸長ユニットを有し、前記伸長ユニットは、近位において前記第2のアンカーを越えて、前記心臓の拍動サイクルと同期して前記伸長ユニットを回転させるように構成された機械的アクチュエータユニットまで延び、前記デバイスは、前記ループ状の伸長ユニットが左心房の方へたわみ、前記CS及びGCV並びにそれによって前記MVが前記左心房の方へ移動する、第1の方向への前記伸長ユニットの回転時の心臓拡張期動作位置と、前記ループ状伸長ユニットがLV心尖の方へたわみ、前記CS及びGCV並びにそれによって前記MVが前記LV心尖の方へ移動する、前記第1の方向とは逆の第2の方向への前記伸長ユニットの回転時の第2の動作位置と、を含む、前記伸長ユニットの回転時の様々な動作位置を有することを特徴とする、請求項9に記載のデバイス。前記力発生ユニットは、前記力を磁気的に誘導される力として供給する磁気ユニットであって、前記第1のアンカーユニットは磁気を有し、前記第1のアンカーユニットと作動ユニットは磁気的に連絡しており、前記力を伝達しかつ前記移動を与えることを特徴とする、請求項1乃至6の何れか1項に記載のデバイス。前記第1のアンカーユニット及び前記力発生ユニットの少なくとも一方は電磁石であり、前記電磁石の少なくとも一方は、前記心臓の拍動サイクルと共時的に極性を変化させるように構成されることを特徴とする、請求項13に記載のデバイス。前記力発生ユニットは、前記心臓内、前記心臓の左心室壁上の静脈系の側枝内部、前記心臓の前記左心室、右心室、右心房、若しくは左心房内、又は前記心臓の左心室外壁上に位置し、あるいは作動ユニットは、心膜、横隔膜、脊椎、若しくは胸郭の近く、胸膜内、又は皮下のような、前記心臓から離れた位置に配置されることを特徴とする、請求項1乃至14の何れか1項に記載のデバイス。前記少なくとも1つの第1のアンカーユニットは、前記心臓の前記冠状静脈洞CS内と前記大心臓静脈GCV内との少なくとも一方若しくはその側枝血管内に位置し、及び/又は前記デバイスは、前記冠状静脈洞CS、前記大心臓静脈GCV、若しくはその側枝血管内に位置する第2のアンカーユニットを含むことを特徴とする、請求項1乃至15の何れか1項に記載のデバイス。遠隔エネルギー源84と、制御ユニット88と、前記心臓の拍動サイクル活動に関する生理学的パラメータを測定しセンサ信号を生成するセンサとをさらに備え、前記センサ信号は、前記遠隔エネルギー源84からのエネルギーによって前記センサ信号に基づいて前記移動を与えるように前記力発生ユニットを制御する前記制御ユニット88に供給されることを特徴とする、請求項1乃至16の何れか1項に記載のデバイス。前記遠隔エネルギー源84は、回転運動又は直線運動が発生される機構部90と、前記機構部から延びる伸長ユニット54とを有し、前記機構部が前記力発生ユニットであり、前記運動は、前記機構部の動作時に、前記伸長ユニット54を介した前記僧帽弁平面の前記移動のために前記第1のアンカーユニットに伝達されることを特徴とする、請求項17に記載のデバイス。前記遠隔エネルギー源84は、a前記僧帽弁に対して固定された1つ又は複数の電磁アンカーユニット、又はb前記心臓に若しくは前記心臓内に配置された少なくとも1つの力発生ユニット、に電気エネルギーを供給して、前記僧帽弁平面の前記移動を実現するように前記制御ユニットによって制御されることを特徴とする、請求項17に記載のデバイス。前記デバイスは非動力デバイスであり、前記力発生ユニットは弾性ユニットであり、前記第1のアンカーユニットは、前記CS及びGCV又はその側枝血管内に配置された遠位アンカーユニット73及び近位アンカーユニット75を含み、前記弾性ユニットは、前記遠位アンカーユニットと前記近位アンカーユニットを連結するループ55であり、前記弾性ユニットは、上方MV平面位置又は下方MV平面位置の一方に、それぞれ下方MV平面位置又は上方MV平面位置の他方に対するばね荷重によって確立される弛緩位置を有し、前記LVの心筋力によって前記ループが前記ばね荷重位置に送られ、かつ前記弾性ユニットは、前記弛緩位置の方へ向かう逆方向における前記LVの前記心筋力を補助することを特徴とする、請求項1に記載のデバイス。前記弾性ユニットは、前記下方MV平面位置に対するばね荷重によって確立される前記上方MV平面位置に弛緩位置を有し、前記LVの前記心筋力によって前記ループが前記下方位置に送られ、かつ前記弾性ユニットは、開いた前記MVを血流に対抗してさらにLAの方向に押し上げることによって前記LVの心臓拡張期充填を補助することによって心臓拡張期に補助するか、あるいは前記弾性ユニットは、前記上方MV平面位置に対するばね荷重によって確立される前記下方MV平面位置に弛緩位置を有し、前記LVの心弛緩力によって前記ループが前記上方位置に送られ、かつ前記弾性ユニットは、閉じた前記MVをLV心尖の方へ押し下げることによって前記LVの心臓収縮期収縮を補助することによって心臓収縮期に補助することを特徴とする、請求項20に記載のデバイス。再吸収可能な材料が少なくとも部分的に再吸収されたときに前記ばね荷重作用が最初に開始され、それによって、前記デバイスが移植された際に作動が遅延されるように、前記弾性ユニットは、PLLA、ポリビニル、又はポリラクチドのような組み込まれた生体再吸収可能な材料によってロックされていることを特徴とする、請求項20又は21に記載のデバイス。前記デバイスは双安定であり、MV平面の心臓拡張期上方位置及び心臓収縮期下方位置が前記デバイスの平衡状態として与えられることを特徴とする、請求項1乃至22の何れか1項に記載のデバイス。前記デバイスは、前記力発生ユニットを制御して前記補助された移動の設定されたシーケンスを与える制御ユニット88を備えることを特徴とする、請求項1乃至23の何れか1項に記載のデバイス。前記制御ユニットは、前記設定されたシーケンスにおける前記補助された移動の頻度と速度と停止時間持続時間とのうちの少なくとも1つを設定するように構成されることを特徴とする、請求項24に記載のデバイス。心臓の左心室ポンプ機能を永久的に強化又は増強するためのキットであって、請求項1乃至25の何れか1項に記載の移植可能な心臓補助デバイスと、前記補助デバイスを患者に挿入するのに適しており、ガイドワイヤ、案内カテーテル、及び導入カテーテルを含む導入システムとを備えることを特徴とするキット。左心室ポンプ作用を補助することによって患者の心臓の心臓内血液循環を強化するように構成された医療デバイスを導入する医療処置であって、請求項1乃至19の何れか1項に記載の前記医療デバイスとエネルギー源84とを含む医療システムを用意し、前記医療システムを侵襲を最低限に抑えて前記患者に導入することを含むことを特徴とする方法。前記医療デバイスを侵襲を最低限に抑えて前記患者に導入する、請求項26に記載の前記キットのような導入システムを用意することと、前記導入システムによって前記医療システムの前記力発生ユニットを侵襲を最小限に抑えて前記患者に導入し、前記エネルギー源84を導入し、前記エネルギー源と前記力発生ユニットを連結することとを含むことを特徴とする、請求項27に記載の方法。前記導入システムは、弁を有するイントロデューサカテーテル120と、案内カテーテル122と、ガイドワイヤ124とを含み、前記方法は、前記イントロデューサカテーテル120を穿刺位置の所で前記患者の血管系に導入することと、前記ガイドワイヤ124を前記イントロデューサカテーテルを介して前記血管系に挿入し、前記血管系及び前記心臓を通して所望の位置まで進め、前記案内カテーテルを前記ガイドワイヤの上方に挿入し、前記ガイドワイヤを引き出し、前記案内カテーテルを通して、第1のアンカーユニットを僧帽弁から離れた位置に送り、第2のアンカーユニットを冠状静脈洞又は大心臓静脈内の前記僧帽弁の位置に送ることとを含むことを特徴とする、請求項27に記載の方法。左心室ポンプ作用を補助することによって患者の心臓の心臓内血液循環を永久的に強化する方法であって、力発生ユニットによって前記心臓の拍動サイクルに応じて力を発生させ、前記心臓の左心室の僧帽弁に近接しかつ前記僧帽弁に組織連結するように心臓血管内に配置されたインプラントに前記力を加えて、前記心臓の心尖に至る方向及び/又は前記心尖から離れる方向への記心臓血管の補助された移動、したがって僧帽弁平面内での前記僧帽弁の補助された移動を可能にすることを含むことを特徴とする方法。前記補助された移動は、前記力によって前記僧帽弁を僧帽弁平面内で実質的に前記心臓の左心室の長軸に沿って制御可能に移動させることを特徴とする、請求項30に記載の方法。前記制御可能に移動させることは、心臓収縮期に前記心臓の心尖の方へ向かい心臓拡張期に前記心尖から離れるように往復運動するように前記僧帽弁を心臓内で移動させて前記心臓の前記ポンプ作用を補助することを含むことを特徴とする、請求項29に記載の方法。前記心臓の拍動サイクルに応じて前記力を発生させることは、心電図、血圧波、血流、又は前記心臓の音響信号を測定することなどによって前記心臓の自然作用を検出し、前記僧帽弁を前記心臓の拍動サイクルと共時的に変位させるエネルギーを供給し、それによって、心臓の拍動サイクル中の僧帽弁の上方及び下方への自然移動を強化することを含むことを特徴とする、請求項30乃至32の何れか1項に記載の方法。請求項1乃至19の何れか1項に記載の移植可能な心臓補助デバイスの第1のアンカーユニットを前記冠状静脈洞及び/又は隣接する静脈及び隣接する組織に挿入し、前記力発生ユニットを前記アンカーユニットから離れた位置に配置し、それによって、前記僧帽弁の前記往復運動を、左心房から前記心臓の前記左心室心尖の方へ延びる長軸に沿って行わせることを含むことを特徴とする、請求項30乃至33の何れか1項に記載の方法。前記インプラントは、僧帽弁輪に隣接する前記心臓の冠状静脈洞内に配置されるように寸法が定められ、拡張可能な遠位アンカーユニットと、拡張可能な近位アンカーユニットと、前記近位アンカーユニットから前記遠位アンカーユニットまで延びる連結ユニットと、移植後に前記連結ユニットの長さを制御可能に変化させるように構成された作動ユニットとを含み、前記方法は、前記デバイスを少なくとも部分的に前記冠状静脈洞に挿入することと、前記拡張可能な遠位アンカーを拡張して前記冠状静脈洞内に固定させることと、前記拡張可能な近位アンカーを拡張して前記冠状静脈洞内又は前記冠状静脈洞の外側に固定させることと、前記拡張可能な近位アンカー及び前記拡張可能な遠位アンカーを拡張して固定させた後、前記作動ユニットを作動させ、前記連結ユニットの前記長さを変化させて、前記長軸を横切る前記左心室の短軸に沿った前記僧帽弁の制御された移動を実現し、心室間中隔に対する左心室側壁の内方及び外方への自然移動を補助することとを含むことを特徴とする、請求項30乃至33の何れか1項に記載の方法。前記長さの変化は、単一の拍動サイクル中に生じさせられることを特徴とする、請求項35に記載の方法。コンピュータによる処理のためのコンピュータプログラムが実装されたコンピュータ可読媒体であって、前記コンピュータプログラムは、医療デバイスを制御し、左心室ポンプ作用を補助することによって患者の心臓の心臓内血液循環を永久的に強化するためのコードセグメントを備え、前記心臓の心尖に至る方向と前記心尖から離れる方向との少なくとも一方への心臓血管の補助された移動、したがって僧帽弁平面内での前記僧帽弁の補助された移動のために、心臓血管内で前記心臓の僧帽弁に近接しかつ前記僧帽弁に組織連結したインプラントに前記力を加えるために、力発生ユニットを制御して前記心臓の拍動サイクルに応じて力を発生させるためにコードセグメントが与えられることを特徴とするコンピュータ可読媒体。次に、本発明の特別の実施形態について、添付の図面を参照して説明する。しかし、本発明は、多数の異なる形態で実施され、本明細書に記載された実施形態に限定されるものと解釈すべきではなく、むしろ、これらの実施形態は、本開示が完全なものになり、本発明の範囲を当業者に完全に伝えるように記述されている。添付の図面に示されている各実施形態の詳細な説明において使用されている用語は本発明を限定するものではない。図面では、同じ番号は同じ部材を示す。本発明の各実施形態は、左心室ポンプ作用についての新しい発見、及び冠状静脈洞CSと大心臓静脈GCVと僧帽弁MVとの密接な関係を利用する。各実施形態は、外部動力によって、CS及びGCVを心臓の拍動サイクルと共時的に左心室LVの長軸に沿って心尖の方へ移動させ、それによってMVを同様に移動させることができる。本明細書において説明する永久的なインプラントは、残存する左心室ポンプ機能を引き継ぐこともそれに代わることもなく、左心室の長軸に対する僧帽弁平面の上方移動及び下方移動を改善することによってポンプ機能を増強する。次に、各図を参照すると、図1a、図1b、図2a、及び図2bは、少なくともいくつかが本発明の各実施形態に関連する心臓1の各構造を示している。2は上大静脈SVCであり、4は右心房RAであり、6はCS入口部であり、8はCSの第1の部分である。CSの残りの部分は心臓の後方に位置しており、たとえば図1bに示されている。10は下大静脈IVCであり、12は、MV輪18のレベルでの大心臓静脈GCVである。14は左心房腔LAであり、16はLA壁であり、18は僧帽弁輪であり、19は僧帽弁全体であり、20は僧帽弁の前弁尖であり、21は僧帽弁の後弁尖である。22はLV筋肉壁であり、24は乳頭筋であり、26は左心室の心尖である。28は大動脈弁であり、30は上行大動脈であり、32は心室間筋性中隔であり、34は左心室腔であり、36は右心室腔である。38は右心室筋肉壁であり、40は三尖弁である。図1b及び図2aは、静脈系を示す心臓の概略図であり、参照符号42は前心室間静脈であり、44は側壁静脈、すなわちLVの外壁内の側枝であり、46は後下行静脈である。これらの側枝静脈は、左辺縁静脈、左心室の後静脈、又は中央心臓静脈と呼ばれることも多い。しかし、これらの静脈は、本明細書における名称にかかわらずCS又はGCVの側枝である。図2bには、静脈系、及び僧帽弁平面48に対してほぼ垂直であるLV長軸49に対する僧帽弁平面48が示されている。図3は、通常の心拍サイクル中のLV心尖26、GCV12及びCS、MV前弁尖20及びMV後弁尖21、MV輪18、大動脈弁28、LA壁16、並びにLA腔14に対する僧帽弁平面48の心臓収縮期の移動の概略図である。大きな矢印xは血流の方向を示し、小さな矢印yは、心臓収縮期終了位置に達する下方位置までのMV平面48、GCV、及びCSの移動方向を示している。心臓の拍動サイクルにおけるa心臓収縮期の直前の時点、b心臓収縮期中の時点、及びc心臓収縮期の終了時点が図3に示されている。図4を参照すると、通常の心拍中のLV心尖26、GCV12及びCS、MV前弁尖20及びMV後弁尖21、MV輪18、大動脈弁28、LA壁16、並びにLA腔14に対する僧帽弁平面48の心臓拡張期の移動の概略図が示されている。大きな矢印xは血流の方向を示し、小さな矢印yは、心臓拡張期終了位置に達する上方位置までのMV平面48、GCV、及びCSの移動方向を示している。心臓の拍動サイクルにおけるa心臓拡張早期の時点、b心臓拡張末期の時点、及びc心臓拡張期の終了時点が図4に示されており、心臓拡張期の終了時には僧帽弁が閉じ、後に続く心臓収縮期における次の下方移動の準備を整える。図5は、心臓1に挿入されたときの心臓補助用の医療デバイスの実施形態の概略図である。本デバイスとしてのいくつかの実施形態は2つのアンカーユニットを有する。第1のアンカーユニット50は、CS8及び/又はGCV12内に配置されている。第2のアンカーユニット52は、第1のアンカーユニットから離れた位置に配置されている。第2のアンカーユニット52はたとえば、LV壁22上の静脈系の側枝内部に配置されている。2つのアンカー50、52は互いに連絡している。2つのアンカーはたとえば、図示のように、2つのアンカーを互いに対して移動させることができる引張り押出しユニット54によって連結されている。図5は、図3と同様に、増強又は補助された心拍中のLV心尖26、GCV12及びCS、MV前弁尖20及びMV後弁尖21、MV輪18、大動脈弁28、LA壁16、並びにLA腔14に対する僧帽弁平面48の心臓収縮期の移動を示している。引張り押出しユニット54は、遠隔動力ユニット又は外部動力ユニットのような動力ユニット図示せずから動力を供給され、2つのアンカーを互いに接近させ、それによって、僧帽弁19の下方移動の力及び範囲を増強する。左心室ポンプ作用が補助される。大きな矢印xは血流の方向を示し、小さな矢印yは、MV平面、GCV、及びCSの移動方向を示している。心臓の拍動サイクルにおけるa心臓収縮期の直前の時点、b心臓収縮期中の時点、及びc心臓収縮期の終了時点が図5に示されている。図6は、心臓1に挿入されたときの本発明の実施形態の概略図である。2つのアンカーのうちの50はCS8又はGCV12内に配置され、他方の52は、LV壁22上の静脈系の側枝内部に配置されている。2つのアンカーは、この2つのアンカーを互いに対して移動させることのできる引張り押出しユニット54によって連結されている。図6は、図4と同様に、増強された心拍中のLV心尖26、GCV12及びCS、MV前弁尖20及びMV後弁尖21、MV輪18、大動脈弁28、LA壁16、並びにLA腔14に対する僧帽弁平面48の心臓拡張期の移動を示しており、引張り押出しユニット54は、遠隔動力ユニット又は外部動力ユニット84図示せずから動力を供給され、2つのアンカーを互いに引き離す。各アンカーは、アンカーが固定anchorされている組織に固定fixされているため、組織構造は、一方又は両方のアンカーユニットと一緒に移動する。一方又は両方のアンカーユニットはそれによって、LAの方へ向かう僧帽弁19の上方移動の力及び範囲を増強する。それによって、デバイスは、次の心拍の前にLVの心臓拡張期充填を強化する。したがって、心臓拡張期中でも、心臓補助が実現される。大きな矢印xは血流の方向を示し、小さな矢印yは、MV平面48、GCV、及びCSの移動方向を示している。心臓の拍動サイクルにおけるa心臓拡張早期の時点、b心臓拡張末期の時点、及びc心臓拡張期の終了時点が図6に示されており、心臓拡張期の終了時には僧帽弁が閉じ、次の下方移動の準備を整える。線形アクチュエータ及びコンピュータを使用して本発明の試作品を作製した。コンピュータによって、心電図と共時的な動作が可能になった。試作品を動物実験において試験した。60キログラムのブタの胸部を肋骨間において切開した。線形アクチュエータのロッドを心臓の外側から僧帽弁輪に取り付けた。薬剤によって心不全を抑制した。デバイスを作動させた後、動脈血圧の上昇及び心拍出量の増大が見られた。図7は、心臓1に挿入されたときの本発明の別の実施形態の概略図である。このデバイスは2つのアンカーユニットを有する。第1のアンカーユニット56は、CS8及び/又はGCV12内に配置されている。第2の遠隔アンカーユニット58は、LV壁22上の静脈系の側枝内部に配置されるか又はLV外壁に取り付けられている。この場合、2つのアンカーは磁石である。2つのアンカーは電磁石の形で設けられることが好ましいが、一方又は他方の磁気アンカーユニットは従来の永久磁石であってもよい。各電磁石は、心臓の拍動サイクルに同期して極性を変化させ、互いの方へ引く構成と互いに押し離す構成とに切り替わるように構成されている。これらの磁気アンカーユニットの間に物理的な連結ユニットは存在しない。アンカーユニットは磁気的に連結しているに過ぎない。各アンカーユニットは、異なる極性を有するときには、2つのアンカーを互いに接近させ、それに対して、極性が等しいときには、2つのアンカーを互いに離れるように移動させる。図7は、図3と同様に、増強された心拍中のLV心尖26、GCV12及びCS、MV前弁尖20及びMV後弁尖21、MV輪18、大動脈弁28、LA壁16、並びにLA腔14に対する僧帽弁平面48の心臓収縮期の移動を示している。磁気アンカー56と磁気アンカー58が互いに引き付け合い、磁力によって2つのアンカーが互いに接近し、それによって僧帽弁19の下方移動の力及び範囲を増強する。大きな矢印は血流の方向を示し、小さな矢印は、MV平面、GCV、及びCS、並びに磁石56の移動方向を示している。心臓の拍動サイクルにおけるa心臓収縮期の直前の時点、b心臓収縮期中の時点、及びc心臓収縮期の終了時点が図7に示されている。図8は、心臓拡張期における図7と同じ実施形態の概略図である。第1のアンカーユニット56は、CS8及び/又はGCV12内に配置されている。第2のアンカーユニット58は、第1のアンカーユニット56から離れた位置に配置されている。この場合、第2のアンカーユニットは、LV壁22上の静脈系の側枝内部に配置されている。この代わりに又はこれに加えて、第2のアンカーユニットは、LV外壁に取り付けられてもよい。2つのアンカーは磁石であり、好ましくは電磁石であるが、一方又は他方のアンカーは従来の永久磁石であってもよい。各電磁石は、心臓の拍動サイクルに同期して極性を変化させ、互いの方へ引く構成と互いに押し離す構成とに切り替わるように構成されている。物理的な連結ユニットは存在しない。各アンカーユニットは、異なる極性を有するときには、2つのアンカーを互いに接近させ、それに対して、極性が等しいときには、2つのアンカーを互いに離れるように移動させる。図8は、図4と同様に、増強された心拍中のLV心尖26、GCV12及びCS、MV前弁尖20及びMV後弁尖21、MV輪18、大動脈弁28、LA壁16、並びにLA腔14に対する僧帽弁平面48の心臓拡張期の移動を示している。この場合、磁気アンカー56と磁気アンカー58は極性が等しくどちらも負又はどちらも正、互いを押し離し、したがって、2つのアンカーは磁力によって互いに引き離され、それによって、僧帽弁19の上方移動の力及び範囲を増強する。大きな矢印は血流の方向を示し、小さな矢印は、MV平面及び磁石56、GCV、並びにCSの方向を示している。心臓の拍動サイクルにおけるa心臓拡張早期の時点、b心臓拡張末期の時点、及びc心臓拡張期の終了時点が図8に示されている。図9には、第2の磁気アクチュエータユニット58の交互に入れ替わる位置が示されている。第2のアンカーユニット58は、電磁石であっても従来の永久磁石であってもよい。第2のアンカー60は、電磁石であっても従来の永久磁石であってもよい。第2のアンカー60が永久磁石であるとき、第1の磁気アンカー56は、選択的に活性化可能な磁気極性を有する電磁石である。第2のアンカー60は、心臓内の様々な位置に配置されてよい。しかし、ある実施形態では心臓の外側の位置も可能である。位置61は、第2のアンカー60が心臓に取り付けられず、また心臓の内側にも取り付けられない場合の位置を示している。そのような1つの位置は心膜内である。別の位置は胸膜内又は皮下である。考えられる取付け部位には、心膜又は横隔膜が含まれる。脊椎又は胸郭肋骨及び胸骨も第2のアンカー60を取り付けるのに適した部位である。位置62、64、66、68は、心臓に対する第2の磁気アンカー60の位置を示している。位置62は左心室内に配置され、位置64は右心室内に配置されている。位置66はRA内、好ましくはRAとLAとの間のいわゆる心房中隔内に配置されている。適切な1つの位置は、LAへの開口部が存在することが多い心房中隔の卵円形孔内である。この実施形態では、第2のアンカーユニットは、中隔オクルーダーの形を有してもよく、中隔の漏れを妨げるとともに、心臓機能を補助するのを可能にする。位置68は、LA内の位置を示しており、この場合も適切な取付け部位は心房中隔であり、LA内の別の適切な位置はLA耳LAA、図示せずである。この実施形態では、第2のアンカーユニットは、LAAオクルーダーの形を有してもよく、LAAを閉塞させるとともに、心臓機能を補助するのを可能にする。これらは例に過ぎず、当業者には、本発明の目的に同様に満たす複数の変形例が考えられよう。図10aには、CSアンカー及び/又はGCVアンカーに組み込まれたミニモータ70によって支持力又は補助力が達成される別の実施形態が示されている。MEMSmicro-elecro-magnetical-systems技術を利用してそのようなモータを組み立ててもよい。1つ又は複数の第2のアンカーユニット72が1つ又は複数の側枝44内に配置され、それぞれの側枝に連結ユニット54が取り付けられている。各実施形態における永久磁石は従来の鉄磁石であってもよい。あるいは、心臓補助システムが磁気要素を備えるときに、ネオジム希土類磁石のようなスーパーマグネットを使用して効率の向上及び/又は心臓補助システムの各ユニットの小型化を図ってもよい。アンカーユニットはたとえば、ステントの形で設けられてもよい。ステントは、血管内のアンカーとして働く。そのようなステントは、たとえば、超弾性ニチノールのような形状記憶金属などの形状記憶材料で作られた、自己拡張型ステントであってもよい。その場合、ミニモータ70がステント構造に組み込まれてもよい図示せず。ステントは、バルーンによって拡張する必要のある材料で作られるか又はバルーンによって拡張する必要のある構造を有するステントであってもよく、たとえばステンレススチール又は本発明の目的に適した別の金属で作られたステントであってもよい。この代わりに又はこれに加えて、アンカーユニットは、組織に埋め込まれ、同様の材料で作られるフックを備え、これらは例に過ぎず、当業者には、この説明を読んだときに本発明の目的を同様に満たす複数の変形例が考えられよう。こうして、モータ70は血管構造に取り付けられる。このことは、ステント技術及び/又はフックによって実現されてよく、当業者には複数の解決策が見出されよう。しかし、すべてのこれらの解決手段に共通する点として、経皮的に血管、好ましくは静脈を穿刺することによりカテーテルによる技術によって実施される。図10bに示されているように、複数組のモータ70、アンカー72、及び連結ユニット54を同時に移植し、1つ又は複数のエネルギー源84図示せずに連結してもよい。ミニモータ用の電力は、絶縁ケーブル74によって遠隔エネルギー源84から供給される。図11a及び図11bに示されているさらに別の実施形態では、エネルギーが遠隔エネルギー源84からMV平面48の移動に機械的に伝達される。この機械的な力は、ワイヤ又は細長い可撓性のロッドのような伸長される連結ユニット54を通して供給される。この力による運動は、たとえば遠隔エネルギー源の所の機械的アクチュエータからCSアンカー又はGCVアンカー76を通してアンカーユニット72まで伝達される。アンカーユニット76は、この機械的動作をアンカー76から静脈系の使用される側枝44内に伝達するために連結ユニット54用の案内ユニット80を有してもよい。アンカー76及びエネルギー源84内に案内シース78を固定してもよく、それによって、たとえばエネルギー源の所の機械的アクチュエータによって連結ユニット54を案内シース78に対して引き込むとアンカー72とアンカー76との間の距離が短くなる。これに対して、連結ユニットを遠隔エネルギー源内部で押すと、2つのアンカー72及び76間の距離が長くなる。案内ユニットは、長手方向又は回転運動、下記参照をユニット54の垂直方向への移動に変換する機械的ユニットであってもよい。こうして、MV平面48の上方及び下方への往復心臓補助移動が実現される。図11bを参照すると、CSアンカー又はGCVアンカー82が側枝44内の複数のアンカー向けに設計されていることを除いて図11aを参照して説明した種類の実施形態が示されている。このように、有利なことに心臓補助デバイスの効率を向上させることができる。補助力を幾何学的に分散させることができ、このことは、デバイスを長期的に使用するうえで心臓構造に有利である。図12a及び図12bは、電磁石がアンカーとして使用される図7、図8、及び図9において説明する構成の例を示している。当業者には、本出願を読んだときに電磁石と従来の永久磁石との様々な組合せが明らかになるので、それらの組合せについての別個の図での説明を省略する。第1のアンカーは、図12aではCS又はGCVからの側枝44内に配置され、図12bでは前心室間静脈AIV内に配置されている。新規の発明のさらに別の実施形態が図13、図14、図15、及び図16に示されている。伸長54を引っ張り及び押し出す代わりに、伸長ユニット54が回転することによって機械的な力が伝達される。この場合、このデバイスの遠位アンカー73は側枝内に配置されていない。その代わり、遠位アンカー73は、遠位GCV12又はその延長部、すなわち前心室間静脈42内に配置されている。この実施形態は、CS及びGCVの3次元形状が心臓の後方から心臓の左回りに心臓の前面に至るループに相当する形状であることを利用する。このループは実質的に僧帽弁平面48内に位置している。たとえば図2bを参照されたい。伸長ユニット54は、細長いループ状のユニットであり、遠位において遠位アンカーユニット73の所に終端を有し、そこで遠位アンカーユニット73に取り付けられている。たとえば図15a~図15cを参照されたい。したがって、ループ状の伸長ユニット54は、LV心尖26に至る方向及び/又はLV心尖26から離れる方向にCS及び/又はGCVを移動させるように適切に作動させることができる。MVは心臓組織によってCS及びGCVに連結されているので、伸長ユニット54の運動がMV平面48に伝達される。図13には、ここでは参照符号55によって示されているCS及びGCVの内部に配置される伸長部54の部分が示されている。このデバイスは、図13a~図13cに示されているようにそれぞれの異なる動作位置を有する。図13aに示されている中立位置では、図13aの角度からは直線に見えるループが垂直に示される。図15aの図も比較されたい。心臓の前部に遠位アンカーユニット73が配置されている。最も好ましい遠位アンカーユニット73はステント設計によって作られる。GCV内の遠位アンカーユニット73の近位に、又は好ましくはCS内の、入口部6図1のできるだけ近くに第2のアンカー75が配置されている。第2のアンカーはステント設計によって作られることが好ましい。追加のアンカー77が、遠位端部アンカー73と近位端部アンカー75との間の任意の場所にサポートとして配置されてもよい。たとえば図14を参照されたい。追加のアンカーはステント設計によって作られることが好ましい。伸長ユニット54は、伸長ユニット54を心臓の拍動サイクルに同期させて制御可能に回転させる機械的アクチュエータに近位において連結されている。この実施形態では、伸長ユニット54は近位において遠隔エネルギー源84に連結されている。しかし、他の実施形態では、細長い伸長ユニット54の回転運動を実現する機械的アクチュエータの他の構成及び位置を使用してもよい。機械的アクチュエータはたとえば心臓内に配置されてもよい。図13の位置bに示されているように伸長ユニット54が機械的アクチュエータ、ここでは遠隔エネルギー源84端部から見て時計周りに回転する間、ループ55はLA14の方へたわみ、CS及びGCVを同じくこの方向に移動させる。CS及びGCVはMVと密接に関係しているので、LV心尖に対するそのような後方への移動は、この時計回りの回転が心臓拡張期に行われる場合、心臓拡張期におけるMVの通常の上方移動を増強する。これと同様に、心臓収縮期における逆時計回りの回転は、図13の位置cに示されているように、心臓収縮期における閉じたMVピストンの下方移動を増強する。図14には、伸長ユニット54を近位アンカーユニット75の位置に長手方向に留まるようにロックする保持ユニット79がさらに存在してもよいことも示されている。保持ユニットは、アンカー内に配置され、伸長部54が回転するのを可能にするチューブ又はループであってもよいが、伸長ユニット54及び55が転位するのを防止するために軸方向の移動は妨げない。伸長ユニット54及び55は、一体的な部材であっても、関節接合された様々なセグメントを有してもよい図示せず。セグメント及び関節の数は、デバイスを収容し、なおかつ動作可能であるようにするのに必要な剛性又は柔軟性をもたらすように適切に選択されてもよい。図15は、解剖学的環境においてループを回転させた場合に有利な実施形態をより詳しく示している。図15aは中立位置を示している。図15bでは、伸長ユニット54及び55を時計回りに回転させる。この場合、55のループ、CS、GCV、及び僧帽弁は、心臓拡張期においてLAの方へ上方移動する。図15cでは、伸長ユニット54及び55を逆時計回りに回転させ、55のループ、CS、GCV、及び僧帽弁は、心臓収縮期においてLA心尖の方へ下方移動する。ここでは回転に関係するMV平面の移動方向は、たとえばECGの検出に基づいて、心臓の拍動サイクルに同期して調節される。以下の例において説明するように、この制御を実施するように動作可能に連結された制御ユニットが設けられる。制御ユニットは、遠隔エネルギー源ユニット84において実現されてもよい。また、別の実施形態では、回転移動だけでなく、伸長ユニット54の長手方向の移動を付加してもよい。遠位アンカー73に取り付けられた伸長ユニット54を、近位アンカー75に固定されているシース78に対して引くことによって、アンカー73とアンカー75との間の距離を短くすることができる。この制御された追加の側方移動は、いくつかの実施形態では、LV側面を心臓内で、心臓収縮期に心臓の心室間中隔の方へ向かい心臓拡張期に心室間中隔から離れるように往復運動させて、心臓のLVの短軸に沿った心臓のポンプ作用を補助することを含む。図15dには、心臓拡張期において、伸長ユニット54が、時計回りに回転するだけでなく、シース78に対して遠位方向にも移動することを示している。したがって、近位アンカーと遠位アンカーとの間の連結伸長ユニット部の長さが長くなる。このため、心室間中隔に対するLV側壁の外方への移動が増強される。一方、心臓収縮期には、図15eに示されているように、伸長ユニット54をシース78に対して近位方向に移動させ、遠位アンカー73を逆時計回りに回転させるだけでなく近位アンカー75に接近させるようにも引く。したがって、近位アンカーと遠位アンカーとの間の連結伸長ユニット部の長さが短くなる。このため、心室間中隔に対するLV側壁の内方への移動が増強される。この場合は回転だけでなく引張り及び押出しにも関係するLV側壁の移動方向は、たとえばECGの検出に基づいて心臓の拍動サイクルに同期して調節される。以下の例において説明するように、この制御を実施するように動作可能に連結された制御ユニットが設けられる。制御ユニットは、遠隔エネルギー源ユニット84において実現されてもよい。したがって、各実施形態の冠状静脈洞インプラントは、心臓の単一の拍動サイクルの少なくとも一部の間に調整される。調整は作動時に瞬間的に行われる。代替実施形態では、短軸サポート作動が電気アクチュエータ又は磁気アクチュエータなどを含む他のユニット及び作動原則に基づいて行われてもよい。また、この医療デバイスは、各部分の形状を個々に制御可能に変化させるように構成された前記制御ユニットによって制御される作動ユニットによって長さを個々に調整することのできる複数の部分を有してもよい。たとえば、このデバイスの各実施形態は、複数の部分の各部分間にアンカーユニットを備えてもよく、その場合、各部分の長さは、各部分の遠位アンカーユニットと近位アンカーユニットを互いに引き合わせるか又は互いに押し離すことによって調整可能である。別の実施形態では、図16a及び図16bに示されているようにばねの固有の力が利用される。この場合、伸長ユニット55は、CS及びGCV又はAIVに挿入され分離される。この実施形態における伸長部55は、遠位アンカーユニット73及び近位アンカーユニット75との固定取付け部を有することが好ましい。この心臓補助デバイスは弾性ユニットとして設けられる。この実施形態では、心臓補助デバイスは、MV平面上方位置において弛緩位置で設けられる。このユニットの弛緩位置は、MV平面下方位置に対するばねの作用によって確立される。伸長ユニット54のループ55は、好ましい初期状態としてこの弛緩位置を有する。したがって、伸長ユニットは、心臓拡張期と心臓収縮期のどちらにも、すなわちばね荷重力に対抗して、CS、GCV、及び僧帽弁を押してLAの方へ上方移動させる。固有のばね荷重力としては、LV筋肉によって発生されるMV平面の下方への力よりも弱い力が選択される。したがって、心臓収縮期には、LVの心筋力は、伸長部55の固有のばね力よりも強く、心臓収縮期にループをLV心尖の方へ下降させる。したがって、このようなデバイスは、心臓拡張期において、開いたMVを血流に対抗してさらにLA方向に押し上げることによってLV心臓拡張期充填を向上させて補助を実現する。一方、この弾性ユニットは、MV平面上方位置に対するばねの作用によって確立される下方MV平面位置に弛緩位置を有してもよく、それにより、LVの心臓弛緩力によってループが上方位置へ送られ、弾性ユニットは、心臓収縮期において、閉じたMVを下方にLV心尖の方へ押すことによってLV心臓収縮期の収縮を補助することによって補助を実現する。このような非動力デバイスは、ニチノール、すなわち形状記憶金属若しくはステンレススチール又は任意の他の適切な材料、好ましくは金属で作られてもよい。これらの特定の実施形態では、制御ユニット又は遠隔エネルギー源84が省略される。その作用は、デバイスの作用を遅延させ、再吸収可能な材料が消滅するとともに作用が開始される前にデバイスが伸びることを可能とするために、再吸収可能な材料をデバイスに組み込むことにより遅延されうる。このような材料はたとえば、PLLA、ポリビニル、若しくはポリラクチド、又は再吸収可能な他の材料であってもよい。上記の代わりに又は上記に加えて、心臓補助システムは、双安定システムとして設けられてもよい。この場合、MV平面の心臓拡張期上方位置及び心臓収縮期下方位置は、システムの平衡状態として設けられてもよい。外部エネルギー源又はLV筋肉源のいずれかからエネルギーが供給され、システムが始動して2つの安定した位置の間を移動する。これらの実施形態は、他の実施形態よりもエネルギー効率が高い。各実施形態では、心臓支援デバイスは、制御ユニットと、心臓の拍動サイクル活動に関する生理学的パラメータを測定してセンサ信号を生成するセンサとを有する。センサ信号は、変位ユニットを制御してエネルギー源からのエネルギーによってセンサ信号に基づいて移動を実現する制御ユニットに供給される。したがって、心臓補助デバイスの動作は、心臓の作用と共時的に制御される。センサは、ECG電極であってもよく、あるいはこれに加えて又はこの代わりに、血圧波、血流パターン、又は心臓活動の音響信号のような心臓活動に関する他の生理学的パラメータを検出することに基づくセンサであってもよい。いくつかの実施形態に備えられる遠隔エネルギー源84が図17に示されている。遠隔エネルギー源84は、電池部86と、コンピュータアルゴリズム及びチップを含むコンピューティング部88とを有する。コンピュータ部88には、心電図ECG信号を検出することのできる受信電極又は受信表面92が接続されている。各実施形態では、心臓補助デバイスの動作は、ECG信号に基づいて、心臓の動作に同期するように制御される。これに加えて又はこの代わりに、このような共時性は、心臓活動に関する他の生理学的パラメータを検出することによって確立されてもよい。そのようなパラメータは血圧波、血流パターン、又は心臓活動の音響信号を含む。この代わりに又はこれに加えて、心臓補助デバイスの補助された移動は、心臓の自然拍動サイクルを模倣して心臓補助機能を最適化するMV平面の補助された移動の設定されたシーケンスに従って制御されてもよい。自然移動又は所望の移動を模倣するように補助された移動の頻度、速度、様々な停止時間の持続時間がシーケンスに設定されてもよい。移動の停止持続時間のような様々なパラメータは、任意の時間間隔にわたって変化してもよく、反復プログラムに従って変化するように設定されてもよい。シーケンスは、力発生ユニットを制御するコンピューティング部/制御ユニット88にプログラムされてもよい。その場合、力発生ユニットは、設定されたシーケンスに従って補助された移動を実現することができる。補助された移動を実現するための設定されたシーケンスに従ってエネルギー源84からのエネルギーを制御可能に力発生ユニットに供給してもよい。この代わりに又はこれに加えて、自然心筋機能を制御又は補助する人工ペースメーカーシステムに医療デバイスを組み込んでもよい。たとえば、心臓補助デバイスの補助された移動をペースメーカーの処理ユニットから制御してもよい。処理ユニットを含むペースメーカーを患者に移植してもよい。ペースメーカーは、たとえば心臓活動を人為的にトリガするために心臓組織に接続されたリード線を介して、心筋活動を基本的に公知のようにトリガする。制御することのできる心臓補助デバイスの補助された移動のトリガは、すでに心臓の拍動サイクルと同期している人工ペースメーカーシステムによって心臓活動を電気的にトリガすることに基づくものであってもよい。心筋活動を電気的にトリガしてから心臓の拍動サイクル中に心臓補助デバイスの補助された移動をトリガ/開始させるまでの間に時間遅延を設けることが好ましい。時間遅延の量は、心筋活動を電気的にトリガする際の伝送時間及び制御された心筋収縮によって結果的に実現される心臓のポンプ機能に応じて最適化されてもよい。遠隔エネルギー源84は、回転運動又は直線運動を伸長ユニット54に伝達することのできる機構部90を有してもよい。回転運動は、電気モータから直接伝達されても、歯車箱による回転単位で減速されてもよい。電気モータからの回転エネルギーを直線運動に変換してもよく、それによって、遠位アンカー位置まで延びるワイヤ連結ユニット54に引張り力及び押出し力を加えることが可能になる。この代わりに又はこれに加えて、機構部90は他のアクチュエータを含んでもよい。たとえば、遠位アンカー位置まで延びるワイヤ連結ユニット54に引張り力及び押出し力を交互に加えることができる1つ又は複数の強力な電磁石をアクチュエータに設けてもよい。また、遠隔エネルギー源84からの引張り力及び押出し力を機構部90内の線形アクチュエータによって実現してもよい。この代わりに又はこれに加えて、機構部90はMIGAMotorCopmpany、ModernMotionwww.migamotors.comから市販されているようなニチノールアクチュエータを電気的に交互に冷却し加熱することによって、遠位アンカー位置まで延びる伸長ユニットワイヤ73、たとえばワイヤ又は炭素繊維の細長い可撓性のロッドに引張り力及び押出し力を加えるアクチュエータを含む。最後に、他の実施形態では、遠隔エネルギー源は特別な機構部を含まず、その代わりに、コンピュータチップが、心臓の拍動サイクルに関する生理学的信号、たとえばECG信号に従って、移植された心臓補助デバイスの1つ若しくは複数のアンカーユニット内の電磁石又は前述のような心腔内若しくは心臓表面上のミニモータ若しくは線形アクチュエータのいずれかに電池からの電気を分配する。遠隔エネルギー源は、たとえば皮膚を貫通するワイヤ94によって充電され、充電時に外部の充電デバイス図示せずに接続される再充電可能な電池を有してよい。充電は、たとえばエネルギーを誘導的に伝達する電磁コイルにより、無線によって皮膚を通して行われてもよい。当業者は、特定の要件及び利用可能な実際の技術に応じてこのような充電を変更し設計してもよい。図18及びそれ以降の図は、処理キットの一部である導入システム、導入システムを使用して心臓補助デバイスを導入する医療処置、及び患者の左心室機能を治療によって永久的に強化する医療方法について説明する図である。いくつかの特定の実施形態では、遠隔エネルギー源は、血管、好ましくは大きな血管に隣接する皮下の脂肪組織内に配置される。これによって、心臓に好都合に到達することができる。あるいは、心臓内部の心臓補助デバイスに機械的エネルギーを送るときにエネルギー源の転位を禁止するようにエネルギー源を鎖骨図示せずに取り付けてもよい。実際の到達用の血管、たとえば鎖骨下静脈の近くの皮下組織内にポケット又はパウチ104を形成してもよい。図18を参照されたい。図18には、心臓が大静脈及び皮膚表面に対して示されている。弁図示せずを有するイントロデューサカテーテル100が皮膚を貫通して大静脈、この場合は鎖骨下静脈3に進入するが、十分に大きな任意の他の静脈を目的部位に到達するのに使用してもよい。皮膚穿刺部位に隣接する皮下の脂肪組織内にパウチ104を形成して遠隔エネルギー源84図示せずを収容してもよい。心臓内部の心臓補助デバイスに機械的エネルギーを送るときにエネルギー源の転位を禁止するようにエネルギー源を鎖骨図示せずに取り付けてもよい。ガイドワイヤ102をイントロデューサカテーテル100を通して右心房4まで前進させる。案内カテーテル106最初に図21に示されているによって、RAを介して冠状静脈洞に到達し、ガイドワイヤを冠状静脈洞静脈系の適切な側枝まで案内する。このキットは、案内カテーテルだけでなく、様々な部品が装填される導入カテーテルも含む。図19及び図20は、導入システムの例を示しているが、デバイス導入の原則のみを示している。図19a~図19cは、押出し引張りシステムが導入システム98からどのように送られるかを示している。図19aには、上記に図10aを参照して説明した心臓補助デバイス用の導入システムが示されている。導入システムは、先端の内部に装填された遠位アンカー72を有する導入カテーテル108を備える。導入カテーテルの内径よりも小さな外径を有するプッシャーチューブ110を導入カテーテル108内部で軸方向前方に前進させて所望の部位においてアンカー72を導入カテーテル108から押し出してもよい。あるいは、導入カテーテル108をプッシャーカテーテルの上において引き込んで軸方向の移動なしにデバイスを導入してもよい。遠位アンカーユニット72は、ここでは自己拡張ステントとして示され、伸長ユニット54に取り付けられており、伸長ユニット54が患者の外側まで延びることができる空間が導入カテーテル内部に確保されている。図19bを参照されたい。プッシャーチューブ110は、同じくアンカー72を通って延びることができるガイドワイヤ102用のルーメンを備える。遠位アンカーユニットは、周囲の血管組織内にしっかりと固定されるように解放され拡張する。したがって、遠位アンカーは、所定の位置に配置され、遠位アンカーから伸長ユニット54が延びている。第1のアンカーが所定の位置に配置された後、図19cに示されている第2の導入カテーテル116を伸長部54の上において、遠位アンカー72が配置される側枝に案内ユニット80が揃うまで前進させる。押出しカテーテル110を所定の位置に保持し、導入カテーテル116を引き込むと、案内ユニットが側枝に面するようにアンカー76を正確に解放することができる。デバイスを配置する際の別の補助部材は、カテーテルに取り付けられ、たとえば蛍光透視法によってカテーテルの正確な位置をよりうまく視覚化するX線マーカー112である。図20は、回転力が冠状静脈洞に伝達されるデバイスの位置を示している。この導入カテーテル118は、特別なガイドワイヤ102を収容するように付加される別のルーメンを有してもよいことを除いて、図19に示されている導入カテーテルと同様である。他の実施形態に対処する導入システムの追加の図は、当業者には本開示を読んだときに明らかになる変形例を示す図であるため示されていない。図21~図25は、心臓機能を永久的に増強する心臓補助システムを挿入する方法800を示している。ステップ800において、皮膚を貫通し、弁図示せずを有するイントロデューサカテーテル100を大静脈、たとえば鎖骨下静脈3に導入する。目的部位に到達するのに十分に大きな任意の他の静脈を使用してもよい。ガイドワイヤ102をイントロデューサカテーテル100を通して右心房4まで前進させる。ステップ810において、案内カテーテル106によって、RAを介して冠状静脈洞へのアクセスが得られ、ガイドワイヤを冠状静脈洞静脈系の適切な側枝まで案内する。図21aは、案内カテーテル106によってガイドワイヤ102を所望の側枝44内に前進させる様子を示している。ステップ820において、図21bに示されているように、側枝44内の導入カテーテル108によって遠位アンカー72を解放する。ステップ830において、図22に示されているように、近位アンカー76を側枝の開口部の所に位置させる。図23には、導入カテーテル108によってミニモータ70を位置させる様子が示されている。最後に、図24a及び図24bには、回転デバイスを位置させる様子が示されている。図24aには、ガイドワイヤ102及び案内カテーテル106によってガイドワイヤをどのように前心室間静脈42内に前進させるかが示されている。図24bでは、両方のアンカーが所定の位置に示され、ループ55を示している。図20cにおける別個のルーメン114内に追加のガイドワイヤを収容してもよい。ステップ840において、皮膚穿刺部位に隣接する皮下の脂肪組織内に、遠隔エネルギー源84図示せずを収容するパウチ104を形成する。ステップ850において、このエネルギー源は、心臓内部の心臓補助デバイスに機械的エネルギーを送るときに転位するのを禁止するように鎖骨図示せずに取り付けられてもよい。両方のアンカーがしっかりと取り付けられた後、ステップ860において、伸長ユニット54を、長さを調整して遠隔エネルギー源84に取り付け、ステップ870において、システムを作動させてもよい。遠隔エネルギー源は、たとえば心電図、血圧波、音響心臓活動、又は血流に基づいて心臓の自然作用を検出するユニットを有する。したがって、遠隔エネルギー源は、心臓の自然拍動サイクルと共時的に2つのアンカー間の距離を変化させるエネルギーを供給することができ、それによって、心臓の拍動サイクル中の僧帽弁の自然上方移動及び下方移動を強化する。患者の心臓の左心室ポンプ機能を永久的に強化する方法であって、僧帽弁平面を心臓の拍動サイクルと同期して制御可能に補助しながら移動させることを含む方法が提供される。ADEVICEANDAMETHODFORAUGMENTINGHEARTFUNCTIONという名称を有する同時に出願されている特許出願は、どちらもDeviceandaMethodforAugmentingHeartFunctionという名称を有し、本出願と同じ出願人による出願である、2010年3月25日に出願された米国仮出願第61/317631号及び2010年3月25日に出願されたスウェーデン国特許出願第SE1050283-9号の優先権を主張するものであり、これらの出願はすべて、参照によりすべての目的に関して本明細書に全体的に組み込まれる。この同時係属出願は、左心室拍出作用を増強するように僧帽平面を心臓内で移動させるデバイス及び方法を開示している。本開示の各実施形態をこの同時係属出願の各実施形態と組み合わせてもよい。たとえば、弁形成リングが、上述のようにCSアンカーユニット又はCS駆動ユニットを含む僧帽弁心房内アンカーユニット又は僧帽弁心室内アンカーユニットとして設けられてもよい。人工MVが、CSアンカーユニットやCS駆動ユニットなどと組み合わせて設けられてもよい。有利なことに、MV平面を十分に機械的にかつ安定的に設けてより効率的に移動させることができる。上記に本発明について特定の実施形態を参照して説明した。しかし、上述の実施形態以外の他の実施形態も本発明の範囲内で同様に実施可能である。上述の方法ステップ又は順序とは異なる方法ステップ又は順序を本発明の範囲内で実施してもよい。本発明の様々な特徴及びステップを前述とは異なる組合せで組み合わせてもよい。ある実施形態では、いくつかの作動原則、たとえば線形アクチュエータと磁気駆動を互いに組み合わせてもよい。本発明の範囲は、添付の特許請求の範囲によってのみ限定される。関連出願本出願は、どちらも、Device,aKitandaMethodforHeartSupportという名称を有し、参照により本明細書に組み込まれている、2010年3月25日に出願された米国仮出願第61/317619号及び2010年3月25日に出願されたスウェーデン国特許出願第SE1050282-1号の優先権を主張するものである。"