CN1717265A - 用于治疗心脏疾病的材料组合物、相关系统和方法 - Google Patents
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Abstract
通过将可注射的聚合物试剂注射到心脏结构中从而在心脏结构中形成治疗性的机械支架，来治疗与心脏结构相关的医学病症。具体地说，所述的可注射支架试剂是纤维蛋白胶试剂并被注射到受损心肌区域，如缺血组织区或梗塞区。将支架试剂注射到LV壁还可以治疗LV壁机能异常。细胞治疗可以和纤维蛋白胶或其他可注射聚合物支架试剂的注射联合。聚合物形式的试剂可以作为前体材料注射，该前体材料在心脏组织中原位聚合成支架。在其他的方式中，注射聚合物试剂是为了提供治疗性血管生成或诱导细胞在注射区域沉积，如分别通过提供具有片段E或RDG结合位点的聚合物。
Description
相关申请的交叉参考
本申请要求享有2002年11月29日提交的美国临时专利申请系列no.60/429,914和2002年12月6日提交的美国临时专利申请系列no.60/431,287的优先权；这两个临时专利申请的内容整体通过引用并入本文。
发明领域
本发明一般涉及用于治疗活体心脏疾病的治疗性试剂、相关递送系统和方法，更具体地说，涉及用于治疗通常与扩张性心肌病、心肌梗塞或充血性心衰相关的心脏疾病的治疗性试剂、相关递送系统和方法。更具体地说，其涉及使用注射器将可注射的支架试剂递送到心脏结构中，以形成治疗性内壁支架。
发明背景
在美国，心血管疾病(CVD)是死亡的主要诱因。据美国心脏协会(American HeartAssociation)估计，在美国有6千万患者患有CVD，每年用于心脏护理系统的花费约$1860亿。每年约有550,000充血性心衰(CHF)新病例，在年龄大于65岁的老年人中，每1000人有10人发生。CHF的5年死亡率约为50％，在CHF患者中，突发性心脏死亡的发生率是一般人群的6-9倍。在美国，冠状动脉疾病是心衰的主要诱因。
与CVD和CHF发病率相关的进一步信息具体公开在下列出版物中，其整体通过引用并入本文：Lenfant，C.，″Fixing the failing heart.″1997；Circulation 95：771-772.；″Heart and Stroke Statistical Update，″American Heart Association，2001；Lenfant，C.″Cardiovascular research：an NIH perspective.″1997；Cardiovasc.Surg.5：4-5；Cohn，J.N.，et al.，″Report of the National Heart，Lung，and Blood Institute Special Emphasis Panel onHeart Failure Research.″1997；Circulation 95：766-770.
心肌梗塞(MI)之后的心衰通常是进行性的。在经历过心肌梗塞的患者中，经常发生梗塞区中的瘢痕组织形成和动脉瘤变薄(aneurismal thinning)。确信心肌细胞的死亡导致负性左心室(LV)重构，导致剩余的存活心肌中壁应力增加。该过程引起一系列的分子、细胞和生理应答，导致LV扩张。虽然心衰的确切机制尚不清楚，但LV重构通常认为是心衰进程的独立诱因。
在美国，冠心病是死亡的主要诱因。据美国心脏协会估计，今年将有110万美国人遭受新发或复发性的冠心病的煎熬。对于因MI而严重受损的心脏来说，心脏移植目前是唯一的治疗手段。由于供体心脏逐渐短缺，需要替代策略来延长心衰患者的生命。新兴的组织工程领域可提供有前景的替代方案。
之前公开的用于心脏治疗的组织工程方法通常试图使用细胞移植和生物材料支架来修补丧失或受损的组织。几个研究小组已经公开了试图通过将细胞单独注射到缺血的心肌中来改善心脏功能的方法。有一个研究小组还公开了将接种胚胎心肌细胞的藻酸盐凝胶缝合到心外膜表面从而保持LV功能。
人们认为负性左心室重构与心肌梗塞之后的心衰进程独立相关。已经公开了目的在于提供外部机械约束作为外部支持物来限制负性左心室重构的几次先前尝试。
之前公开的一项研究包括将聚合物网(polymeric mesh)缝合到心外膜表面，目的是提供外部支持物，以防止MI后LV扩张和LV功能退化。已经研究且之前公开的另一种装置提供了在开胸手术中在张力下经心室植入的多处缝合，以改变心室形状，减小室直径。该穿过腔室的缝合网络目的是减小心室半径，从而减小心室壁应力。处于临床研究的另一个之前公开的装置通常是网结构，其在开胸手术中作为环绕心脏的套植入，并加以调整以提供密配合(snug fit)。目的是用套来限制心脏进一步扩大。正在研究的另一个方法提供镍钛合金(nitinol)网作为类似于上述装置的外部限制性装置；但是，该超弹性系统目的是辅助心脏收缩，通常通过胸腔镜检引导的最小创伤递送来使用。正在研究的另一个系统包括在开胸手术中作为对心室的另一外部约束性装置植入的刚性环，。该环目的是通过减小心室的半径并改变其形状来降低心室应力，并防止心脏进一步扩大。曾经研究一时的另一种装置方法包括用来在心脏手术中缩小受损组织，即梗塞瘢痕组织的射频(“RF”)消融导管。
各公司已经公开了与上述一种或多种相类似的装置和方法的其他例子，这些公司包括：″Acorn″、″Myocor″、″Paracor″、″Cardioclasp″和″Hearten″。
提供用于各种医学病症的干涉性溶液、组织工程材料和技术、研究工具及各种组织培养物与目的性细胞治疗方法的心脏组织病症、装置和系统的更具体例子各自公开在下列参考文献中，以便加深对背景知识的了解。
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每个参考文献的内容都紧接上文提供，或在本文中指明的其他处提供，其整体内容通过引用并入本文。
下列授权的美国专利的整体内容也通过引用并入本文：授权给King的US5,103,821；授权给 Soykan 等人的 US 6,151,525 和授权给 Markowitz 等人的 US6,238,429。下列PCT国际专利申请出版物的整体内容也通过引用并入本文：King的WO 90/10471和Stokes等人的WO 98/02150。
需要在心脏结构自身中提供壁支架或组织工程支架。
需要治疗性、可注射的支架试剂和适于将这种试剂递送到心脏结构中作为内壁支架和/或组织工程支架的相关系统和方法。
需要用于治疗如与心肌梗塞相关的缺血性心肌的改进材料、相关系统和方法。
还需要提供对受损心脏结构如心脏中心室梗塞区的支持物的可注射溶液。
还需要在心室壁中对心室提供支持物。
还需要提供向接受细胞植入治疗的心脏组织结构如梗塞的心室壁中的血管生成。
还需要向接受细胞植入治疗的心脏组织结构提供额外的细胞募集和沉积。
还需要提供增强植入细胞在心脏组织结构中滞留(retention)和存活的支架。
发明内容
因此，本发明的各方面提供如下：
本发明的一个方面是适于防止左心室壁机能异常的系统和方法。
本发明的另一个方面是适于防止负性左心室壁重构的系统和方法。
本发明的另一个方面是适于治疗心脏室壁梗塞区域的系统和方法。
本发明的另一个方面是适于在患者心脏的心脏结构中提供治疗性支架的系统和方法。
本发明的另一个方面是适于增加移植细胞在患者体内滞留的系统和方法。
本发明的另一个方面是适于提供用于注射到心脏结构中的可注射支架试剂的系统和方法。
本发明的另一个方面是将治疗性的内壁支架注射到心脏结构中的系统和方法。
本发明的另一个方面是适于在心脏结构中提供治疗性机械支架作为内壁支持物的系统和方法。
本发明的另一个方面是适于诱导或增强心脏结构中治疗性血管生成或所注射的心脏结构支架的系统和方法。
本发明的另一个方面是适于为患者体内的移植细胞提供治疗性血管生成的系统和方法。
本发明的另一个方面是适于增强患者体内细胞向心脏结构中沉积的系统和方法。
本发明的另一个方面是适于治疗心肌梗塞后心脏疾病的系统和方法。
本发明的另一个方面是适于治疗缺血的心脏组织结构的系统和方法。
本发明的另一个方面是适于治疗梗塞的系统和方法。
本发明的另一个方面是适于治疗与充血性心衰相关的心脏疾病的系统和方法。
本发明的另一个方面是适于治疗与心肌症相关的心脏疾病的系统和方法。
应理解的是，对于获得一个或多个上述方面的目的来说本发明的更具体方面也认为是有利的，或提供对于普通技术人员来说显而易见的其他基本益处，例如包括下述方面。
在一个这种更进一步的方面中，本发明是制备适于植入心肌区并为心脏的至少一部分提供内壁支持物和组织工程支架的材料。在一种方式中，这种制备尤其适于以适于治疗缺血心肌的方式注射到所述区域中。在另一种方式中，材料是可注射的。在该方式的一个高度有利的实施方案中，材料是可注射的生物聚合物。在该实施方案的一个更为高度有利的变换方式中，可注射生物聚合物是可注射的纤维蛋白胶材料。
本发明的另一个方面是治疗缺血心肌的方法，该方法包括将所述材料植入到心肌区，从而为心脏的至少一部分提供内壁支架和组织工程支架。
本发明的另一个方面是治疗患者心脏的方法，该方法包括将所述材料植入到患者心脏的心肌区，从而治疗与心脏中缺血心肌相关的心脏疾病。该方面的一种方式包括通过为心脏的至少一部分提供内壁支持物和组织工程支架来治疗缺血心肌。该方面的另一种方式包括预防心脏中缺血心肌的负性重构。
这些方法方面的另一种方式还包括将材料注射到所述区域中。该方式的一个有利实施方案包括将生物聚合物注射到所述区域中。该实施方案的一个高度有利的变换方式包括将纤维蛋白胶注射到所述区域中。
本发明的另一个方面是治疗患者的心脏疾病的系统，其包括组合为可注射支架试剂的一定体积的活细胞和一定体积的可注射聚合物试剂，所述的可注射支架试剂适于在注射到心脏结构中时提供治疗性机械支架。
本发明的另一个方面是治疗患者心脏中的心脏疾病的方法，该方法包括以能够形成心脏结构治疗性支架的方式，将一定体积的无生命聚合物试剂注射到与心脏相关的心脏结构中。
本发明的另一个方面是治疗与患者心脏相关的心脏疾病的系统，其包括心脏结构注射器，和与之相组合并在与心脏相关的心脏结构中提供治疗性支架的物质。
本发明的另一个方面是治疗与患者心脏相关的心脏疾病的系统，其包括连接有一定体积活细胞的心脏结构注射器，因此心脏结构注射器适于将一定体积的活细胞注射到与心脏相关的心脏结构中。该方面还包括与心脏结构注射器连接的、用于增加注射到心脏结构中的活细胞滞留的物质。
本发明的另一个方面是治疗与患者心脏相关的心脏疾病的系统，其包括一定体积的可注射聚合物试剂，和一起提供的用一定体积的可注射聚合物试剂来治疗心脏疾病的装置。
本发明的另一个方面是治疗与患者心脏相关的心脏疾病的方法，该方法包括将可注射聚合物试剂与心脏结构注射器连接，并用心脏结构注射器将可注射聚合物试剂注射到心脏结构中，以治疗与心脏结构相关的病症。
本发明的另一个方面是治疗与患者心脏左心室相关的LV壁机能异常的方法，该方法包括将一定体积的可注射聚合物试剂注射到心脏左心室中。所注射体积的聚合物试剂适于形成足以治疗LV壁机能异常的至少部分治疗性支架。
本发明的另一个方面是治疗与患者心脏中心脏结构相关的缺血的方法，该方法包括将一定体积的可注射聚合物试剂注射到缺血的心脏结构中。所注射体积的聚合物试剂适于至少部分治疗缺血的心脏结构。
本发明的另一个方面是治疗与患者心脏相关的心脏疾病的方法，该方法包括将聚合物试剂注射到与心脏疾病相关的心脏结构中，并且还包括至少部分用注射到心脏结构中的聚合物试剂来诱导血管生成。
本发明的另一个方面是治疗与患者心脏相关的心脏疾病的方法，包括：将聚合物试剂注射到与心脏疾病相关的心脏结构中，并至少部分用注射到心脏结构中的聚合物试剂诱导患者中自体同源性细胞的沉积。
本发明的另一个方面是治疗患者心脏中心脏疾病的方法，该方法包括将一定体积的可注射聚合物试剂注射到与心脏疾病相关的心脏结构中，还包括将一定体积的活细胞注射到心脏结构中。所注射体积的活细胞和所注射体积的无生命聚合物组合，以在心脏结构中提供治疗性支架。
本发明的另一个方面是治疗患者心脏中心脏疾病的方法，该方法包括将一定体积的可注射聚合物试剂注射到与心脏疾病相关的心脏结构中，并将一定体积的活细胞注射到心脏结构中。所注射体积的聚合物试剂增加所注射的活细胞在心脏结构中的滞留。
本发明的另一个方面是治疗与患者心脏相关的梗塞区的方法，该方法包括将一定体积的活细胞注射到梗塞区，还包括将一定体积的无生命聚合物注射到梗塞区。所注射体积的活细胞和所注射体积的无生命聚合物在梗塞区组合，以对心脏提供治疗效果。
附图说明
图1所示为说明根据本发明的某些方面将细胞与纤维蛋白胶试剂组合的注射程序的示意图。
图2所示为根据本发明的某些方面的另一种针注射组件的示意图。
图3A-C所示为沿图2的线2-2所截的、与其他实施方案相对应的某些导管轴配置的各截面图。
图4所示为根据本发明的其他方面将心脏结构注射组件和可注射支架试剂源连接的一种具体系统配置的示意性侧视图。
图5A所示为根据本发明的其他方面的可注射支架试剂系统的示意图，其具有一个说明性注射针实施方案的截面图。
图5B所示为所注射的一滴支架试剂的放大视图。
图6所示为一种应用方式中另一针注射组件的截面图，其示意性地说明与可注射支架试剂源相连接的注射针。
图7所示为说明性的、与心脏结构相关的受损组织区如沿左心室壁的俯视图。
图7B所示为在治疗图7A所示的受损组织的一种应用方式中，与图4所示相似的心脏结构递送组件的示意图。
图7C所示为得自图7B所示应用实施方案方式的治疗性机械支架的示意性俯视图。
图8A-B示意性地说明了根据本发明的某些实施方案提供的、与偶联治疗性支架连接的间质细胞相关的某些方面。
图9A所示为在根据本发明治疗之前包括左心室壁中梗塞区域或缺血区域的心脏的截面图。
图9B所示为图9A所示心脏的相同视图，但是处于使用本发明来治疗左心室壁受损区域的一个心脏内方式中。
图9C所示为图9A-B所示心脏的相同视图，只是处于另一个心脏内使用方式中。
图10A-C所示为根据本发明的另一实施方案的一个特定针注射组件的各种视图。
图11所示为根据另一个实施方案的另一个注射针组件的某些进一步细节。
图12所示为在治疗受损的左心室壁的另一区域的使用中带有针注射组件的另一心脏的截面图。
图13A-B所示为分别沿图12中的线A-A和B-B所截的各种视图。
图14A-B所示为引入与结合有可注射支架试剂源的注射针相连接的可延展元件的另一心脏结构递送导管的各种视图，其中图14B是沿图14A的线B-B所截的视图。
图15所示为与图15A-B所示的一个实施方案类似的心脏结构递送导管的一种经血管使用方式。
图16A-B所示为经血管使用心脏结构递送导管将支架试剂注射到心脏结构的受损区域如左心室壁的其他各方式的示意性视图。
图17A-B所示分别为适于将可注射支架试剂递送到受损心脏结构的心脏结构递送导管的另外两个实施方案。
图18所示为使用可注射支架来提供心脏治疗的一个特定组合系统的示意图。
图19所示为苏木精和曙红染色的纤维蛋白胶的显微照片(初始放大倍数×100)。
图20所示为苏木精和曙红染色的左心室游离壁透壁切片的显微照片。在所有切片中都可见广泛的透壁心肌梗塞。A是来自对照心脏的切片。B来自只接受纤维蛋白胶的心脏。C来自只注射成肌细胞的心脏。D是来自接受纤维蛋白胶中的成肌细胞的心脏的切片。注意对照组切片的薄梗塞壁(初始放大倍数×10)。
图21所示为肌球蛋白重链的骨骼肌快速同功型免疫染色的反差负像。两个图片来自细胞存在于纤维蛋白中的组的心脏切片(A：初始放大倍数×100；B：初始放大倍数×400)。
图22所示为根据实施例2进行的实验中制备的某些组织样品的染色的横截面的各幅图A-D。
图23所示为根据实施例2进行的实验中制备的某些组织样品的进一步染色的横截面的各幅图A-D。
图24所示为说明梗塞尺寸的柱形图，所述的梗塞尺寸由根据实施例2的实验对每组测定的LV百分比来确定。
图25所示为说明与实施例2实验相关的各组的梗塞区内、边界处和总体细动脉密度的柱形图。
图26所示分别为实施例2实验中所做的染色组织横截面的两幅图A-B。
图27所示为根据实施例3的实施方案将BSA中细胞和纤维蛋白中细胞处理的样品的成肌细胞密度进行比较的柱形图。
图28所示为根据实施例3的实施方案的各方面将接受BSA注射的样品和接受纤维蛋白注射的样品的细动脉密度进行比较的柱形图。
应该理解，以与原始染色图成反差或其它对比修饰的形式来提供染色组织截面的某些代表性图像的视图是为了使本领域的普通技术人员有机会看到与所附的书面说明相关联的各种结构。
具体实施方式
应该理解，在不背离本文所公开的基本概念的条件下，装置可以改变配置和部件细节，方法可以改变特定步骤和次序。
本发明，具体参照本文所示和所述的各个实施方案，涉及将聚合物试剂材料注射到心脏组织中以治疗各种医学病症，例如扩张性心肌病，更具体的例子是与充血性心衰或急性心肌梗塞相关的疾病(例如治疗缺血组织或梗塞)。
伴随梗塞的冠状动脉疾病和心肌缺血是多数扩张性心肌病(DCM)患者的病因。DCM特征是左心室扩张，壁厚度正常或减小，心室收缩功能减弱。LV动脉瘤是一类缺血性心肌病，其中有大的透壁MI随时间变薄并扩张。已经清楚动脉瘤的形成始于心肌梗塞(MI)后早期。进一步相关的信息公开在下列参考文献中：Giles，T.，″DilatedCardiomyopathy，in Heart Failure，″P.Poole-Wilson，et al.，Editors，1997，ChurchillLivingstone：New York，p.401-422；和Eaton，L.W.，et al.，″Regional cardiac dilatationafter acute myocardial infarction：recognition by two-dimensional echocardiography，″NEngl J Med，1979.300(2)：p.57-62)。
心肌梗塞瘢痕可以导致心室的运动障碍部分(segment)或使梗塞区变薄，导致动脉瘤。二者的后果将是显著减弱总体心脏功能。导致机械应力增加的补偿机制能够导致非梗塞心肌中心脏细胞的程序性细胞死亡，导致心脏重构(Cheng W.et al.，″Stretch-induced programmed myocyte cell death，″J.Clin.Invest.96：2247-2259，1995)。非梗塞心肌的心脏重构已经表明导致心室扩张，进一步导致心室机能异常和恶性心律失常倾向(Beltrami C，et al.，″Structural basis of end-stage failure in ischemiccardiomyopathy in humans，″Circulaion 89：151-163，1994；和 Olivetti G，et al.，″Side-to-side slippage of myocytes participates in ventricular wall remodeling acutely aftermyocardial infarction in rats.″Circ.Res.67：23-34，1990)。
如根据本文所述实施方案分别说明的，根据本发明各方面的治疗防止与梗塞负性重构过程相关的壁变薄和动脉瘤形成。通过预防LV动脉瘤和改善LV功能，充血性心衰将得以治疗。
另外，本发明的这些方面提供的治疗可用于在慢性缺血性心肌病或先天性扩张性心肌病中增加壁厚度。机械应力增加导致心脏重构、心室扩张和心室机能异常。这些因素导致充血性心衰的病理发生。因此，本发明的这些特定的治疗方面可以有利地以一定的方式用来改善壁厚度和功能，从而预防充血性心衰。
根据下文中参照所进行的特定实验性实施例所述的具体实施方案，尤其认为纤维蛋白胶是根据本发明的各实施方案使用的有利试剂。更具体地说，在某些实施方案中，纤维蛋白胶材料注射到心脏结构如心室中以提供壁支持物。另一方面，纤维蛋白胶向心脏组织结构的注射为细胞治疗或基因治疗提供分子支架。在另一个实施方案中，纤维蛋白胶以诱导血管生成的方式注射。在更高度有利的方面中，纤维蛋白胶以提供两种或所有三种下列益处的组合的方式注射：壁支持物、细胞治疗或基因治疗的分子支架和诱导血管生成。如下文进一步所述，纤维蛋白胶提供各种生物活性因子，如根据纤维蛋白支架上的某些特定的片段或生物活性位点，其赋予一种或多种这些益处。这种因子例如包括适于募集内源细胞的因子，提供这种细胞沉积募集因子认为是另一独立的益处，其单独或与其他益处结合或如本文所述益处的组合。
此外，尤其是作为分子支架，聚合物或生物聚合物，特别是实施方案纤维蛋白胶被注射到心脏结构中，并将细胞注射到该结构中。这种组合递送可以在单一的制剂中，例如可以在床侧或与治疗同时使用试剂盒制备，或者也可以提前制备，保存以备后期治疗使用。或者，可以在递送导管中进行组合，如图1中所示和本文其他处所述。在这种组合中，细胞可以和例如纤维蛋白原或凝血酶或两部分(two-part)生物聚合物前体材料的两组分组合。或者依次进行注射，使用相同的递送系统并简单地连接不同的液体源，或依次使用不同的递送系统，每个分别特异地适于递送细胞和聚合物材料。
另外，细胞和聚合物材料的注射可以同时进行，如通过单一的针或多枚针同时穿透组织。例如，图2所示为本发明中提供心脏治疗系统1的一个实施方案，所述的心脏治疗系统1包括材料源10和递送导管20。递送导管20适于连接材料源10，并将材料15递送到患者心脏区域中，如下面的图7A-C所示。更具体地，根据该实施方案，递送导管20具有延伸体22 ，其带有近端部分24 、远端部分28和腔32，所述的腔32在分别沿近端部分24和远端部分26定位的近端端口34和远端端口38之间延伸。近端端口34包括近端连接器(coupler)36，其适于连接连接材料源10上的连接器(未示出)。
递送导管20包括针40 ，其适于延伸越过导管20的远端尖头29，并进入组织，进一步将材料15从源10递送到该组织。针40可以相对于导管20固定，或者，在一个有利的变换方式中是可移动的，例如可轴向移动，如图2中轴向参照箭头所示。
高度简单形式的递送导管20和针40的组装可以简单地包括导管20的单腔轴，所述的导管20具有可滑动地容纳针40的单腔32，所述的针40还包括其自身的递送腔46，用于将作为试剂的材料15递送到靶组织。该配置例如示在图3A的横截面中。作为替代方案，可以引入多腔设计，如下面的图3B-C中变换方式所示。
图3B所示为容纳在导管腔32中的针40的多腔设计横截面，在导管20中还提供了额外的腔50和60。这些额外的腔可以具有各种不同的功能，根据具体需要而定。
在图3C所示的具体变换方式中，腔50包纳拉线(pull-wire)56，而腔60、70包纳引线(lead wire)66、76。拉线56在尖头29处的第一固定点和沿近端端口24的促动器(未示出)之间延伸，该促动器适于在体外轴向操纵拉线从而使体内的远端端口28偏转。对于可偏转尖头设计来说，通常还要考虑某些其他材料性质，如导管轴设计、轴构造所选材料的柔软性，等等，还可考虑使用其他各种替代偏转或其他操纵设计或技术。例如，不用拉线，而使用推线(push-wire)，或除了线之外的其他元件，如聚合物丝或纤维，或扭转元件。在本实施方案中未示出的另一替代设计中，提供了引线跟踪元件以彻底检查作为轨迹的引线，用于体内远距离定位。
引线66、76在例如提供在尖头29或沿远端部分28处的映射(mapping)电极与近端电连接器之间延伸，该连接器适于与映射监测组件连接，以提供带导管20的综合映射系统，用于测定注射材料形成组织内支架的部位。根据常规技术，通用的映射电极配置或此类电极的组合适用于此用途。另外，映射电极可以是不透射线的，以用于X-射线可视化。为此目的，也可配置其他不透射线的尖头标记用于此类可视化，或根据常规技术使用其他标记或可视化技术，如超声(例如血管内、心脏内或跨食管)、磁共振成像(“MRI”)或其他合适的模式。
也可考虑针40采取许多不同的形式，如相对直的锐尖针，或中空的螺旋针，或其他结构，以帮助锚定在所需部位。
另外，导管20可适于提供针40除尖头29外其他部位的递送，如沿着导管20远端部分28延伸体的侧壁。另外，可沿导管20的长度配置多枚针，以沿着规定的长度注射支架。为达到该目的，可在不同部位使用相同的针，如沿导管20通过不同的腔递送到不同端口，或者同时或依次使用多枚针。
为作进一步的阐明，图4显示了本发明提供递送导管120的另一个实施方案，该导管适于沿近端部分124在近端连接器组件136处分别与两种单独材料114、118的来源112、116相连接。在这点上，该组合指在本文他处所述的“材料源”，并在图4中示为组合材料源110。在此特定的实施方案中，114、118这两种材料是形成纤维蛋白胶的两种前体材料，并且其作为后来混合的单独前体材料，或混合为纤维蛋白胶的组合形式的组合递送物称作纤维蛋白胶“试剂”。因此，此“试剂”的用法意指最终结果，或生成结果材料的前体材料组分的必要组合，尽管其他时侯“试剂”也包括所述结果材料本身。
因此，图4所示且进一步参考图5A-5B的系统100适于将前体材料114、118分别递送入体内，其在其中混合，并以混合形式的纤维蛋白胶160通过针140从远端部分128的尖头129进入组织。用于实现此目标的图5A所示的示例性针组件140通过分开的腔144、148来分别递送前体材料114、118，其汇聚入与针组件140相连的混合室150，其中纤维蛋白胶160在以注射纤维蛋白胶形式通过针140注射之前形成，如图5B分解视图所示。
图4～5B中以实施方案的方式所显示的组件及系统100的各种组分是说明性的，可考虑使用其他合适的装置，以达到递送两种前体材料并使之混合、形成注射介质的目的。例如，在某些情况下，可在递送入导管120远端部分之前进行混合，例如在近端连接器136内的混合室进行混合，或在与递送导管120连接前进行混合。为此目的，可使用连接器来连接众多递送材料源中的每一个，或者使用多个近端连接器。
进一步来说，对于每两种要递送的材料来说可使用不止一个递送装置。例如，图6显示了系统200的示意图，其中导管220的远端229与心脏组织参照区域202接触。在此实施方案中，使用两个分开的、不同的针240、250来分别从位于患者体外的来源212、216递送214、218两种材料。通过这种方式，两种前体材料分别递送入组织202中，在该处的组织结构内混合形成纤维蛋白胶260。这样提供了一个有利之处，即在递送到远距离体内组织部位时阻止导管220内各递送腔的不必要阻塞。
此实施例进一步来说，可使用各种其他结构形成总体系统200的一部分，例如就导管220来说，包括了促动器(未示出)，其可以是一个通用的促动器或多个独立的促动器，用于将针240、250推入组织202，和/或在该处分别注射材料214、218。
另外，所述的系统100和200是通过和包括两种前体材料组合的纤维蛋白胶试剂联用说明的。但是，在此类系统中可用其他材料加以替代，并且此类系统可加以适当的改变来用于特定的材料递送。例如，细胞可以与根据系统100或系统200的第二材料组合加以递送，或如下文所考虑使用的方式递送。另外，此类第二材料本身可以是纤维蛋白胶或其他生物聚合物试剂，这可以说明更多的来源和递送腔。为了进一步理解，图4～5B的实施方案可与图6的实施方案如下述进行组合。诸如图6中源212的来源可包括作为递送材料214的细胞。但是，该实施方案中的源216本身可包括两种分开的来源，其为纤维蛋白胶试剂材料的前体，并且图6的针250可以是图5A中所示针140的一种类型。
本发明可用于治疗各种心脏组织结构，尤其有利于提供注射的心室壁支架，例如参考下面图7A～C。
更具体的说，图7A示意性地显示了沿心室的一个心脏组织区域302，其包括梗塞区304或缺血心肌区。如图7B所示，本发明导管320的远端部分328递送入区域304相关部位的区域内，从而使所需的材料315注射到区域304中。举例来说，这一步可以用远端尖头329处提供的映射电极330并通过外部映射/监测系统336来完成，其中系统336在体外与导管320的近端部分324连接。针340穿刺到所述部位的组织中，用来从源310注射所需的材料315，并在体外与导管320的近端部分324连接。根据材料315向梗塞部位的高度局部注射，该部位的心室壁得到组织结构自身中所需分子支架的支持。根据本文所述的其他方面和实施方案，还可以提供细胞支架，从而建立该区域的血管生成，防止负性重构，抑制有害心肌病的进程和可能逆转。根据本实施方案所得的示例性支架示于图7C中。
本文所考虑到的心脏疾病的每一类型均代表着独特的环境，既有解剖学上的也有功能上的。在某些情况下，每种这类疾病都可从特别适合的细胞递送装置及技术获益，以提供最合适的各种治疗。例如，某些受损组织区需要精确地定位支架的注射以获得预期的内壁支持物，同时将其他可能的有害效应如周围非缺血区域的心律失常倾向(pro-arrhythmia)降至最小。这些情况可从特别适合的递送装置及其他考虑如所递送的细胞或其他支架材料量中获益。
除了本文其他处所述的作用机制，还考虑可注射材料如根据本发明的纤维蛋白胶至少部分程度上位于细胞外基质中，导致注射区域中细胞的物理分离。为了进一步说明，图8A-B显示间隔为d的初始缝隙连接情况(图8A)和细胞间隔物理分离至较大分离距离D的治疗后情况(图8B)中的细胞基质之间的过渡。这些间隔足以增加作用效力，以将细胞间的传导刺激到一定水平，使足以阻断或阻滞传导，以有效地导致心律失常。在需要沿支架区域传导时，可以加入人工细胞外基质中的其他传导性添加剂，如通过支持超表达连接蛋白43的修饰细胞来实现缝隙连接的增强。考虑到这种实施方案可以包括与Lee的美国专利申请公开No.US 2003/0104568或Lee的PCT专利申请公开No.WO 03/039344 中所述类似的细胞和相关的增强缝隙连接的材料，以及各种相关方法，适于以与本公开内容相一致的方式修改和应用的程度是普通技术人员公知的。这些参考文献的内容以与本文其他内容相一致的程度完整地并入本文。
应该理解，虽然从某些实施方案的作用机制方面描述了各种理论，产生特定预期结果的某些材料和程序的用途也属于本发明，不管获得这些结果的确切机制如何。
通过一般性地参考紧接下文或下文其他处的图9A-C所示的各实施方案，针对以各截面图示出的心脏3说明了某些治疗方式，所述的心脏3包括左心室4、二尖瓣5、心室间隔膜6和梗塞区7。
更具体地说，图9A-C说明了对图9A中所示的治疗前的左心室4中梗塞区7的治疗性支架治疗。使用本发明该实施方案来治疗这种病症的具体方式示于图9B-C中。如图9B所示，试剂递送系统包括跨隔膜递送导管318，其可滑动地配合在试剂递送导管328的外部，试剂递送导管328又可滑动地配合在递送针组件340的外部。通过经静脉系统的经皮、跨腔方法在体外操作试剂递送导管328的近端部分(未示出)，将试剂递送导管328递送到左心室4，并在跨隔膜方法中通过跨隔膜递送导管318并经二尖瓣5前移进入左心室4。递送导管328的远端尖头322贴着鉴定为梗塞区7的壁定位在左心室4中。
试剂源312和递送导管的近端部分连接，如图9C中示意性所示。然后将一定体积的支架试剂324从源递送，经过试剂递送导管328的递送腔(未示出)进入到梗塞区7，如图9C所示。这可以单独使用压力来实现，虽然在某些有利的实施方案(如本实施方案所示)中使用针尖头340将试剂324注射到组织中，其中针尖头事实上可以和递送导管整合在一起，或可滑动地位于其中。在使用该分离的协作针时，针的镗孔可以和试剂源近端连接，如图9C中所示。
应该理解，根据本文所述的实施方案，一个或多个(如一系列)电极元件可以在递送试剂324之后、之前或同时递送，以增强支架区的传导，或用于映射目的，以定位适当的注射部位和模式或区域。
根据本发明的某些方面使用的、尤其对心脏内递送有利的支架注射系统的其他高度有利的实施方案示于图10A-C中。更具体地，递送导管330包括具有一系列腔或通道334的本体336，所述的一系列腔或通道334包括围绕中心腔335圆周状排列的各腔或通道。圆周状排列的腔334每个都容纳有支架注射针350，而中心腔335容纳有另一种支架注射针360，其形成可调节进出中心腔335以递送并锚定在梗塞区中的螺旋状(screw-shaped)锚定器。
另外，圆周状排列的注射元件350根据图10C中更具体的实施方案示出，包括预成型的针元件352，其由镍-钛合金或其他超弹性的形状记忆材料或其他合适的材料制成，其在将尖头338递送到心脏室壁(如心室)附近的过程中容纳在其各自的腔334中，然后从腔334延伸并前移进入壁中，进行心脏内组织注射。还示出了可延伸的电极元件356，其可调节进出针元件352。环电极339示出在支架递送导管330的尖头338处，其可用于辅助映射，以寻找放置注射元件350的最佳位置，和/或作为刺激电极进行刺激的其他表面区域。
在所示的具体实施方案中，针350具有半径为R的形状记忆性(shape memory)，其提供偏离递送组件长轴的角度。已经发现支架试剂注射最好以相对于心脏组织结构如心室壁表面的锐角注射角度进行，而非在与组织的垂直面上直接垂直注射。因此，在一个具体的变换方式中，该角度例如可以偏离组织表面30度——在该说明性的实施例中通过使针跨越记忆半径R的角度偏转来实现。不过可以使用其他机制，当然也可以使用其他的注射角度，虽然刚刚描述的实施方案是特别有利的。
虽然认为图10A-C中所示的特定配置是有利的，诸如元件的数字、放置或特定类型都是说明性的，可以进行其他适当的替换。例如，可以对圆周状排列的注射元件350使用其他数目和相应的放置，根据该实施方案通常需要2个或多个注射元件350，或者在约2个至约6个之间，在其他方面中约2个至约4个注射元件350对于目的性用途的具体情况都认为是最佳的。
在图11所示的另一个实施例中，可移动的管心针358可以在注射元件350的通道内移动，所述的注射元件350包括易弯折的柄352，在其尖端带有电极354。在前移通过隔膜壁组织到达将电极定位在梗塞区相关区域的所需部位来进行支架注射过程中，可移动的管心针358适于辅助柄352。可以提供这些特征来代替图10C所示和所描述的针组件的使用，或进行各种改变以组合这两种方法之间的各个方面，例如包括特定的注射针组件350，或提供具有一种设计的一个这样的组件或根据其他设计的一种或多种的这样的组件。
无论如何，使用过程中所排列的支架注射组件的广泛方面的其他示意性视图示于图12中。为了便于说明，注射元件350的排列被示为在横切的心脏中以一定的角度排列，但是它们可以有相同的平面取向，如位于和心脏3所示剖面横切的平面内。因此，锚定器元件360位于隔膜壁组织区，该组织区结合有注射元件350，所述的注射元件350穿过该区域围绕中央锚定器定位在独特的各自位置上。通过提供支架注射元件350、中央注射元件360和作为记录电极的尖头338，由注射元件350所结合的组织可以实质上得到注射物的支持，如用于治疗梗塞、充血性心衰或心肌病。
为了进一步说明，这些注射元件350的取向示于图13A-B中的不同平面中，图13B还提供对应于被刺激组织的区域7的阴影标记。但是，如图13B所示对应于区域7的圆周状排列可以改变，例如具有环形以外的不同形状，元件350的不同长度，或者如锚定器360处的中央区偏移到结合区7中。一方面，图13B的视图显示为两维的平面阵列元件350的具体视图。但是，它们可以具有改变的取向，以位于不同的平面中，使所得的支持区7替换为两个或多个分离的区域，如本文进一步所述。
应该理解，虽然通过心室壁表面的元件350、360和环电极338来提供对该区域7的心脏内组织支持物是有益的，但是不需要提供所有这些具有映射电极的元件，虽然可以进行这种配置。对于任意一个或多个这些元件来说，加入和/或去除电极，或提供映射的同时加入或去除其注射能力(capability)，和这种所得组合排列都是这里所考虑的实施方案。例如，中央螺旋状注射组件360可以只作为锚定器提供，而没有注射和/或映射能力。或者，其可以替换为简单的针，没有必要为螺旋状锚定配置。在所考虑的其他改变的实施例中，分离的注射端口可以位于沿注射元件350的柄并在区域7中的各位置上，以保证跨区域的完整支架。
因此，普通技术人员应该理解某些情况下可以使用特定的针或“端孔”注射递送导管(如图1-7B)，以在通常单一的位置上注射支架，例如可以和尖端映射电极联用。此外，本文中显然考虑使用更复杂的“针”注射装置，例如使用沿螺旋柄具有多个端口的螺旋针，或在另一个实施例中本文提供的、具有多个相邻针以提供组织中局部混合的针装置(如图6)。但是，这些通常认为是“点”递送装置，其欲注射的程度为沿心脏组织壁结构进入一个局部位点。相反，图10A～13描述了按照常规技术的一般说明，从而使此类递送可沿较大组织区有利地提供，其中所述组织区通常通过传统的“端孔”注射法获得。更具体地说，为了产生所需要的支架以治疗多种不同类型和程度的壁损伤，通常需要沿心室壁的实质部分提供所述支架。此外，需要使细胞和其他支架的递送与受损区域密切匹配，因此依靠简单扩散和其他主动或被动转运机制的从点来源的递送缺乏这种可靠性。因此，所需实现这种支架的递送导管应适于将支架材料沿这种扩张的并经常定形的区域注射。这种惯用的递送和所得支架通常提供更可靠的且受控效果的治疗。
还应该理解可以进行其他的改变来实现类似的目的。例如，可以使用接触元件如笼(cage)、气囊、螺旋状或针状锚定器以将递送组件锚定在一定位置，从而使针或其他注射或递送元件可以从沿递送导管的位置延伸到与接触元件相邻的另一个位置。另一方面，应该理解，接触元件可以包括针本身，并且可以在递送区中以间隔方式采用多枚针，使得该组织中从离散的注射部位注射并随后扩散或通过其他转运机制以闭合支架之间的缝隙，并覆盖该区域，作为递送元件跨越该区域连续、不中断接触的等同方法的一个实例。换句话说，“接触”组织区认为是与特定实施方案或应用有前后关系的，并且在某些情况下可以是基本连续、不中断的接触，在另一些情况下可具有解剖学或更常用用途的环境中被认为是无关紧要的中断。
为了进一步说明，可根据此公开内容修改以达到本发明的各种目的的递送装置及方法的其他更具体实例已公开在下列一个或多个授权的美国专利文献中：授权给McGee等的美国专利文献US 5,722,403、授权给Swanson等的US 5,797,903、授权给Fleishman等的US 5,885,278、授权给Swartz等的US 5,938,660、授权给Lesh等的US 5,971,983、授权给Lesh等的US 6,012,457、授权给Lesh等的US 6,024,740、授权给Whayne等的US 6,071,279、授权给Diederich等的US 6,117，101、授权给Lesh等的US 6,164,283、授权给Fleischman等的US 6,214,002、授权给Swanson等的US6,241,754、授权给Lesh等的US 6,245,064、授权给Lesh等的US 6,254,599、授权给Lesh等的US 6,305,378、授权给Fuimaono等的US 6,371,955、授权给Diederich等的US 6,383,151、授权给Lesh等的US 6,416,511、授权给Lesh等的US 6,471,697、授权给Maguire等的US 6,500,174、授权给Lesh等的US 6,502,576、授权给Maguire等的US 6,514,249、授权给Schaer等的US 6,522,930、授权给Langerg等的US 6,527,769及授权给Maguire等的US 6,547,788，这些参考文献的整体内容通过引用并入本文。
一定程度上这些参考文献与消融组织、细胞或聚合物支架递送或治疗下面考虑到的病症之外的治疗用途有着不同的相关，普通技术人员可以适当根据本公开内容的意图和目的改动或改变各导管系统和治疗的某些方面。例如，在消融装置所公开之处，各种相关的元件，如消融电极、引线(lead)、传感器、光学组件等等可用合适的元件替代，用于注射本文所述类型的支架材料。其他相关的元件，如消融促动器，例如能量源，可用合适的可注射材料源替代，也可适当修改递送组件的腔结构来提供此类注射以替代原来的连接模式，如电引线等。另外，某些方面如映射和监测阵列和组件与方法可以和根据本方面其他方式的当前实施方案的各特征组合。
将可注射支架材料递送到心脏特定区域的一种方式参照图14A-17B所示的实施方案进行了各方面描述。
更具体地，图14A所示的系统400包括递送导管420，其在远端部分428处具有可延展元件430，并在体外与近端促动器434连接。在所示的实施方案中，可延展元件430是可膨胀的气囊，其通过导管420与作为加压液体源的促动器434连接。沿气囊430的一部分提供多枚针，如图14A和图14B所示，其与源410连接，用于递送支架试剂414。
在某些情况下，如治疗梗塞时，刚才所描述的从装置的注射适于基本隔离(isolate)递送支架到梗塞区，或稍大或稍小的相应区域，其中支架的所需大小可以加以定制或设计，以满足具体的需要。为了进一步说明，在图15所示的方式中，气囊430适于位于梗塞部位，并且使针440穿透靠近脉管的梗塞组织来衔接脉管壁组织的周围区域。通过以足够的体积和方式由针来注射材料414，其注射物足量注射到壁组织中，从而形成所需的支架。
系统400尤其适于通过经血管方式递送到心室的缺血区以形成内部分子支架。也可以将其他装置用于注射针及其可注射支架有效载荷(payload)的这种经血管递送。如图16所示，该位置通常位于区域404，边缘有脉管402，如冠状动脉或静脉。例如，在受阻脉管的再造管术之后，下游的灌注经常直接和梗塞相关。这类脉管可以用于将气囊递送到梗塞区，如所示或其他具体方式中那样通过脉管壁注射。此外，也可以使用其他路径，如冠状窦或静脉。并且，这种气囊可以加以改变以用在心室中，通过膨胀来压迫气囊的针递送部分贴在待注射的壁部分上。
应该理解，通过实施方案所述的这种装置、以类似的方式形成的支架可以不是绝对的或完整的，但仍能提供有益效果。这一方面适用于可延展元件，即气囊，如刚才所描述的实施方案。一方面，横跨(transecting)所述组织区的一部分足以提供治疗性支架支持物，如注射充当筋条的支架“指”来支持其所跨的区域。此外，具有提供注射物间重叠的不足的针覆盖物(coverage)的这种气囊设计可以部分旋转一次或多次，以更好地覆盖和重叠。尽管如上所述，沿受损心脏组织区的完整或基本完整注射是高度有利的实施方案，相信在许多情况下都能提供最佳效果。
为了进一步说明，图16A示出了与刚才所述类似的另一种治疗，其中递送导管470插在冠状脉管402中，并且递送试剂递送装置406到脉管403，在该处，针408前移穿透并注射支架材料414。如图16B进一步所示，其他脉管(如脉管405)也可以通过这种方式插入套管，如使用引线跟踪能力，或可以定位或治疗不同梗塞区的映射技术或其他技术，如通过形成带有试剂递送导管490与注射针494的一系列支架496、497、498。通过用再次定位的针来重复注射，或用一系列组件的各枚针进行多处注射，这些区域重叠以治疗更大的受损区域。
应该理解刚才所述的经血管实施方案是说明性的，可以进行改变。例如，可以根据所示和所讨论的实施方案使用气囊辅助的针，或端孔(end-hole)针组件，或用于经血管、血管外支架注射的其他装置。此外，也可以推行这些具体装置如基于气囊的针装置的其他用途，或者根据图中为具体示例性应用所示的类似设计，或者进行适当的改变。
例如，可以对本文中参照图14A-B所述的装置进行进一步增强或改变。在一个具体的实施例中，可以使用图17A中所示的可偏转尖头设计，其中导管460具有远端部分468，其带有可通过操纵促动器464而偏转的气囊466。例如可以采用拉线设计来实现该实施方案。在图17B所示的另一个实施方案中，导管470具有通过包纳引线480的内腔的引线跟踪机制，从而使远端部分478和气囊476递送到定位有引线480的肺静脉中。可以使用例如图17B中连接器474处示意性示出的止血阀进行的标准形式的引线连接。
在其他示例性的改变中，针可以被其它递送所需支架试剂材料的装置所替代，如通过适合贴合在待递送组织处的多孔膜的壁。也可以使用气囊之外的其他装置，如可延展元件，如笼，或其他装置，如以适当尺寸配置以形成所需递送面积的环形(loop-shaped)细长元件。此外，在不背离保护范围的条件下，也可以注射非环形或部分环形(如曲线形)的其它区域，仍能提供有利之处。
在另一个实施方案中，上述在心脏组织中注射支架的具体实施方案还可以组合各种起博装置、结构和技术。一方面，可以使用针组件本身来起博与所注射支架治疗的梗塞区或受损区相关的心脏区域。或者，装置可以附属于不同组件使用，但是在全面心脏保健中协同运作。
目的在于或适于起博或其他心脏刺激或电连接的装置和方法的其它更具体例子描述在授权给Money的美国专利US 4,399,818、授权给Bush等的US 5,683,447、授权给Salo等的US 5,728,140、授权给Panescu等的US 6,101,410、授权给Maarse的US 6,128,535。其他例子公开在下列美国专利申请公开物中：Lindemans等的US2002/0035388；和Ben-Heim的US 2002/0087089。更多的例子公开在下列公布的PCT国际专利申请中：Panescu等的WO 98/28039；Field的WO 01/68814；Ideker等的WO 02/051495。该段中所引用的所有这些参考文献的整体内容都通过引用并入本文。
本文通过参考在心脏中提供支架且通常足以对受损心脏组织提供治疗效果的几个高度有利的实施方案来描述本发明。应该理解，术语“支持物”、“支架”或含类似意思的术语在一个方面中是指介入的主要结果是提供机械相关的结构改善，其可以涉及一个结构方面或几个结构方面。但是，也应该考虑到递送到组织中的任意材料都会产生某些柔性，支持物和支架并不都是刚性的。另一方面，还应理解“支架”可以是此外，即使提供的治疗仍能导致与损伤相关的医学病症的进程和维持——但是这仍能比未治疗的对照组得到改善且仍提供益处。
在一个类似的方面中，一定水平上其可以是多数材料具有某些可注射性和对于很多即使不是大多数类型细胞的某些支架特征的情况。但是，所述的材料在本文中基本上认为是心脏细胞的可注射支架材料，前提是这种材料导致可测的益处，并且在多数情况下不被更有害的效应所超过。
另外，还认为当根据本发明的某些实施方案已经观察到了对受损心脏组织的慢性改善的支持时，这种慢性结果对于从治疗获得价值和益处来说并不是在所有情况下都是必需的。
可以制成用于与某些局部心律失常相关的具体需要的其他特化工具。例如图中通常提供的各个实施方案所说明的，接触元件通常提供在示例性的心脏递送系统中，以在靶部位接触组织，并在该处提供所需材料的递送。
上面还参照说明性的实施方案描述了组织支架和聚合物支架试剂递送之间的各种组合，但是也可以对其进行其他的组合、亚组合及更改。例如，改变螺旋针(screwneedle)使具有中空的腔，用于一种或其他细胞或聚合物试剂的递送，而围绕中央螺钉圆周状排列的针可以递送两种材料的另外一种。
在另一个实施例中，图16A-B分别示出了高度有利的混合支架试剂向心室壁的经血管递送，递送技术可以组合产生总体结果——尤其是混合支架中的每个组分都需要不同规格的针或递送装置类型时。例如多组分(multiple-part)支架中的一种前体试剂可以经血管和经心脏方法彼此组合来实现。另外，一些试剂可以通过经心脏递送形式递送，其他试剂通过经血管方法递送——每种方法在心室壁的不同区域提供医疗效果，而其组合可以提供跨心室的完全且更有利的医疗效果。为此，经心脏方法在本文中通常显示并描述为右心脏系统经常是优选的入口。但是，也考虑左心室经心脏递送聚合物和细胞试剂之一或二者，代替心室内方法(或经血管方法)或与之组合。考虑这些方法的组合或亚组合，在本公开内容的基础上对于普通技术人员来说是显而易见的。
可以使用不同体积的支架试剂、不同数目、尺寸、图案和/或长度的注射针来适应具体的需要。一方面，可以使用之前的诊断性分析来确定疾病的程度、疾病的部位或患者的各种解剖事项，这些参数设定所要递送的支架试剂的体积和/或模式或注射针排列。或者，实时诊断方法可以使刺激或其他效应得以监测或映射，从而使试剂量、针配置的距离、方向或数目得以改变，直至获得正确的结果。因此，例如，这些实施方案中的针可缩回或前移通过组织，从而可以尝试不同的配置，直至映射和鉴定到适于进行支架注射的受损区域。
还考虑试剂递送和电极实施方案，虽然彼此组合是高度有利的，但是单独也是有利的，可以用于提供有益效果，而不需要彼此的存在。
虽然如上所述，特别有利的总的组件如图18所示。更具体地，示出了心室内支架系统500，其包括递送导管510，其协同运作以提供支架材料550以及下述的电极化针530与锚定器540的递送。递送导管510具有带近端连接器514的近端部分512、远端部分516和远端尖头518，是心脏内递送导管，适于在左心室内向左心室壁递送其内容物。从导管510延伸的是具有可延伸螺旋针540的内部导管520，多个有间隔的可延伸电极化针530排列在螺旋针540的周围。所有或只有一些中央锚定器540、可延伸电极化针530和元件尖头520可以提供为刺激电极，其与能量源560连接，如通过轴520连接。此外，所有或只有一些中央螺钉540、可延伸电极化针530或元件尖头520还适于如通过与通道(未示出)的端口递送一定体积的支架试剂到被区域550处所示的电极化部分所连接的区域中，所述的通道进一步与这种支架试剂源570(示意性示出)连接。
认为该组合装置对于刺激心室的实质部分，如起博，尤其是治疗LV壁机能异常是高度有利的。如图18进一步所示和对提供驱动进入组织如心室壁的可延展元件的其他实施方案的说明，另一装置580可以和作为促动器的这种组件连接，使各个可延展元件自动或手动延伸。可以安装在示于图18中500处或本文中其他实施方案所示的总体系统中的其他元件包括监测传感器和相关的硬件和/或软件，例如引入或以其它方式与能量源如起博器/除纤颤器协作，例如包括：映射电心脏信号用于诊断用途，确定所需支架结果，和/或与注射支架本身的效果相关的反馈控制，如设定点等。
在各种实施方案中，可注射材料描述为适于在心脏组织结构中形成治疗性支架的材料。根据本发明有用的高度有利的材料例子包括：提供空隙或其他形式内壁支持物如硬化细胞间连接区域的细胞、聚合物或其他液体或制剂。纤维蛋白胶试剂已经鉴定为用作该用途的高度有利的生物聚合物。另一例子包括含胶原、或其前体或类似物或衍生物的可注射材料。
使用细胞的本发明更具体方式包括成肌细胞、成纤维细胞、干细胞或其他合适的细胞，这些细胞能提供与心脏细胞之间充分的缝隙连接，以便和周围的心脏结构形成所需的传导连接，从而提供改善的房室传导和收缩。在获得的这种连接不足以通过注射区提供适当窦节律的其他方式中，需要相反的结果。换言之，优选使注射区域完全去连接，以减小通过或来自注射区的现有但不完全的收缩传导的潜在“促心律失常”危险性。进一步就细胞递送来说，细胞可以培养自患者自身的细胞，或对于肌体来说是外源的或异源的，如来自受调控的细胞培养物。
使用骨骼肌成肌细胞移植进行心肌修复的组织工程技术已经获得了更多的关注，其表明在正常和损伤的心肌中骨骼肌成肌细胞存活并形成收缩肌纤维。但是，心肌修复的重点已经集中到了心肌收缩性的维持上，几乎不关注组织工程对心脏传导或心律失常形成的影响。
根据本发明的实施方案，将“成肌细胞”和聚合物支架一起使用作为要递送的所选活细胞材料，以产生治疗性医疗效果，过去已经发现该细胞在植入正常心脏组织结构中时产生心律失常，该结果认为是移植细胞和现有心脏组织之间的缝隙连接差异阻断正常的传导通路导致的。由于之前用细胞治疗在增加收缩性和传导性上的尝试，这被视为是一个问题。相反，根据本发明的某些方面和方式使用成肌细胞移植适于以高度局部化的方式将这些细胞递送到沿经常不与心脏周期连接的梗塞区的部位，因此所注射细胞和固有细胞之间的缝隙连接结果可能不与预期医疗结果直接相关。
成纤维细胞是另一种替代的细胞类型，认为是注射的内部心脏支架的高度有利方式。在一个特别有利的方面中，成纤维细胞不经历从增殖细胞向成熟细胞的过渡阶段，不象骨骼肌成肌细胞那样。因此与骨骼肌相比，成纤维细胞具有更均一的激发模式。成纤维细胞电生理特征在成纤维细胞之间相当一致，认为有效地对传导产生一致的效应。因此，在使用成纤维细胞为心室壁机能异常或缺血提供支架的一个说明性实施方案中，在多批/注射之间可以预期获得类似的应答。
因此，根据另一实施方案的本发明提供了将成纤维细胞移植和可注射支架材料联合使用来治疗受损心肌的系统和方法。根据该实施方案的高度有利的变换方式，这种成纤维细胞是自体同源的，通常取自皮肤样品，随后适当地制备并移植到心脏组织结构中的一定位置，以促进支架治疗心脏损伤，如梗塞、缺血和/或心肌病与CHF。
因此，本发明根据该有利实施方案使用来自患者自身的成纤维细胞，并将它们移植到心脏中传导异常的区域。成纤维细胞是能够在瘢痕(通常心脏的传导异常发生在AMI的梗塞瘢痕组织和正常心脏组织之间的前缘(leading edge))的低氧环境中生存和增殖的细胞，其还具有阻断或改变/重建心脏传导通路的能力，或在此处可以诱导成纤维细胞的电机械连接，产生新的通路，以使心脏传导从异常的传导通路正常化。
下列参考文献的整体内容通过引用并入本文：Yair FELD，et al.，Electrophysiological Modulation of Cardiomyocytic Tissue by Transfected FibroblastsExpressing Potassium Channels：A Novel Strategy to Manipulate Exitability，″Circulation，January 29，2002 pgs 522-529。
在本发明的某些具体的实施方案中，培养患者自身的成纤维细胞，并和可注射聚合物支架试剂一起移植到鉴定的受损区或机能异常的心肌中，以形成支架，该支架不和或不从周围组织进行收缩。或者，可以使用诱导这些成纤维细胞中生成缝隙连接蛋白的材料和方法，以便通过成纤维细胞与所注射支架的区域周围的现有心肌细胞电机械连接的能力使传导通路正常化。
本发明的某些广义方面包括一般意义上的细胞治疗，用来建立治疗性机械支架，某些更具体的方式认为也是独立有利的。
例如，在一个具体的这种方式中，使用自体同源的成纤维细胞来治疗梗塞。成纤维细胞通常是与组织损伤(即皮肤损伤、AMI)和组织愈合相关以产生瘢痕的细胞系。在对损伤的应答中发生成纤维细胞的活化。这些事件导致细胞类型向活化表型的过渡，所述的活化表型具有与正常组织中静息细胞基本不同的生物功能。这些细胞表型(缘于协调性的基因表达)受到细胞因子、生长因子和下游核靶点的调节。在伤口愈合的例子中，成纤维细胞修复并重建组织。正常组织中的静息成纤维细胞主要负责细胞外基质的稳态更新，如下列参考文献的例子中所公开的：EGHBALIM，CZAJAMJ，ZEYDEL M，et al.，″Collagen chain mRNAs in isolated heart cells from young adult rats，″J Mol Cell Biol 1988；20：267-276；和POSTLETHWAITE A，KANG A.，″Fibroblasts andmatrix proteins；and Gallin J，Snyderman R(eds)，″Inflammation.Basic Principles andClinical Correlates，″1999，Philadelphia：Lippincott Williams & Wilkins.这些参考文献的整体内容通过引用并入本文。
皮肤成纤维细胞增强向PDGF的迁移，增加胶原积累和MMP合成，和净胶原积累，例如整体内容也通过引用并入本文的下列参考文献中所公开的：KAWAGUCHIY，HARAM，WRIGHT TM.，″Endogenous 1 alpha from systemic sclerosisfibroblasts induces IL-6 and PDGF-A，″J Clin Invest，1999，103：1253-1260.与成纤维细胞中缝隙连接蛋白的缺失连接的胶原基质的形成建立和心肌细胞之间的电机械绝缘。在一个更具体的例子中，已经在之前患有MI的患者心肌的成纤维细胞迁移区域中观察到了电传导的缺失。
因此，在聚合物支架有利地与细胞治疗组合的某些应用中，成纤维细胞是可以使用(并增殖)的细胞，以在表现出异常传导通路的心律失常形成病灶的心肌区域中建立电绝缘和/或降低电传导。
成纤维细胞可以从体内的许多组织(肺、心脏、皮肤)活组织检查获得、分离、在培养物中扩增，并导入(通过注射、移植片递送、移植、用聚合物载体或骨架)到心血管系统中需要降低传导、绝缘心律失常通路或绝缘心律失常形成病症的心脏区域中，所述的心血管系统包括肺静脉、心房和心室，以及心耳。
与医疗相关的、涉及成肌细胞和/或成纤维细胞的细胞治疗的某些方面的更具体例子分别公开在下列出版的参考文献中：SUZUKI，Ken et al.，″Overexpression ofconnexin 43 in skeletal myoblasts：Relevance to cell transplantation to the heart，″J.ThoracCardiovasc Surg 2001；122：759-66，MURRY，Charles E.et al.，″Muscle Cell Grafting forthe Treatment and Prevention of Heart Failure，″J Cardiac Failure 2002；8：6 S532-541；LONG Carlin S.et al.，″The Cardiac Fibroblast，Another Therapeutic Target for Mendingthe Broken Heart？″J Mol Cell Cardiol 34，1273-1278(2002)。这些参考文献的整体内容通过引用并入本文。
根据各个实施方案来治疗受损心肌的细胞治疗认为是本发明更广义方面的一种方式(虽然高度有利)，其通过改变心脏组织结构自身，更具体地是与心脏房室相关的心脏组织结构，提供了增强心脏壁支持的手段。该方面提供了极大的益处，在于提供预期治疗，而不具有形成支架移植物如具体使用外部“套(sock)”或其他约束性移植物的其他传统技术其他副作用和缺点。
例如，基本避免了其他传统约束性方式中预计发生的组织侵蚀及其他基本的瘢痕应答。在预防位于外部的冠状血管阻塞方面这具有特别的益处。
此外，细胞治疗通常以高度局部化的方式进行，而许多支架技术需要支持受损伤的心脏的整个部分。
因此，本发明考虑一个宽的范围，提供治疗性机械支架，直接影响LV壁自身的扩张特征，治疗LV壁机能异常，而不在外部约束壁的扩张。这样，根据本发明的该方面考虑细胞或聚合物治疗之外的其他合适方式。
一般来说，本文的“聚合物”定义为多个单元或“单体”的链。例如纤维蛋白胶含有聚合的纤维蛋白单体，在本文中还认为是生物聚合物的一个说明性例子，因为其组分是生物的。
纤维蛋白胶是常规用作手术粘合剂和封闭剂的、已获FDA批准的生物材料。该生物聚合物通过向纤维蛋白原中加入凝血酶而形成。试剂盒中的凝血酶是酶法切割纤维蛋白原、改变分子的电荷和构象、形成纤维蛋白单体的引发剂或催化剂。然后纤维蛋白单体进一步聚集，形成生物聚合物纤维蛋白。将凝血酶和纤维蛋白原两个组分混合后，在聚合前数秒钟溶液仍然是液体。前体材料混合后或分别递送材料进行原位混合后随即形成的纤维蛋白胶试剂适于通过注射导管或其他注射器递送到心肌中，因此仅需要最低限度的损伤过程。其还是生物相容的且无毒的，不诱导炎症、异体反应、组织坏死或广泛的纤维化。
天然的纤维蛋白高度参与伤口愈合，充当肌体中血管生成的天然基质。内皮细胞通过αvβ3整合素与纤维蛋白中RGD基序的结合透过纤维蛋白凝块迁移。在迁移内皮细胞的部位，纤溶酶的生成降解纤维蛋白基质。纤维蛋白密度的减低使得毛细管形成。随着细胞迁移通过较低密度的纤维蛋白时，它们通过血管内皮钙粘着蛋白(cadherin)与纤维蛋白β链上的残基相互作用，并促进毛细管形态发生。除了为内皮细胞迁移和毛细管形成提供基质，纤维蛋白还充当数种生长因子和溶血纤的酶的持续释放库。还鉴定到了纤维蛋白的一种降解产物：纤维蛋白片段E，观察到其能够：诱导血管生成；刺激人微血管内皮细胞的增殖、迁移和分化；刺激平滑肌细胞的迁移和增殖。还认为纤维蛋白胶上调或释放各种生长因子，这些生长因子将其他细胞募集到梗塞区，或抑制LV扩张进程。已经观察到纤维蛋白胶诱导成纤维细胞迁移，导致成纤维细胞在梗塞区中的募集和增殖，导致更厚的梗塞壁。注射纤维蛋白胶还可能导致干细胞从骨髓的募集，有助于新脉管的形成。
根据本发明的各方面有用的纤维蛋白胶的更具体的例子公开在下列参考文献中：Sierra，DH，″Fibrin sealant adhesive systems：a review of their chemistry，materialproperties and clinical applications.″J Biomater Appl.1993；7：309-52.该参考文献的整体内容通过引用并入本文。
根据本发明的另一个实施方案，将活材料如细胞和无生命材料的组合制剂递送到心脏组织结构中，以在该处形成支架。在另一个更具体的实施方案中，聚合物材料适于增加递送到要形成支架之部位中的细胞的滞留。另一方面，聚合物材料适于进一步辅助形成支架，如借助所述区域中材料的聚合链提供内壁支持物。
和细胞治疗组合提供显著益处的材料的一个具体例子是纤维蛋白胶。更具体地，观察到纤维蛋白胶增强注射到心脏组织中的细胞如成肌细胞的滞留，以治疗受损的心脏结构，如心脏的梗塞区，参照下面的实施例来进一步说明。
虽然联合使用纤维蛋白胶和细胞递送来治疗心脏心律失常有显著的益处，但也考虑使用这种组合时具有有益效果的其他合适材料，如充分介入细胞间缝隙连接或影响心脏组织结构中细胞外基质从而主要增强受损壁结构的功能和/或支持的其他聚合物或分子支架或材料。此外，胶原或其前体或类似物或衍生物也考虑用于该目的，与纤维蛋白胶联用或取代它使用。
根据本发明的可注射支架材料的实施方案可以主要包括或仅有一种可注射支架材料，或包括材料的组合。例如，包括细胞的可注射支架材料可以包括其他材料，如液体或其他基质，其将细胞提供在作为适于注射的细胞培养基的总制剂中，所述的注射具体通过递送导管的递送腔注射。在已发现有用的一个具体的实施例中，可注射的支架材料可以包括骨骼肌成肌细胞或其他合适的替代细胞与生物聚合物如纤维蛋白胶试剂组合，纤维蛋白胶试剂本身可以作为能混合形成纤维蛋白胶的两种前体材料提供，所述的纤维蛋白胶在和细胞递送到心脏内的所需位置时辅助形成支架。
虽然如本文所述，从这种特化的工具和技术可以获得大大的益处来满足具体的需要，但形成注射的心脏内壁支架或进行细胞治疗来治疗或预防心肌病或缺血疾病的具体方式并不限制本发明的各个广泛的方面。
例如，应该理解，纤维蛋白胶表达具有有利生物活性的几种不同模式，每种模式提供或增强纤维蛋白作为注射的壁支架的具体治疗效果。因此，纤维蛋白试剂本身是作为具有独立价值的更广义方面的这些生物活性特征的说明性模式(不论各种特征组合的其他价值如何)。一方面，纤维蛋白包括RDG结合位点，该位点发现能增加细胞在区域中的亲和力，包括和纤维蛋白一起递送的细胞或募集到区域中的细胞。此外，纤维蛋白包括片段“E”，其已经发现能够诱导血管生成。其中的每一种表现出作为支架的纤维蛋白胶对细胞治疗的独立益处，其组合更为有利。例如，RDG结合位点提供的细胞亲和力使得在注射区的支架内形成细胞基质，而片段E所致的血管生成通过诱导的供血保证细胞基质增加寿命和存活力。例如在CHF治疗中将支架注射到缺血心肌或治疗心肌病、增强心室壁同时预防负性重构的应用中尤其有利，所述的负性重构在该区域中没有长期细胞存活的情况下将进一步发展。
因此认为纤维蛋白胶对提供这些益处的特征是说明性的，在提供用于类似活性的其他可注射化合物的其他实施方案中可以进行其他改变。例如，如所述的那样将材料注射到组织中，在所得的注射支架中表达RDG结合位点是本发明的广义方面，是说明性的，并不局限于纤维蛋白胶的具体有利实施方案。在另一个例子中，以诱导血管生成的方式将聚合物试剂注射到心脏组织中是另一个广义的方面，由纤维蛋白胶说明，但无论如何都不需局限于具体有利的实施方案。尤其是，具体实施方案的改变可以包括具体通过纤维蛋白分子之外的、提供片段E的其他分子形式。另外，在不背离本发明各广义方面的情况下，RDG结合活性(或其他细胞亲和因子)和片段E(或其他血管生成因子)的组合可以以具体通过纤维蛋白之外的其他方式实现。
虽然上文声明是为了从本发明的某些广义方面中消除纤维蛋白胶的限制，但应该理解为：纤维蛋白胶本身例如通过单独提供作为可注射支架试剂所述的特征和益处的组合来提供极大的价值和益处。
可以自身或前体试剂形式注射的其他聚合物或分子支架或材料简述如下。几种合成的聚合物，如聚氧化乙烯(“PEO”)、PEO-聚乳酸(“PLLA-PEO嵌段共聚物”)、聚(N-异丙基酰胺-co-乳酸)(“聚(NIPAAm-co-Aac))、pluronics(聚丙二醇与环氧乙烷的加聚物)和聚(N-乙烯基-2-吡咯烷酮)(“PVP”)可以适于为移植细胞提供人工细胞外基质。各种生物聚合物如藻酸盐、胶原和纤维蛋白胶可以以一定方式制备，在某些情况下用作可注射支架。这些聚合物中每种的益处包括它们可以注射到所需的位置，而不需要较大损伤的植入。
在一个更具体的例子中，PEO通常认为是生物相容的，已知不与蛋白质及多数生物巨分子反应。其是可注射的，虽然通常使用诸如22号的较大号针头来注射这种材料。根据另一个例子，PEO-PLLA-PEO嵌段共聚物也通常认为是生物相容的和生物可降解的。但是，该化合物的配方制剂通常在约45℃下经历凝胶溶液转变，因此通常以高于体温的温度注射。在这种情况下各治疗系统还包括加热组件。聚(NIPAAm-co-AAc)凝胶也经历凝胶溶液转变，其凝胶在室温下通常为液态，在体温下固化。为了获得机械性能稳定的凝胶，较大号的针头也是特别有用的。Pluronics也公知是生物相容的，但通常不认为是生物可降解的。它们在低于4℃的温度下为液态，因此，递送导管还可以包括沿导管的主动式冷却和/或绝缘装置，以在递送之前提供并维持材料在这种温度下。PVP是可以通过诸如30号的较小针头注射的材料。其还通常是无抗原性和无毒的；但是，其通常不认为是生物可降解的。藻酸盐凝胶通常通过钙离子连接，长期下来其会解离，使凝胶机械性能不稳定。它们也通常认为是非生物可降解的，已经发现在某些情况下是免疫原性的。胶原凝胶通常认为是生物相容的和生物可降解的，但是通常机械性能不稳定。
某些其他材料已经公开用于形成作为细胞培养和移植支架的海绵体。在一个具体系列的公开内容中，多糖海绵体就是以这种方式提供。但是，这些公开内容没有暗示对这些结构进行适当改变，以提供非常适于通过针注射或经导管技术递送的可注射支架试剂。但是，作为下文的其他特征，本文中可以通过这种改变进行可注射递送。
上述材料各方面的更具体的例子提供在一个或多个下列参考文献中：MERRILLEW.″Poly(ethylene oxide)star molecules：synthesis，characterization，and applications inmedicine and biology，″J Biomater Sci Polym Ed，1993；5：1-11；PEPPAS NA，Langer R.″New challenges in biomaterials，″Science，1994；263：1715-20；SIMS CD，Butler PE，Casanova R，Lee BT Randolph MA，Lee WP，Vacanti CA，Yaremchuk MJ，″Injectablecartilage using polyethylene oxide polymer substrates，″Plast Reconstr Surg.1996；98：843-50；JEONG B，BaeYH，Lee DS，Kim SW″Biodegradable block copolymers asinjectable drug-delivery systems，″Nature，1997；388：860-2；STILE RA，Burghardt WR，Healy KE，″Synthesis and Characterization of InjectablePoly(N-isopropylacrylamide)-Based Hydrogels That Support Tissue Formation inVitro，”Macromolecules，1999；32：7370-7379；ARPEY CJ，Chang LK，Whitaker DC，“Injectabilityand tissue compatibility of poly-(N-vinyl-2-pyrrolidone)in the skin of rats：a pilot study，”Dermatol Surg，2000；26：441-5；discussion 445-6；SMIDSROD O，Skjak-Braek G.“Alginate as immobilizaition matrix for cells，”Trends Biotechnol，1990；8：71-8；Paige KT，Cima LG，Yaremchuk MJ，Vacanti JP，Vacanti CA.“Injectable cartilage，”Plast ReconstarSurg，1995；96：1390-8；discussion 1399-400.这些参考文献的整体内容通过引用并入本文。
本文所述的各种材料都是根据本实施方案的各方面有用的，单独或与其他组合或共混，例如除纤维蛋白胶之外或代替纤维蛋白胶。这些化合物还说明了化合物的某些广义类型，对于普通技术人员而言是显而易见的是这些类型可以提供其他的替代物。此外，所列的化合物可以通过将前体材料递送到原位形成目的化合物的组织中进行递送。例如，藻酸盐就是适于制备用来注射并提供本文所述各种益处的聚合多糖的说明性形式。在一个具体的例子中，例如通过改变多糖和钙的浓度使作为聚合物的藻酸盐变得可注射。可以根据本文所述的各方面将这种制剂或其他可注射制剂注射到心脏组织结构中，替代纤维蛋白胶或其他化合物，或和纤维蛋白胶或其他化合物联用，这对于普通技术人员来说是显而易见的。
此外，虽然聚合物是为心脏组织结构提供支架并支持细胞治疗的特别有利的物质，聚合物之外的其他类型的材料也可以根据本发明的各方面使用，因此是进一步考虑的实施方案。例如，整合素是已经发现能增强细胞结合的蛋白质例子，因此可以注射到心脏组织结构中，以为该处细胞组织形成和/或滞留提供极大的益处。为了进一步说明，其他具体的实施方案还包括整合素与细胞递送组合，和/或与本文所述的、根据本发明的一个或多个方面有用的其他无生命化合物组合。
和上面所列的示例性聚合物与其他潜在的可注射支架试剂相比，应该理解，纤维蛋白胶提供有价值的且较独特的益处组合：其通常是生物相容的、无毒的且生物可降解的；其还可以在室温或体温下通过30号针头注射。此外，其作为可注射支架还提供生物活性的组合，进而提供联合治疗，这是其他试剂所不适于提供的。
仍需理解的是，虽然本文描述了纤维蛋白胶或相关试剂，还考虑将其他材料如胶原或其前体或类似物或衍生物单独或和细胞联合用于这种情况，尤其是涉及形成注射的支架的情况。
此外，虽然本文联系本文所述的一个或多个实施方案鉴定了化合物，还考虑使用例如胶原或纤维蛋白，其前体或类似物或衍生物。例如，还考虑使用在体内代谢或通过其他方式改变来形成这类化合物的材料结构。或者，也考虑使用反应形成这类化合物的组合材料。还考虑使用的其他材料是分子结构与这类设计的化合物相比变化不大，或在本文所考虑的用途方面与它具有基本类似的生物活性的材料(如去除或改变针对这种生物活性功能的非功能性基团)。这类化合物和其前体或类似物或衍生物在本文中称作“化合物试剂”。同样，本文中其他形式的“试剂”如“聚合物试剂”或“纤维蛋白胶试剂”还包括实际上的终产物，如分别是聚合物或纤维蛋白胶，或者一起或以协同方式递送以形成所得材料的一种或多种各前体材料。
除了上文中提供的实施方案的描述，参照下文所概括的某些说明性的科学研究进一步提供了本发明的其他方面、方式、实施方案和材料、系统与方法的变换方式，这些可以在整个公开内容的上下文中看出，对于普通技术人员来说是显而易见的，并不具有限制性，除非特地这么说明，并局限于所述的具体方面。
实施例1
该实施例描述了所进行的示例性研究，以验证作为内部支持物和支架的可注射生物聚合物纤维蛋白胶的效应，并证实其对心脏功能的改善和对心肌梗塞(“MI”)后梗塞壁厚度的影响。
1.方法
a.大鼠心肌梗塞模型
在该项研究中使用缺血再灌注模型，其各方面都与下列出版物中所公开的相类似，这些出版物的整体通过引用并入本文：Sievers RE，Schmiedl U，Wolfe CL，et al.，″Amodel of acute regional myocardial ischemia and reperfusion in the rat.″Magn Reson Med.1989；10：172-81.
将雌性Sprague-Dawley大鼠(225-250g)用克他命(90mg/kg)和甲苯噻嗪(10mg/kg)麻醉。采用消毒技术，将大鼠以仰卧体位放置，清洁胸部并去毛。进行胸骨正中切开术打开胸腔。使左心房基部的界标(landmarks)和室间沟暴露，用7-0 Ticron缝线的单一缝针穿过心肌，穿刺深度稍深于左冠状动脉的左后降支(LAD)的可感知水平，但注意不要进入心室腔中。拉紧缝线以闭塞LAD 17分钟，并移开，使之再灌注。然后将胸腔缝合，使动物恢复1周。
b.骨骼肌成肌细胞的分离和培养
根据下述程序，并进一步参考通过引用并入本文的下列背景出版物：Rando TA，Blau HM.″Primary mouse myoblast purification，characterization，and transplantation forcell-mediated gene therapy.″J Cell Biol.1994；125：1275-87，分离和纯化Sprague-Dawley新生大鼠(2-5日龄)的后肢肌肉的成肌细胞。
简言之，在磷酸盐缓冲的盐水(PBS)-青霉素/链霉素(PCN/Strep)环境中获取后肢，并机械切碎。将组织用Dulbecco’s PBS(Sigma)中的分散酶和胶原酶(Worthington)于37℃酶解45分钟。然后使所得的悬液通过80μm的滤膜，通过离心收集细胞。将细胞预铺板10分钟，以将成肌细胞和成纤维细胞分离。将成肌细胞悬液转移到胶原包被的100mm聚苯乙烯组织培养皿(Corning Inc)中，使之在生长培养基(80％Ham’s F10C培养基，20％胎牛血清，1％PCN/Strep，2.5ng/ml重组人成纤维细胞生长因子)中于37C、95％空气+5％CO2的湿润气氛中增殖。使培养物达到70-75％融合，每3-4天(1∶4分开)传代。成肌细胞材料制备的某些方面的进一步理解公开在Rando TA，Blau HM.″Primary mouse myoblast purification，characterization，and transplantation for cell-mediated gene therapy.″J Cell Biol.1994；125：1275-87中。
c.纤维蛋白胶
在该项研究中使用的纤维蛋白胶是商业来源的Tisseel VH纤维蛋白密封剂(通过商业途径得自Baxter)。其是两组分系统，在固化成固态凝胶基质之前数秒钟保持为液态。第一组分由浓缩的纤维蛋白原和纤维蛋白溶解抑制剂抑肽酶组成。第二组分是凝血酶和CaCl2的混合物。其通过供应的Duploject敷料器递送，敷料器使两个组分分别在单独的注射器中，并提供了同时混合及递送，如图1中示例性实施方案所示。纤维蛋白原与凝血酶组分的比率为1∶1。
d.注射
MI后约1周，分别将含0.5％牛血清白蛋白(BSA)的50μl PBS(对照组)、50μl纤维蛋白胶、含5×106成肌细胞的50μl 0.5％BSA或含5×106成肌细胞的50μl纤维蛋白胶注射入缺血LV。采取消毒技术，将大鼠麻醉，从剑突沿下肋骨剖开腹部到左腋下水平。通过隔膜切除将LV顶点暴露出来，保持胸壁及胸骨完整。将大鼠随机分成对照组或治疗组，将30号针插入缺血LV进行注射。对于细胞组，将5×106成肌细胞悬于50μl 0.5％BSA并注射入心肌。对于细胞存在于纤维蛋白中的组，将5×106成肌细胞悬于25μl纤维蛋白胶的凝血酶组分。凝血酶-细胞混合物与25μl纤维蛋白原成分同时注射入心肌中(图1)。在纤维蛋白组中，将25μl凝血酶和25μl纤维蛋白原同时注射入缺血心肌中。对胸腔抽吸后将隔膜缝合，随后将腹部缝合。
e.超声波心动描记术
MI后约1周，对所有动物在清醒状态下实施胸廓超声波心动描记术(基线超声心动图)，1～2天后进行对照或治疗注射。约4周后实施追踪超声心动图。
根据该实施例的本项研究使用的超声波心动描记术方法通常与下列参考文献中公开的方法类似：Youn HJ，Rokosh G，Lester SJ，et al.，″Two-dimensionalechocardiography with a 15-MHz transducer is a promising alternative for in vivomeasurement of left ventricular mass in mice.″J Am Soc Echocardiogr.1999；12：70-5；和Nakamura A，Rokosh DG，Paccanaro M，et al.，″LV systolic performance improves withdevelopment of hypertrophy after transverse aortic constriction in mice.″Am J PhysiolHeart Circ Physio.2001；281：H1104-12.其他报道已经表现出患有心肌梗塞的大鼠中胸廓超声波心动描记术的准确性和再现性。为了便于理解，患有心肌梗塞的大鼠中胸廓超声波心动描记术的其他例子提供在下列参考文献中：Scorsin M，Hagege AA，Marotte F，et al.Does transplantation of cardiomyocytes improve function of infarctedmyocardium？Circulation.1997；96：II-188-93；和Litwin SE，Katz SE，Morgan JP，et al.，″Serial echocardiographic assessment of left ventricular geometry and function after largemyocardial infarction in the rat.″Circulation.1994；89：345-54。该段所引用的参考文献的整体内容通过引用并入本文。
简要地说，将动物去毛，在清醒状态下置于塑料DecapiCone限制器(BraintreeScientific Inc)中。将一层声偶合胶涂于胸廓。然后将动物置俯位或稍侧卧位。用15-MHz线性矩阵传感器系统(Acuson Sequoia c256，Mountain View，CA)实施超声波心动描记术。小心避免对胸廓过度施压，因其可诱导心动过缓。同时从胸骨长轴及短轴视图(于乳突肌水平)获得二维图像。只要有可能，将目标区域调整到心脏大小，以激活增强解析度成像功能(resolution imaging function，RES)。增益(gain)设为最佳成像，压缩比设为70dB。获取数码图像并存于磁光盘(SONY EDM-230C)上。
根据此特定的实验模型，使用两个成像标准。第一，短轴视图符合至少显示80％的心内膜和心外膜边界的标准。第二，长轴视图符合显示二尖瓣阀平面的标准，使得该环和顶点可以看见。获得足够的二维图像后，M-型光标位于与心室隔前壁(梗塞位点)和后壁垂直的部位，在乳头肌水平。根据美国超声波心动描记术协会的前缘(leading edge)法，测量壁的厚度及左心室内部尺寸。作为收缩功能指标的部分缩短率(fractional shortening，FS)计算为FS(％)＝[(LVIDd-LVIDs)/LVIDd]×100％，其中LVID为左心室内部尺寸，d为舒张期，s为收缩期。一名对治疗组保持盲态的超声波心动描记术人员采集图像并进行数据分析。通过引用并入本文的下列参考文献已报道该技术的精确度和再现性：Youn HJ，Rokosh G，Lester SJ，et al.，″Two-dimensionalechocardiography with a 15-MHz transducer is a promising alternative for in vivomeasurement of left ventricular mass in mice.″JAm Soc Echocardiogr.1999；12：70-5；和NakamuraA，Rokosh DG，Paccanaro M，et al.，″LV systolic performance improves withdevelopment of hypertrophy after transverseaortic constriction in mice.″Am J PhysiolHeart Circ Physiol.2001；281：H1104-12.
f.组织学和免疫组化
注射手术约4周后，用过量戊巴比妥(200mg/kg)实施无痛致死术。快速切除心脏，新鲜地冻于Tissue Tek O.C.T冷冻培养基中。然后切成5微米的切片，并用苏木素和曙红(H&E)染色。细胞组和细胞存在于纤维蛋白中的组的心脏用MY-32克隆(Sigma)染色以标记移植的细胞，其中MY-32克隆针对肌球蛋白重链(MHC)的骨骼肌快速同功型。用Cy3-偶联的抗小鼠第二抗体(Sigma)使标记的细胞可见。同时取250μl纤维蛋白胶样品新鲜冰冻，切成5微米切片，并用H&E染色。
g.统计分析
数据以均值±标准差表示。我们实验室用大鼠心肌梗塞模型进行了大量的实验，发现梗塞具有高度可变性，因此进行内部对照以评价治疗的效果。注射前后所测量部分缩短率(fractional shortening)及梗塞壁厚度的差异用双侧配对t检验比较。治疗组的组间差异用Bonferroni校正的单因素方差分析(one-way ANOVA)比较。注射后组间的测量值也用Bonferroni校正的单因素方差分析比较。P＜0.05时认为有显著性。
2.结果
该项研究中总共使用了41只大鼠。有6只大鼠在梗塞手术中死亡或手术后随即死亡，有一只大鼠在注射手术中死亡(细胞存在于纤维蛋白胶的组)。注射手术后，所有组的存活率均为100％。最终在34只大鼠上实施了超声波心动描记术。对照组(n＝7)注射0.5％BSA，纤维蛋白组(n＝6)注射纤维蛋白胶，细胞组(n＝6)注射5×106成肌细胞，细胞存在于纤维蛋白胶的组注射存在于纤维蛋白胶中的5×106成肌细胞。
a.超声波心动描记术
约在MI后1周(注射手术前)及注射手述后约4周收集超声波心动描记术测量结果，以测定纤维蛋白胶、成肌细胞及两者的组合对LV功能及梗塞壁厚度的影响。如MI后的典型进展，对照组表现出LV功能的退化和梗塞壁变薄。4周后，FS方面有显著的退化(P＝0.0005)，并且梗塞壁厚度方面也有显著的减小(P＝0.02)(表1，对照组)。结果如下表1所示。
表1、超声波心动描记术数据
| 注射前 | 注射后4周 | P | |
| 部分缩短率，％ | |||
| 对照组 | 45±8 | 22±6 | 0.0005 |
| 纤维蛋白组 | 26±5 | 23±8 | 0.18 |
| 细胞组 | 29±14 | 28±2 | 0.89 |
| 细胞存在于纤维蛋白中的组 | 42±10 | 33±6 | 0.19 |
| 梗塞壁厚度，cm | |||
| 对照组 | 0.29±0.08 | 0.24±0.04 | 0.02 |
| 纤维蛋白组 | 0.26±0.04 | 0.23±0.06 | 0.40 |
| 细胞组 | 0.30±0.08 | 0.26±0.06 | 0.44 |
| 细胞存在于纤维蛋白中的组 | 0.30±0.04 | 0.3±0.02 | 0.43 |
相反，只注射纤维蛋白胶、只注射成肌细胞以及注射存在于纤维蛋白胶中的成肌细胞对FS及梗塞壁厚度有保护作用。对纤维蛋白组、细胞组及细胞存在于纤维蛋白中的组，FS没有显著下降，P值分别为0.18、0.89和0.19(表1)。另外，所有治疗组的梗塞壁厚度无显著差异(P值分别为0.40、0.44、0.43)(表1)。对治疗前和治疗后的FS及梗塞壁厚度差异进行治疗组间比较。未观察到显著差异(分别为P＝0.52和P＝0.56)，表明没有哪一个治疗比其他治疗更有效。注射4周后所有组的梗塞壁厚度比较表明细胞存在于纤维蛋白中的组的厚度从统计学上看大于对照组(P＝0.009)和纤维蛋白组(P＝0.04)；但是由于如前所述梗塞间的高可变性，使用内部对照比较的数据更有意义。
b.组织学和免疫组化
图19说明了纤维蛋白胶的原纤维和多孔结构。其含有大直径的原纤维和孔(＞2微米)，通常称为粗凝胶。H&E染色的心脏切片经检查发现，所有组中存在广泛的透壁MI，如图20所示。在梗塞区域，天然的心肌细胞被纤维性胶原瘢痕组织所取代。注射后4周，纤维蛋白胶完全降解并不可见。骨骼肌快型MHC的免疫染色表明细胞组及细胞存在于纤维蛋白中的组的移植细胞在注射后存活了4周，并遍布整个梗塞瘢痕。图21显示注射存在于纤维蛋白胶的成肌细胞的心脏梗塞壁中的移植成肌细胞。移植的成肌细胞以平行的方向排列。
3.讨论
纤维蛋白胶虽然按照本文所公开该研究的实施方案是高度有利的，但其是生物聚合物，因此说明了在使用环境下具有类似组分或功能的其他材料，如其他生物聚合物可以作为适当替代品。
纤维蛋白在体内常参与伤口愈合，并与血小板连接，是凝血的基础。注射入心肌后未观察到不良反应，包括没有凝血块递送入或递送出心脏。纤维蛋白通过酶学及吞噬途径重吸收，因此可以预料注射4周后不会留有纤维蛋白的痕迹。
本研究的结果表明，纤维蛋白胶可用作支持物和/或组织工程支架来防止MI后LV重构，并改善心脏功能。只注射纤维蛋白胶以及注射存在纤维蛋白胶中的骨骼肌成肌细胞缓解了大鼠MI后梗塞壁厚度下降及部分缩短率。
我们还发现只注射骨骼肌成肌细胞能防止梗塞LV的负性重构及LV功能的退化。尽管成肌细胞保护LV功能的确切机制尚不清楚，但其不可能是心脏收缩时主动力产生的结果，因为植入的未修饰成肌细胞不能与周围的心肌细胞形成缝隙连接。可以认为通过成肌细胞缓解负性左心室重构是保护心脏功能的机制。一方面认为成肌细胞可通过增加硬度、另一方面增加壁的厚度来充当壁支持物——两种效应都认为与预防负性重构一致。此研究的数据也支持此观点。只注射纤维蛋白胶未产生与注射骨骼肌成肌细胞结果明显不同的结果，因此提示成肌细胞的作用机制是保持壁厚度并防止有害的心室重构，而不是由于主动力的产生。
之前的另一项研究公开了使用聚合物网作为外部支持物、实现防止LV扩张的预期目的。根据本发明的纤维蛋白胶可用作内部壁支持物(即在壁内)来保护心脏功能。在MI的起始阶段，基质金属蛋白酶上调，导致细胞外基质(ECM)的降解。ECM降解使梗塞壁变弱及心肌细胞滑移(slipage)，造成LV动脉瘤。另外，已发现负性心室重构会持续到胶原瘢痕的张力强于梗塞壁为止。
根据该实施例发现在梗塞的起始阶段施用纤维蛋白胶可防止重构，并认为在胶原瘢痕有时间充分发展前增强梗塞区的机械强度。另外，纤维蛋白胶通过共价键、氢键及其他静电键和机械互锁(interlocking)与包括胶原及细胞表面受体(主要是整合素)在内的不同底物粘合。因此，还认为纤维蛋白胶通过与旁边的正常心肌结合来预防心肌滑移和动脉瘤。更进一步，还认为注射纤维蛋白胶可导致一些生长因子如已知改善心脏功能的血管生成生长因子的上调或释放。
除了提供内部支持物外，本实施例的数据还表明纤维蛋白可用作心肌内的组织工程支架。注射存在于纤维蛋白胶中的成肌细胞可预防梗塞壁变薄，并保护心脏功能。该组的壁厚度也显著大于其他组。
本文中实施例的结果表明纤维蛋白胶在新的、有利的联合治疗中是有用的：用作将活细胞递送到心肌中、具有重大治疗效果的支架。因此在其他的实施方案中，在受者心脏中产生缝隙连接的细胞类型包括胚胎心肌细胞、成年骨髓干细胞或成纤维细胞或成肌细胞或经修饰以表达足够连接蛋白如连接蛋白-43的其他细胞类型，然后在纤维蛋白胶中递送到心肌中，达到同时改善收缩性并预防重构的目的。
以前的公开的至少一个参考文献研究了组织工程方法，所述方法为将藻酸盐支架中的胚胎心肌细胞递送到心肌表面，据报道能保护心脏功能。其结果很可能是由于胚胎心肌细胞的移植所致，而不是所述支架的外部支持作用，因其尺寸与LV相比太小。
根据本发明的各实施方案使用纤维蛋白胶作为支架的益处一方面是纤维蛋白胶提供为可注射试剂，因而在人类中只需最小的创伤过程。另外可将细胞直接递送入梗塞区域，而不是简单地递送到心外膜表面。
根据本实施例的结果说明：根据本发明某些方面的纤维蛋白胶制剂及应用提供了对MI患者的有利治疗。因此本发明一方面提供了可注射内部支持物和/或组织工程支架来预防有害心室重构及心脏功能退化。作为支持物，纤维蛋白胶可以改变，以适合此特定应用的机械性质，该改变也属于本发明的范围。凝血酶或纤维蛋白原的浓度升高导致张力及杨氏模量(Young’s modulus)的增加。纤维蛋白原的浓度升高也使生物聚合物的降解速度下降。作为组织工程支架，纤维蛋白胶还能递送蛋白质及质粒，而且下文进一步的实施方案考虑使用此机制，以将蛋白质或质粒形式的生长因子和细胞递送到心肌中。
实施例2
心肌中的细胞移植技术受到缺血或受损组织中移植细胞滞留和存活的限制。该实施例描述了进行的示例性研究，以证实纤维蛋白胶作为生物聚合物支架有益于促进细胞移植物存活，并缩小梗塞尺寸。
1.方法
a.大鼠心肌梗塞模型
使用与实施例1所述类似的模型和技术。
b.骨骼肌成肌细胞的分离和培养
使用与实施例1所述类似的方法。培养物进行成纤维细胞污染的常规检查，只有大于95％成肌细胞的群体可以用于注射。所有的注射都来自相同的细胞集合。对注射24小时后处死的大鼠进行注射之前，将成肌细胞用4’，6-二脒基-2-苯基吲哚(DAPI)(3μM；Molecular Probes)进行标记。
c.纤维蛋白胶
本项研究中的纤维蛋白胶与实施例1所述类似。
d.注射手术
该实施例2中使用与实施例1所述类似的材料制剂和方法。每只动物进行50μl体积的一次注射。
e.组织学
注射手术24小时或5周后，用过量的戊巴比妥(200mg/kg)将大鼠处死。在梗塞后6周结束研究，此时大鼠中的重构过程通常认为已经结束。快速切除心脏，新鲜地冻于Tissue Tek O.C.T冷冻培养基(Sakura)中。然后切成5微米的切片，并用苏木素和曙红(H&E)染色。从每个心脏取出等同地分布在梗塞区中的5片(slide)，用作代表性样品，并测量梗塞尺寸。简言之，使用测面积法描绘梗塞和LV并测定尺寸。梗塞尺寸确定为梗塞瘢痕面积除以用SPOT 3.5.1软件(Diagnostic Instruments)测定的总LV面积，记录为占LV的百分比。从24小时细胞存在于BAS中的组(n＝5)和24小时细胞存在于纤维蛋白中的组(n＝4)另取5片，验证DAPI标记的移植细胞的存在。使用SPOT 3.5.1软件描绘成肌细胞覆盖的面积，表示为占梗塞区的百分比。我们的心脏病理学家还对所有H&E染色的切片验证免疫反应的迹象。
f.免疫组化
从5周BSA组(n＝6)、5周成肌细胞存在于BSA中的组(n＝5)和5周成肌细胞存在于纤维蛋白中的组的每个心脏取出等同地分布在梗塞区中的5片，并用抗平滑肌肌动蛋白抗体(Dako；1∶75稀释)，以标记细动脉。还从5周成肌细胞组(n＝5)和5周成肌细胞存在于纤维蛋白中的组(n＝5)的每个心脏中取出5片，并用MY-32克隆(Sigma；1∶400稀释)染色以标记移植的细胞，其中MY-32克隆针对肌球蛋白重链(MHC)的骨骼肌快速同功型。大鼠后肢骨骼肌的切片也用抗骨骼肌MHC抗体染色，以用作阳性对照。仅和第二抗体一起孵余的切片用作阴性对照。切片首先固定在1.5％甲醛中，并用染色缓冲液(0.3％Triton X-100和PBS中的2％正常山羊血清)封闭。切片和稀释在染色缓冲液中的一级抗体一起孵育。
为了使标记的细动脉和骨骼肌成肌细胞可见，切片与用Cy3-偶联的抗小鼠第二抗体(Sigma；1∶100稀释)一起孵育。将切片装Gel/Mount(Biomeda)。使用下列标准对每个切片中的细动脉进行定量：1)对平滑肌标记阳性；2)位于梗塞瘢痕中或其边缘；3)具有可见的腔；和4)直径≥10微米。使用SPOT 3.5.1软件测定瘢痕面积，并计算细动脉密度。还记录细动脉直径。使用Scion Image(Scion)测定每个切片中抗骨骼肌快型MHC抗体染色阳性的细胞所覆盖的面积来测定细胞的存活，并表示为占梗塞区的百分比。从所有5周组的每个心脏中另取5片。标记毛细管。将片固定在室温下的丙酮中，内源性过氧化活性用3％H2O2淬灭。将切片和生物素化的Griffoniasimplicifolia凝集素(GSL-1；Vector Labs)一起孵育。然后将切片和过氧化物酶偶联的链霉抗生物素蛋白(LSAB2 System，HRP，Dako)孵育，使用3，3’-二氨基联苯胺显色溶液(LSAB2 System)使毛细管可见，并将切片装Gel/Mount。每个切片梗塞区中随机选取5个高放大倍数的视野，对毛细管进行计数，并计算脉管密度。
g.统计分析
数据以均值±标准差表示。用学生t检验比较细胞密度的测定。用Holm’s校正的单因素方差分析(one-way ANOVA)比较梗塞尺寸和脉管测定值。P＜0.05时认为有显著性。
2.结果
a.细胞滞留和存活
24小时后，BSA或纤维蛋白胶中注射后的成肌细胞密度没有显著差异(P＝0.85)。BSA中注射的成肌细胞占梗塞区的15.8±9.2％，而纤维蛋白胶中注射的成肌细胞覆盖17.3±14.6。纤维蛋白胶中移植的成肌细胞发现存在于纤维蛋白基质所环绕的块(clump)中，并分散在其纤维中，如图22所示。纤维蛋白胶中注射的DAPI标记的成肌细胞发现存在于梗塞壁中，如图22A中的4倍放大的视野所示。梗塞瘢痕中移植成肌细胞的相应苏木精和曙红(H&E)染色部分为纤维蛋白胶所环绕，如图22B中的4倍放大的视野所示。较高的10倍放大的H&E部分显示纤维蛋白胶中的移植成肌细胞，如图22C所示。相比之下，离体纤维蛋白胶的H&E染色部分以10倍放大倍数示于图22D中。
5周后，当将纤维蛋白支架中注射的细胞与BSA中注射的细胞比较时，梗塞区中的成肌细胞密度明显较大(P＝0.03)。纤维蛋白胶中注射的细胞覆盖梗塞区的9.7±4.2％，而BSA中注射的细胞覆盖4.3±1.5％。
注射后5周，BSA中注射的成肌细胞经常发现位于梗塞瘢痕的边缘，而不位于缺血区中，如图23A和23C所示。相反，纤维蛋白胶中注射的成肌细胞位于边缘和梗塞瘢痕中，如图23B和23D所示。纤维蛋白胶中移植的细胞经常环绕梗塞瘢痕中的细动脉，如图23B和23D所示，参见箭头。图23C和23D显示了正常心肌和梗塞心肌的位置，能使人分别看到图23A和23B中抗骨骼肌快型MHC抗体标记的成肌细胞的位置。
b.组织学
对每个组测定由LV的百分比确定的梗塞尺寸。对照(BSA)组中的梗塞尺寸为26.5±2.2％。治疗组之间在梗塞尺寸方面没有显著差异(P＝0.45)；但是，与BSA对照相比，纤维蛋白胶的注射及纤维蛋白胶中成肌细胞的注射导致显著更小的梗塞(分别为P＝0.03和P＝0.003)。纤维蛋白胶将梗塞尺寸减小至19.7±3.8％，而存在于纤维蛋白胶中的成肌细胞将尺寸减小至17.5±3.4％。相反，BSA中注射的成肌细胞不产生比注射BSA更小的梗塞(20.9±5.2％，P＝0.24)(图24)。来自每个组的H&E染色切片的组织学结果说明没有显著的免疫反应。瘢痕含有分散的载有含铁血黄素(hemosiderin-laden)的巨噬细胞，这种巨噬细胞是前出血(prior hemorrhage)的标志，是少见的单核细胞；但实际上没有活跃的炎症。
c.新脉管系统形成
为了评价缺血心肌中纤维蛋白胶的血管生成效力，注射5周后，验证注射纤维蛋白胶和BSA的梗塞大鼠心脏的毛细管密度。在组间没有显著差异(P＝0.64)。在纤维蛋白组和BSA组中用抗平滑肌肌动蛋白抗体标记细动脉，以确定5周后纤维蛋白胶是否诱导动脉生成。即使不治疗，MI后也经常看到相关的细动脉位于瘢痕的边缘，因此对梗塞中的脉管和瘢痕边缘的脉管分别进行细动脉计数。纤维蛋白组中总梗塞的细动脉密度显著比BSA组中的细动脉密度大(P＝0.004)。纤维蛋白组中的细动脉增加至16±1细动脉/mm2，而BSA组中增加至10±2细动脉/mm2。两组中梗塞边缘的细动脉密度没有差异(P＝0.32)；但是在纤维蛋白组和BSA组之间，瘢痕中的细动脉密度具有显著的差异(P＝0.001)。在梗塞瘢痕中，注射纤维蛋白胶后的细动脉密度为13±1细动脉/mm2，而注射BSA的心脏为10±2细动脉/mm2。
还计算了包括成肌细胞的两组中的细动脉密度。与注射存在于BSA中的成肌细胞相比，注射存在于纤维蛋白胶中的成肌细胞显著增加总的和瘢痕内的细动脉密度(分别为P＝0.007和P＝0.02)。总的和瘢痕内细动脉密度增加至12.9±2.6和9.1±1.9细动脉/mm2，而注射存在于BSA中的成肌细胞后增加至6.3±1.8和4.2±2.0细动脉/mm2。梗塞瘢痕边缘的细动脉仍没有差异(P＝0.21)。我们还将BSA组和存在于BSA中的成肌细胞组、纤维蛋白组和存在于纤维蛋白中的成肌细胞组进行了比较，以确定成肌细胞的加入是否影响细动脉形成。存在于BSA和纤维蛋白中的成肌细胞的加入都导致总细动脉密度的显著或近乎显著的下降(分别为P＝0.04和P＝0.05)。成肌细胞的加入还降低瘢痕内细动脉密度(分别为P＝0.02和P＝0.01)，如图25所示。
注射纤维蛋白胶后，在梗塞瘢痕中发现了大量的细动脉，如图26A和26B所示。图26A显示了用Cy3二级抗体可视化的抗平滑肌肌动蛋白抗体标记的细动脉。图26B已经用H&E染色，是图26A的相邻片。通常，正常心肌用较深的染色表示，梗塞瘢痕用较浅的染色表示，都可以在图26B中看到。图26B说明图26A中大量的标记细动脉事实上位于梗塞瘢痕中。
3.讨论
我们的结果表明注射存在于纤维蛋白胶中的细胞增强梗塞心肌中细胞移植物的存活，而非细胞滞留。注射存在于纤维蛋白胶中的细胞在24小时后不影响成肌细胞的量。这些结果表明纤维蛋白胶不增加细胞滞留。由于纤维蛋白胶能在数秒钟内保持为液态，注射时细胞能继续挤出搏动的心肌。相反，当在纤维蛋白胶中注射成肌细胞时，5周后移植的成肌细胞覆盖的梗塞壁面积显著较大，说明纤维蛋白增加细胞存活。纤维蛋白可以通过作为移植细胞的临时细胞外基质起作用来增加细胞存活。通常，细胞以盐水、细胞培养基或BSA的完全液态配方形式注射；但是，纤维蛋白胶在心肌中固化，为细胞提供临时的半刚性支架。纤维蛋白胶还含有RGD基序，与细胞受体(主要是整合素)结合。在纤维蛋白胶中注射时，细胞被捕获到这种临时细胞外基质中。纤维蛋白胶是可注射的支架，能够将更多的活细胞递送到梗塞壁中。
认为能够增加细胞存活的另一种因素是纤维蛋白胶向缺血心肌的注射诱导新脉管系统形成。供血的增加可以使缺血区减小，使细胞生长。据报道，与向缺血心肌的注射相比，纤维蛋白胶向血管化(vascularized)心肌中的注射增加存活。根据本实施例，在纤维蛋白胶中注射的成肌细胞经常发现环绕梗塞瘢痕中的细动脉。该项研究中用到的动物的一个局限性是它们不是纯系株，因此移植排斥较高。我们使用纤维蛋白胶和成肌细胞的初步结果表明活的移植物在Sprague-Dawley大鼠中存活。Sprague-Dawley大鼠在细胞存活方面表现出由于免疫反应增加缩导致的“最差(worst-case)”的情况。在这种“最差”情况下，如果纤维蛋白胶能够增大移植物尺寸，那么易于理解的是，更惊人的效应是导致纯系株。根据缺血心肌中所表现出的细胞移植物存活的增加，因而确认纤维蛋白胶是对于标准细胞移植程序的高度有利的更改和改进。
根据该实施例的结果进一步说明只注射纤维蛋白胶还减小梗塞尺寸，存在于纤维蛋白胶中的成肌细胞也是如此。观察到的纤维蛋白基质所致脉管系统的增加也支持这种观察结果。向梗塞区的血流的增加可以营救“有危险的”心肌细胞，产生较小的梗塞。因为24小时内大致完成梗塞过程，因此瘢痕覆盖的面积减小也可能是后期梗塞扩张的减弱。作为负性LV重构的指标，后期梗塞扩张的减弱表明纤维蛋白能够预防大鼠中MI后的负性左心室重构。纤维蛋白提供内壁支持物——认为其能增加硬度。还认为纤维蛋白至少部分通过增加壁厚度来影响重构。虽然，在治疗组间的梗塞尺寸方面没有显著差异。注射存在于BSA中的骨骼肌成肌细胞不比对照产生统计学上更小的梗塞区，与之前关于梗塞心肌中移植存活问题的报道相一致。该趋势说明：与注射存在于BSA中的成肌细胞相比，注射纤维蛋白、存在于纤维蛋白中的成肌细胞适于产生更小的梗塞区。注射存在于BSA中的成肌细胞可能不能产生足够大的移植物来减小梗塞尺寸。
纤维蛋白胶还诱导梗塞瘢痕中的细动脉形成。非常有利的是，观察到纤维蛋白胶导致动脉生成，因为单独毛细管的形成不一定指示为血流增加，这是因为没有平滑肌的脉管易于退化。在该实验中，与注射BSA相比，没有发现纤维蛋白增加毛细管的形成。向心肌中的注射通常认为能够诱导一些血管生成。因此，许多不同的注射物可以产生一些非特异的血管生成应答，虽然通常不与动脉生成直接相关。但是，根据这些实验证实纤维蛋白胶有利地提供有价值的、特异的动脉生成。
该项研究的结果表明纤维蛋白胶对经受MI后患者来说可以是有效的治疗手段。一方面它提供了增加新脉管系统形成并减小梗塞尺寸的治疗形式。另一方面证实了它提供增加缺血心肌中细胞移植物存活的高度有利方法。
实施例3
在根据实施例3进行的研究中，说明了可注射纤维蛋白支架在慢性MI模型中保护心脏功能的用途，并证实了各种益处。
1.方法
产生MI、分离和培养骨骼肌细胞、使用纤维蛋白和超声波心动描记术的方法在实施例2中有描述。
a.注射手术
对治疗组和对照组使用如实施例2所述的、并参照实施例1的类似注射手术方案。只要根据该实施例3的注射约在心肌梗塞(MI)后5周、重构过程完成后进行。
b.超声波心动描记术
MI后5周，对所有动物在清醒状态下实施胸廓超声波心动描记术(基线超声心动图)，1～2天后进行对照或治疗注射。注射5周后(MI 10周后)实施追踪超声心动图。所用超声波心动描记术的方法与实施例2所述类似。
c.组织学和免疫组化
第二次超声波心动描记术(MI后10周)后，用过量戊巴比妥(200mg/kg)将大鼠处死。快速切除心脏，新鲜地冻于Tissue Tek O.C.T冷冻培养基(Sakura)中。然后切成5微米的切片，并用苏木素和曙红(H&E)染色。对所有H&E染色的切片验证免疫反应的迹象。从BSA组(n＝5)和纤维蛋白组(n＝7)的每个心脏取出等同地分布在梗塞区中的5片(slide)，并用抗平滑肌肌动蛋白抗体(Dako；1∶75稀释)染色以标记细动脉。还从成肌细胞存在于BSA中的组(n＝6)和成肌细胞存在于纤维蛋白中的组(n＝5)的每个心脏中取出5片，并用针对肌球蛋白重链(MHC)骨骼肌快速同功型的MY-32克隆(Sigma；1∶400稀释)染色，以标记移植的细胞。大鼠后肢骨骼肌的切片也用抗骨骼肌MHC抗体染色，以用作阳性对照。仅和第二抗体一起孵余的切片用作阴性对照。
切片首先固定在1.5％甲醛中，并用染色缓冲液(0.3％Triton X-100和PBS中的2％正常山羊血清)封闭。切片和稀释在染色缓冲液中的一级抗体一起孵育。为了使标记的细动脉和骨骼肌成肌细胞可见，切片与用Cy3-偶联的抗小鼠第二抗体(Sigma；1∶100稀释)一起孵育。将切片装Gel/Mount(Biomeda)。对每个切片中的细动脉进行定量。使用SPOT 3.5.1软件测定瘢痕面积，并计算细动脉密度。使用Scion Image(Scion)测定每个切片中抗骨骼肌快型MHC抗体染色阳性的细胞所覆盖的面积来测定细胞的存活，并表示为占梗塞面积的百分比。
d.统计分析
数据以均值±标准差表示。用学生t检验比较细胞密度的测定。用配对t检验比较MI后5周和10周的超声波心动描记术数据。用Holm’s校正的单因素方差分析(one-wayANOVA)比较10周数据和细动脉密度。P＜0.05时认为有显著性。
2.结果
a.超声波心动描记术
如MI后的典型进展，BSA组表现出LV功能退化和LV尺寸扩张。10周后，FS显著退化(P＝0.04)，梗塞壁厚度厚度显著减小(P＝0.01)，心脏收缩期(P＝0.02)和心脏舒张期(P＝0.01)过程中LVID显著增加(表2，对照组)。
类似地，在注射存在于BSA中的成肌细胞的动物中也可见LV的扩张。注射后5周心脏收缩期(P＝0.02)和心脏舒张期(P＝0.009)过程中LVID显著增加。梗塞壁厚度也显著变薄(P＝0.04)。而注射存在于BSA中的成肌细胞能够保护LV功能(P＝0.20)(表2，细胞存在于BSA中的组)。
与对照BSA注射和存在于BSA中的成肌细胞注射相比，只注射纤维蛋白胶保护梗塞壁厚度(P＝0.86)、收缩期LVID(P＝0.30)和LV功能(P＝0.68)(表2，纤维蛋白组)。另外，注射存在于纤维蛋白胶中的成肌细胞保护梗塞壁厚度(P＝0.56)、收缩期LVID(P＝0.31)、舒张期LVID(P＝0.05)和LV功能(P＝0.47)(表2，细胞存在于纤维蛋白中的组)。
虽然单独的纤维蛋白胶和在纤维蛋白胶中注射的成肌细胞均保护LV几何形状和心脏功能，在MI后10周，与只注射纤维蛋白胶相比，只注射存在于纤维蛋白胶中的成肌细胞的动物具有显著较小的收缩期LVID(P＝0.003)和显著较好的部分缩短率(P＝0.002)。在10周时，与注射BSA的动物相比，细胞存在于纤维蛋白中的组中动物也具有统计学上较好的收缩期LVID(P＝0.0496)和心脏功能(P＝0.02)。细胞存在于BSA中的组的动物的梗塞壁厚度(P＝0.002)、收缩期LVID(P＝0.01)和部分缩短率(P＝0.001)也比细胞存在于纤维蛋白中的组中动物明显较差(表3)。
作为对每只大鼠兴奋水平的对照，还测定了心率。组间的心率方面没有显著差异(P＝0.92)。
b.组织学和免疫组化
将移植的成肌细胞用抗骨骼肌快型MHC抗体标记，以确定注射存在于纤维蛋白胶中的细胞是否增加慢性MI模型中的细胞存活。5周后，在纤维蛋白支架中注射的细胞与在BSA中注射相比，梗塞区中成肌细胞密度显著较大(P＝0.008)。在纤维蛋白胶中注射的细胞覆盖梗塞区的11.5±4.3％，而在BSA中注射的细胞覆盖梗塞区的4.7±2.3％(图27)。
在纤维蛋白组和BSA组中，细动脉用抗平滑肌肌动蛋白抗体标记，以确定纤维蛋白胶是否在梗塞5周后递送时诱导动脉生成。与注射BSA相比，纤维蛋白胶显著增加细动脉形成(P＝0.04)。纤维蛋白注射后，细动脉密度增加至14.2±3.3细动脉/mm2，而BSA注射后增加至10.2±1.6细动脉/mm2(图28)。
对每个组中H&E染色切片的组织学观察表明没有明显的免疫反应。
根据该实施例中实验结果的各数据提供在下表2和表3中。
表2：超声波心动描记术数据
| 注射前(MI后5周) | 注射后(MI后10周) | P | |
| 部分缩短率％对照组纤维蛋白组细胞组细胞+纤维蛋白组梗塞壁厚度，cm对照组纤维蛋白组细胞组细胞+纤维蛋白组LVID心脏收缩，cm对照组纤维蛋白组细胞组细胞+纤维蛋白组LVID心脏舒张，cm对照组纤维蛋白组细胞组细胞+纤维蛋白组心率(搏动/min)对照组纤维蛋白组细胞组细胞+纤维蛋白组 | 52.8±9.839.9±15.041.2±18.967.0±8.00.17±0.040.12±0.060.14±0.040.17±0.020.32±0.100.42±0.140.47±0.200.20±0.050.66±0.110.69±0.090.76±0.130.61±0.06480±90479±52490±34499±35 | 38.2±13.236.9±9.734.2±9.263.4±6.8*0.13±0.030.13±0.050.10±0.030.18±0.00.48±0.160.48±0.100.57±0.180.24±0.04*0.75±0.130.76±0.080.85±0.150.64±0.03459±65478±39473±52474±6 | 0.040.680.200.470.010.860.040.560.020.300.020.310.010.040.0090.050.290.940.270.13 |
*P＜0.05vs.MI后10周时BSA对照
P＜0.05vs.MI后10周时纤维蛋白组和细胞存在于BSA中的组
表3：MI后10的比较
| 部分缩短率 | 梗塞壁厚度 | LVID心脏收缩 | LVID心脏舒张 |
| 细胞存在于纤维蛋白胶中vs.对照组 0.02纤维蛋白组 0.002细胞 0.001 | 0.050.240.002 | 0.04960.0030.01 | 0.470.080.07 |
3.讨论
本项研究的结果说明纤维蛋白胶和存在于纤维蛋白胶中的骨骼肌成肌细胞可以是缺血性心肌病诱导的心衰的替代治疗。在梗塞后5周时单独注射纤维蛋白胶和存在于纤维蛋白胶中的成肌细胞保护LV几何形状和心脏功能，而存在于BSA中的成肌细胞不能保护梗塞壁厚度和LV尺寸。此外，在MI后10周时，成肌细胞存在于纤维蛋白的组的部分缩短率和心脏收缩过程中的LVID比对照组、单独的纤维蛋白组和成肌细胞存在于BSA中的组明显较好。注射存在于纤维蛋白中的成肌细胞之后，与单独注射纤维蛋白或存在于BSA中的成肌细胞相比梗塞壁明显较厚。这些结果证实：纤维蛋白胶和成肌细胞与纤维蛋白胶的组合可用于防止经受慢性MI的患者的心脏功能退化。
纤维蛋白支架提供内部支持物以防止LV扩张，并防止心脏功能减弱。纤维蛋白胶在心肌内固化，并提供内壁支持物，其认为优于用来防止LV扩张的外部修补物(patch)。另外，纤维蛋白胶通过共价键、氢键、其他静电键及机械互锁与包括胶原和细胞表面受体的各种基质粘合。因此，它可以通过与邻近的正常心肌结合来防止肌肉细胞滑移和随后LV扩张。纤维蛋白还可以通过增加向缺血组织的血流来保护LV功能。与急性MI中递送类似，在我们的慢性MI模型中，与注射BSA相比，纤维蛋白胶还增加新脉管系统的形成。自然条件下，纤维蛋白高度参与伤口愈合，并充当肌体内新脉管系统形成的天然基质。
虽然单独的纤维蛋白胶保护心脏功能和LV几何形状，与BSA、单独的纤维蛋白胶和存在于BSA中的成肌细胞相比，骨骼肌成肌细胞和纤维蛋白胶的组合显著增加心脏功能，显著降低LV扩张。除了单独纤维蛋白的有利效果之外，存在于纤维蛋白胶中的成肌细胞还通过增加梗塞区中的成肌细胞密度来增加益处。如注射到急性MI中时一样，在慢性MI模型中，与在BSA中注射相比，纤维蛋白胶提高细胞存活率。纤维蛋白胶一方面通过充当移植的成肌细胞的临时细胞外基质来增加细胞存活。与注射到组织中后仍保持完全液态的注射载体，如盐水或BSA相反，纤维蛋白胶在心肌内固化，为细胞提供临时的半刚性支架。纤维蛋白胶还含有RGD基序，与主要为整合素的细胞受体结合，从而为细胞提供能够结合的基质。纤维蛋白胶还可以通过诱导缺血心肌中新脉管系统的形成来增加细胞存活。供血的增加减小缺血区，便于细胞生长。
根据该实施例的结果进一步证实：心肌中没有与纤维蛋白胶注射相关的明显免疫反应。观察到纤维蛋白胶通常是生物相容的、无毒的，并不经常观察到诱导炎症、异体反应、组织坏死或广泛纤维化。这种可注射支架的另一个益处是它已经是FDA批准的材料，其常规用作手术粘合剂和密封剂。由于在与其两个组合合并之前保持为液态，它还可以通过导管递送，因此在人类中只需要最小限度的侵入性步骤。
根据前些实施例的实验证实：单独的纤维蛋白胶、存在于纤维蛋白胶中的成肌细胞在MI后1周递送到患者中时防止心脏功能的退化。根据该实施例的实验的结果表明MI后5周时在可注射纤维蛋白支架中递送的骨骼肌成肌细胞改善心脏功能，减弱LV扩张。因此，存在于纤维蛋白支架中的细胞的递送对MI患者提供了有利的治疗形式，不论在MI后马上递送还是在MI数周后递送。
与根据上述一个或多个实施例的方法、材料或结果分析相关的其他信息，或提供一般意义上的背景信息以对实施方案进一步理解的其他信息各自公开在下列参考文献中：
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上面所引用的这些参考文献的整体内容通过引用并入本文。
虽然各实施方案的上述说明，并进一步参照实施例，不论具体涉及哪些特定机制，应该理解：本文公开的各化合物制剂、系统和方法都明确地表明能提供治疗某些心脏病的预期结果。
虽然上述说明包含许多细节，但这些并不认为是对本发明范围的限制，而只是对本发明的一些优选实施方案进行说明。此外，本文所述的各方面、方式、实施方案、变换方式或特征都非常适于进一步改变，和用于介入心脏结构并提供治疗的其他公知装置和方法组合。例如，下列参考文献通过引用并入本文：Lee等的US 6,059,726、Hubbell的US 6,129,761、Hellstrand等的US 6,242,473、Fisher等的US 6,312,685、Shapiro等的US 6,334,968、Shapiro等的US 6,425,918、Altman的US 6,443,949、Lesh的US 6,502,576、Altman等的US 6,511,477、Urry等的US 6,533,819、Altman等的US 6,547,787；和Sen等的公布的PCT专利申请No.WO 00/59375。这些参考文献中有适于和本文所提供的说明书组合的装置、特征和相关方法的其他例子，对于普通技术人员来说是显而易见的，这些组合也是本发明的进一步方面。
因此，应该理解：本发明的范围充分包括对本领域技术人员来说显而易见的其他实施方案，并且本发明的范围只受所附权利要求书的限制，其中单数形式的元件除了特别指出外并不是指“一个且只有一个”，而是指“一个或多个”。本领域内常规技术人员公知的、上述优选实施方案中元件的所有结构、化学试剂及功能同等物均通过引用清楚地并入本文，并包含于本权利要求书内。另外，对于设备或方法来说，并不需要说明本发明所要解决的每个问题，因为这已包含于本权利要求书内了。而且，不论本公开内容中的元件、组分或方法步骤是否已在权利要求书中清楚地引用过，所述元件、组分或方法步骤均不是想要对公众开放。本文的权利要求项都不能按35U.S.C112第6款的规定解释，除非该项用短语“意指(means for)”清楚地说明。
Claims (92)
1.一种用来治疗患者体内心脏疾病的系统，包括：
一定体积的活细胞；和
一定体积的可注射聚合物试剂；
其中一定体积的活细胞和一定体积的可注射聚合物试剂组合提供可注射支架试剂，其特征在于：可以注射到心脏结构中，并适于在心脏结构中提供治疗性支架。
2.权利要求1的系统，其中所述的可注射支架试剂包含适于原位组合的两种前体试剂。
3.权利要求1的系统，其中所述的可注射聚合物试剂包含纤维蛋白胶试剂。
4.权利要求3的系统，其中所述的纤维蛋白胶试剂包含作为两种分离的前体材料试剂的纤维蛋白原和凝血酶。
5.权利要求4的系统，其中纤维蛋白原和凝血酶适于分别注射到心脏结构中，从而使它们形成在心脏结构中至少部分聚合的纤维蛋白胶混合物。
6.权利要求4的系统，其中纤维蛋白原和凝血酶适于组合成可注射混合物注射到心脏结构中。
7.权利要求4的系统，其中：
一定体积的活细胞和凝血酶组合为可注射混合物；并且
所述可注射混合物和纤维蛋白原适于组合为可注射支架试剂。
8.权利要求4的系统，其中：
一定体积的活细胞和纤维蛋白原组合为可注射混合物；并且
所述可注射混合物和凝血酶适于组合为可注射支架试剂。
9.权利要求3的系统，其中纤维蛋白胶试剂和活细胞适于分别注射到心脏结构中，从而使它们在心脏结构中混合，以形成治疗性支架。
10.权利要求3的系统，其中纤维蛋白胶试剂和活细胞适于组合成可注射混合物注射到心脏结构中。
11.权利要求1的系统，其中可注射聚合物试剂包括血管生成试剂。
12.权利要求11的系统，其中治疗性支架适于在心脏结构中诱导治疗性血管生成。
13.权利要求11的系统，其中可注射聚合物试剂在心脏结构中包含有生物活性的片段E。
14.权利要求1的系统，其中可注射聚合物试剂适于诱导心脏结构中患者自体同源细胞的沉积。
15.权利要求1的系统，其中可注射聚合物试剂适于增加心脏结构中治疗性支架内的活细胞的滞留。
16.权利要求1的系统，其中可注射聚合物试剂在心脏结构中包含有生物活性的RDG结合位点。
17.权利要求1的系统，其中一定体积的活细胞包含成肌细胞。
18.权利要求1的系统，其中一定体积的活细胞包含成纤维细胞。
19.权利要求1的系统，其中一定体积的活细胞包含干细胞。
20.权利要求1的系统，其中所述的活细胞通常加以遗传修饰以表达连接蛋白-43。
21.权利要求1的系统，其中所述的活细胞是患者的自体同源性细胞。
22.权利要求1的系统，其还包括：
心脏结构注射器；
其中一定体积的活细胞与心脏结构注射器连接；
其中一定体积的可注射聚合物试剂与心脏结构注射器连接；
其中心脏结构注射器适于将组合成可注射支架试剂的一定体积的活细胞和一定体积的可注射聚合物试剂以适于在心脏结构中形成治疗性支架的方式注射到心脏结构中。
23.权利要求22的系统，其中所述的心脏结构注射器包括：
延伸体，其具有近端部分和远端部分，所述远端部分适于至少部分通过在患者体外操纵近端部分来递送到患者体内与心脏结构相关的部位；和
针注射组件，其具有至少一枚针，从所述部位的远端部分延伸出来并穿透心脏结构；并且
其中所述针注射组件适于将可注射支架试剂以形成治疗性支架的方式注射到心脏结构中。
24.权利要求23的系统，其中：
针注射组件包括多枚所述的注射针；并且
所述多枚注射针适于在与心脏结构受损部分相关的区域注射可注射支架材料。
25.权利要求24的系统，其中：
至少一个电极适于沿一枚注射针定位在心脏结构中；并且
至少一个电极与导体连接，所述的导体还与沿延伸体远端部分定位的近端电连接器连接。
26.权利要求25的系统，其中至少一个电极包括映射电极。
27.权利要求26的系统，其还包括适于和近端电连接器连接的心脏传导映射系统。
28.权利要求26的系统，其中所述的映射系统适于和各注射针协作，以将可注射支架试剂的注射定位到基本与心脏结构的受损区域相对应。
29.权利要求28的系统，其还包括：
多个所述的映射电极；
其中每个映射电极适于和多枚注射针中唯一的一个协作，从而使多枚注射针可定位，使对应于注射支架试剂的区域基本与心脏结构的受损部分相对应。
30.权利要求25的系统，其中所述的电极包括心脏刺激电极。
31.权利要求30的系统，其还包括带有心脏刺激能量源的心脏刺激组件，其适于和近端电连接器连接并激发电极，以向心脏结构提供心脏刺激阈能量。
32.权利要求24的系统，其还包括：
锚定器；
其中所述锚定器适于将针注射组件沿心脏固定在所需位置上，从而使所述多枚注射针可以延伸到心脏结构中。
33.权利要求32的系统，其中：
所述多枚注射针从延伸体的远端部分沿圆周图案延伸；并且
所述锚定器基本位于圆周图案的中央。
34.权利要求32的系统，其中锚定器包括螺钉。
35.权利要求32的系统，其中：
所述锚定器包括电极；并且
所述电极与导体连接，所述的导体进一步与沿近端部分定位的近端电连接器连接。
36.权利要求23的系统，其中所述针注射组件包括：
混合室，其与活细胞源和可注射聚合物试剂源连接；和
注射腔，其从所述混合室延伸到沿针定位的注射端口；
其中混合室适于将可注射支架试剂混合成单一的混合物；并且
其中注射腔适于将单一的混合物通过注射端口递送到组织。
37.权利要求36的系统，其中所述针注射组件还包括：
第一和第二递送腔；
其中活细胞源和可注射聚合物试剂源以形成第一和第二前体试剂的方式组合；
其中第一递送腔和第一前体试剂连接；
其中第二递送腔与第二前体试剂连接；
其中第一和第二递送腔都和混合室连接，从而使第一和第二前体材料适于递送到混合室并在混合室内混合，以形成单一的可注射混合物。
38.权利要求22的系统，其中心脏结构注射器包括心脏内心脏结构注射导管。
39.权利要求22的系统，其中心脏结构注射器包括心外膜心脏组织注射导管。
40.权利要求22的系统，其中心脏结构注射器包括经血管的心脏组织注射导管。
41.权利要求22的系统，其中心脏结构注射器包括引线跟踪元件。
42.权利要求41的系统，其还包括引线。
43.权利要求22的系统，其中心脏结构注射器可原位偏转。
44.权利要求43的系统，其还包括偏转管心针。
45.权利要求23的系统，其中：
心脏结构注射器包括可延展元件；
针注射组件与可延展元件协作，以将注射针延伸到心脏结构中。
46.权利要求45的系统，其中可延展元件包括可膨胀的气囊。
47.权利要求1的系统，其还包括：
一种试剂盒，其适于将一定体积的活细胞和一定体积的可注射聚合物试剂以形成可注射支架试剂的方式组合。
48.权利要求1的系统，其中可注射支架试剂适于向心室壁提供足够的治疗性机械支架，以防止左心室机能异常的基本进程。
49.权利要求1的系统，其中可注射支架试剂适于向心室壁提供足够的治疗性机械支架，以防止心肌病的进程。
50.权利要求1的系统，其中可注射支架试剂适于提供足够的治疗性支架，以增强受损心脏组织区中的心脏功能。
51.权利要求50的系统，其中可注射支架试剂适于提供足够的治疗性支架，以增强具有梗塞的心脏结构中的心脏功能。
52.一种用于治疗活体心脏中医学病症的系统，包括：
第一可注射材料组合物，其包括活细胞或遗传物质；和
第二可注射材料组合物，其适于增加心脏组织中活材料的滞留。
53.权利要求52的系统，其中第一可注射材料组合物包含来自活体的自体同源性细胞培养物。
54.权利要求52的系统，其中第一可注射材料组合物包含成肌细胞、成纤维细胞、骨骼肌细胞或病毒。
55.权利要求52的系统，其中第二可注射材料组合物包含可注射聚合物。
56.权利要求52的系统，其中第二可注射材料组合物包含纤维蛋白胶试剂。
57.一种治疗与患者心脏相关的心脏疾病的系统，包括：
心脏结构注射组件；和
与心脏结构注射组件相连、用于在与心脏相关的心脏结构中提供治疗性支架的物质。
58.一种治疗与患者心脏相关的心脏疾病的系统，包括：
心脏结构注射组件；
一定体积的活细胞，其与心脏组织注射组件连接；
其中心脏结构注射组件适于将一定体积的活细胞注射到与心脏相关的心脏结构中；和
与心脏结构注射组件连接、用于增加注射到心脏结构中的活细胞滞留的物质。
59.一种治疗与患者心脏相关的心脏疾病的系统，包括：
一定体积的可注射聚合物试剂；和
用一定体积的可注射聚合物试剂来治疗心脏疾病的装置。
60.一种修复患者心脏中组织结构的系统，包括：
第一可注射材料组合物，其包括活细胞或遗传物质，并适于注射到组织结构中；和
增加第一可注射材料组合物在组织结构中滞留的物质。
61.一种增加患者心脏中室壁尺寸的系统，包括：
递送系统，和
材料组合物，其适于通过递送系统递送到室壁中，并包括用来增加室壁尺寸的物质。
62.权利要求61的系统，其中所述的物质包括可注射聚合物试剂。
63.权利要求61的系统，其中所述的物质包括可注射纤维蛋白胶试剂。
64.一种治疗患者心脏中心脏疾病的方法，包括：
将一定体积的无生命聚合物试剂以形成心脏结构治疗性支架的方式注射到与心脏相关的心脏结构中。
65.权利要求64的方法，其中聚合物试剂注射包括：
将一定体积的纤维蛋白胶试剂注射到心脏结构中。
66.权利要求65的方法，其中纤维蛋白胶试剂注射包括：
将纤维蛋白原和凝血酶以在心脏结构中原位形成纤维蛋白胶聚合物的方式分别递送到心脏结构中。
67.权利要求65的方法，其中纤维蛋白胶试剂注射包括：
使纤维蛋白原和凝血酶在位于患者体内的递送组件的混合室中混合；并且
将纤维蛋白原和凝血酶的混合物从混合室注射到心脏结构中。
68.权利要求64的方法，其还包括：
在心脏组织中用注射的聚合物试剂来促进治疗性血管生成。
69.权利要求68的方法，其还包括：
提供具有生物活性的片段E的聚合物试剂；并且
其中治疗性血管生成至少部分由具有生物活性的片段E表现的生物活性所促进。
70.权利要求64的方法，其还包括：
在心脏结构中用注射的聚合物试剂促进患者自体同源性细胞的沉积。
71.权利要求70的方法，其还包括：
提供具有生物活性RDG结合位点的聚合物试剂；并且
其中自体同源性细胞的沉积至少部分由具有生物活性的RDG结合位点表现的生物活性所促进。
72.权利要求64的方法，其中：
将一定体积的聚合物试剂注射到心脏的左心室(LV)壁中；并且
在LV壁中形成足以抑制与LV壁相关的LV壁机能异常进程的治疗性支架。
73.权利要求72的方法，其还包括：
诊断患有LV壁失常的患者；并且
至少部分通过在LV壁中用注射的聚合物试剂形成治疗性支架来治疗LV壁机能异常。
74.权利要求73的方法，其还包括：
诊断患有与LV壁机能异常相关的心肌病的患者；并且
至少部分通过用治疗性支架治疗LV壁机能异常来治疗心肌病。
75.权利要求73的方法，其还包括：
诊断患有与LV壁机能异常相关的充血性心衰的患者；并且
至少部分通过用治疗性支架治疗LV壁机能失常来治疗充血性心衰。
76.权利要求64的方法，其还包括：
诊断缺血的心脏结构；并且
至少部分通过在心脏结构中用注射的聚合物试剂形成治疗性支架来治疗心脏结构中的缺血。
77.权利要求64的方法，其还包括：
诊断包含梗塞区的心脏结构；并且
至少部分通过在心脏结构中用注射的聚合物试剂形成治疗性支架来治疗梗塞。
78.权利要求64的方法，其还包括：
通过定位的一系列注射针将聚合物试剂主要注射到心脏结构的受损部分，以提供与受损部分基本相对应的注射模式。
79.权利要求64的方法，其还包括：
映射心脏结构以定位受损部分。
80.权利要求64的方法，其还包括：
用心脏刺激组件刺激心脏结构。
81.权利要求64的方法，其还包括：
将聚合物试剂从与心脏结构相关的心脏腔室中以心脏内方式递送到心脏结构中。
82.权利要求64的方法，其还包括：
将聚合物试剂从与心脏结构相关的心外膜间隔中以心外膜方式递送到心脏结构中。
83.权利要求64的方法，其还包括：
将聚合物试剂从与心脏结构相关的血管中以经血管方式递送到心脏结构中。
84.一种治疗与患者心脏相关的心脏疾病的方法，包括：
将可注射聚合物试剂与心脏结构注射器连接；和
用心脏结构注射器将可注射聚合物试剂注射到心脏结构中以治疗与心脏结构相关的疾病的步骤。
85.一种治疗与患者心脏左心室相关的LV壁机能异常的方法，包括：
将一定体积的可注射聚合物试剂注射到心脏的左心室中；并且
其中所注射体积的聚合物试剂适于至少部分形成足以治疗LV壁机能异常的治疗性机械支架。
86.一种治疗与患者心脏的心脏结构相关的缺血的方法，包括：
将一定体积的可注射试剂注射到缺血的心脏结构中；并且
其中所注射体积的聚合物试剂适于至少部分治疗缺血的心脏结构。
87.一种治疗与患者心脏相关的心脏疾病的方法，包括：
将聚合物试剂注射到与心脏疾病相关的心脏结构中；并且
至少部分用注射到心脏结构中的聚合物试剂诱导血管生成。
88.一种治疗与患者心脏相关的心脏疾病的方法，包括：
将聚合物试剂注射到与心脏疾病相关的心脏结构中；并且
至少部分用注射到心脏结构中的聚合物试剂诱导患者体内自体同源性细胞的沉积。
89.一种治疗患者心脏中心脏疾病的方法，包括：
将一定体积的可注射聚合物试剂注射到与心脏疾病相关的心脏结构中；
将一定体积的活细胞注射到心脏结构中；并且
其中所注射体积的活细胞和所注射体积的无生命聚合物合并，以在心脏结构中提供治疗性机械支架。
90.一种治疗患者心脏中心脏疾病的方法，包括：
将一定体积的可注射聚合物试剂注射到与心脏疾病相关的心脏结构中；
将一定体积的活细胞注射到心脏结构中；并且
其中所注射体积的聚合物试剂增加心脏结构中所注射的活细胞的滞留。
91.一种治疗与患者心脏相关的梗塞区的方法，包括：
将一定体积的活细胞注射到梗塞区中；
将一定体积的无生命聚合物注射到梗塞区中；并且
其中所注射体积的活细胞和所注射体积的无生命聚合物在梗塞区中合并，以对心脏提供治疗效果。
92.一种治疗患者心脏的方法，包括：
将一定体积的可注射无生命材料注射到心脏的组织结构中；并且
用所注射体积的无生命材料增加组织结构的厚度或增加所注射的活细胞的滞留。
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