JP2022540406A - 心腔プロテーゼ、および、これに関連する心臓補助システム - Google Patents

Abstract

心腔（１０；２０；３０；４０）の中に埋め込まれるように構成される、心腔プロテーゼであって、心腔（１０；２０；３０；４０）は、生体出口弁（５０；６０；７０；８０）と、生体入口弁（５０；７０）および大静脈または肺静脈（１２０；１２５；１３０）の１つまたは複数の出口からなるグループから選択される少なくとも１つの入口開口（５０；７０）と、を備える。プロテーゼは、内側弾性膜（２５０；２５５；２６０；６５０；７５０；８５０）と、外側弾性膜（２００；２０５；６００；７００；８００）、ここで、外側弾性膜（２００；２０５；６００；７００；８００）は、心腔（１０；２０；３０；４０）の内壁（４５）を把持するように構成された複数のクリップ（２１０）をさらに備える、を含む、または、それらからなる基準支持弾性膜構造（２００；２０５，２２５，２９０Ａ；６００；７００；８００）と、を有する。内側および外側弾性膜（２５０，２００；２５５，２０５；２６０，２００；６５０，６００；７５０，７００；８５０，８００）は、生体出口弁（５０；６０；７０；８０）を取り囲み、その上で縫合されるように構成される出口境界（２８５；６７５；７８５；８８５）と、少なくとも１つの入口開口（５０；７０）を取り囲み、その上で縫合されるように構成される少なくとも１つの入口境界（２７５；６８５；７７５；８７５Ａ、８７５Ｂ）を形成する。内側弾性膜（２５０；２５５；２６０；６５０；７５０；８５０）および基準支持弾性膜構造（２００；２０５，２２５，２９０Ａ；６００；７００；８００）は、それらの間に第１の間隙（２３０；２３０Ｂ；６３０；７３０；８３０）を画定し、第１の間隙（２３０；２３０Ｂ；６３０；７３０；８３０）は、可変の量及び／又は圧力の流体を受容できるように構成され、これにより、第１の間隙（２３０；２３０Ｂ；６３０；７３０；８３０）、および、弾性可変容積が動的に変化する、心腔プロテーゼ。【選択図】図２

Description

本発明は、左心室、左心房、右心室および右心房からなるグループから選択される心腔プロテーゼ（人工器官）に関し、この心腔プロテーゼは、単純で、適応可能で、効率的で、信頼できる方法で、生理学的形態を有し、この生理学的特性に最も適合する動作に従って動作することができる。本発明はさらに、２つ以上のこのような心腔プロテーゼを有する心腔プロテーゼのアセンブリ、および、このような心腔プロテーゼまたは心腔プロテーゼのそのようなアセンブリを備える心臓補助システムに関する。また、本発明に係る心腔プロテーゼは、サイズおよび重量が低減され、エネルギー消費量の低減を必要とする心臓補助システムへの埋め込みおよび制御を容易にし、重篤な心不全の患者のための治療選択肢を著しく増加させ、より良好な治療結果を得る。さらに、本発明に係る心腔プロテーゼおよび関連する心臓補助システムは、単純な構造で安価で製造できる。

知られているように、心臓は、全身を通る血液をポンピングする筋肉である。心臓の右側は、酸素が消費された血液を全身から受け取り、それを肺に送り込む。そこでは、血液は酸素を取り込み、二酸化炭素が血液から除去される。心臓の左側は、肺から戻る酸素を取り込んだ血液を受け取り、それを全身に送り込み、これにより細胞に酸素および栄養素が供給される。

図１を参照すれば、心臓は４つの心室、すなわち２つの上心房および２つの下心室、具体的には、右心房１０、左心房２０、右心室３０および左心室４０を有することが示されている。心房１０および３０は受容心腔であり、心室３０および４０はポンピング心腔である。

また、心臓は４つの心臓弁を有する。具体的には、右心房１０と右心室３０との間に介在する三尖弁５０、右心室３０と肺動脈１１０との間に介在する肺動脈弁６０、左心房２０と左心室４０との間に介在する僧帽弁７０、および、左心室４０と大動脈１００との間に介在する大動脈弁８０が設けられている。心臓弁の機能は、（点線の矢印によって示されるように）血液が心臓を通り、正しい方向に流れることを確実にすることである。特に、酸素が消費された血液は、右心室３０から肺動脈１１０の中へ、そして肺へとポンプ輸送される。同様に、酸素が取り込まれた血液は、左心室４０から大動脈１００の中へ、そして、全身を通るようにポンピングされる。さらに、上大静脈１２０および下大静脈１２５は、それぞれ、全身の上半分および下半分から右心房１０に酸素が消費された血液を搬送し、肺静脈１３０は、肺から左心房２０に酸素が取り込まれた血液を搬送する。

より詳細には、心腔収縮期中、心腔は、関連する心腔が収縮して血液を空にする筋肉収縮の構成をとる。心房収縮期（図１ｂに示される）では、心房１０、２０のみが収縮し、三尖弁５０および僧帽弁７０が開放され、肺動脈弁６０および大動脈弁８０が閉じられ、血液が心房１０、２０からそれぞれ心室３０、４０に送出される。心室収縮期（図１ａに示される）では、心室３０、４０のみが収縮し、三尖弁５０および僧帽弁７０が閉じられ、肺動脈弁６０および大動脈弁８０が開放され、血液が心室３０、４０からそれぞれ肺動脈１１０および大動脈１００に送出される。

同様に、心腔拡張期中、心腔は、関連する心腔が拡張して血液で満たされる筋弛緩の構成をとる。心房拡張期（図１ａに示す）では、心房１０、２０が（心房収縮期よりも早く）拡張し、三尖弁５０および僧帽弁７０が閉じられ、上大静脈１２０および下大静脈１２５からの血液、ならびに、肺静脈１３０からの血液がそれぞれ心房１０および２０を満たす。心室拡張期（図１ｂに示す）では、心室３０、４０は、心室拡張期容積としても知られる最大容積に達するまで（心室収縮期より早く）拡張し、肺動脈弁６０および大動脈弁８０は閉じられ、心房１０および２０からの血液は、それぞれ心室３０および４０を満たす。特に、心房収縮期は心室拡張期と対応して生じ、心房拡張期は心室収縮期に対応して生じる。

言い換えれば、洞律動において（すなわち、健康な人の生理機能において）、心房および心室の収縮期ならびに心房および心室の拡張期は正確なタイミングに従って同期され、これにより、心臓が、全身から来る酸素が消費された血液を、肺に向かってポンピングすることによって再酸素化し、その後全身を通らせることが可能になる。

心臓のいくつかの疾患は、そのポンピング能力を低下させ得る。心臓が血液を適切にポンピングしないとき、血液は肺および全身の他の部分に蓄積し得る。心不全の症状は、概して、全身の重要な器官に適切な血流を供給することができない心臓に由来する。このような場合において、薬物および他の外科的選択肢が心不全を解決するのに十分でない場合は、心臓補助システムが必要となり得る。

従来技術の心臓補助システムの中で、広く使用されている解決策は、重度の心不全を有する患者のために顕著に改善された治療選択肢を有する機械的ポンプを備える軸流心室補助装置（ＶＡＤ）である。そのようなＶＡＤデバイスは、例えば、米国Jarvik Heart,Inc.から入手可能なJarvikデバイスおよび米国MicroMed Technology,Inc.から入手可能なDeBakeyデバイスとして、ＷＯ８９／０７４２７Ａ１、ＷＯ９９／４９９１２Ａ１、ＵＳ２０１８／０３０３９９１Ａ１、および、ＷＯ２０１８／０７８３７０Ａ１、ならびに、以下の文献に開示されている。Ootaki Y. et al. in "Phasic coronary blood flow pattern during a continuous flow left ventricular assist support", Eur. J. of Cardio-thorac. Surg. 28 (2005) 711-16、Radovancevic B. et al. in "End- organ Function in Patients on Long-term Circulatory Support With Continuous- or Pulsatile-flow Assist Devices", J. of Heart and Lung Transp. 2007, 815-18、Frazier O.H. et al. in " Multicenter clinical evaluation of the HeartMate vented electric left ventricular assist system in patients awaiting heart transplantation", J. Thorac. Cardiovasc. Surg. 2001, 122:1186-95、Letsou G.V. et al. in "Continuous axial-flow left ventricular assist device (Jarvik 2000) maintains kidney and liver perfusion for up to 6 months", Ann. Thorac. Surg. 2003; 76:1167-70、Thalmann M. et al. in "Physiology of continuous blood flow in recipients of rotary cardiac assist devices", J. Heart Lung Transplant 2005; 24:237-45、Thohan V. et al. in "Cellular and hemodynamics responses of failing myocardium to continuous flow mechanical circulatory support using the DeBakey - Noon left ventricular assist device: a comparative analysis with pulsatile-type devices", J. Heart Lung Transplant 2005; 24:566-75、および、Hetzer R. et al. in "First experiences with a novel magnetically suspended axial flow left ventricular assist device", Eur. J. Cardiothorac. Surg. 2004; 25:964-70

ＶＡＤデバイスは回転ポンプに基づいており、従来の拍動性デバイスのいくつかの問題、例えばサイズおよび複雑さ等の埋め込みの困難さおよび有害事象（例えば、手術中の出血、感染、血栓症およびデバイスの機能不全）に対応するために開発されたものである。ＶＡＤデバイスの小型埋込型ポンプは、インペラブレードを有するロータを備える電磁機構を使用することによって、脈動型ポンプの代わりに、連続流を提供する。現在の非脈動軸流ポンプは、コンパクトな設計を備え、単一の可動部品を使用し、エネルギー要件がより小さい傾向がある。例えば、Jarvikデバイスは、左心室の内部に埋め込まれ、流入カニューレを必要としないように構成される。左心室用への回転式ＶＡＤデバイスの長期間の埋め込みは、末期の心不全患者の治療のためによりいっそう使用されている。

しかしながら、現在利用可能なＶＡＤデバイスもいくつかの欠点がある。

第１に、デバイスとともに設けられる回転ポンプの動作する速度は、逆流および過度な吸引の両方を回避するように注意深く調整されなければならない。実際、逆流（還流）は、ポンプ速度（ｒｐｍ）が低すぎる値に設定された時に生じ、その結果、血液が大動脈１００からポンプを通じで左心室４０に戻ることになる。一方で、過剰な吸引は、ポンプが、ポンプの高速動作に起因して、左心室４０内で許容できる量より多くの血液を引き込もうとしたときに生じ得る。吸引は、左心室４０の心室虚脱を引き起こし得、これにより胸痛および心臓組織への損傷を引き起こし得る。その結果として、主に速度により定まり、心拍数により定まり、脈動方式では調節できないポンプの流れは、生理学的に洞律動に適合することができず、末梢循環の変化に追従することができず、その結果、使用中の心臓流出量の適合が欠如する。また、このようなデバイスの移植は、極めて侵襲的であり、これが移植される心腔の不可逆的損傷を必要とし、さらに、不自然な心臓流によって圧迫される他の心腔にストレスを与える。

ポンプからの流出ラインは、下行大動脈に接続される。ポンプ速度が速いと、大動脈弁８０は閉じたままであり、ＶＡＤデバイスは心室機能を完全に置き換える。大動脈弁８０における血栓の形成の可能性を制限するために、現在のＶＡＤシステムは、１分あたり１０秒間速度を低下させ、この間において、大動脈弁８０は再び開き、拍動流を感知できる。回転ポンプの回転数が再び増加すると、大動脈流の拍動性は減少するが、大動脈弁８０を開放し続けるのに十分な最小圧力のおかげで完全には消失しないかもしれない。大動脈弁８０が閉じた状態に戻ると、左心室４０と大動脈１００との間の圧力勾配は、実際には心周期とともに変化する。これは、僧帽弁７０の開閉によって引き起こされる圧力の変化（残存心室収縮によってはるかに少ない範囲にまで及ぶ）が、ポンプを通して大動脈１００に伝達されるためである。動脈パルスプロファイルの研究により、僧帽弁７０の閉鎖（大動脈弁６０はこの５０秒の間、常に閉鎖される）に応じた圧力曲線の下降部分において、重拍切痕を評価することが可能となる。言い換えれば、連続的な流れを生成するＶＡＤデバイスが埋め込まれる心筋の動きは、循環系の結果として生じる流れに残るわずかな拍動に影響する。

結論として、ＶＡＤデバイスは、非拍動性、したがって、非生理学的な流れ（すなわち、洞律動に適合しない）を生成し、それらの血行動態特性は、拍動性デバイスとは異なる。

上述のように、所与の回転速度において、回転ポンプを通る流れは、生理学的な流れにおけるような拍動性ではなく、連続的である。

また、ポンプ速度が高すぎる場合、動脈圧そのものの波形形態の典型的な変化は消失する傾向があり、（大動脈弁６０が閉じていることを示す）重拍切痕は存在しない。

最終的に、回転ポンプを有するＶＡＤデバイスでは、ポンプ速度が大動脈弁６０を閉じた状態を維持するほど十分に速い場合であっても、左心室圧の変動がＶＡＤ装置を介して動脈に伝達される。これは、重要な臨床的帰結（例えば、大動脈弁６０の弁尖の融合および上行大動脈における血栓症）をもたらす可能性があり、現在の研究は、このような合併症を予防するためにこれらの使用を最適化することを目的としている。

これらの欠点を克服するために、ＵＳ２０１６／０３１７７２９Ａ１、および、ＵＳ２０１６／０３４６０８５Ａ１の文献に記載されているように、器官全体を封入する他のデバイスが開発されている。自然な心臓と組み合わせて使用される心室内同所性ポンプが、ＵＳ５１３９５１７Ａに記載されている。

しかしながら、これらのデバイスは、同様に侵襲性が高く、心腔に対して非選択的であり、その結果、経時的に劣化して損傷する可能性があり、生理学的形態に適合できず、電気生理学的性質の問題を伴う可能性がある。

したがって、本発明の目的は、左心室だけでなく、任意の心腔の動作を、単純で、適応可能で、効率的かつ信頼できる方法で選択的に支援し、これにより、心腔が生理学的形態およびその生理学的特性に最も適合する動作を有することを確実にすることである。

したがって、本発明の具体的主題によれば、左心室、左心房、右心室、および右心房からなるグループから選択される患者の心腔の中に埋め込まれるように構成される、心腔プロテーゼであって、
心腔は、生体出口弁と、生体入口弁および大静脈または肺静脈の１つまたは複数の出口からなるグループから選択される少なくとも１つの入口開口と、を備え、
プロテーゼは、
弾性可変容積を画定する内面を有し、それぞれの第１の境界によって画定される第１の開口と、それぞれの第２の境界によって画定される少なくとも１つの第２の開口と、を備える内側弾性膜と、
それぞれの第１の境界によって画定される第１の開口と、それぞれの第２の境界によって画定される少なくとも１つの第２の開口と、を備える外側弾性膜、ここで、外側弾性膜は、心腔の内壁を把持するように構成された複数のクリップをさらに備える、を含む、または、それらからなる基準支持弾性膜構造と、を有し、
内側および外側弾性膜の第１の開口の境界は、互いに一体的に結合され、生体出口弁を取り囲み、その上で縫合されるように構成される出口境界を形成し、
内側および外側弾性膜の第２の開口の境界は、互いに一体的に結合され、少なくとも１つの入口開口を取り囲み、その上で縫合されるように構成される少なくとも１つの入口境界を形成し、
内側弾性膜および基準支持弾性膜構造は、複数の第１の可変接続要素によって互いに接続され、これにより、内側弾性膜および基準支持弾性膜構造は、それらの間に第１の間隙を画定し、第１の間隙は、可変の量及び／又は圧力の流体を受容できるように構成され、これにより、第１の間隙、および、内側弾性膜の表面により画定される弾性可変容積が動的に変化する。

本発明の他の態様によれば、外側弾性膜の弾性係数は、内側弾性膜の弾性係数よりも大きくなく、任意選択的にそれよりも低くてもよい。

本発明のさらなる他の態様によれば、内側および外側弾性膜のそれぞれは、可変弾性係数を有してもよく、内側および外側弾性膜のそれぞれは、任意選択的に、それぞれの弾性係数を有する２つ以上の領域を含む。

本発明の追加的な態様によれば、流体は、液体、任意選択的には血液適合性溶液、より任意選択的には滅菌生理食塩水、または、気体、任意選択的にはヘリウムであってもよい。

本発明の他の態様によれば、心腔プロテーゼは、さらに、出口境界または少なくとも１つの入口境界に一体的に連結される少なくとも１つの人工弁を有してもよい。

本発明のさらなる態様によれば、第１の可変接続要素は、第１の弾性タイであってもよく、その各々は、外側弾性膜の弾性係数よりも、および、内側弾性膜の弾性係数よりも大きい弾性係数を有し、第１の弾性タイは、任意選択的に、それらが接続される内側弾性膜の面積に応じて可変の弾性係数を有する。

本発明の追加的な態様によれば、心腔プロテーゼは、カテーテルの内側に収容されるように構成されてもよい。

本発明の他の態様によれば、外側弾性膜及び／又は内側弾性膜は、放射線不透過性である部分を含んでもよい。

本発明のさらなる態様によれば、第１の間隙は、プロテーゼが備える少なくとも１つの可変容積弾性袋体、または、外部ポンプと流体連通するように構成されてもよい。

本発明の追加的な態様によれば、内側弾性膜と外側弾性膜との間の少なくとも１つは、不連続構造を備えてもよく、
不連続構造は、任意選択的に、
弾性接合線に沿って互いに接続された複数の弾性プレートによって形成されるハニカム不連続構造、ここで、より任意選択的に、弾性接合線は、弾性プレートの弾性係数よりも大きい弾性係数を有する、と、
弾性接合線に沿って互いに接続された複数の弾性多角形プレート、より任意選択的には、五角形及び／又は六角形の形状のプレートによって形成された不連続構造、ここで、より任意選択的に、弾性接合線は、弾性多角形プレートの弾性係数よりも大きい弾性係数を有する、と、
を備えるグループから選択される。

本発明の他の態様によれば、内側弾性膜および外側弾性膜は、それぞれ、内側弾性膜および外側弾性膜を電気的及び／又は電磁的に分極させるように構成された複数の電極を備えてもよく、制御ケーブルのそれぞれを介して電極に接続された電子処理ユニットの制御下にそれぞれある。

本発明のさらなる態様によれば、基準支持弾性膜構造は、外側弾性膜と内側弾性膜との間に介在する中間弾性膜をさらに有してもよく、ここで、任意選択的に、中間弾性膜は、外側弾性膜の弾性係数よりも、および、内側弾性膜の弾性係数よりも大きくなく、任意選択的に低い、弾性係数を有し、
中間弾性膜は、それぞれ第１の境界によって画定される第１の開口であって、内側および外側弾性膜の第１の開口の境界に一体的に結合される第１の開口と、それぞれ第２の境界によって画定される少なくとも１つの第２の開口であって、内側および外側弾性膜の第２の開口の境界に一体的に結合される第２の開口と、を備え、
中間弾性膜及び外側弾性膜は、複数の第２の可変接続要素によって互いに接続され、任意選択的に、第２の可変接続要素は、第２の弾性タイからなり、任意選択的に、それぞれは、外側弾性膜の弾性係数よりも、および、中間弾性膜の弾性係数よりも大きい弾性係数を有し、
第２の弾性タイは、それらが接続される中間弾性膜の面積に応じて可変の弾性係数を有し、これにより、複数の第１の可変接続要素は、内側弾性膜および中間弾性膜を互いに接続し、これにより、外側弾性膜および中間弾性膜は、これらの間に、第２の間隙を画定し、第２の間隙は、流体、任意選択的には液体、より任意選択的には血液適合性溶液、より任意選択には滅菌生理食塩水からなるもの、または、ガス、任意選択的にはヘリウムからなるものを受容するように構成される。

本発明の追加的な態様によれば、第２の間隙は、第２の間隙の容量が動的に変化するように、可変の量及び／又は圧力の流体を受容するように構成されてもよく、任意選択的に、第２の間隙は、プロテーゼが備える少なくとも１つの可変容積弾性袋体、または、外部ポンプと流体連通するように構成される。

本発明の他の態様によれば、中間弾性膜は、不連続構造を備えてもよく、
不連続構造は、任意選択的に、
弾性接合線に沿って互いに接続された複数の弾性プレート、より任意選択的には、六角形の形状のプレート、によって形成されるハニカム不連続構造、ここで、より任意選択的には、ハニカム不連続構造は、弾性プレートの弾性係数よりも大きい弾性係数を有する、と、
弾性接合線に沿って互いに接続された複数の弾性多角形プレート、より任意選択的には、五角形及び／又は六角形の形状のプレートによって形成される不連続構造体、ここで、より任意選択的には、不連続構造体は、弾性多角形プレートの弾性係数よりも大きい弾性係数を有する、と、
を備えるグループから選択される。

本発明のさらなる態様によれば、中間弾性膜は、それぞれ、中間弾性膜を電気的及び／又は電磁的に分極させるように構成された複数の電極を備えてもよく、複数の制御ケーブルのそれぞれを介して電極に接続された電子処理ユニットの制御下にそれぞれある。

本発明の追加的な態様によれば、心腔プロテーゼは、
左心室に移植され、これにおいて、出口境界は、生体大動脈弁を取り囲み、その上で縫合されるように構成された大動脈境界であり、少なくとも１つの入口境界は、生体僧帽弁を取り囲み、その上で縫合されるように構成された僧帽弁境界であってもよく、または、
左心房に移植され、これにおいて、出口境界は、生体僧帽弁を取り囲み、その上で縫合されるように構成された僧帽弁境界であり、少なくとも１つの入口境界は、肺静脈のそれぞれの１つ以上の出口に対応する領域を取り囲み、その上で縫合されるように構成された１つ以上の境界であってもよく、また、
右心室に移植され、これにおいて、出口境界は、生体肺動脈弁を取り囲み、その上で縫合されるように構成された肺動脈弁境界であり、少なくとも１つの入口境界は、生体三尖弁を取り囲み、その上で縫合されるように構成された三尖弁境界であってもよく、また、
右心房に移植され、これにおいて、出口境界は、生体三尖弁を取り囲み、その上で縫合されるように構成された三尖弁境界であり、少なくとも１つの入口境界は、大静脈のそれぞれの１つ以上の出口に対応する領域を取り囲み、その上で縫合されるように構成された大静脈の１つ以上の境界であってもよい。

本発明の他の具体的主題によれば、前述の心腔プロテーゼを２乃至４個備え、心腔プロテーゼは、患者の２つ以上の心腔のそれぞれに埋め込まれるように構成される。

本発明の他の態様によれば、心腔プロテーゼは、相互に関連付けられた２つの心腔プロテーゼを含む、または、それらからなり、
心腔プロテーゼは、左心室および左心房、または、右心室および右心房に埋め込まれるように構成され、関連する２つの心腔プロテーゼの第１の間隙は、連通ダクトを介して互いに流体連通し、これにより、２つの関連する心腔プロテーゼの第１の間隙が置き換わることを介して、２つの関連する心腔プロテーゼのうちの一方の第１の間隙の容積は、２つの関連する心腔プロテーゼのうちの他方の第１の間隙の容積が減少するときに、増加するように構成され、逆もまた同様である。

本発明のさらに具体的な主題によれば、少なくとも１つのポンプ及び／又は電子処理ユニットは、心腔プロテーゼ、または、心腔プロテーゼアセンブリの心腔プロテーゼの第１の間隙に受容される流体の量及び／又は圧力を制御し、これにより、心腔プロテーゼ、または、心腔プロテーゼアセンブリの心腔プロテーゼの第１の間隙の容積を動的に変化させように構成される。

本発明に係る心腔プロテーゼおよび関連するアセンブリは、電気的及び／又は電磁的及び／又は空気圧制御のおかげで異なる状況にも適応可能な生理学的方法で任意の心室（または２つ以上の心腔）の動作を支援することを可能にする。

特に、本発明に係る心腔プロテーゼ、関連するアセンブリおよび関連する心臓補助システムは、重篤な心不全を有する患者に対する治療選択肢を有意に改善する。実際、本発明に係る心臓補助システムは、拍動性および生理学的流れを生成することができ、その血行動態特性は、回転ポンプに基づくＶＡＤデバイスで得ることができる連続的なものとは異なる。所与の活性化速度において、本発明に係る心腔プロテーゼ、ならびに関連アセンブリは、可変かつ適応可能な方法で動作し、それを通過する圧力勾配（例えば、左心室４０に適用される場合、この勾配は、心室収縮期における大動脈１００の圧力と左心室４０の圧力との間の勾配であり、心房収縮期における左心房２０の圧力と左心室４０の圧力との間の勾配である）に敏感である。また、得られた動脈圧の波形は、壊死性切痕が存在する（すなわち大動脈弁８０が閉じている）人の心臓の生理学的波形に合致する。さらに、本発明に係る心腔プロテーゼ、関連アセンブリ、および関連心臓補助システムは、サイズおよび重量が低減され、埋込および制御が容易であり、エネルギー消費が低減される。

最後に、本発明に係る心腔プロテーゼ、関連するアセンブリ、および関連する心臓補助システムは、製造が簡単かつ安価である。

本発明は、その好ましい実施形態に従って、添付の図面を特に参照することによって、限定ではなく例示として説明される。
図１は、心臓の概略断面図である。 図２は、一部が除去された、本発明に係るプロテーゼの第１の実施形態の概略斜視図である。 図３は、図２のプロテーゼが埋め込まれた心臓の概略断面図である。 図４は、図３の心臓が可視化された患者の概略正面図である。 図５は、一部が除去された本発明に係るプロテーゼの第２の実施形態の概略斜視図（図５ａ）と、その拡大部分の斜視図（図５ｂ）である。 図６は、本発明に係るプロテーゼの第３の実施形態が埋め込まれた心臓の概略断面図である。 図７は、図６の心臓が可視化された患者の概略正面図である。 図８は、本発明に係るプロテーゼの第４の実施形態が埋め込まれた心臓の概略断面図である。 図９は、本発明に係る心腔プロテーゼのアセンブリの第１の実施形態が埋め込まれた心臓の概略断面図である。 図１０は、本発明に係る心腔プロテーゼのアセンブリの第２の実施形態が埋め込まれた心臓の概略断面図である。 図１１は、本発明に係る心腔プロテーゼのアセンブリの第３の実施形態が埋め込まれた心臓の概略断面図である。 図１２は、本発明に係る心腔プロテーゼのアセンブリの第４の実施形態が埋め込まれた心臓の概略断面図である。

図面において、同様の要素には同じ参照番号が使用される。

図２および図３を参照すると、本発明に係るプロテーゼ（人工器官）の第１の実施形態が示されている。これは左心室を対象とするものであり、これによれば左心室プロテーゼとなる。左心室プロテーゼは、外側弾性膜２００および内側弾性膜２５０を備え、それぞれ、第１の開口および第２の開口が設けられる。外側弾性膜２００及び内側弾性膜２５０の第１の開口の境界は、互いに一体的に結合されて、大動脈開口２８０を画定する大動脈境界２８５を形成する。外側弾性膜２００および内側弾性膜２５０の第２の開口の境界は、互いに一体的に結合されて、僧帽弁開口２７０を画定する僧帽弁境界２７５を形成する。有利には、外側弾性膜２００及び内側弾性膜２５０の第１の開口の境界は、大動脈境界２８５を形成するように互いに電気溶着される。同様に、外側弾性膜２００および内側弾性膜２５０の第２の開口の境界は、僧帽弁境界２７５を形成するように互いに電気溶着される。

外側弾性膜２００および内側弾性膜２５０は、複数の弾性タイ２９０によって互いに弾性的に連結されており、それぞれ、外側弾性膜２００の内面２０４および内側弾性膜２５０の外面２５２に一体的に結合された２つの端部をそれぞれ有する。弾性タイ２９０のそれぞれは、その端部が静止構成から出発して互いに離れるように移動させる応力を受けると、弾性的に引き伸ばされるように構成される。外側弾性膜２００の外面２０２には、左心室の内壁４５に設けられる左心室容積減少プロテーゼを固定するために使用されるものと同様の複数の従来型のフックファスナ２１０（クリップとしても知られる）が、左心室の組織に刺さることによって左心室の内壁４５を把持するように備えられている。そして、図３に示されるように、外側弾性膜２００がそこに安定的に埋め込まれることが可能となる。

外側弾性膜２００および内側弾性膜２５０の両者は、それぞれ、（プロテーゼが埋め込まれることが意図された）左心室の内壁４５の１つに近似した形態を有する。これにより、それらは実質的に３つの領域、すなわち、第１および第２の開口が配置される基部と、心室頂部と、基部と心室頂部とを接合する中間壁とを含み、これらの構成では、中間壁が基部と心室頂部との間の中間位置に配置される。このような構成により、内手袋のように、外側弾性膜２００が心室の内壁にぴったりと合うことが可能となる。外側弾性膜２００は、クリップ２１０を通して心室の内壁を把持するように構成される。

この点に関して、左心室プロテーゼ、すなわち外側弾性膜２００およびその内側弾性膜２５０は、異なる患者の左心室の特定の容積に適合するように、患者の体表面（BSA Body Surface Area：体表面積）と相関のある種々のサイズで作製することができる。

外側弾性膜２００および内側弾性膜２５０のそのような形状のおかげで、プロテーゼは、その組織に適合することによって左心室の内側に埋め込まれるように構成され、その内壁４５が、クリップ２１０を通して把持するように構成される。任意選択的に、２つの外側弾性膜２００及び内側弾性膜２５０の側壁の形状は、２つのノッチ（不図示）を含み、プロテーゼが乳頭筋および腱索筋自体と干渉しないように、前後乳頭筋、および、僧帽弁７０に接続された左心室の腱索筋（これも不図示）をクリップなしで受容するように構成されてもよい。

いずれの場合においても、２つの外側弾性膜２００および内側弾性膜２５０は、これらの弾性により任意の形態学的差異を補償することが可能となるので、左心室の内壁４５（ここにプロテーゼが埋め込まれることが意図される）の１つに正確に適合する形態を必ずしも有する必要はない。特に、外側弾性膜２００の弾性により、クリップ２１０を通して把持する左心室の内壁４５の形態に追従することが可能となる。

僧帽弁境界２７５は、生体僧帽弁７０を取り囲み、その上で縫合されるように構成され、大動脈境界２８５は、生体大動脈弁８０を取り囲み、その上で縫合されるように構成される。具体的には、僧帽弁境界２７５は、入口境界として動作し、生体僧帽弁７０は、心室の少なくとも１つの入口開口に設けられる生体入口弁として動作し、大動脈境界２８５は、出口境界として動作し、生体大動脈弁８０は、生体出口弁として動作する。

外側弾性膜２００および内側弾性膜２５０ならびにタイ２９０は、生体適合性弾性材料、任意選択的に生体適合性弾性ポリマー材料、さらに任意選択的にポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥとしても知られる）により作製される。

クリップ２１０は、生体適合性金属材料、任意選択的に形状記憶合金、さらに任意選択的にニッケルチタン形状記憶合金（ＮＩＴＩＮＯＬとしても知られる）により作製される。

外側弾性膜２００および内側弾性膜２５０は、複数の弾性タイ２９０によって互いに弾性的に接続され、後で詳細に説明するように、弾性的に可変に構成された容積を有するそれらの間の閉じられた間隙２３０を画定する。特に、基準支持弾性膜構造は外側弾性膜２００からなり、間隙２３０は第１の間隙として動作し、複数の弾性タイ２９０は複数の第１の可変接続要素として動作する。

有利には、外側弾性膜２００の弾性係数は、内側弾性膜２５０の弾性係数より大きくなく（すなわち、等しいまたはより小さい）、任意選択的に小さい（すなわち、弾性が低い）。また、左心室の生理学的弾性挙動をよりよくシミュレートするために、任意選択的に、内側弾性膜２５０の弾性係数は、後でより詳細に説明されるように、その面積に従って可変である。

有利には、弾性タイ２９０は、外側弾性膜２００および内側弾性膜２５０のうちの１つよりも大きい弾性係数を有する。さらに、後でより詳細に説明されるように、任意選択的に、左心室の生理学的弾性挙動をよりよくシミュレートするために、弾性タイ２９０の弾性係数は、それらがその一端で接続される内側弾性膜２５０の面積に従って可変である。

図２および図３に示す左心室プロテーゼは、カテーテルによって大動脈弁８０を通して挿入することによって、低侵襲経皮埋め込みによって左心室に移植することができ、任意選択的に、カテーテルは、圧縮されたプロテーゼを内部に含むように、１８～２４フレンチの範囲、さらなる任意選択的には１８～２１フレンチの範囲の直径を有する（ここで、フレンチは、シャリエールスケールとしても知られるいわゆるフレンチスケールによるカテーテル直径の測定単位であり、１フレンチは＝０．３３ｍｍである）。この挿入は、人工大動脈弁、僧帽弁クリップ、および末梢ステント等の他のデバイスの挿入のために従来及び現在において行われているものと同様である。

左心室への挿入後、プロテーゼは拡張され、外側弾性膜２００の外面２０２に取り付けられるクリップ２１０は、プロテーゼを左心室自体の中に安定的に位置決めできるように、左心室の内壁４５を把持する。僧帽弁７０を取り囲むように位置決めされる僧帽弁境界２７５は、僧帽弁７０自体に近接して縫合される。同様に、大動脈弁８０を取り囲むように位置決めされる大動脈境界２８５は、大動脈弁８０自体に近接して縫合される。

代替的に、図２および３に示される左心室プロテーゼは、非高侵襲心臓手術（例えば、経心尖または経鎖骨下手術）によって、または侵襲心臓手術によって、左心室の中に埋め込まれてもよい。この場合、クリップ２１０の左心室組織への挿入によるプロテーゼの位置決めに続いて、プロテーゼは、外科医により左心室の内壁４５に縫合することによっても安定化され得る。この場合も、僧帽弁境界２７５および大動脈境界２８５は、それぞれ僧帽弁７０および大動脈弁８０に近接して縫合される。

有利には、本発明に係る左心室プロテーゼは、例えば外側弾性膜２００及び／又は内側弾性膜２５０内に、放射線不透過性である部分を含む。従って、左心室内のプロテーゼの設置中には、外科医を支援するために放射線による透視法によって可視化される（例えば、僧帽弁境界２７５および大動脈境界２８５は、放射線不透過性であり得る）。

外側弾性膜２００および内側弾性膜２５０によって画定される間隙２３０は、流体、特に血液適合性溶液のような液体、例えば滅菌生理食塩水、または、例えばヘリウム等のガスを、可変の量及び／又は圧力で受容し、間隙２３０自体の容量が動的に変化され、その結果、内側弾性膜２５０の内面２５４によって画定される弾性可変容積が動的に変化されるように構成される。

この目的を達成するために、間隙２３０は、外側弾性膜２００上に配置された（少なくとも）１つのアクセス穴を通してアクセス可能であり、左心室へのプロテーゼの埋込後には、その穴上にダクト３３０が縫合され、ダクト３３０は、間隙２３０を（流体または空気圧の）外部ポンプ３４０Ａと接続する。任意選択的に、（少なくとも１つの）このアクセス穴の境界は放射線不透過性材料で作製され、その結果、ダクト３３０の位置決めのために、容易な識別が可能になる。プロテーゼを左心室に挿入する間、（少なくとも１つの）このアクセス穴は、生体物質が間隙２３０に入るのを防ぐために閉じられる。（少なくとも１つの）この穴は、外側弾性膜２００の任意の位置に配置してもよく、ダクト３３０は、結果的に心筋の対応する領域を横断するかもしれない（おそらく大動脈１００も通過する）。有利には、プロテーゼは、複数の密閉されたアクセス穴を備え得る（または、アクセス穴を形成するために除去され得る外側弾性膜２００の領域を画定し得る境界を単に有し、その上でダクト３３０の境界を縫合してもよい）。複数の密閉されたアクセス穴は、外側弾性膜２００上に分散され得る。外科医は、心筋の適切な領域に対応する外側弾性膜２００上の位置に基づいて、ダクト３３０を縫合すべきアクセス穴を選択することができ、そして、選択されたアクセス穴を開けた（もしくは、選択された境界によって区切られた外側弾性膜２００の領域を除去してアクセス穴を形成した）後に、ダクト３３０をその境界で縫合することができる。代替的に、外科医は、外側弾性膜２００の領域を除去し、そして、形成された穴の境界上でダクト３３０を縫合することによって、外側弾性膜２００上の（心筋の適切な領域に対応する）任意の位置で穴にアクセスできる。

本発明をよりよく理解するために、図２および図３に示す左心室プロテーゼの主な動作モードを以下に説明する。心房収縮期の終わりには、内側弾性膜２５０は、心室拡張期容積まで拡張され、左心房２０から来る酸素が取り込まれた血液を取り込む。図３ａを参照すると、効率的な心室収縮期を形成するために、ポンプ３４０Ａは、例えば、液体（例えば血液適合性溶液）または気体（例えばヘリウム）を導入することにより、流体を間隙２３０に注入することが観察され得る。これにより間隙２３０の容積が増加し、内側弾性膜２５０が外側弾性膜２００から離れるように移動し、すなわち内側弾性膜２５０が左心室の内側に向かって移動する。これにより、結果的に内側弾性膜２５０の圧力が上昇し（すなわち、内側弾性膜２５０内の血液の圧力が増加し）、そして、僧帽弁７０が閉鎖され、大動脈弁８０が開放され、そして、大動脈開口２８０を通りＳＶ（Stroke Volume：ストローク容積）としても知られる収縮期ストロークの排出が生じる。特に、内側弾性膜２５０によって画定される内部容積の全体的変動は、例えば、一般成人に対して約８０ミリリットル～約１２０ミリリットルの範囲であり、これは排出されるＳＶの容積に等しい。有利には、ポンプ３４０Ａは、約２００ミリリットルの容積の液体または気体を変位させるように構成される。

図３ｂを参照すると、心室収縮期の終わりには、大動脈弁８０が閉鎖され、心房収縮期が開始することを観察できる。心房収縮期においては、僧帽弁７０が開放され、内側弾性膜２５０の内側が、僧帽弁開口２７０を通って左心房２０から来る血液で充填し始める。効率的な心室拡張期を形成するために、ポンプ３４０Ａは、例えば、液体（例えば、血液適合性溶液）またはガス（例えば、ヘリウム）を吸引することによって、間隙２３０から流体を除去する。これにより、間隙２３０の容積が減少し、内側弾性膜２５０が外側弾性膜２００に近づく、すなわち内側弾性膜２５０が左心室の内壁４５に向かって移動する。これにより、内側弾性膜２５０内の圧力（すなわち、内側弾性膜２５０に含まれる血液の圧力）は、大動脈１００内の血圧および左心房２０内の血圧よりも低い値に維持され、大動脈弁８０が閉鎖され、僧帽弁７０が開放され、内側弾性膜２５０内における左心房２０からの血流が促進される。有利には、内側弾性膜２５０が外側弾性膜２００と実質的に接触してもよく、内側弾性膜２５０および外側弾性膜２００は、適切な拡張期容積に達するまで、左心室の全体容積の増加に伴って拡張し続けてもよい。代替的に、例えば、心室拡張が著しく損なわれていない心筋の場合、内側弾性膜２５０は、外側弾性膜２００の拡張も引き起こすことなく、心室拡張末期容積に達するまで拡張することができる。

心房収縮期の終わりに、血液は、内側弾性膜２５０の内側の左心房２０から流れなくなり、僧帽弁７０が閉鎖され、大動脈弁８０が開放され、したがって新しい心周期を開始する。

プロテーゼによれば、流体を間隙２３０に導入することにより心室収縮期中に内側弾性膜２５０の内側を効率的に空にすることと、流体を間隙２３０から除去することにより心房収縮期中に左心房２０をより良好に空にし、内側弾性膜２５０の内側を効率的に充填することとが可能となる。

言い換えれば、左心室の内壁４５と一体化した外側弾性膜２００は、内側弾性膜２５０の変位起点として作用し、左心室の中心に向かう方向、および左心室の内壁４５に向かって反対方向における変位を補助し、間隙２３０の容積の確実で迅速かつ効率的な変化を可能にする。このため、外側弾性膜２００は、有利には、内側弾性膜２５０の弾性係数よりも低い弾性係数を有し、その結果、内側弾性膜よりも剛性が高く、膨張が制限される。

前述のように、左心室の生理学的弾性挙動をよりよくシミュレートするために、任意選択的に、内側弾性膜２５０の弾性係数を場所によって変化させる。実際、僧帽弁７０および大動脈弁８０は、前者から後者への流れラインが長くないため最も剛性が高く、心尖部は、中間領域より、さらに僧帽弁７０および大動脈弁８０の領域に対しても、大きな変位を有する。したがって、任意選択的に、内側弾性膜２５０の基部は、内側弾性膜２５０の中間壁の弾性係数よりも低い弾性係数を有し、内側弾性膜２５０の中間壁の弾性係数は、（最大弾性係数を有する）内側弾性膜２５０の心尖部の弾性係数よりも低い。これにより、潜在的な乱流及びエネルギー損失が生じることを回避することが可能になる。場合によっては、内側弾性膜２５０の弾性係数は、内側弾性膜２５０の基部から心尖部まで連続的に変化（徐々に増加）してもよい。

さらに、左心室の生理学的弾性挙動をよりよくシミュレートするために、弾性タイ２９０の弾性係数は、任意選択的に、弾性タイ２９０のそれらの端部の一方と接続される内側弾性膜２５０の面積に応じて可変である。すなわち、内側弾性膜２５０の基部に接続される弾性タイ２９０は、内側弾性膜２５０の中間壁に接続される弾性タイ２９０の弾性係数よりも低い弾性係数を有する。そして、内側弾性膜２５０の中間壁に接続される弾性タイ２９０の弾性係数は、（最大弾性係数を有する）内側弾性膜２５０の心尖部に連結される弾性タイ２９０の弾性係数よりも低い。場合によっては、弾性タイ２９０の弾性係数もまた、内側弾性膜２５０の基部から心尖部まで連続的に変化（徐々に増加）してもよい。

図４に示されるように、ポンプ３４０Ａは、場合によっては再充電可能な電源供給専用のバッテリまたはエネルギー貯蔵源とともに、例えばベルト４３５に取り付けられた、患者４４０により搬送可能なボックス（またはバックパック）４３０内に収容される。ダクト３３０は、ボックス４３０内に収容されたポンプ３４０Ａを、患者４４０の心臓４４５内に埋め込まれた左心室プロテーゼに接続する。ポンプ３４０Ａは、ポンプ自体の動作を制御する電子処理ユニットを備え、これにより、本発明に係るプロテーゼが埋め込まれた患者４４０の特定のＢＳＡに適合可能な振幅および速度で内側弾性膜２５０の膨張および圧縮を調節する。これに関連して、ポンプ３４０Ａの動作、およびその結果生じる間隙２３０の容積変化は、ペースメーカにおいて行われるものと同様の方法で制御することができる。

（電子処理ユニットによって制御される）左心室プロテーゼおよびポンプ３４０Ａを備える心臓補助システムは、半永久的なブリッジ、すなわち、新しい心臓器官が移植により利用可能となるまでの過渡的なサポートシステムとして、または、心臓器官全体の置換を代替する永久的なプロテーゼシステムとして使用することができる。

本発明に係るプロテーゼによって提供される先行技術の解決手段に対する有意な点は、患者が、その機能性が低下して制限されているにもかかわらず、自身の心臓器官を有し続けることである。また、本発明に係るプロテーゼの低侵襲性の性質のおかげで、左心室機能不全に起因する機能不全が発症するかもしれない他の心腔の正常機能の維持または回復を可能にする。例として、経時的な左心室機能不全は変性をもたらし、その結果、左心房の病態ももたらし得る。左心室の正常化であっても、左心房、それに加えて右心室、そしてその結果として右心房における適切な機能の再確立が可能となる。このようにして、本発明に係るプロテーゼは、まだ完全に損傷していない臓器の残りの部分を回復することを可能にする。

図５は、左心室用にも利用される本発明に係るプロテーゼの第２の実施形態を示す。これによれば、内側弾性膜の形態において、図２及び図３に示された第１の実施形態とは異なる左心室プロテーゼである。特に、第１の実施形態の内側弾性膜２５０は連続構造を有するが、図５に示す第２の実施形態の内側弾性膜２６０は、弾性接合線２６７に沿って互いに接続された複数の弾性プレート２６５、任意選択的に六角形の弾性プレートによって形成されたハニカム不連続構造を有する。

本発明に係るプロテーゼの他の実施形態によれば、例えば、弾性接合線に沿って互いに接続された五角形及び／又は六角形などの形状の複数の多角形の弾性プレートによって形成された、図５に示す構造とは異なる不連続構造を有する内側弾性膜を有してもよい。

有利には、外側弾性膜２００の内面２０４を内側弾性膜２６０の外面に接続する弾性タイ２９０は、ハニカム不連続構造を形成する弾性プレート２６５の頂点（例えば、高い位置にある頂点）（この頂点は弾性接合線２６７の端部と一致する）に、（または、より一般的には、不連続構造を形成する多角形の弾性プレートの頂点に）固定される。

任意選択的に、弾性接合線２６７の弾性係数は、弾性プレート２６５の弾性係数よりも大きい。このような構成では、内側弾性膜２６０によって画定される最小容積は常にゼロよりも大きく、プロテーゼの動作の信頼性および効率が高められる。

本発明のプロテーゼのさらなる実施形態によれば、互いに接続された複数の弾性プレートによって形成された不連続構造を有する外側弾性膜を有してもよく、このような不連続構造は、例えば六角形プレートを有するハニカム構造、または五角形及び／又は六角形の多角形プレートを有し得る。有利には、外側弾性膜の内面と内側弾性膜の外面とを接続する弾性タイは、外側弾性膜の不連続構造を形成する弾性プレートの頂点（この頂点は弾性接合線の端部と一致する）に固定される。また、外側弾性膜は、場合によっては穿孔され得る。不連続構造を有する外側弾性膜を備える実施形態は、連続構造または不連続構造のいずれかを有する内側弾性膜を備え得る。

図６を参照すると、本発明に係るプロテーゼの第３の実施形態が示され、依然として左心室を対象とするものであり、すなわち、左心室プロテーゼである。間隙２３０（ポンプ３４０Ａは、そこに流体を導入する、または、そこから流体を吸引する）によって画定される容積の液圧または気圧による制御の代わりに、本発明に係るプロテーゼの第３の実施形態は、外側弾性膜２０５および内側弾性膜２５５を有する。外側弾性膜２０５および内側弾性膜２５５らのそれぞれは、複数の、任意選択的に電気的に絶縁された電極を備え、外側弾性膜２０５および内側弾性膜２５５自体を電気的及び／又は電磁的に分極させるように構成され、それぞれの制御ケーブル２０６および２５６を介して外側弾性膜２０５および内側弾性膜２５５の電極に接続された電子処理ユニット３４５Ａにより制御される。

間隙２３０の容積の変化は、外側弾性膜２０５及び内側弾性膜２５５の電気的及び／又は電磁的な極性によって制御される。（図６ａに示される）心室収縮期の間、電子処理ユニット３４５Ａは、外側弾性膜２０５および内側弾性膜２５５が同じ電気的及び／又は電磁的な極性を有するように電極を制御し、これによって、外側弾性膜２０５および内側弾性膜２５５は、互いに反発し、間隙２３０の容積を増加させ、図３ａを参照して説明されるものと同様に、大動脈１００の中への収縮期ストロークの放出が引き起こされる。（図６ｂに示される）心房収縮期の間、電子処理ユニット３４５Ａは、外側弾性膜２０５および内側弾性膜２５５が反対の電気的及び／又は電磁的な極性を有するように電極を制御し、これによって、外側弾性膜２０５および内側弾性膜２５５は、互いに引き付けあい、間隙２３０の容積を減少させ（場合によっては、ゼロまで減少する）、図３ｂを参照して説明されるものと同様に、内側弾性膜２５５の内側において左心房２０から流入する血液が増加する。

これに関して、間隙２３０は、液体（例えば、血液適合性溶液）で充填することができ、少なくとも１つの可変容積弾性袋体（不図示）と流体連通する。可変容積弾性袋体は、液体貯蔵器として動作し、心筋の内側（例えば、大動脈弁８０に近接、及び／又は僧帽弁７０に近接して）または心筋の外側に配置することができる。心房収縮期の間、液体は、間隙２３０から（容積が増加している）弾性袋体の中へと置換され、心室収縮期の間、液体は、（容積が減少している）弾性袋体から間隙２３０の中へと置換される。液体に替えてまたは組み合わせて、間隙２３０は、ガス（例えば、ヘリウム）で充填することができ、これは、気体が圧縮可能であり、間隙２３０の圧力を心房収縮期中の高い値から心室収縮期中の低い値に変化させることができるためである。必ずしも間隙２３０が可変容積弾性袋体と流体連通している必要はない（この場合、従って任意選択的である）。

電子処理ユニット３４５Ａは、検討中の（外側又は内側）弾性膜（２０５又は２５５）の具体的な場所に応じて時間及び振幅が変化する方法で、外側弾性膜２０５及び内側弾性膜２５５のそれぞれの電気的及び／又は電磁的な極性を制御することができる。特に、電子処理ユニット３４５Ａは、外側弾性膜２０５の電極を同じ制御信号（これもまた経時的に可変）で制御できる、または、各々がそれぞれの制御信号（これもまた経時的に可変）によって制御される個々のグループに細分された電極を考慮することにより制御できる（例えば、細分された電極として、基部グループは、外側弾性膜２０５の基部に配置された１つ以上の電極を含み、中間壁グループは、外側弾性膜２０５の中間壁に配置された１つ以上の電極を含み、心尖部グループは、外側弾性膜２０５の心尖部に配置された１つ以上の電極を含む）、または、対応する制御信号（これもまた経時的に可変）を電極の各々に送信することによって行われる（ここで、場合によっては、２つ以上の電極は、互いに個々に対応する制御信号を受信できる）。また、同様に、電子処理ユニット３４５Ａは、内側弾性膜２５５の電極を同様のモードで、すなわち、同じ制御信号（これもまた経時的に可変）で、または電極が細分された個々のグループに対するそれぞれの制御信号（これもまた経時的に可変）で、または電極の各々に対する対応する制御信号（これもまた経時的に可変）で制御することができる。なお、外側弾性膜２０５の電極制御モードは、内側弾性膜２５５の電極制御モードと同じであっても異なっていてもよい。

プロテーゼの動作を制御する電子処理ユニット３４５Ａの電源は、任意選択的には再充電可能なバッテリ（またはエネルギー貯蔵源）を介して供給され、（図４に示すものと同様の方法で）患者により搬送可能な外部ボックス（またはバックパック）に収容することができる。代替的に、図７に示されるように、電子処理ユニット３４５Ａは、その電力供給のためのバッテリとともに、従来のペースメーカと同様に、心臓４４５に左心室プロテーゼが埋め込まれた患者４４０の皮下に埋め込むことができる。これに関して、外側弾性膜２０５および内側弾性膜２５５の電極、及び、その結果としての極性、並びに、その結果生じる間隙２３０の容積変動は、ペースメーカにおいて行われるものと同様に制御することができる。この場合も、電子処理ユニット３４５Ａは、プロテーゼの動作を制御し、これにより、内側弾性膜２５５の拡張および圧縮の調節を、本発明に係るプロテーゼが埋め込まれる患者４４０の具体的なＢＳＡに適合可能な振幅および速度で行う。これは、例えば、電気的及び／又は電磁的な極性の強度を調整して、外側弾性膜２０５と内側弾性膜２５５との間に可変の引力及び反発力を生じさせることによって行われる。

また、図６の左心室プロテーゼおよびその動作を制御する電子処理ユニット３４５Ａを含む心臓補助システムは、半永久的なブリッジとして、または永久的なプロテーゼシステムとしても使用することができる。

図６に示す左心室プロテーゼは、プロテーゼの大動脈開口２８０を画定する大動脈境界２８５に一体的に結合された人工大動脈弁５３０をさらに備える。このような人工大動脈弁５３０は、不適切なまたは病理学的な生体大動脈弁によって引き起こされる問題を克服することを可能にする。この場合、プロテーゼは、有利には、生体大動脈弁を開放することによって、または代替的に、低侵襲経皮経路によって、または非高侵襲の経心尖もしくは経鎖骨下の経路によって、心臓手術技法を用いて埋め込まれる。いったん移植されると、人工大動脈弁５３０は、将来的なものを開いたまま維持して押動させる。これにより、プロテーゼの大動脈開口２８０の開放または閉鎖は、人工大動脈弁５３０の開放（図６ａに示されるように、人工大動脈弁５３０の開口部は、隆起スラブ５３５によって概略的に表される）または閉鎖（図６ｂに示される）に依存する。

特に、本発明に係るプロテーゼの大動脈開口２８０を画定する大動脈境界２８５に一体的に結合される人工大動脈弁５３０は、従来技術の人工大動脈弁で得られるものよりも良好な位置決めおよびより高い安定性を有する。特に、人工大動脈弁５３０の動作はまた、弁自体の構成要素上に存在する特定の電極であって、順に電子処理ユニット３４５Ａによって制御される電極によって制御可能であってもよい。この弁自体は、これらの構成要素の電気的及び／又は電磁的な分極を通して弁を開閉させるように構成される。また、人工大動脈弁５３０は、ＴＡＶＩ（Trans Aortic Valve Implantation）としても知られる従来の経皮的人工大動脈弁インプラントで起こり得る移植後の残留逆流の問題を回避する。

人工大動脈弁５３０に替えてまたは組み合わせて、本発明に係る他の実施形態のプロテーゼは、人工僧帽弁とともに設けられることが可能であってもよい。また、本発明に係るプロテーゼの実施形態では、間隙２３０によって画定される容積は、流体をその中に導入する、またはそこから吸引するポンプによって制御され、人工弁を備え得る。

本発明に係るプロテーゼの他の実施形態は、図３および図４に示すような流体圧制御または気体圧制御と、図６および図７に示すような電気的及び／又は電磁的制御との両方を使用することができ、これらの２つのタイプの制御は間隙２３０によって画定される容積を変化させる際に協働する。特に、液圧制御が液体（例えば、血液適合性溶液）を使用する場合、ポンプ３４０Ａは、有利には、電気的及び／又は電磁的制御される（心筋の内側または外側に配置される）可変容積弾性袋体の少なくとも１つに置き換えられ得る。また、ポンプ３４０Ａならびに外側弾性膜２０５および内側弾性膜２５５の電極の両方を制御する単一の電子処理ユニットを備えることが可能である。

図８を参照すると、本発明に係るプロテーゼの第４の実施形態を観察することが可能であり、これは、依然として左心室に用いられるものであって、左心室の内壁４５を充分に効果的かつ信頼できる方法で使用できない病理学的特徴を備える心筋を持つ患者を対象とする左心室プロテーゼである。このような患者においては、外側弾性膜２００は、左心室の内壁４５と一体的に形成され、内側弾性膜２５０の変位起点として充分に効果的かつ確実に機能することができない。これは拡張型心筋症の患者の場合であるが、限定ではなく例示として示されたものである。

図８に示す左心室プロテーゼは、外側弾性膜２０５と内側弾性膜２５５との間に介在する中間弾性膜２２５をさらに備える点で、図６～図７に示すプロテーゼとは異なる。中間弾性膜２２５は、外側弾性膜２０５及び内側弾性膜２５５と同様の形状を有し、これらには第１の開口及び第２の開口が設けられている。外側弾性膜２０５及び内側弾性膜２５５は、第１の開口及び第２の開口の境界にそれぞれ一体的に結合されており、これらにより、左心室プロテーゼの大動脈開口を画定する大動脈境界（生体大動脈弁８０を取り囲み、その上で縫合されるように構成される）と、左心室プロテーゼの僧帽弁開口を画定する僧帽弁境界（生体僧帽弁７０を取り囲み、その上で縫合されるように構成される）とが形成される。この場合においても、有利には、外側弾性膜２０５、中間弾性膜２２５、及び内側弾性膜２５５の第１の開口の境界は、大動脈境界を形成するように互いに電気溶接される。同様に、外側弾性膜２０５、中間弾性膜２２５、及び内側弾性膜２５５の第２の開口の境界は、僧帽弁境界を形成するように互いに電気溶接される。

外側弾性膜２０５および内側弾性膜２５５と同様に、中間弾性膜２２５にも複数の電極が設けられる。これらの電極は、任意選択的に電気的に絶縁されており、中間弾性膜２２５自体を電気的及び／又は電磁的に分極させるように構成された、電子処理ユニット３４５Ｂにより制御される。また、電子処理ユニット３４５Ｂは、外側弾性膜２０５および内側弾性膜２５５の電気的及び／又は電磁的分極を制御し、制御ケーブル２０６、２２６、および２５６のそれぞれを介して外側弾性膜２０５、中間弾性膜２２５、及び内側弾性膜２５５の電極と接続される。

中間弾性膜２２５は、複数の外側弾性タイ２９０Ａおよび複数の内側弾性タイ２９０Ｂのそれぞれによって、外側弾性膜２０５および内側弾性膜２５５に弾性的に接続される。外側弾性タイ２９０Ａは、各々、外側弾性膜２０５の内面および中間弾性膜２２５の外面（すなわち、外側弾性膜２０５と面する表面）にそれぞれ一体的に結合される２つの端部を有する。同様に、内側弾性タイ２９０Ｂは、それぞれ、内側弾性膜２５５の外面および中間弾性膜２２５の内面（すなわち、内側弾性膜２５５と面する表面）にそれぞれ一体的に結合される２つの端部を有する。内側弾性タイ２９０Ｂは、それぞれ、その端部が静止構成から出発して互いに離れるように移動させる応力を受けると、弾性的に引き伸ばされるように構成され、有利には、外側弾性タイ２９０Ａのそれぞれもまた、その端部が静止構成から出発して互いに離れるように移動させる応力を受けると、弾性的に引き伸ばされるように構成される。任意選択的に、外側弾性タイ２９０Ａの弾性係数は、中間弾性膜２２５の弾性係数および外側弾性膜２０５の弾性係数よりも大きい。より選択的には、外側弾性タイ２９０Ａの弾性係数は、それらが接続される中間弾性膜２２５の面積に応じて可変である。

上述のように、外側弾性膜２０５および内側弾性膜２５５は、図６～図７に示す実施形態のものと同様であり、これらにおいて、外側弾性膜２０５の外面には、左心室の組織に刺さることによって左心室の内壁４５を把持するように構成された複数の従来型のクリップ２１０が設けられる。このような構成により、外側弾性膜２０５を安定的に埋め込むことができる。

また、中間弾性膜２２５は、外側弾性膜２０５および内側弾性膜２５５と同様に、有利には、左心室（ここにプロテーゼが埋め込まれることが意図される）の内壁４５の１つに近似した形態を有し、任意選択的には、僧帽弁７０に接続された左心室の前後乳頭筋ならびに腱索を受容するように構成される２つの切り欠きを備え、このように、患者のＢＳＡと関連する異なる患者の左心室の個々の容積に適合するように、様々なサイズで作製することができる。いずれにしても、２つの外側弾性膜２０５および内側弾性膜２５５と同様に、中間弾性膜２２５は、その弾性が任意の形態的差異を補償することを可能にするので、左心室（ここにプロテーゼが埋め込まれることが意図される）の内壁４５の形態に厳密に適合する形態を必ずしも有する必要はない。

さらに、外側弾性膜２０５および内側弾性膜２５５と同様に、さらに外側弾性タイ２９０Ａおよび内側弾性タイ２９０Ｂと同様に、中間弾性膜２２５は、生体適合性弾性材料、任意選択的に、生体適合性弾性ポリマー材料、より任意選択的に、ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ等としても知られる）から作製される。

複数の外側弾性タイ２９０Ａによって互いに弾性的に接続される外側弾性膜２０５及び中間弾性膜２２５は、それらの間の閉じられた外側間隙２３０Ａを画定し、外側間隙２３０Ａは、（仮に本発明の本質的な特徴でなくても）弾性的に可変に構成された容積を有する。中間弾性膜２２５および内側弾性膜２５５は、複数の内側弾性タイ２９０Ｂによって互いに弾性的に接続され、後で詳細に説明されるように、それらの間の閉じられた内側間隙２３０Ｂを画定し、内側間隙２３０Ｂは、弾性的に可変に構成される容積を有する。

特に、基準支持弾性膜構造は、外側弾性膜２０５と、中間弾性膜２２５と、複数の外側弾性タイ２９０Ａとを有する。また、内側間隙２３０Ｂは第１の間隙として動作し、外側間隙２３０Ａは第２の間隙として動作し、複数の内側弾性タイ２９０Ｂは複数の第１の可変接続要素として動作し、複数の外側弾性タイ２９０Ａは複数の第２の可変接続要素として動作する。

中間弾性膜２２５は、互いに接続された複数の弾性プレートによって形成された連続構造及び不連続構造の両方を有することができ、このような不連続構造は、例えば六角形プレートを有するハニカム構造、または五角形及び／又は六角形の多角形プレートを有し得る。有利には、外側弾性膜の内面と中間弾性膜の外面とを接続する弾性タイ、および、内側弾性膜の外面と中間弾性膜の内面とを接続する弾性タイは、中間弾性膜の不連続構造を形成する弾性プレートの頂点（この頂点は弾性接合線の端部と一致する）に固定される。不連続構造を有する中間弾性膜を備える実施形態は、連続構造または不連続構造のいずれかを有する内側弾性膜と、連続構造または不連続構造のいずれかを有する外側弾性膜とを備え得る。

また、図８に示されるプロテーゼの第４の実施形態では、図６に示されるものと同様に、電子処理ユニット３４５Ｂは、外側弾性膜２０５、中間弾性膜２２５、および内側弾性膜２５５の全てのそれぞれの電気的及び／又は電磁的な分極を制御し、これにより内側間隙２３０Ｂの容積を変化させる。特に、中間弾性膜２２５は、外側弾性膜２０５の弾性係数より大きくない（すなわち、等しいまたはより小さい）、任意選択的に小さい（すなわち、弾性が低い）、弾性係数を有する。これにより、中間弾性膜２２５が内側弾性膜２５５の変位起点として動作することを可能となり、左心室の中心に向かう方向、および左心室の内壁４５に向かって反対方向における変位を補助し、内側弾性膜２５５によって画定される内部容積の確実で迅速かつ効率的な全体の置換を可能にする。特に、実質的に静的（すなわち一定）な基準位置において想定される構成（任意選択的には静止構成）に関して、中間弾性膜２２５は、任意選択的に、外側弾性膜２０５及び内側弾性膜２５５の拡張振幅に対してわずかにのみ拡張し、実質的に全く圧縮しないよう構成される。

これに関して、電子処理ユニット３４５Ｂは、外側弾性膜２０５、中間弾性膜２２５および内側弾性膜２５５の全てのそれぞれの電気的及び／又は電磁的な分極を制御する。これにより、中間弾性膜２２５が、患者の生理学的な心室拡張期容積が内部に画定される実質的に静的（すなわち、一定）な位置を取るようになり、そして、内側弾性膜２５５が中間弾性膜２２５に対して移動することにより、内側間隙２３０Ｂの容積が周期的に変化する。特に、（図８ｂに示される）心房収縮期の間、電子処理ユニット３４５Ｂは、外側弾性膜２０５、中間弾性膜２２５および内側弾性膜２５５の全てのそれぞれの電気的及び／又は電磁的な分極を制御する。これにより、内側弾性膜２５５および中間弾性膜２２５は、互いに引き付け合い、内側間隙２３０Ｂの容積が（任意選択的に）ゼロに減少し、図３ｂを参照して説明したのと同様に、内側弾性膜２５５の内側の左心房２０からの血流を促進する。（図８ａに示される）心室収縮期の間、電子処理ユニット３４５Ｂは、外側弾性膜２０５、中間弾性膜２２５および内側弾性膜２５５の全てのそれぞれの電気的及び／又は電磁的な分極を制御する。これにより、中間弾性膜２２５および内側弾性膜２５５が互いに反発し、内側間隙２３０Ｂの容積を増加させる。その結果、図３ａを参照して説明したのと同様に、収縮期ストロークの大動脈１００への排出を引き起こす。

第１の動作モードでは、電子処理ユニット３４５Ｂは、中間弾性膜２２５の分極を一定に保ち、外側弾性膜２０５及び内側弾性膜２５５の分極を動的に変化させる。特に、心周期中、電子処理ユニット３４５Ｂはまた、外側弾性膜２０５の分極を動的に変化させて、内側弾性膜２５５の極性変化により、患者の生理学的な心室拡張期容積が内部に画定される、実質的に静的（すなわち、一定）な基準位置に対する中間弾性膜２２５の変位を引き起こすことを防止する。言い換えれば、そのような第１の動作モードでは、外側間隙２３０Ａの容積は実質的に一定のままである。

図８に示すプロテーゼの他の動作モードは、中間弾性膜２２５の分極を一定に保つ代わりに、その分極を動的に変化させる電子処理ユニット３４５Ｂを有してもよい。これらの他の動作モードにおいても、外側間隙２３０Ａの容積は実質的に一定のまま維持できる。

さらに、図８に示すプロテーゼのさらなる動作モードは、外側弾性膜２０５、中間弾性膜２２５および内側弾性膜２５５の全てのそれぞれの電気的及び／又は電磁的な分極を制御する電子処理ユニット３４５Ｂを有し、内側間隙２３０Ｂの容積に加えて外側間隙２３０Ａの容積も変化させることができる。

図６のプロテーゼの間隙２３０と同様に、内側間隙２３０Ｂは、液体（例えば、血液適合性溶液）で充填することができ、少なくとも１つの可変容積弾性袋体（不図示）と流体連通して、液体貯留部として動作し、心筋の内側（例えば、大動脈弁８０に近接、及び／又は僧帽弁７０に近接して）または心筋の外側に配置することができる。心房収縮期の間、液体は、内側間隙２３０Ｂから（容積が増加している）弾性袋体の中へ移動させられ、心室収縮期の間、液体は、（容積が減少している）弾性袋体から内側間隙２３０Ｂの中へ移動させられる。液体の代わりにまたは組み合わせて、気体が圧縮可能であるため、内側間隙２３０Ｂは、ガス（例えば、ヘリウム）で充填することができ、内側間隙２３０Ｂの圧力を心房収縮期中の高い値から心室収縮期中の低い値まで変化させることができるためである。必ずしも内側間隙２３０Ｂが可変容積弾性袋体と流体連通する必要はない（この場合、従って任意選択的である）。

外側間隙２３０Ａの容積が実質的に一定のままである動作モードでは、所定量の液体（例えば、血液適合性溶液）またはガス（例えば、ヘリウム）で充填することができる。

図８に示されるプロテーゼの他の動作モードでは、外側間隙２３０Ａの容積も変化する。外側間隙２３０Ａは、液体（例えば、血液適合性溶液）で充填することができ、少なくとも１つの可変容積弾性袋体（不図示）と流体連通し、心筋の内側（例えば、大動脈弁８０に近接し、及び／又は僧帽弁７０に近接する）または心筋の外側に配置することができる。少なくとも１つの可変容積弾性袋体は、内側間隙２３０Ｂが流体連通している少なくとも１つの可変容積弾性袋体と一致してもよい。液体の代わりにまたは組み合わせて、気体が圧縮可能であるため、外側間隙２３０Ａは、ガス（例えば、ヘリウム）で充填することができ、必ずしも外側間隙２３０Ａが可変容積弾性袋体と流体連通する必要はなく（この場合、従って任意選択的である）、その圧力を変化させることができる。

依然として左心室を対象とする本発明に係るプロテーゼの第５の実施形態は、図８に示されるものとは異なり、外側弾性膜２０５、中間弾性膜２２５および内側弾性膜２５５の分極による内側間隙２３０Ｂの容積（および場合によっては外側間隙２３０Ａの容積）の電気的及び／又は電磁的制御の代わりに、図２～図５のプロテーゼについて説明したものと同様に、内側間隙２３０Ｂの容積（および場合によっては外側間隙２３０Ａの容積）は、内側間隙２３０Ｂ（および場合によっては外側間隙２３０Ａ）に対して流体をその中へ導入する、またはそこから吸引するポンプ（または２つのポンプ）を通じた流体圧または空気圧制御を通して変化される。この場合、プロテーゼは、移植される前に既に、内側間隙２３０Ｂにアクセスするためのダクトの（少なくとも）１つの部分を備え得る。ダクトは、外側弾性膜２０５上に存在する（少なくとも）１つの対応するアクセス穴を内側間隙２３０Ｂに接続する。移植段階において、外科医は、そのようなアクセス穴の境界（任意選択的に放射線不透過性であってもよい）に、対応するダクトを、ダクト部分とともに縫合する。ダクトは、外部のポンプにより容積変化が制御される内側間隙２３０Ｂと接続されている。

外側弾性膜２０５、中間弾性膜２２５および内側弾性膜２５５を有する、左心室を対象にした本発明に係るプロテーゼの他の実施形態では、流体圧または空気圧の制御と、電気的及び／又は電磁的制御との両方を使用することができることに留意されたい。この場合、２つのタイプの制御は、内側間隙２３０Ｂによって画定される容積（場合によっては、外側間隙２３０Ａによって画定される容積）の変動において協働する。

本発明に係るプロテーゼのさらなる実施形態は、他の３つの心室、すなわち左心房２０、右心室３０、および右心房１０のうちの１つを対象とし、図２～図８に示されるプロテーゼについて図示されるものと同様であってもよく、すなわち、
左心室４０と右心室３０との間のものを対象にするプロテーゼは、それらが対象とする心室の２つの生体弁を取り囲み、それらに縫合されるように構成される第１の開口および第２の開口を有する。任意選択的に、プロテーゼの弾性膜の外側表面の形状は、クリップなしで、プロテーゼが乳頭筋自体に干渉しないように、三尖弁５０に接続された右心室の乳頭筋を受容するように構成される３つの切り欠きを含んでもよく、
左心房２０を対象とするプロテーゼは、生体僧帽弁７０を取り囲み、その上で縫合されるように構成される第１の開口と、少なくとも１つのそれぞれの肺静脈１３０の口に対応して縫合されるように構成される少なくとも１つの第２の開口とを有し、
右心房１０を対象とするプロテーゼは、生体三尖弁５０を取り囲み、その上で縫合されるように構成された第１の開口と、上大静脈１２０及び／又は下大静脈１２５に対応して縫合されるように構成された１つまたは複数の第２の開口とを有し、
プロテーゼは、弾性タイによって互いに弾性的に連結された２つまたは３つの膜を有し、これらにおいて、プロテーゼは、弾性的に可変に構成された容積を有するこれらの膜の間の閉じられた間隙が画定される外側弾性膜および内側弾性膜を備え、あるいは、プロテーゼは、外側弾性膜と内側弾性膜との間に介在する中間弾性膜であって、弾性的に可変に構成された容積を有し、中間弾性膜によって閉じられた外側間隙、および、閉じられた内側間隙とを画定する中間弾性膜を備え、そして、外側弾性膜は、クリップを介して心室の内壁に把持するように構成され、
プロテーゼは、流体圧または空気圧制御を実行するポンプ、および、電極を備える弾性膜の電気的及び／又は電磁的分極を制御するように構成された電子処理ユニットの少なくとも１つを有し、これにより関連する心臓の周期および位相にて可変容積の間隙の容積変化が制御され、
プロテーゼは、図６に示す左心室プロテーゼと同様に、少なくとも１つの人工弁を備え得る。

特に、プロテーゼの弾性膜の弾性係数は、各プロテーゼが対象とする具体的な心蔵室の機能に応じても異なり得る。

図２～図８において左心室プロテーゼについて示すものと同様に、他の３つの心室、すなわち左心房２０、右心室３０および右心房１０のうちの１つを対象とする本発明に係るプロテーゼも、心臓手術技術を用いて、または代替的に、低侵襲経皮経路によって、または非高侵襲経心尖もしくは経鎖骨下経路によって、特定の心腔への特定のアクセスを介して移植することができる。限定するものではなく一例として、右心室を対象とする本発明に係るプロテーゼは、これらにより右心室プロテーゼとなり、三尖弁または肺動脈弁を開くことによって心臓外科手術で移植することができる。

本発明に係る心腔プロテーゼのアセンブリはまた、複数の心室を対象とすることもできる。

例として、図９は、左心室４０および左心房２０を対象とする心腔プロテーゼのアセンブリの第１の実施形態を示す。特に、アセンブリは、左心室４０に埋め込まれるように構成された図３に示すものと同様の左心室プロテーゼと、左心房２０に埋め込まれるように構成された同じく図３に示すプロテーゼと同様の左心房プロテーゼとを備える。特に、図９に示されるアセンブリの左心房プロテーゼは、複数の弾性タイ２９０によって互いに弾性的に連結された外側弾性膜６００および内側弾性膜６５０を備える。外側弾性膜６００および内側弾性膜６５０は、それらの間に、弾性的に可変に構成された容積を有する、閉じられた間隙６３０を画定する。外側弾性膜６００は、複数のクリップ２１０を介して左心房２０の内壁２５を把持するように構成される。左心房プロテーゼの外側弾性膜６００および内側弾性膜６５０は、第１の開口および第２の開口を備え、それらの境界は、それぞれ、僧帽弁境界６７５、および、肺静脈の境界６８５と、互いに一体的に結合される。僧帽弁境界６７５は、生体僧帽弁７０を取り囲み、それに縫合されるように構成され、第１の開口との結合により僧帽弁開口が画定される。肺静脈の境界６８５は、肺静脈１３０の出口と対応する場所を取り囲み、それに縫合されるように構成され、第２の開口との結合により肺静脈１３０の出口となる開口が画定される。左心房プロテーゼの他の実施形態は、２つ以上の第２の開口を有してもよく、それらの境界は互いに一体的に結合され、その結果、肺静脈１３０の出口となる２つ以上の開口をそれぞれ画定する肺静脈の２つ以上の境界が形成され、そのそれぞれが、肺静脈１３０の出口を取り囲み、それに対応する位置を縫合するように構成される。

（図３に示される）左心室プロテーゼについて説明されるものと同様に、間隙６３０は、流体、特に血液適合性溶液のような液体、例えば滅菌生理食塩水、または、例えばヘリウム等のガスを、可変の量で受容するように構成され、これにより、間隙６３０自体の容積が動的に変化し、その結果、内側弾性膜６５０の内面６５４によって画定される弾性可変容積が変化する。この目的のために、間隙６３０は、外側弾性膜６００上に配置された（少なくとも）１つのアクセス穴を通してアクセス可能であり、左心房へのプロテーゼの移植後に、この穴上にはダクト３６０が縫合され、ダクト３６０は、間隙６３０を（流体圧または空気圧の）外部ポンプ３４０Ｂと接続する。外部ポンプ３４０Ｂは、さらに、ダクト３３０を介して左心室プロテーゼの間隙２３０に接続される。代替的に、間隙６３０は、左心室プロテーゼの間隙２３０が接続されるポンプから分離された外部ポンプに接続されてもよい。任意選択的に、この（少なくとも１つの）アクセス穴の境界は、放射線不透過性材料により作製可能であり、及び／又は、外科医は、図３に示される左心室プロテーゼについて以前に説明されたものと同様に、アクセス穴を外側弾性膜６００上の任意の位置に形成できる。

特に、図９の左心房プロテーゼでは、基準支持弾性膜構造は、外側弾性膜６００を備え、僧帽弁境界６７５は、出口境界として動作し、生体僧帽弁７０は、生体出口弁として動作し、肺静脈の境界６８５は、入口境界として動作し、肺静脈１３０の出口は、心室の入口開口として動作し、間隙６３０は、第１の間隙として動作し、複数の弾性タイ２９０は、複数の第１の可変接続要素として動作する。

左心室４０および左心房２０を対象とする心腔プロテーゼのアセンブリの他の実施形態は、（少なくとも）１つのポンプ３４０Ｂを通じた流体圧または空気圧制御の代わりにまたは組み合わせて、図６にプロテーゼとして示したものと同様の左心室４０および左心房２０のプロテーゼの、電極が設けられる弾性膜の電気的及び／又は電磁的な分極を制御するように構成される電子処理ユニットによって行われる電気的及び／又は電磁的制御が行われてもよい。この場合、間隙２３０および６３０は、液体（例えば、血液適合性溶液）で充填することができ、（少なくとも１つの可変容積弾性袋体に代えてまたはそれとともに）連通ダクトを通して互いに流体連通することができる。心房収縮期の間、電気的及び／又は電磁的制御により、間隙６３０の容量を増加させ、間隙２３０の容量を減少させ、液体を後者から前者に移動させる。心室収縮期の間、電気的及び／又は電磁的制御により、間隙６３０の容量を減少させ、間隙２３０の容量を増加させ、液体を前者から後者に移動させる。任意選択的に、間隙２３０と６３０との間のそのような連通ダクトは、間隙２３０および６３０と対応する左心室４０および左心房２０のプロテーゼへの埋込中において、これらの少なくとも１つが液体で充填された後に、外科医によって縫合されることができる。

心腔プロテーゼのアセンブリのさらなる実施形態はまた、１つ以上の人工心臓弁を備えてもよい。限定するものではなく一例として、図１０は、左心室４０および左心房２０を対象とする心腔プロテーゼのアセンブリの第２の実施形態を示し、左心房プロテーゼが、プロテーゼの僧帽弁開口を画定する僧帽弁境界６７５に一体的に結合された人工僧帽弁５４０を備えるという点で、図９に示されるものとは異なる。このような人工僧帽弁５４０は、不適切または病理学的な生体己僧帽弁によって引き起こされる問題を克服することを可能にする。この場合、プロテーゼの僧帽弁開口の開放または閉鎖は、人工僧帽弁５４０の開放（図１０ｂに示されるように、人工僧帽弁５４０の開口部は、隆起スラブ５４５によって概略的に表される）または閉鎖（図１０ａに示される）に依存する。左心室４０および左心房２０を対象とする２つのプロテーゼは、僧帽弁境界２７５および６７５のそれぞれに対応して互いに連結することができことに留意されたい。この場合、心腔プロテーゼのアセンブリはまた、生体僧帽弁７０における僧帽弁境界２７５及び／又は僧帽弁境界６７５を縫合することなく埋め込め得る。

図１１は、左心室４０、右心室３０、および右心房１０を対象とする心腔プロテーゼのアセンブリの第３の実施形態を示す。具体的には、アセンブリは、図９に示されるものに類似する左心室プロテーゼおよび左心房プロテーゼと、図３に示されるプロテーゼに類似し、右心室３０に埋め込まれるように構成される右心室プロテーゼとを備える。特に、図１１に示されるアセンブリの右心室プロテーゼは、複数の弾性タイ２９０によって相互に弾性的に接続される外側弾性膜７００および内側弾性膜７５０を有し、これらの間において、弾性的に可変に構成された容積を有する閉じられた間隙７３０が画定され、外側弾性膜７００は、複数のクリップ２１０を介して右心室３０の内壁３５を把持するように構成される。右心室プロテーゼの外側弾性膜７００および内側弾性膜７５０は、第１の開口および第２の開口を備え、それらの境界は、それぞれ、肺動脈弁境界７８５、および、三尖弁境界７７５と互いに一体的に結合される。肺動脈弁境界７８５は、生体肺動脈弁６０を取り囲み、その上で縫合されるように構成され、肺動脈弁開口を画定する。三尖弁境界７７５は、生体三尖弁５０を取り囲み、それを覆って縫合されるように構成され、三尖弁開口を画定する。

特に、図１１の右心室プロテーゼに関して、基準支持弾性膜構造は、外側弾性膜７００を備え、肺動脈弁境界７８５は、出口境界として動作し、生体肺動脈弁６０は、生体出口弁として動作し、三尖弁境界７７５は、入口境界として動作し、三尖弁は、心室の少なくとも１つの入口開口から成る生体入口弁として動作し、間隙７３０は、第１の間隙として動作し、複数の弾性タイ２９０は、複数の第１の可変接続要素として動作する。

（図３に示される）左心室プロテーゼについて説明されるものと同様に、間隙７３０は、流体、特に血液適合性溶液のような液体、例えば滅菌生理食塩水、または、例えばヘリウム等のガスを、可変の量で受容するように構成され、これにより、間隙７３０自体の容積が動的に変化し、その結果、内側弾性膜７５０の内面７５４によって画定される弾性可変容積が変化する。この目的のために、間隙７３０は、外側弾性膜７００上に配置された（少なくとも）１つのアクセス穴を通してアクセス可能であり、右心房へのプロテーゼの移植後に、この穴上にはダクト３７０が縫合され、ダクト３７０は、間隙７３０を（流体圧または空気圧の）外部ポンプ３４０Ｃと接続する。任意選択的に、この（少なくとも１つの）アクセス穴の境界は、放射線不透過性材料により作製可能であり、及び／又は外科医は、図３に示される左心室プロテーゼについて以前に説明されたものと同様に、アクセス穴を外側弾性膜７００上の任意の位置に形成できる。

この場合も、流体または空気圧の制御に替えてまたは組み合わせて、図１１のプロテーゼのアセンブリは、電極が設けられる内側弾性膜７５０および外側弾性膜７００の電気的及び／又は電磁的な分極を制御するように構成された電子処理ユニットによって実行される電気的及び／又は電磁的制御が行われてもよい。この場合、間隙７３０は、液体（例えば、血液適合性溶液）で充填することができ、（少なくとも）１つの可変容積弾性袋体と流体連通することができる。心室収縮期の間、電気的及び／又は電磁的制御により、間隙７３０の容積を増加させ、液体を弾性袋体から同じ間隙７３０に移動させる。心房収縮期の間、電気的及び／又は電磁的制御により、間隙７３０の容積を減少させ、液体を間隙から弾性袋体に移動させる。

さらに、図１１のプロテーゼアセンブリはまた、１つ以上の人工心臓弁を備えてもよい。

図１２は、左心室４０、左心房２０、右心室３０、および右心房１０を対象とする心腔プロテーゼのアセンブリの第４の実施形態を示す。具体的には、アセンブリは、図９に示されるものに類似する右心房プロテーゼおよび左心房プロテーゼと、図１１に示されるプロテーゼに類似する右心室プロテーゼと、右心房１０に埋め込まれるように構成される右心房プロテーゼとを備える。特に、図１２に示されるアセンブリの右心房プロテーゼは、複数の弾性タイ２９０によって互いに弾性的に接続された外側弾性膜８００および内側弾性膜８５０を有し、これらの間に弾性的に可変に構成された容積を有する閉じられた間隙８３０を画定する。外側弾性膜８００は、複数のクリップ２１０を介して心房１０の内壁１５を把持するように構成される。右心房プロテーゼの外側弾性膜８００および内側弾性膜８５０は、第１の開口および２つの第２の開口を備え、それらの境界は、それぞれ、一体的に連結されて、三尖弁開口を画定し、生体三尖弁５０を取り囲み、それを覆って縫合されるように構成される三尖弁境界８８５を形成する。すなわち、上大静脈開口部を画定し、上大静脈１２０の出口を取り囲み、その上で縫合されるように構成される上大静脈境界８７５Ａ、および、下大静脈開口を画定し、下大静脈１２５の出口を取り囲み、その上で縫合されるように構成される下大静脈境界８７５Ｂが形成される。

特に、図１２の右心房プロテーゼに関して、基準支持弾性膜構造は、外側弾性膜８００を備え、三尖弁境界８８５は、出口境界として動作し、生体三尖弁５０は、生体出口弁として動作し、上大静脈境界８７５Ａおよび下大静脈境界８７５Ｂは、入口境界として動作し、上大静脈１２０および下大静脈１２５の出口開口は、心室の入口開口として動作し、間隙８３０は、第１の間隙として動作し、複数の弾性タイ２９０は、複数の第１の可変接続要素として動作する。

（図３に示される）左心室プロテーゼについて図示されるものと同様に、間隙８３０は、流体、特に血液適合性溶液のような液体、例えば滅菌生理食塩水、または、例えばヘリウム等のガスを、可変の量で受容するように構成され、これにより、間隙８３０自体の容積が動的に変化し、その結果、内側弾性膜８５０の内面８５４によって画定される弾性可変容積が変化する。この目的のために、間隙８３０は、外側弾性膜８００上に配置された（少なくとも）１つのアクセス穴を通してアクセス可能であり、右心房へのプロテーゼの移植後に、その穴上にはダクト３８０が縫合され、ダクト３８０は、間隙８３０を、（流体圧または空気圧の）外部ポンプ３４０Ｄに接続する。外部ポンプ３４０Ｄは、さらに、ダクト３７０を介して右心室プロテーゼの間隙７３０に接続される。代替的に、間隙８３０は、右心室プロテーゼの間隙７３０が接続されるポンプから分離された外部ポンプに接続されてもよい。任意選択的に、この（少なくとも１つの）アクセス穴の境界は、放射線不透過性材料により作製可能であり、及び／又は、外科医は、図３に示される左心室プロテーゼについて以前に説明されたものと同様に、アクセス穴を外側弾性膜８００上の任意の位置に形成できる。

この場合も、液体圧または空気圧制御に替えてまたは組み合わせて、図１２のプロテーゼアセンブリは、電極を備える内側弾性膜８５０および外側弾性膜８００の電気的及び／又は電磁的分極を制御するように構成された電子処理ユニットによって実行される電気的及び／又は電磁的制御が行われてもよい。この場合、間隙７３０および８３０は、液体（例えば、血液適合性溶液）で充填することができ、（少なくとも１つの可変容積弾性袋体の代わりにまたはそれとともに）連通ダクトを通して互いに流体連通することができる。心房収縮期の間、電気的及び／又は電磁的制御により、間隙８３０の容量を増加させ、間隙７３０の容量を減少させ、液体を後者から前者に移動させる。心室収縮期の間、電気的及び／又は電磁的制御は、間隙８３０の容量を減少させ、間隙７３０の容量を増加させ、液体を前者から後者に移動させる。

また、図１２のプロテーゼアセンブリはまた、１つ以上の人工心臓弁を備えてもよい。この点に関して、プロテーゼアセンブリが人工三尖弁を備える場合、右心室３０および右心房１０を対象とする２つのプロテーゼは、それらのそれぞれの三尖弁境界７７５および８８５に対応して互いに結合され得ることに留意されたい。心腔プロテーゼのアセンブリは、生体三尖弁５０上の三尖弁境界７７５及び／又は三尖弁境界８８５を縫合することなく、埋め込むこともできる。

図９～図１２に示す心腔プロテーゼのアセンブリの実施形態は、内側弾性膜および外側弾性膜のみを有するプロテーゼだけにより構成されるが、本発明に係る心腔プロテーゼのアセンブリの他の実施形態は、２つの膜のプロテーゼに替えてまたは組み合わせて、心腔プロテーゼもまた、図８にプロテーゼについて示すものと同様に、内側弾性膜と外側弾性膜との間に介在する中間弾性膜を有し得ることに留意されたい。間隙の容積変化は、流体圧または空気圧制御及び／又は電気的及び／又は電磁的制御によって制御される。例えば、拡張した心房を有する肥大病変を有する患者では、２つの膜を有する左心室プロテーゼおよび３つの膜を有する左心房プロテーゼを備えるプロテーゼアセンブリを埋め込むことができる。

本発明に係る心腔プロテーゼの他の実施形態は、膜を相互に接続する第１（および第２）の可変接続要素、任意選択的に、弾性要素を備えてもよいことに留意されたい。例えば、可変接続要素は、ナノ技術的構造であって、この構造は、接続された膜が第１の限界距離にある収縮構成と、接続された膜が第１の限界距離よりも大きい第２の限界距離にある拡張構成との間に含まれる。例として、このようなナノテクノロジー構造は、２つのバーを含むことができ、その各々は、それ自体の端部が膜のそれぞれに接続され、互いにヒンジで連結される（任意選択で、バーの中央領域において接続されてもよい）。

本発明に係る心腔プロテーゼおよびそれに関連するアセンブリは、心周期の様々な段階中に圧力変動および心電図を検出するように構成されたそれぞれの弾性膜上のセンサ（例えば、機械的センサ、圧電センサ、または電気的センサ）を備えてもよい。このようにすることで、可変容量間隙の容量変動制御の調整は、より良好な全体的な生理学的性能のために駆動され得る。例えば、左心室内では、圧力センサは、ＰＲＡＭ（文献ＷＯ００／６４３３９に開示されている）として知られる技術によって制御信号を処理することを可能にすることができる。この処理を使用して、関連するプロテーゼが埋め込まれる特定の心腔内の内膜によって区切られる容積の変動の時間および振幅を決定することができる。

上述のように、本発明に係る心腔プロテーゼおよび関連するアセンブリは、有利には、液体圧または空気圧制御及び／又は電気的及び／又は電磁的制御によって、有利には、ペースメーカ内に埋め込まれたＥＰＲＯＭサポートメモリによって制御される。これにより、４つの心腔のそれぞれ１つ以上の中に埋め込まれた１つのプロテーゼまたは複数のプロテーゼのいずれかを制御することができる。

本発明の好ましい実施形態を説明し、多数の変形例を本明細書で提案したが、当業者は、添付の特許請求の範囲によって定義されるその保護範囲から逸脱することなく、他の変形および変更を行うことができると理解されるべきである。

Claims (19)

1. 左心室（４０）、左心房（２０）、右心室（３０）、および右心房（１０）からなるグループから選択される患者（４４０）の心腔（１０；２０；３０；４０）の中に埋め込まれるように構成される、心腔プロテーゼであって、
   心腔（１０；２０；３０；４０）は、生体出口弁（５０；６０；７０；８０）と、生体入口弁（５０；７０）および大静脈または肺静脈（１２０；１２５；１３０）の１つまたは複数の出口からなるグループから選択される少なくとも１つの入口開口（５０；７０）と、を備え、
   前記プロテーゼは、
   弾性可変容積を画定する内面（２５４；６５４；７５４；８５４）を有し、それぞれの第１の境界によって画定される第１の開口と、それぞれの第２の境界によって画定される少なくとも１つの第２の開口と、を備える内側弾性膜（２５０，２５５；２６０；６５０；７５０；８５０）と、
   それぞれの第１の境界によって画定される第１の開口と、それぞれの第２の境界によって画定される少なくとも１つの第２の開口と、を備える外側弾性膜（２００；２０５；６００；７００；８００）、ここで、前記外側弾性膜（２００；２０５；６００；７００；８００）は、前記心腔（１０；２０；３０；４０）の内壁（４５）を把持するように構成された複数のクリップ（２１０）をさらに備える、を含む、または、それらからなる基準支持弾性膜構造（２００；２０５，２２５，２９０Ａ；６００；７００；８００）と、を有し、
   前記内側および外側弾性膜（２５０，２００；２５５，２０５；２６０，２００；６５０，６００；７５０，７００；８５０，８００）の前記第１の開口の前記境界は、互いに一体的に結合され、前記生体出口弁（５０；６０；７０；８０）を取り囲み、その上で縫合されるように構成される出口境界（２８５；６７５；７８５；８８５）を形成し、
   前記内側および外側弾性膜（２５０，２００；２５５，２０５；２６０，２００；６５０，６００；７５０，７００；８５０，８００）の前記第２の開口の前記境界は、互いに一体的に結合され、前記少なくとも１つの入口開口（５０；７０）を取り囲み、その上で縫合されるように構成される少なくとも１つの入口境界（２７５；６８５；７７５；８７５Ａ，８７５Ｂ）を形成し、
   前記内側弾性膜（２５０；２５５；２６０；６５０；７５０；８５０）および前記基準支持弾性膜構造（２００；２０５，２２５，２９０Ａ；６００；７００；８００）は、複数の第１の可変接続要素（２９０；２９０Ｂ）によって互いに接続され、これにより、前記内側弾性膜（２５０；２５５；２６０；６５０；７５０；８５０）および前記基準支持弾性膜構造（２００；２０５、２２５、２９０Ａ；６００；７００；８００）は、それらの間に第１の間隙（２３０；２３０Ｂ；６３０；７３０；８３０）を画定し、前記第１の間隙（２３０；２３０Ｂ；６３０；７３０；８３０）は、可変の量及び／又は圧力の流体を受容できるように構成され、これにより、前記第１の間隙（２３０；２３０Ｂ；６３０；７３０；８３０）、および、前記内側弾性膜（２５０；２５５；２６０；６５０；７５０；８５０）の前記表面（２５４；６５４；７５４；８５４）により画定される前記弾性可変容積が動的に変化する、心腔プロテーゼ。
2. 請求項１に記載の心腔プロテーゼであって、
   前記外側弾性膜（２００；２０５；６００；７００；８００）の弾性係数は、前記内側弾性膜（２５０；２５５；２６０；６５０；７５０；８５０）の弾性係数よりも大きくなく、任意選択的にそれよりも低い、心腔プロテーゼ。
3. 請求項１または２に記載の心腔プロテーゼであって、
   前記内側および外側弾性膜（２５０，２００；２５５，２０５；２６０，２００；６５０，６００；７５０，７００；８５０，８００）のそれぞれは、可変弾性係数を有し、前記内側および外側弾性膜（２５０，２００；２５５，２０５；２６０，２００；６５０，６００；７５０，７００；８５０，８００）のそれぞれは、任意選択的に、それぞれの弾性係数を有する２つ以上の領域を含む、心腔プロテーゼ。
4. 請求項１から３のいずれか１項に記載の心腔プロテーゼであって、
   前記流体は、液体、任意選択的には血液適合性溶液、より任意選択的には滅菌生理食塩水、または、気体、任意選択的にはヘリウムである、心腔プロテーゼ。
5. 請求項１から４のいずれか１項に記載の心腔プロテーゼであって、
   前記心腔プロテーゼは、さらに、前記出口境界（２８５；６７５；７８５；８８５）または前記少なくとも１つの入口境界（２７５；６８５；７７５；８７５Ａ，８７５Ｂ）に一体的に連結される少なくとも１つの人工弁（５３０，５４０）を有する、心腔プロテーゼ。
6. 請求項１から５のいずれか１項に記載の心腔プロテーゼであって、
   前記第１の可変接続要素は、第１の弾性タイ（２９０；２９０Ｂ）であり、その各々は、前記外側弾性膜（２００；２０５；６００；７００；８００）の弾性係数よりも、および、前記内側弾性膜（２５０；２５５；２６０；６５０；７５０；８５０）の弾性係数よりも大きい弾性係数を有し、前記第１の弾性タイ（２９０；２９０Ｂ）は、任意選択的に、それらが接続される前記内側弾性膜（２５０；２５５；２６０；６５０；７５０；８５０）の面積に応じて可変の弾性係数を有する、心腔プロテーゼ。
7. 請求項１から６のいずれか１項に記載の心腔プロテーゼであって、
   前記心腔プロテーゼは、カテーテルの内側に収容されるように構成される、心腔プロテーゼ。
8. 請求項１から７のいずれか１項に記載の心腔プロテーゼであって、
   前記外側弾性膜（２００；２０５；６００；７００；８００）及び／又は前記内側弾性膜（２５０；２５５；２６０；６５０；７５０；８５０）は、放射線不透過な部分を含む、心腔プロテーゼ。
9. 請求項１から８のいずれか１項に記載の心腔プロテーゼであって、
   前記第１の間隙（２３０；２３０Ｂ；６３０；７３０；８３０）は、前記プロテーゼが備える少なくとも１つの可変容積弾性袋体、または、外部ポンプ（３４０Ａ；３４０Ｂ；３４０Ｃ；３４０Ｄ）と流体連通するように構成される、心腔プロテーゼ。
10. 請求項１から９のいずれか１項に記載の心腔プロテーゼであって、
    前記内側弾性膜（２６０）と前記外側弾性膜との間の少なくとも１つは、不連続構造を備え、
    前記不連続構造は、任意選択的に、
    弾性接合線（２６７）に沿って互いに接続された複数の弾性プレート（２６５）によって形成されるハニカム不連続構造、ここで、より任意選択的に、前記弾性接合線（２６７）は、前記弾性プレート（２６５）の弾性係数よりも大きい弾性係数を有する、と、
    弾性接合線に沿って互いに接続された複数の弾性多角形プレート、より任意選択的には、五角形及び／又は六角形の形状のプレートによって形成された不連続構造、ここで、より任意選択的に、前記弾性接合線は、前記弾性多角形プレートの弾性係数よりも大きい弾性係数を有する、と、
    を備えるグループから選択される、心腔プロテーゼ。
11. 請求項１から１０のいずれか１項に記載の心腔プロテーゼであって、
    前記内側弾性膜（２５０；２５５；２６０；６５０；７５０；８５０）および前記外側弾性膜（２００；２０５；６００；７００；８００）は、それぞれ、前記内側弾性膜（２５０；２５５；２６０；６５０；７５０；８５０）および前記外側弾性膜（２００；２０５；６００；７００）を電気的及び／又は電磁的に分極させるように構成された複数の電極を備え、制御ケーブル（２０６，２５６）のそれぞれを介して前記電極に接続された電子処理ユニット（３４５Ａ；３４５Ｂ）の制御下にそれぞれある、心腔プロテーゼ。
12. 請求項１から１１のいずれか１項に記載の心腔プロテーゼであって、
    前記基準支持弾性膜構造（２０５，２２５，２９０Ａ）は、前記外側弾性膜（２０５）と前記内側弾性膜（２５５）との間に介在する中間弾性膜（２２５）をさらに有し、ここで、任意選択的に、前記中間弾性膜（２２５）は、前記外側弾性膜（２０５）の弾性係数よりも、および、前記内側弾性膜（２５５）の弾性係数よりも大きくなく、任意選択的に低い、弾性係数を有し、
    前記中間弾性膜（２２５）は、それぞれ第１の境界によって画定される第１の開口であって、前記内側および外側弾性膜（２５５，２０５）の前記第１の開口の前記境界に一体的に結合される第１の開口と、それぞれ第２の境界によって画定される少なくとも１つの第２の開口であって、前記内側および外側弾性膜（２５５，２０５）の前記第２の開口の前記境界に一体的に結合される第２の開口と、を備え、
    前記中間弾性膜（２２５）及び前記外側弾性膜（２０５）は、複数の第２の可変接続要素（２９０Ａ）によって互いに接続され、任意選択的に、前記第２の可変接続要素（２９０Ａ）は、第２の弾性タイ（２９０Ａ）からなり、任意選択的に、それぞれは、前記外側弾性膜（２０５）の弾性係数よりも、および、前記中間弾性膜（２２５）の弾性係数よりも大きい弾性係数を有し、
    前記第２の弾性タイ（２９０Ａ）は、それらが接続される前記中間弾性膜（２２５）の面積に応じて可変の弾性係数を有し、これにより、前記複数の第１の可変接続要素（２９０Ｂ）は、前記内側弾性膜（２５５）および前記中間弾性膜（２２５）を互いに接続し、これにより、前記外側弾性膜（２０５）および前記中間弾性膜（２２５）は、これらの間に、第２の間隙（２３０Ａ）を画定し、前記第２の間隙（２３０Ａ）は、流体、任意選択的には液体、より任意選択的には血液適合性溶液、より任意選択には滅菌生理食塩水からなるもの、または、ガス、任意選択的にはヘリウムからなるものを受容するように構成される、心腔プロテーゼ。
13. 請求項１２に記載の心腔プロテーゼであって、
    前記第２の間隙（２３０Ａ）は、前記第２の間隙（２３０Ａ）の容量が動的に変化するように、可変の量及び／又は圧力の前記流体を受容するように構成され、任意選択的に、前記第２の間隙（２３０Ａ）は、前記プロテーゼが備える少なくとも１つの可変容積弾性袋体、または、外部ポンプ（３４０Ａ；３４０Ｂ；３４０Ｃ；３４０Ｄ）と流体連通するように構成される、心腔プロテーゼ。
14. 請求項１２または１３に記載の心腔プロテーゼであって、
    前記中間弾性膜（２２５）は、不連続構造を備え、
    前記不連続構造は、任意選択的に、
    弾性接合線に沿って互いに接続された複数の弾性プレート、より任意選択的には、六角形の形状のプレート、によって形成されるハニカム不連続構造、ここで、より任意選択的には、前記ハニカム不連続構造は、前記弾性プレートの弾性係数よりも大きい弾性係数を有する、と、
    弾性接合線に沿って互いに接続された複数の弾性多角形プレート、より任意選択的には、五角形及び／又は六角形の形状のプレートによって形成される不連続構造体、ここで、より任意選択的には、前記不連続構造体は、前記弾性多角形プレートの弾性係数よりも大きい弾性係数を有する、と、
    を備えるグループから選択される、心腔プロテーゼ。
15. 請求項１２から１４のいずれか１項に記載の心腔プロテーゼであって、
    請求項１１に従属する場合には、前記中間弾性膜（２２５）は、それぞれ、前記中間弾性膜（２２５）を電気的及び／又は電磁的に分極させるように構成された複数の電極を備え、複数の制御ケーブル（２２６）のそれぞれを介して前記電極に接続された前記電子処理ユニット（３４５Ｂ）の制御下にそれぞれある、心腔プロテーゼ。
16. 請求項１から１５のいずれか１項に記載の心腔プロテーゼであって、
    前記心腔プロテーゼは、
    左心室（４０）に移植され、これにおいて、前記出口境界は、生体大動脈弁（８０）を取り囲み、その上で縫合されるように構成された大動脈境界（２８５）であり、前記少なくとも１つの入口境界は、生体僧帽弁（７０）を取り囲み、その上で縫合されるように構成された僧帽弁境界（２７５）である、または、
    左心房（２０）に移植され、これにおいて、前記出口境界は、生体僧帽弁（７０）を取り囲み、その上で縫合されるように構成された僧帽弁境界（６７５）であり、前記少なくとも１つの入口境界は、肺静脈（１３０）のそれぞれの１つ以上の出口に対応する領域を取り囲み、その上で縫合されるように構成された１つ以上の境界（６８５）である、また、
    右心室（３０）に移植され、これにおいて、前記出口境界は、生体肺動脈弁（６０）を取り囲み、その上で縫合されるように構成された肺動脈弁境界（７８５）であり、前記少なくとも１つの入口境界は、生体三尖弁（５０）を取り囲み、その上で縫合されるように構成された三尖弁境界（７７５）である、また、
    右心房（１０）に移植され、これにおいて、前記出口境界は、生体三尖弁（５０）を取り囲み、その上で縫合されるように構成された三尖弁境界（７７５）であり、前記少なくとも１つの入口境界は、大静脈（１２０，１２５）のそれぞれの１つ以上の出口に対応する領域を取り囲み、その上で縫合されるように構成された大静脈の１つ以上の境界（８７５Ａ，８７５Ｂ）である、心腔プロテーゼ。
17. 請求項１から１６のいずれか１項に記載の心腔プロテーゼを２乃至４個備え、前記心腔プロテーゼは、患者（４４０）の２つ以上の心腔（１０；２０；３０；４０）のそれぞれに埋め込まれるように構成される、心腔プロテーゼアセンブリ。
18. 請求項１７に記載の心腔プロテーゼアセンブリであって、
    前記心腔プロテーゼは、請求項１１に記載の、または、請求項１２から１６のいずれか１項に記載の２つの心腔プロテーゼを含む、または、それらからなり、
    請求項１１に従属する場合には、前記心腔プロテーゼは、相互に関連付けられ、
    前記心腔プロテーゼは、左心室（４０）および左心房（２０）、または、右心室（３０）および右心房（１０）に埋め込まれるように構成され、関連する２つの心腔プロテーゼの前記第１の間隙（２３０，６３０；７３０，８３０）は、連通ダクトを介して互いに流体連通し、これにより、前記２つの関連する心腔プロテーゼの前記第１の間隙（２３０，６３０；７３０，８３０）が置き換わることを介して、前記２つの関連する心腔プロテーゼのうちの一方の前記第１の間隙（２３０；７３０）の前記容積は、前記２つの関連する心腔プロテーゼのうちの他方の前記第１の間隙（６３０；８３０）の前記容積が減少するときに、増加するように構成され、逆もまた同様である、心腔プロテーゼアセンブリ。
19. 請求項１から１６のいずれか１項に記載の心腔プロテーゼ、または、請求項１７または１８に記載の心腔プロテーゼアセンブリ、を備える、心臓補助システムであって、
    少なくとも１つのポンプ（３４０Ａ；３４０Ｂ；３４０Ｃ；３４０Ｄ）及び／又は電子処理ユニット（３４５Ａ；３４５Ｂ）は、前記心腔プロテーゼ、または、前記心腔プロテーゼアセンブリの前記心腔プロテーゼの前記第１の間隙（２３０；２３０Ｂ；６３０；７３０；８３０）に受容される前記流体の量及び／又は圧力を制御し、これにより、前記心腔プロテーゼ、または、前記心腔プロテーゼアセンブリの前記心腔プロテーゼの前記第１の間隙（２３０；２３０Ｂ；６３０；７３０；８３０）の容積を動的に変化させように構成される、心臓補助システム。

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