JP6165707B2 - 血管壁を内部から焼灼するシステム、装置及び方法 - Google Patents

Description

本発明は、焼灼手段によって体の血管を治療する技術分野に関連し、より具体的には、心房細動（ＡＦ）等の心臓疾患の治療に関連する。とりわけ、本発明は、血管壁を内部から焼灼するシステム、装置及び方法に関し、より具体的には、インプラント装置、並びに内部からの１又は複数の肺静脈壁（ＰＶ）の焼灼、好ましくは貫壁性の焼灼、及び好ましくは肺静脈前庭部レベルでの焼灼に関する。

本発明は、１又は複数のインプラント装置及び励起装置のシステム、インプラント装置並びに該システムの使用方法、並びに動脈構造及び静脈構造の治療のための１又は複数の装置に関する。

また、本発明は、インプラント装置、インプラント装置及び外部励起手段のシステム、並びに血管内に１又は複数のインプラント装置を設置し、後にこれらのインプラント装置を、好ましくは同時に加熱し、それによってインプラント装置から血管内壁へ熱を輸送する方法に関する。

例えば、このシステム、装置及び方法は、心房性不整脈、より具体的には心房細動（ＡＦ）、より具体的には発作性、持続性又は慢性のＡＦの治療に使用され得る。より具体的には、本発明は、心臓、より具体的には心房、より具体的には左心房及び右心房、より具体的には肺静脈（ＰＶ）前庭部又は肺静脈口部において反復的に損傷を作り出すことが可能な方法を記載する。ここで、一般概念は、ＰＶ又は他の血管内に１又は複数のインプラント装置を埋め込むことであり、上記インプラント装置はＰＶ隔離（ＰＶＩ）を得るために焼灼が必要と判断される位置において血管内壁と接触する。先行技術とは異なり焼灼は直ちには行われないが、インプラント装置から空間的に分離され（即ち接触していない）、焼灼温度にまでインプラント装置の焼灼領域の温度を上昇させるためにインプラント装置に遠隔的にエネルギを供給することが可能な外部エネルギ供給手段によって、１又は複数のインプラント装置を規定の温度にまで加熱することができる。好ましい実施の形態において、インプラント装置は、磁気ヒステリシスを示し得る材料から製造される部位、及び埋め込まれた装置の位置において時変磁場を作り出すことが可能な外部エネルギ供給手段を備え、それによって磁気ヒステリシス現象を通してインプラントを加熱する。インプラント装置が到達し得る最高温度は、使用される磁性材料のキュリー温度又はネール温度によって制限され、その温度を超えると磁気ヒステリシス効果は消失する。このキュリー温度又はネール温度は、例えば使用される磁性合金の組成を変更することによって、必要な焼灼温度にまで正確に操作することができる。他の実施の形態において、非磁性材料を使用してもよく、さらに十分な温度制御手段を提供するために絶縁材料を使用してもよい。１つの実施の形態において、インプラント装置の加熱は、ジュール加熱若しくは直接加熱、又はその他の加熱システムによって行われる。

本発明によるインプラント装置は、したがって、心臓内（左右両側）、肺静脈内に使用されるだけでなく、必要に応じて、心臓外の動脈構造及び静脈構造内に使用され得る。

実際、本発明によるシステム、装置及び方法は、腎動脈全体を通した焼灼の実施、腎動脈を取り囲む神経系の焼灼の実施、腎交感神経の焼灼の実施、より具体的には腎動脈を取り囲む外膜における腎交感神経の焼灼の実施、腎求心性神経及び／又は腎遠心性神経の焼灼の実施にも使用され得る。

腎動脈において使用され得る装置である場合、該装置、システム及び方法は、動脈性高血圧、ノルエピネフリン溢出、心不全、高血圧に関連する標的臓器障害等の治療に使用され得る。

腎動脈において使用され得る装置である場合、該装置、システム及び方法は、動脈性高血圧、より具体的には軽症、中等症及び／又は重症高血圧、仮面高血圧、白衣高血圧、逆ディッピング型（reverse dipping）高血圧、非ディッピング型（non-dipping）高血圧、ディッピング型（dipping）高血圧及びノルアドレナジック（nueroadrenergic）高血圧の治療に使用され得るが、これらに限定されない。

また、本明細書に記載される装置、システム及び方法は、例えば練習目的若しくは教育目的で、ヒト若しくは動物の死体、又はヒト若しくは動物の身体モデルにおいて使用されてもよく、インプラント装置の加熱は血管内壁上に焼灼の跡を残すことから、これをインプラント装置が正しく設置され、十分な焼灼が行われたかどうかの確認に使用することができる。

本明細書の記載は、心臓内（左右両側）及び肺静脈内における装置の適用を中心とする。

当業者であれば、本発明の装置、システム及び方法を解釈することができ、他の部位で使用される場合にはそれらに具体的な機能、部品、又はステップを設けることができる。

ヒトの健康は、時と共に変化する多数の疾病の脅威を受ける。医学は、継続的に革新し、これらの変化に適合することが必要とされる。絶え間ない治療方法の改良にもかかわらず、心疾患は西洋社会において死亡及び入院の最も重要な要因となっている。

しばしばＡＦと呼ばれる心房細動は、不規則な電気活動の後に無秩序で無効な収縮を生じる心臓の不整脈である。

ＡＦを経験する患者は、動悸、倦怠感、生活の質の著しい低下、心不全の悪化、脳梗塞、死亡率の増加及びその他の多くの兆候に苦しむ。

ＡＦの罹患率及び発生率は徐々に増加しており、ＡＦが蔓延状態に達している。

今までのところ、ＡＦの抗不整脈薬による治療は、主に２つの知見、即ち無効果及び／又は容認することができない副作用を特徴とする。

ＡＦの予防又は治癒のための現在利用可能であり一般的に使用されている薬剤は、２つのグループに分けられる。

第一グループは、いわゆるクラスＩ薬、βブロッカー、ドロネダロン及びソタロールからなる。

これらの薬剤は、２０％〜４０％の範囲の幾らか低い効果を有する。これらの薬剤の開始及び継続には、これらの薬剤自身が容易に致死的な不整脈を誘導し得ることから、患者を注意深く観察することが必要とされる。

第二グループは、１種類の薬剤、即ちアミオダロンのみからなり、これは最も効果の高い利用可能なＡＦ治療用薬剤である。

その効果は６５％まで及ぶ。しかしながら、可能性のある副作用の一覧は、重篤な甲状腺の問題、重篤な肺疾患、不可逆的な皮膚の着色、視覚障害、発癌の可能性等と、事実上制限がない。

近年、Dr. Haissaguerre教授のボルドーの研究グループが、肺静脈（しばしばＰＶと呼ばれる）がＡＦを引き起こす場所であることを見出した際に、心房細動に対する新たな侵襲的治療法が発見された。

その後、ＡＦ治療のための薬物療法の代替手段として、ＰＶを取り囲むための様々な技術が開発された。

この技術は、肺静脈隔離術と呼ばれ、しばしばＰＶＩと略記される。

これは、ＰＶにおけるトリガーを電気的に隔離して、ＰＶと左心房の間の電気信号による連結を確実に残留させないことを目的とするものであった。

その後間もなく、例えばＰＶを取り囲むラインにおいて１ｍｍの小さな間隙でさえもＰＶの電気的な再連結を導き、それゆえ、ＡＦが再発して手術の失敗につながることが見い出された。

電気生理学では、心不整脈の治療に関する技術は、心臓内部における診断的介入及び治療的介入を行うためのハイテク装置の使用を特徴とする。

現在、経皮的な介入手段によって、実質的には全ての不整脈を成功裏に治療することが可能である。それにもかかわらず、安全かつ効果的な方法で患者をＡＦから回復させることは、電気生理学においては大きな問題である。

ＰＶＩが達成され得る２つのタイプの手術が存在する。

第一グループは、間隙を伴わずに連続したラインが形成されることを確認しながら逐一（point by
point）ＰＶを取り囲むために構成された技術及び装置からなる。

多くの場合、ＰＶを有する左心房の可視化のための非蛍光顕微鏡技術と、高周波（ＲＦ）又は低温エネルギを送達することが可能なカテーテルとの組合せが使用される。

しかしながら、この第一グループの手術は、常に、いかなる間隙も伴わずに連続したラインを形成できることを約束するものではない。これは、焼灼チップを血管壁に押し付ける圧力、焼灼チップから血管壁へと輸送されるエネルギ量、血管壁上の焼灼スポットのサイズ等が完全には制御されていないことから生じ得る。幾つかの場合、１ｍｍオーダーの間隙は、ＰＶＩ手術の成功を確実にするには広すぎることがある。これらの場合、患者に対して危険性、不快症状、費用等を伴った再手術が通常必要となる。

他方のグループは、４つのＰＶの各々において連続した「ワンシングルショット（one single shot）」ＰＶＩの実施のために作り出された装置からなる。

カテーテル又はシースの全ての取合せが意図されている。即ち、低温エネルギ、レーザーエネルギ、高密度焦点式超音波、熱エネルギを送達するバルーンカテーテル、パルス波ＲＦエネルギを送達する円形カテーテル、ＲＦエネルギを送達するバスケット形カテーテル等である。

ＰＶＩは、実験的治療法からＡＦを治癒し得る最先端の介入へと発展した。

最も適した状況において発作性ＡＦの初期成功率は９０％に達し、合併症の発症率は６％前後である。ＰＶＩの最も一般的な合併症は、焼灼カテーテルによる左心房穿孔に起因する心タンポナーデである。

通常、これは血液を排出するための心膜の経皮的穿刺の実施により対応でき、これが不適切であることが判明した場合には、開胸術による外科的介入が必要である。

最も恐れられ通常致死的である合併症は、食道と左心房との間の瘻孔の発生である。

過去１０年間に、ＡＦ患者のカテーテル焼灼技術は、ＰＶ及びそれらと左心房（しばしばＬＡと略記される）との接合部を焦点とする初期治療から、（これのみではないが）主にＬＡ心筋及びその自律神経支配（neuro-vegetative
innervation）を焦点とする、より広範囲の介入へと発展してきた。

現在では、ＬＡから電気的にＰＶを隔離することが多くのカテーテル焼灼アプローチ及び外科的焼灼アプローチの要であることが認識されている。

現在世界的に利用されている様々なカテーテル技術の実質的な相違の多少にかかわらず、結果は一様に似通っているようであり、患者及び彼らのＡＦタイプ（慢性ＡＦ、長期持続性ＡＦ、短期持続性ＡＦ、又は発作性ＡＦ）に依存して５０％〜９０％の範囲の成功率である。

手術の結果を改善するために二度目のＡＦ焼灼手術が頻繁に必要となる。

ＰＶＩを実施するための手術時間は、過去数年ではるかに発展した。当初、ポイントバイポイント（point-by-point）ＰＶＩは通常６時間以上を要した。

新たな画像技術は、これらの時間と労力を要する手術を約４時間〜６時間に短縮した。

「シングルショット（single-shot）」手術は、さらにある程度の時間短縮されているが、それでもなお一般には２時間〜３時間の手術時間を要する。

これらの手術を実施するために必要な蛍光透視時間は同じく短縮されたが、全体的には２０分〜４０分の範囲である。

患者に多大な不快感を与え、手術中に患者が静止している必要があることから、ＰＶＩは世界中の多くの医療機関において全身麻酔の下で実施される。

その他の医療機関は「意識下鎮静法」を使用しており、これは、患者は数種の異なる薬剤によって鎮静されているが患者への気管挿管及び酸素供給を予定していないことを意味する。

患者の鎮静の必要性は、異なる有害な副作用を引き起こす可能性がある。

第一に、全身麻酔は常に患者に対して一定の死亡リスクを伴う。一方、良好な「意識下鎮静法」は、遂行することが困難である。

薬剤の過小投与は、患者の不快感及び患者の余計な動きを招く。

薬剤の過剰投与は、手術中に全身麻酔へと切り替えることが余儀なくされる可能性があり、これは多くの場合、全く明確ではなく、むしろ危険である。

本発明は、患者により受け入れられやすく、より短時間で安全であり、少なくとも現行のＰＶＩと同じく効果的な技術を想到することを意図する。

特許文献１は、ステントと、治療部位近傍へステントを送達することが可能なカテーテルとを備えた心房細動を治療するためのシステムを開示している。このステントは、自己拡張型であり、一旦送達されると、肺静脈内壁に留まるように拡張する。ステントは、ステントに連結されたカテーテル内の電気ワイヤを通して電流を送ることにより加熱され得る。このようにして加熱されたステントで焼灼することによって、ＰＶ壁上に環状の遮断損傷を形成することができる。焼灼は、カテーテルがステントに物理的に連結されている間に起こる。したがって、焼灼後、例えば狭窄を予防するために、ステントはカテーテルから取り外され、その場所に留置されてもよい。この特許は、外部エネルギ供給手段によりステントを加熱する可能性、即ち、ステントがカテーテルに物理的に連結されていない場合にステントを加熱する可能性については開示していない。また、ステントの少なくとも一部に磁気ヒステリシスを示す材料を使用する可能性についても開示していない。そのため、このステントの焼灼温度を制御することは容易ではなく、実際、ステントの電気抵抗、ワイヤを通して送られる電流の量及びタイプ、これらのワイヤの抵抗、ステントと血管壁間の接触熱の質等の数多くの要因に依存するため、ステントに送達されるエネルギを非常に厳密に監視しなくてはならない。

特許文献２は、自己拡張型ステントを送達するためのカテーテル挿入装置を開示する。この装置は、内部シャフト及び内部シャフトに対して可動性の外部シャフトを有する。自己拡張型ステントを、その遠位末端に隣接する内部シャフト上に受け取る。テーパーチップ（tapered tip）は内部シャフトの遠位末端上に配置され、送達装置からそれを通って伸長するガイドワイヤへの円滑な移行を形成する。ハンドルは、施術者が自力でステントを展開することを可能とする。ステントは、ステントの送達のために第一放射状形態にセグメントを有していてもよく、第一放射状形態に複数のセグメントを有し、かつ第二放射状位置に複数の第二セグメントを有していてもよい。

特許文献３は、共振回路を有するステントを用いた、肺静脈の焼灼によるＡＦを治療するための他の方法及びシステムを開示している。ステントは、焼灼位置に埋め込まれ、その後、外部エネルギ供給手段、とりわけステントの共振回路の共振周波数による電磁場によって作動され得る。この出願は、ステントの少なくとも一部に磁気ヒステリシスを示す材料を使用する可能性、ステントの作動にヒステリシス効果を使用する可能性については開示していない。そのため、この場合もステントの焼灼温度を制御することは容易ではない。ステントの電気抵抗及びステントの共振回路、ステントが置かれた位置のＲＦ場の強度、ステントと血管壁間の接触熱の質等、数多くの要因に依存してステントの温度が制御されないことから、ステントに送達されるエネルギを非常に厳密に監視しなくてはならない。

特許文献４は、外部エネルギ供給手段を用いて埋め込まれたステントを或る特定の温度まで加熱する装置及び方法を開示している。ステントは、磁気ヒステリシス効果によって加熱され得る。しかしながら、この特許出願においては、例えば赤外線カメラによってステントの温度を計測し、それに応じて外部エネルギ供給手段によって供給されるエネルギを変更する外部制御システムによって温度が制御されている。そのため、焼灼に使用されるシステムは、明確には開示されていない。さらに、温度は、例えばステントの材料特性によってではなく、外部フィードバックシステムによって制御されている。加えて、特許文献４は、ステントまたはインプラントが、少なくとも血管内壁の実質的に完全な環状バンドの範囲を定めてもよいことは開示していない。

内部からの血管壁周辺での実質的に完全な環状バンドによる焼灼のために改良された装置、システム及び方法が、当該技術において依然として必要とされている。本発明は、例えば、内部から血管壁周辺に実質的に完全な環状バンドに対して焼灼が実施されること、焼灼そのものを外部手段により、必要に応じて複数回誘発することができること、焼灼温度が良好に制御され、治療において制御されていない因子又は複雑な監視システムに依存しないこと等を確実にするという、上述の問題のうち少なくとも幾つかを解決することを目的とする。

米国特許第６，６３２，２２３号 米国特許出願公開第２００５／００２７３０６号 米国特許出願公開第２００５／０１０１９４６号 欧州特許出願公開第１０３６５７４号

本発明は、１又は複数のインプラント装置及び励起装置のシステム、インプラント装置並びに該システムの使用方法、並びに動脈構造及び静脈構造の治療のための１又は複数の装置を提供する。また、本発明は、インプラント装置、インプラント装置及び外部励起手段のシステム、並びに血管内に１又は複数のインプラント装置を設置し、その後これらのインプラント装置を好ましくは同時に加熱し、それによってインプラント装置からの熱を血管内壁に輸送する方法に関する。

第１の態様では、本発明は、内部から少なくとも一部の血管壁を焼灼するためのシステムであって、
上記血管内へ埋め込まれ、展開されるように適合された自己拡張型インプラント装置であって、上記インプラントがその長さの少なくとも一部分に沿って焼灼領域を備え、上記焼灼領域が上記血管と表面接触するように適合され、上記焼灼領域が少なくとも１つの実質的に完全な環状バンドの範囲を定め、該インプラントへのエネルギ印加による上記血管内のシグナル遮断経路の焼灼に有効であるインプラント装置；
該インプラント装置から空間的に分離され、該インプラント装置の焼灼領域の温度を焼灼温度にまで上昇させるために該インプラント装置にエネルギを供給することが可能な外部エネルギ供給手段、
を備えたシステムを提供する。

好ましい実施の形態では、このシステムは２以上のインプラント装置を備え、各インプラント装置は１又は複数の血管内に埋め込まれ、展開されるように適合されている。

これらのインプラント装置は、それぞれ、１又は複数の肺静脈内に埋め込まれ、展開されるように適合され得る。

特に好ましい実施の形態では、このシステムの１又は複数のインプラント装置は、第一直径を有する近位部分、及び第一直径未満であって上記インプラントを１又は複数の血管内に固定することが十分可能な第二直径を有する遠位部分を備える。

好ましい実施の形態では、このシステムの１又は複数のインプラント装置の少なくとも一部は、強磁性材料、フェリ磁性材料、又は反強磁性材料等の磁気ヒステリシスを示す材料の少なくとも１種から製造される。さらに、外部エネルギ供給手段は、１又は複数のインプラント装置の位置において時変磁場を作り出してもよい。より好ましい実施の形態では、この時変磁場は、時変電流を送る電気コイルにより作り出される。

他の実施の形態では、このシステムは、
１又は複数のインプラント装置を、１又は複数の血管の所望の位置又はその近傍に輸送及び送達するために好適なシース；
１又は複数のインプラントを伴うシースを１又は複数の血管の所望の位置へと順次ガイドするために好適なガイドワイヤ、
も備えている。

第２の態様では、本発明は、血管内へ埋め込まれ、展開されるように適合された自己拡張型インプラント装置であって、上記インプラントがその長さの少なくとも一部分に沿って焼灼領域を備え、該焼灼領域が血管と表面接触するように適合され、該焼灼領域が少なくとも１つの実質的に完全な環状バンドの範囲を定め、該インプラントへのエネルギ印加による血管内のシグナル遮断経路の焼灼に有効であり、上記焼灼領域が、強磁性材料、フェリ磁性材料、又は反強磁性材料等の磁気ヒステリシスを示す材料の少なくとも１種を含む、自己拡張型インプラント装置を提供する。

類似の態様では、本発明は、血管内へ埋め込まれ、展開されるように適合された、好ましくは自己拡張型のインプラント装置であって、上記インプラントがその長さの少なくとも一部分に沿って焼灼領域を備え、該焼灼領域が血管と表面接触し、かつ少なくとも１つの実質的に完全な環状バンド又はらせん状のバンドの範囲を定めるように適合されており、該インプラント装置へのエネルギ印加による血管内のシグナル遮断経路の焼灼に上記焼灼領域が有効であり、好ましくは上記焼灼領域が、強磁性材料、フェリ磁性材料、又は反強磁性材料等の磁気ヒステリシスを示す材料の少なくとも１種を含む、自己拡張型インプラント装置を提供する。

好ましい実施の形態では、このインプラント装置は、肺静脈内に埋め込まれ、展開されるように適合される。より好ましい実施の形態では、上記インプラント装置の焼灼領域は、ＰＶＩを確実に行うために上記肺静脈と表面接触し、少なくとも１つの実質的に完全な環状バンドの範囲を定めるように適合される。

好ましい実施の形態では、このインプラント装置は、腎動脈に適合された形状を備える。より好ましい実施の形態では、上記インプラント装置の焼灼領域は、例えば焼灼の結果、腎交感神経シグナルを遮断することによって腎高血圧症を治療するため、上記腎動脈と表面接触し、少なくとも１つの実質的にらせん状のバンドの範囲を定めるように適合される。

特に好ましい実施の形態では、このインプラント装置の部品は、磁気ヒステリシスを示し、異なるキュリー温度又はニール温度を有する２以上の材料から製造される。

より好ましい実施の形態では、このインプラント装置は、長期間の埋め込みに好適である。他の好ましい実施の形態では、このインプラント装置は、生体吸収性インプラント装置、又は１又は複数の焼灼の後に例えば蒸発によって消滅するインプラントである。さらに、このインプラント装置は、第一直径を有する近位部分、及び第一直径未満であって上記インプラント装置を血管内に固定することが十分可能な第二直径を有する遠位部分を備えてもよい。このインプラント装置は、上記インプラント装置の近位部分若しくは遠位部分に、又はその近傍に定着手段を更に備えてもよく、上記定着手段は血管内壁に比して同じ位置又はその近傍にこの装置を保持するために好適である。

好ましい実施の形態では、上記インプラント装置が埋め込まれた際に患者の血液と接触し得る上記インプラント装置の一部は、このインプラント装置の励起の間、血液が加熱又は過熱されないように、このインプラント装置のその他の部分から熱的に隔離される。

好ましい実施の形態では、上記インプラントは、体温が活性化を引き起こすように、活性化温度が３５℃〜３７℃の熱活性コーティングを備える。代替的な好ましい実施の形態では、上記インプラントは、上記外部エネルギ供給手段によって上記焼灼領域が加熱された場合のみ活性化が引き起こされるように、活性化温度が４５℃より高い熱活性コーティングを備える。

好ましい実施の形態では、このインプラント装置は、インプラント装置の目的に適した熱特性及び／又は弾性特性を有する他の材料によって囲まれた或る特定のキュリー温度を有する材料のコア領域を備える。

１つの実施の形態では、このインプラントは、制限された壊死性の損傷及び／又は神経毒性による損傷を生み出すことが可能な物質を備える。

好ましい実施の形態では、このインプラント装置は、１又は複数の物質で満たされ、このインプラントが加熱された場合に開放する腔を備える。より好ましい実施の形態では、これらの物質は（例えば、２成分性の神経毒を送達するため）患者の体内又は血管壁へと放出される前に混合される。

他の好ましい実施の形態では、これらの物質は下記物質の選択、又は１又は複数の組成物である：
エタノール；
テトロドトキシン及びバトラコトシキン；
モーロトキシン、アジトキシン、カリブドトキシン、マーガトキシン、スロトキシン、スキラトキシン又はヘフトキシン；
カルシセプチン、タイカトキシン、カルシクルジン、又はＰｈＴｘ３；
ボツリヌストキシン；
サイトカラシンＤ、ラパマイシン、シロリムス、ゾタロリムス、エベロリムス、パクリタキセル；
グルタメート；
イソキノリン；
Ｎ−メチル−（Ｒ）−サルソリノール；
β−カルボリン誘導体。

更なる態様では、本発明は、１、２、３、４以上のインプラント装置（例えば５、６、７、８、９、１０以上の本発明によるインプラント装置）を備えたシステムを提供する。このシステムは、上記インプラント装置から空間的に分離され、焼灼温度までこのインプラント装置の焼灼領域の温度を上昇させるために上記インプラント装置にエネルギを供給することが可能な外部エネルギ供給手段、及び／又は１又は複数の血管内の所望の位置又はその近傍に１又は複数のインプラント装置を輸送及び送達するのに好適なシース、及び／又は１又は複数の血管内の所望の位置に１又は複数のインプラントを伴うシースを順次ガイドするために好適なガイドワイヤを備えることが好ましい。好ましい実施の形態では、このシステムは、１、２、３又は４の本発明によるインプラント装置を備え、各インプラント装置は対応する肺静脈に適合され、及び／又は１又は２の本発明によるインプラント装置を備え、各インプラント装置は対応する腎動脈に適合されている。

また、更なる態様では、本発明は、内部からの１又は複数の肺静脈壁上の実質的に完全な環状バンドの焼灼を介する肺静脈隔離によって心房細動を伴う患者を治療する方法であって、
１又は複数のインプラント装置を、シース及びガイドワイヤによって１又は複数の肺静脈内に埋め込むステップであって、上記インプラント装置の各々がそれらの長さの少なくとも一部分に沿って焼灼領域を備え、上記焼灼領域が上記肺静脈と表面接触するように適合され、上記焼灼領域が少なくとも１つの実質的に完全な環状バンドの範囲を定め、上記インプラント装置にエネルギを印加することによって上記肺静脈内のシグナル遮断経路を焼灼するのに有効であるステップ；
シース及びガイドワイヤを引き戻すステップ；
後に、インプラント装置から空間的に分離された外部エネルギ供給手段によって１又は複数のインプラント装置の焼灼領域を加熱するステップ、
を含む方法を提供する。

類似の態様では、本発明は、１又は２以上の血管内への埋め込みに好適な１又は２以上のインプラント装置を加熱する方法であって、
後にシース及びガイドワイヤによって上記血管内に上記インプラント装置を設置するステップであって、上記インプラント装置の各々がそれらの長さの少なくとも一部分に沿って焼灼領域を備え、上記焼灼領域が少なくとも１つの実質的に完全な環状バンド又は実質的にらせん状のバンドの範囲を定め、上記インプラント装置へのエネルギ印加による上記血管内のシグナル遮断経路の焼灼に上記インプラント装置が有効であるステップ；
シース及びガイドワイヤを引き戻すステップ；
上記インプラント装置から空間的に分離された外部エネルギ供給手段によって、上記インプラント装置の焼灼領域を加熱するステップ、
を含み、
上記シース及びガイドワイヤが引き戻された後に加熱が行われ、上記インプラント装置の加熱が同時に行われることを特徴とする方法を提供する。

この方法の好ましい実施の形態では、外部エネルギ供給手段によって１又は複数のインプラント装置の焼灼領域が加熱される前に、回復期間が観察される。さらに、この回復期間は、１又は複数のインプラント装置が血管壁内に取り込まれるか、又は内皮化されるのに十分長期であってもよい。

この方法の特に好ましい実施の形態では、インプラント装置から空間的に分離された外部エネルギ供給手段によって１又は複数のインプラント装置の焼灼領域を加熱するステップは、必要に応じて、例えば十分に間隔のあいた時間間隔で１回以上に亘って実施される。

この方法のより好ましい実施の形態では、本明細書に記載される１又は複数のインプラント装置が使用される。

この方法の更に好ましい実施の形態では、本明細書に記載されるシステムが使用される。

本発明による動脈構造及び静脈構造の治療用インプラントの異なる実施形態を概略的に表す図である。 本発明による動脈構造及び静脈構造の治療用インプラントの異なる実施形態を概略的に表す図である。 本発明による動脈構造及び静脈構造の治療用インプラントの異なる実施形態を概略的に表す図である。 本発明による動脈構造及び静脈構造の治療用インプラントの異なる実施形態を概略的に表す図である。 本発明による動脈構造及び静脈構造の治療用インプラントの異なる実施形態を概略的に表す図である。 本発明のインプラントの一部分の詳細を概略的に表す図である。 本発明のインプラントの一部分の詳細を概略的に表す図である。 本発明のインプラントの一部分の詳細を概略的に表す図である。 本発明による動脈構造及び静脈構造の治療用インプラントの異なる実施形態を概略的に表す図である。 本発明による動脈構造及び静脈構造の治療用インプラントの異なる実施形態を概略的に表す図である。 本発明による動脈構造及び静脈構造の治療用インプラントの異なる実施形態を概略的に表す図である。 ガイドワイヤ及びインプラント装置を伴うシースの実施形態を概略的に表す図である。 １又は複数のインプラントをＰＶに送達するために特性評価を行うことが可能な方法を概略的に示す図である。 患者の治療に使用され得る外部エネルギ供給手段の実施形態を概略的に表す図である。 ＰＶでの所定の位置におけるインプラントの実施形態を概略的に表す図である。 強磁性体の磁気ヒステリシスループを示す図である。Ｈは磁場の強さであり、Ｍは試料の磁気モーメントであり、Ｈ_ｃは保磁場であり、Ｍ_ｒは残留磁気モーメントであり、そしてＭ_ｓは飽和磁気モーメントである。非限定的なヒステリシスループを点線で示す。ループ上の或る特定のポイントに関する試料の磁区構造（domainstructure）を概略的に示す。 キュリー温度又はネール温度が１４０℃の磁性材料のヒステリシスループの典型的な温度依存性を示す図である。 砂時計型のインプラントであって、一対の加熱リングを該インプラントの砂時計型部分（直径が小さくなる中間領域近傍）の周りに取り付けたインプラントの実施形態を示す図である。 或る特定の温度において、発生し得る回路が遮断されるように、フューズを備えたインプラントの実施形態を示す図である。図１９ａは該フューズの詳細図を示す。 異なる構成において、金属製インプラントが形状記憶合金で製造され得ることを示す図である。スイッチ又はフューズのオン位置及びオフ位置の詳細は、図２０ａ及び図２０ｂにそれぞれ示される。 更に異なる構成において、インプラントは２種の異なる材料からなることを示す図であり、詳細は図２１ａに示される。 インプラント周りに形成される広範囲のコーティングを専ら内腔側に有する、インプラントの実施形態を説明する図である。

本発明は、１又は複数のインプラント装置及び励起装置のシステム、インプラント装置並びに該システムの使用方法、並びに動脈構造及び静脈構造の治療のための１又は複数の装置に関する。また、本発明は、インプラント装置、インプラント装置及び外部励起手段のシステム、並びに血管内に１又は複数のインプラント装置を設置し、その後これらのインプラント装置を好ましくは同時に加熱し、それによってインプラント装置からの熱を血管内壁へと輸送する方法に関する。

別途定義されない限り、本発明の開示において使用される技術用語及び科学用語を包含する全ての用語は、本発明が属する技術分野における当業者によって通常理解される意味を有する。更なる指標により、本発明の教示をよりよく理解するための用語の定義が包含される。

本明細書で使用される以下の用語は、以下の意味を有する。

本明細書で使用される数量を特定していない単数形（"A", "an", and "the"）は、別途文脈により明確に指示されない限り、単数及び複数の両方の指示物を意味する。例えば、「区画（ａ compartment）」は１又は２以上の区画を意味する。

本明細書においてパラメーター、量、期間等の計測可能な値に対する言及で使用される「約（About）」は、規定値より±２０％以下、好ましくは±１０％以下、より好ましくは±５％以下、更に好ましくは±１％以下、そして更に好ましくは±０．１％以下の変動を包含することを意味し、そのような変動であれば開示される本発明を実施するのに適切である。しかしながら、修飾語句「約」が言及する値そのものは具体的に開示されることも理解される。

本明細書で使用される「含む、備える（"Comprise,"
"comprising," and "comprises" and "comprised of"）」は、「包含する、含有する（"include", "including", "includes" or
"contain", "containing", "contains"）」と同義であり、例えば成分等のその後に続く語の存在を明示する総称又は無制限の用語であって、この技術分野において既知又は本明細書に開示される追加の特定されていない成分、機能、因子、部材、ステップの存在を排除又は除外するものではない。

終点による数値範囲の記述は、その範囲内に含まれる全ての数及び分数を包含し、同様に記述された終点も包含される。

「重量％」（重量パーセント）の表現は、別途定義されない限りここ及び本明細書全体において、配合の全重量に基づく各成分の相対的重量を意味する。

「インプラント」及び「インプラント装置」の表現は、本出願において区別なく使用される。本発明の記述において使用されるインプラント装置は、人工的な管又は管状装置、即ち環状の壁を有し、頂部及び底部において少なくとも部分的に開放している装置であって、それにより上記環状壁が孔や穴を有する又は有しないものであることを意味し、上記管又は管状装置は、患者の体の血管（例えば静脈）内、又はヒト若しくは動物の死体、若しくはヒト若しくは動物の身体モデルの血管内に置かれることを目的とするものであることを意味する。本記述において、用語「インプラント」及び「インプラント装置」は、装置が血管内に置かれ、流体に対してこの血管を開放し続けておくことを必ずしも意味するものではないが、これは該装置の効果の一つとなり得る。しかしながら、インプラント装置は、血管に比して固定された位置に置かれ、血管を流れる流体によって動かないことが意図される。用語「埋め込まれた（implanted）」装置を使用する場合、インプラント又はインプラント装置が埋め込まれていることを意味する。１つの実施形態において、インプラント装置はステント装置であり、この装置が埋め込まれた場合に流体に対して血管を開放し続けておく効果を目的とすることを意味する。

用語「カテーテル」及び「シース」は本出願において区別なく使用される。

用語「ガイドワイヤ」は、本出願において、体内に挿入された場合に制御可能にガイドされ得る装置について使用される。好ましい実施形態では、それはカテーテル、即ちガイドカテーテルである。他の実施形態において、それは中実であり、内腔を有しない。

用語「キュリー温度」及び「ネール温度」は、強磁性材料、反強磁性材料及びフェリ磁性材料がその温度を超えた場合に常磁性体又は反磁性体になる温度を意味し、以下において区別なく使用される。

第１の態様では、本発明は、内部から少なくとも一部の血管壁を焼灼するためのシステムであって、
上記血管内へ埋め込まれ、展開されるように適合された自己拡張型インプラント装置であって、上記インプラントがその長さの少なくとも一部分に沿って焼灼領域を備え、上記焼灼領域が上記血管と表面接触するように適合され、上記焼灼領域が少なくとも１つの実質的に完全な環状バンドの範囲を定め、該インプラントへのエネルギ印加による上記血管内のシグナル遮断経路の焼灼に有効であるインプラント装置；
該インプラント装置から空間的に分離され、該インプラント装置の焼灼領域の温度を焼灼温度にまで上昇させるために該インプラント装置にエネルギを供給することが可能な外部エネルギ供給手段、
を備えたシステムを提供する。

インプラント装置は自己拡張型であり、例えば、形状記憶合金で形成され、例えば肺静脈の内壁に留まるように構成される。インプラントは、ループ、へリックス、徐々に巻きついたヘリックス（progressively wound helix）、又はその他の好適な形状に形成されてもよい。末端近傍（好ましくは肺静脈前庭部側の近位端近傍、又は肺静脈口部側の遠位端近傍、又は左心房近傍のＰＶ中に埋め込まれた場合には血管内の更に奥深く）に、鉤又はかかり等の定着手段を有していてもよい。インプラント装置は、血管壁の焼灼領域に接する焼灼領域を備えてもよい。好ましくは、焼灼領域は、血管壁の周囲に実質的に完全な環状バンドを備えてもよい。焼灼領域は、血管内壁の周囲に完全な環状バンドを備えてもよく、又は焼灼領域は、血管壁の全厚みに対して血管壁の周囲に完全な環状バンドを備えてもよい。「実質的に」は、焼灼領域は、焼灼領域の片側で発生する全ての電気シグナルが他方に到達しないようにすること、即ちシグナル遮断経路が焼灼されることを意味する。エネルギは、電磁放射線による、時変磁場を介したヒステリシス加熱による、直接誘導及び間接誘導による、並びにジュール加熱による、音響エネルギ手段、機械振動エネルギ手段及び化学エネルギ手段による、熱／化学放出システム又は機械／化学放出システムによる外部手段によってインプラント装置に供給され得る。

本発明の先行技術に対する利点の一つは、１又は複数のインプラント装置を同時に加熱することができ、即ちインプラントへのエネルギの送達が同時に起こり、順番に行う必要がないことである。これは、時間の節約になり、患者の快適性を高める。例えば、規定のキュリー温度を有する磁性材料の使用による、又はインプラント中に適切な絶縁材料を使用することによる温度のビルトインコントロールを通じて、追加のエネルギ送達がインプラント内の温度構成（temperature built-up）を更に増加することがない。

「外部」エネルギ供給手段は、これらの手段がインプラント装置から空間的に分離されていること、即ち、エネルギ供給手段とインプラント装置との間にいかなる物理的連結もないことを意味し、より具体的には、エネルギ供給手段は完全に患者の体外にあり、患者の皮膚はエネルギが供給される間無傷のままであることを意味する。

焼灼領域の温度は、治療の必要性に応じて規定される。必要とされる焼灼温度に依存し、インプラント装置は、インプラント装置を構成する材料の磁性特性及び熱特性を用いて、他の領域よりも或る特定の領域が温かくなるように操作され得る。１つの実施形態において、インプラント装置の部分は、インプラント装置の他の部分又は身体部分若しくは体液から熱的に隔離されていてもよい。

好ましい実施形態では、このシステムは２以上のインプラント装置を備え、各インプラント装置は１又は複数の血管内に埋め込まれ、展開されるように適合されている。これらのインプラント装置は、各々、１又は複数の肺静脈内に埋め込まれ、展開されるように適合され得る。

約６０％の患者において、４つのＰＶが左心房へと別々に流れ込んでいる。しかしながら、他の患者においては、２つのＰＶは共通の流出口（debouchure）を有し、更に他の患者においては左心房に流れ込む５番目の血管が存在し得る。１又は複数のインプラント装置を、これら全ての血管、更には希少なケースにも合うように適合させ得ることが明らかである。

特に好ましい実施形態では、このシステムの１又は複数のインプラント装置は、第一直径を有する近位部分、及び第一直径未満であって上記インプラントを１又は複数の血管内に固定することが十分可能な第二直径を有する遠位部分を備える。

右ＰＶは通常、肺静脈口部において肺静脈前庭部とは異なる直径を有することから、主に右ＰＶに対して上記インプラントを使用することができる。

特に好ましい実施形態において、該システムの１又は複数のインプラント装置は、第一直径を有する近位部分、及び第一直径以上であって上記インプラントを１又は複数の血管内に固定することが十分可能な第二直径を有する遠位部分を備える。

左ＰＶは通常、肺静脈口部において肺静脈前庭部と同一又は類似の直径を有することから、主に左ＰＶに対して上記インプラントを使用することができる。場合によっては、ＰＶの遠位部分における直径が近位部分の直径よりも大きいことがある。

むろん、ＰＶが左心房に連結する形は患者によって異なる。肺静脈前庭部及び肺静脈口部の形状は、各ＰＶ及び各患者によって異なる場合がある。しかしながら、当業者には、より大きな直径を有する近位部分を肺静脈前庭部の近傍に置き、一方、より小さい直径を有する遠位部分を肺静脈口部の近傍又はＰＶのより深部に設置することが明らかである。インプラント装置が他のタイプの血管に埋め込まれる場合、インプラント装置の形状が個別の血管に合うように適合され得ることが明らかである。

インプラントの形状及び寸法を作製するため、ＣＴスキャン又はＭＲＩ等のスキャン技術によって、肺静脈口部から肺静脈前庭部へと移動する際に変動する血管の直径に関するデータを収集することが可能である。これらのデータより、例えば、患者の４つのＰＶ全てに関するインプラントに必要とされる形状及び寸法を得ることができる。また、この計測は、外科的手術を必要とせずに行うことができ、それにより患者の快適性及び健康を高め、医療リスクを低減する。この計測の後、患者の血管（単数又は複数）に合うようにインプラントを特別注文することができる。

好ましい実施形態では、このシステムの１又は複数のインプラント装置の少なくとも一部は、強磁性材料、フェリ磁性材料、又は反強磁性材料等の磁気ヒステリシスを示す材料の少なくとも１種から製造される。さらに、外部エネルギ供給手段は、１又は複数のインプラント装置の位置において時変磁場を作り出してもよい。より好ましい実施形態では、この時変磁場は、時変電流を送る電気コイルにより作り出される。

磁気ヒステリシスは、非常に多くの材料において発生する。最も知られ、最も使用されているのは強磁性材料、反強磁性材料及びフェリ磁性材料である。これらは、高い非線形磁気特性を有しており、即ち、誘導磁場（magnetic induction field）は材料内に印加された磁場に対して直接的には比例しない。しかしながら、これら全ての材料は、キュリー温度又はネール温度と呼ばれる或る特定の温度を超えるとそれら特有の磁気特性を失う。この温度は材料特異的である。この温度を超えると、強磁性材料、反強磁性材料及びフェリ磁性材料は常磁性体又は反磁性体となり、そのため非線形磁気特性を失う。強磁性材料、反強磁性材料及びフェリ磁性材料の非線形磁気特性は、時変磁場を印加する場合に観察されるヒステリシスから推定され得る。

磁気ヒステリシスは、強磁性体等の磁性材料において観察される。強磁性体の主な機能は、自発磁化の存在である。通常、強磁性体は均一には磁化されないが、磁化の程度（ユニット容量当たりの磁気モーメント）は同一であるもののその方向が異なる均一な自発磁化の領域、即ちドメインに分割される。外部磁場の影響のもと、磁場に沿って磁化されるドメインの数及びサイズは、他のドメインを犠牲にして増加する。さらに、或る特定のドメインの磁気モーメントは、磁場の向きが回転する場合がある。その結果、試料の磁気モーメントが高まる。

外部磁場の強度Ｈに対する強磁性試料の磁気モーメントＭの依存性（磁化曲線）が図１６に示される。十分に強い磁場において、試料は飽和状態にまで磁化される（更に磁場が高まると、Ｍの値が見かけ上変化しなくなる−Ａ点）。ここで、試料は磁場に沿って方向づけられた飽和磁気モーメントＭ_ｓ（Ｍ_I）を伴う１つのドメインからなる。外部磁場の強度Ｈが減少すると、磁場に対してその磁気モーメントが向けられたドメインの出現及び成長により、主として曲線Ｉに沿って試料の磁気モーメントＭが低下する。ドメインの成長はドメイン壁の運動による。この運動は、ある時点でドメイン壁を強化する、試料に存在する様々な欠陥（不純物又は不均等性等）によって妨げられ、これらを取り除くため非常に強い磁場が必要とされる。したがって、磁場Ｈがゼロまで低下すると、いわゆる残留磁気モーメントＭ_ｒ（Ｂ点）が保持される。保磁場（保磁力）Ｈ_ｃ（Ｃ点）と呼ばれる反対方向の十分に強い磁場においてのみ、試料を完全に消磁することができる。逆方向の磁場がさらに増加すると、再び試料が磁場に沿って飽和状態にまで磁化される（Ｄ点）。（Ｄ点からＡ点への）磁気反転が曲線ＩＩに沿って起こる。したがって、磁場が循環的変化（cyclical change）を経ると、試料の磁気モーメントにおける変化を特徴づける曲線は、磁気ヒステリシスループを形成する。磁化が飽和に達しない限界を伴って磁場Ｈが循環的に変化する場合、無制限の磁気ヒステリシスループが生み出される（曲線ＩＩＩ）。磁場Ｈにおいて変化する程度をゼロまで減少することによって、試料は完全に消磁され得る（Ｏ点に到達し得る）。試料の磁化は、Ｏ点から曲線ＩＶに沿って継続する。

磁気ヒステリシスにおいて、磁気モーメントＭの個別の値は、外部の磁場強度Ｈの同一の値に対応する。この非特異性は、所定の状態に先行する試料の状態（即ち、試料の磁気的な経緯）の影響によるものである。

磁気ヒステリシスループの形状及びサイズ、並びにＨ_ｃの量は、様々な強磁性体において幅広い範囲に亘る。例えば、純鉄においてはＨ_ｃ＝１エルステッドであり、マグニコ（magnico）合金においてはＨ_ｃ＝５８０エルステッドである。磁気ヒステリシスループは、金属の処理過程によって強く影響を受け、この間、多くの欠陥が変更される。磁気ヒステリシスループの面積は、１サイクルの磁場変動における試料でのエネルギ損失に等しい。このエネルギは、試料中の強磁性材料の総容量にも比例する。このエネルギは、最終的には試料を加熱するために使用される。そのようなエネルギ損失は、ヒステリシス損失と呼ばれる。（例えば、変圧器コア、並びに電気機器の固定子及び回転部における）ヒステリシスに対する損失が望ましくない場合、低いＨ_ｃ及び小さなヒステリシスループ面積を有する磁気的に軟らかい材料が使用される。一方、高いＨ_ｃを有する磁気的に硬い材料が永久磁石の製造に必要とされる。

交流磁場の周波数（単位時間当たりの磁気反転サイクルの数）が高まるほど、過電流及び磁気粘性による他の損失がヒステリシス損失に追加される。高い周波数では、ヒステリシスループの面積は対応して増加する。そのようなループは、上述の静的ループに対して、時に動的ループと呼ばれる。

電気抵抗及び機械的変形等の強磁性体のその他の多くの特性は、磁気モーメントに依存する。また、磁気モーメントの変化はこれらの特性に変化をもたらし、例えば、電磁気的ヒステリシス及び磁歪ヒステリシスがそれぞれ観察される。

ヒステリシスループは温度に依存する。図１７は、１４０℃のキュリー温度又はネール温度を有する磁性材料のヒステリシスループの典型的な温度依存性を示す。形状の温度依存性のみが特有のものであり、軸上にはいかなる単位も与えられておらず、該図面は解説を目的とすることに留意されるべきである。温度によってヒステリシスループは変化し、徐々に鋭く、薄くなり、いずれはキュリー温度又はネール温度における消滅が観察される。この温度以降、材料は常磁性体又は反磁性体となり、ヒステリシスに起因する加熱損失は観察されない。これは、この材料が少なくともヒステリシス効果によってはこれ以上加熱されず、キュリー温度又はネール温度で保持されることを意味する（以下において、２つの用語「キュリー」温度又は「ネール」温度は区別せずに用いられ得る）。直接誘導又は間接誘導等の他の効果による加熱は、なおも可能であるが、これらの効果は、特にヒステリシス効果による巨大な加熱能力に比べると、この場合無視することができるほどのものであるということを述べておく。

インプラント装置の焼灼領域が、例えばキュリー温度４０℃の材料を含む場合、インプラントは、例えば本発明のシステムの外部エネルギ供給手段によってこの温度にまで加熱され、時変磁場に晒された場合にはこれ以上加熱されないということが当業者に明らかである。焼灼温度を４２℃又は４５℃とする必要がある場合、インプラントにおいて使用される磁性材料を、キュリー温度としてこの温度を有するように変更してもよい。これは、例えば磁性材料の合金の組成を変化させることによって行うことができる。磁性材料のキュリー温度は、非常に正確に操作され得る。

好ましい実施形態において、インプラント装置に使用される磁性材料は、以下の材料の組合せ又は合金である：ＭｎＡｓ、Ｇｄ、Ｆｅ薄塗布を有するＧｄ、およそ２９．５ａｔ．％のＮｉを有するＮｉ−Ｆｅ合金（１０００℃から徐々に冷却される）、３０ａｔ．％のＮｉを有するＮｉ−Ｆｅ、Ｃｒ、ＣｏＯ、ＺｎＦｅ_２Ｏ_４、並びに１０℃、２０℃、２５℃、３０℃、３５℃、４０℃を超えるキュリー温度又はネール温度、及び／又は７５℃、７０℃、６５℃、６０℃、５５℃、５０℃、４５℃、４０℃を下回る温度のキュリー温度又はネール温度を有するあらゆる磁性材料。

合金又は複合材料のキュリー温度又はネール温度は、これらの材料を製造する処理過程に強く依存し得る。特に、焼鈍工程（annealing procedures）が重要である可能性がある。また、電離放射線（ion radiation）等のキュリー温度の他の変更方法も所望の材料を供給するために使用され得る。ランドルト−ベルンシュタインデータベース等の標準的な参考文献に明記される所望のキュリー温度又はネール温度を有する磁性材料、合金、二元合金、三元合金又は四元合金のいずれも使用することができる。

他の実施形態では、このシステムは、
１又は複数のインプラント装置を、１又は複数の血管の所望の位置又はその近傍に輸送及び送達するために好適なシース；
１又は複数のインプラントを伴うシースを１又は複数の血管の所望の位置へと順次ガイドするために好適なガイドワイヤ、
も備えている。

この実施形態においてシースは、本明細書に記載される１又は複数のインプラント装置を送達することが可能なインプラント送達システムを包含する。そのような送達装置及びガイドワイヤを有するシースの実施形態は図１２に示される。

第２の態様では、本発明は、血管内へ埋め込まれ、展開されるように適合された自己拡張型インプラント装置であって、上記インプラントがその長さの少なくとも一部分に沿って焼灼領域を備え、該焼灼領域が血管と表面接触するように適合され、該焼灼領域が少なくとも１つの実質的に完全な環状バンドの範囲を定め、該インプラントへのエネルギ印加による血管内のシグナル遮断経路の焼灼に有効であり、上記焼灼領域が、強磁性材料、フェリ磁性材料、又は反強磁性材料等の磁気ヒステリシスを示す材料の少なくとも１種を含む、自己拡張型インプラント装置を提供する。

好ましくは、上記材料は含鉄流体（ferrous fluid）（即ち、熱伝導性流体中に懸濁された強磁性粒子、フェリ磁性粒子及び／又は反強磁性粒子）を含み、上記材料は好ましくは上記インプラント装置内に含有される。より好ましい実施形態では、上記インプラント装置は、上記熱伝導性流体中の強磁性粒子、フェリ磁性粒子及び／又は反強磁性粒子を含む１又は複数の液密な腔を備える。更に好ましい実施形態では、上記粒子は以下の材料のいずれか又はいずれかの組合せを含む：ＳｒＦｅ_１２Ｏ_１９、Ｍｅ_ａ−２Ｗ、Ｍｅ_ａ−２Ｙ、及びＭｅ_ａ−２Ｚ（ここで２ＷがＢａＯ：２Ｍｅ_ａＯ：８Ｆｅ_２Ｏ_３、２Ｙが２（ＢａＯ：Ｍｅ_ａＯ：３Ｆｅ_２Ｏ_３）及び２Ｚが３ＢａＯ：２Ｍｅ_ａＯ：１２Ｆｅ_２Ｏ_３であり、Ｍｅ_ａが二価陽イオンであり、二価陽イオンはＭｇ、Ｃｏ、Ｍｎ、及びＺｎから選択されることが好ましい）、及び／又は１Ｍｅ_ｂＯ：１Ｆｅ_２Ｏ_３（ここでＭｅ_ｂＯがＮｉ、Ｃｏ、Ｍｎ及びＺｎから選択される遷移金属酸化物である）、及び／又はＬａ_０．８Ｓｒ_０．２ＭｎＯ_３、Ｙ_３Ｆｅ_５−ｘＭ_ｘＯ_１２のような合金（ここでＭはＡｌ又はＧｄであり、０＜ｘ＜２である）、及び／又はＰｄ、Ｃｏ、Ｎｉ、Ｆｅ、Ｃｕ、Ａｌ、及びＳｉのいずれかの組合せの合金、及び／又はＮｉ、Ｃｏ、及びＦｅのいずれかの組合せとのＧｄ、Ｔｈ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ及びＴｍのいずれかの組合せの合金、及び／又は合金ＲＭｎ_２Ｘ（ここでＲが、Ｌａ、Ｃｅ、Ｐｒ又はＮｂ等の希土類であり、ＸがＧｅ又はＳｉのいずれかである）。以下の合金のいずれか又はいずれかの組合せが特に好ましい：２８％又は２９．６％のＮｉを含むＮｉＣｕ、ＮｉＰｄ、６．１５％のＰｄを含むＰｄＣｏ、４％のＮｉを含むＮｉＳｉ、（Ｎｉ、ＺｎＯ）Ｆｅ_２Ｏ_３、１．０≦ｘ≦１．７であるＬａ_０．８Ｓｒ_０．２ＭｎＯ_ｘ、Ｙ_３Ｆｅ_５−ｘＡｌ_ｘＯ１２。粒子はどのような大きさであってもよく、最短が好ましくは１０ｎｍより長く、より好ましくは２０ｎｍより長く、また最長が５００μｍより小さく、好ましくは１００μｍより小さい。或る特定の実施形態において、上記粒子は最長が１μｍより小さく、２００ｎｍより小さい。他の実施形態において、上記粒子は、最長が１μｍより長く、好ましくは２０μｍより長い。上記粒子が懸濁される上記流体は適切な熱伝導特性を備えることが好ましい。好ましい実施形態では、上記流体は、大きな熱容量を備える。他の好ましい実施形態では、上記流体は低い熱容量を備える。この粒子に対して使用する磁性材料及び使用する流体の的確な特徴、量及び組合せは、例えば、肺静脈の内壁の完全な環状焼灼を誘導するための所望の温度及び熱に依存する。好ましい実施形態において、上記磁性材料は、３７℃、３８℃、３９℃、４０℃、４１℃、４２℃、４３℃、４４℃、４５℃、４６℃、４７℃、４８℃、４９℃、５０℃、５１℃、５２℃、５３℃、５４℃、５５℃、又はこれらの間の任意の値、若しくはこれらの任意の組合せのキュリー温度又はネール温度を備え、好ましくは上記キュリー温度又はネール温度は７５℃より低く、より好ましくは７０℃より低く、更に好ましくは６５℃より低く、更に好ましくは６２℃より低く、更に好ましくは５９℃より低く、更に好ましくは５７℃より低く、更に好ましくは５５℃よりも低い。

好ましい実施形態では、インプラント装置は肺静脈又は腎動脈内に埋め込まれ、展開されるように適合される。

特に好ましい実施形態では、このインプラント装置の部品は、磁気ヒステリシスを示し、異なるキュリー温度又はニール温度を有する２以上の材料から製造される。

異なる温度は、インプラント装置の焼灼領域がどの材料を含むかによって個別の場所で異なる損傷を生じる。異なるキュリー温度を有する材料からなるインプラント装置の熱的隔離部分により、インプラント装置に沿って焼灼温度の段階的な変動が可能である。また、例えば、より高い熱容量を有する材料を含む部分は、よりゆっくりと加熱されるが、その後より長期に亘って熱いままである。焼灼特徴の操作は、インプラントに使用される材料の磁気特性及び熱特性を利用してインプラントを操作することによって行われ得る。

より好ましい実施形態では、このインプラント装置は、長期間の埋め込みに好適である。他の実施形態では、このインプラント装置は、生体吸収性インプラント装置、又は１又は複数の焼灼工程の後に例えば蒸発によって消滅するインプラントである。好ましい実施形態では、このインプラント装置は、第一直径を有する近位部分、及び第一直径未満であって上記インプラント装置を血管内に固定することが十分可能な第二直径を有する遠位部分を備えてもよい。このインプラント装置は、上記インプラント装置の近位部分若しくは遠位部分に、又はその近傍に定着手段を更に備えてもよく、上記定着手段は血管内壁に比して同じ位置又はその近傍にこの装置を保持するために好適である。定着手段は、鉤若しくはかかり、又はインプラント装置を所望の位置に保持するために当該分野で既知のその他のものを備えてもよい。

好ましい実施形態において、インプラント装置は、外部から起動可能な（triggerable）部分を備え、定着手段を具備した弾性的に圧縮可能なボディを備える。このボディは、主にワイヤで作製され、拡張位置又は解放位置においては、狭窄した管状形及び／又はいくぶん平板化された狭窄した管状形（即ち、長軸に沿ったほとんどの位置における断面が楕円形等であり、肺静脈前庭部内に置くために好適である）を具備していてもよい。また、少なくともボディが解放位置又は非圧縮位置にある場合、ボディは２〜５の円形ワイヤ（第一の大きな円形又は楕円形ワイヤ、及び直径が徐々に小さくなる更なる円形又は楕円形ワイヤであり、互いに離れて設置され保持される）を備えてもよい。ボディは編み込まれた金属ワイヤ（心臓、より具体的には心房、より具体的には左心房及び右心房、より具体的には肺静脈前庭部又は肺静脈口部において、血管壁との多数の連結を可能とする複数の相互連結、交差及び／又は層を有する）で構成されていてもよい。ボディは、長軸に沿って直径が徐々に小さくなるらせん形ワイヤであることが意図される。インプラント装置のワインディングは、装置が一旦解放されると、架橋直立ワイヤ部分と相互に連結され、例えば肺静脈前庭部／肺静脈口部の完全な円形の被覆を確実にするために閉鎖ループを与えてもよい。ボディは、最終的に金属ケージを形成するように、外側に曲がった縦型金属ビーズ（longitudinal metal beads）を呈してもよく、さらにそれらの間に幾つかの相互連結を呈してもよい。インプラント装置は、肺静脈口部に埋め込まれる場合、ボディの円形又は楕円形ワイヤ上で計測され得る最も離れた２点の距離が、３ｍｍ〜３０ｍｍ、より具体的には５ｍｍ〜２０ｍｍ、更に具体的には９ｍｍ〜１３ｍｍの範囲であることを特徴とするものであってもよい。インプラント装置は、肺静脈前庭部に埋め込まれる場合、インプラント装置のボディの円形又は楕円形ワイヤ上で計測され得る最も離れた２点の距離が、５ｍｍ〜５０ｍｍ、より具体的には８ｍｍ〜４０ｍｍ、更に具体的には１０ｍｍ〜３０ｍｍの範囲であることを特徴とするものであってもよい。インプラント装置のボディは、主に１又は複数の金属合金で作製されてもよい。インプラント装置のボディは、電磁放射線、直接誘導若しくは間接誘導、音響エネルギ、機械的振動、加熱及び／又はインプラント若しくはその部分のその他の特徴の変更から選択される、エネルギ場、又はエネルギ場の組合せによって外部から起動可能な部分を備えてもよい。インプラント装置に使用される幾つかの材料は、遠隔的に印加された交流磁場に対して反応する（例えば発熱する）タイプのものであってもよい。エネルギは、電磁放射線による、時変磁場を介したヒステリシス加熱による、直接誘導及び間接誘導による、並びにジュール加熱による、音響エネルギによる、機械的振動及び化学エネルギ手段による、熱／化学放出システム又は機械／化学放出システムによる外部手段によってインプラント装置に供給され得る。ボディは、交流磁場に特異的に反応する、任意に異なる強磁性特性及び／又は吸収係数を有する異なる金属合金で作製された部分を備えてもよい。インプラント装置のボディの部分は、変動する特性を有する１又は複数のコーティングを具備してもよい。インプラント装置のボディのワイヤ（単数又は複数）又は他の部分は、異なる合金及び／又はその他の材料で作製された異なる層で構成される。さらに、インプラント装置は、外部から印加されるエネルギ場、例えば外部から印加される交流磁場に対して、個別のコーティング又は層が異なる反応を示すことを特徴とするものであってもよい。高い隔離特徴を有する内腔側のコーティング又は層がインプラント装置に具備されてもよい。インプラント装置のボディは、使用される材料の弾性特性及びボディの幾何学的形状により自己拡張特性を有していてもよく、更なる拡張は、左心房の解剖学的構造を変更するために必要な拡張圧に等しい、約１０ｍｍＨｇ〜４０ｍｍＨｇ、好ましくは２０ｍｍＨｇ〜３０ｍｍＨｇ、より好ましくは２２ｍｍＨｇ〜２８ｍｍＨｇ、更に好ましくは２５ｍｍＨｇ付近の逆圧に接した場合に停止する。インプラント装置は、肺静脈／肺静脈前庭部へと導入された際（例えば外部エネルギ場が印加された後）にのみ放出される毒性物質を具備し、毒性物質がその後制限された壊死性の損傷／神経毒性による損傷を生み出すことを特徴としてもよい。これらの毒素として、エタノール、テトロドトキシン及びバトラコトシキン、モーロトキシン、アジトキシン、カリブドトキシン、マーガトキシン、スロトキシン、スキラトキシン及びヘフトキシン、カルシセプチン、タイカトキシン、カルシクルジン、及びＰｈＴｘ３、ボツリヌストキシン、サイトカラシンＤ、ラパマイシン、シロリムス、ゾタロリムス、エベロリムス、パクリタキセル、グルタメート、イソキノリン、Ｎ−メチル−（Ｒ）−サルソリノール、β−カルボリン誘導体が挙げられるが、これらに限定されない。インプラント装置は、誘発エネルギ場によって放出され得る、物質が備えられる微細孔を具備していてもよい。インプンラント装置は、体温が活性化を引き起こすように３５℃を超える温度でのみ活性化される熱活性コーティングを具備していてもよい。インプラント装置は、エネルギ場の外部からの印加が活性化を引き起こすように４５℃を超える温度でのみ活性化される熱活性コーティングを具備していてもよい。インプラント装置は、心臓、より具体的には心房、より具体的には左心房及び右心房、より具体的には肺静脈前庭部又は肺静脈口部の壁において部分的な挿入又は陥入を可能とする、主に伸長された形状からなる定着手段、及び／又は任意にワイヤが張られた構造と組み合わせた拡張力を具備していてもよい。また、これらの定着手段は、任意にインプラントの外側方向の部分に取り付けられた鉤若しくはかかり等を備えてもよい。

好ましい実施形態では、上記インプラント装置は、１又は複数の物質で満たされ、インプラントが加熱された場合に開放する、及び／又はインプラントが体温を得た場合に開放する腔を備え、及び／又は上記インプラントが１又は複数の物質を含むコーティングを備える。

好ましい実施形態では、本発明によるインプラント装置は、最大円周と最少円周、及び最大円周と最少円周との比を備え、上記比は１０未満、好ましくは９未満、より好ましくは８未満、更に好ましくは７未満、更に好ましくは６未満であって、１．１より大きく、好ましくは１．５より大きく、より好ましくは２より大きく、更に好ましくは２．５より大きく、更に好ましくは３より大きい。好ましい実施形態において、インプラント装置は、インプラントの長手方向に沿って変化する円周を備え、上記円周は少なくとも２０ｍｍ、好ましくは少なくとも２５ｍｍ、より好ましくは少なくとも３０ｍｍ、更に好ましくは少なくとも３６ｍｍ、更に好ましくは少なくとも４２ｍｍ、更に好ましくは少なくとも４８ｍｍであり、最大３７５ｍｍ、より好ましくは最大３５０ｍｍ、更に好ましくは最大３２５ｍｍ、更に好ましくは最大３００ｍｍ、更に好ましくは最大２７５ｍｍ、更に好ましくは最大２５０ｍｍの間で変動する。そのような比又は寸法は、特に血管が肺静脈である場合、とりわけこの血管の前庭部又はその近傍において、血管内壁の原則的に環状なバンドの範囲を定めることを確実にするために必要となる場合がある。

特に好ましい実施形態では、自己拡張型インプラント装置が拡張状態にある場合、上記円周はインプラント装置が適合された血管（例えば、肺静脈若しくは肺静脈前庭部、又は腎動脈等）本来の直径の最大２００％、好ましくは最大１９０％、より好ましくは最大１８０％、更に好ましくは最大１７０％、更に好ましくは最大１６０％、更に好ましくは最大１５０％であってもよい。

好ましい実施形態では、インプラント装置は、ジグザグの又は織られた若しくは編まれた材料、引き抜き管、偏心引き抜き管、中空支柱、流体で満たされた中空支柱、又はこれらの任意の組合せを含む外表面を備えてもよい。

好ましい実施形態では、本発明によるインプラント装置は、原則的に円筒状の形状を備え、少なくとも２ｍｍ、好ましくは少なくとも３ｍｍ、より好ましくは少なくとも４ｍｍ、更に好ましくは少なくとも５ｍｍ、更に好ましくは少なくとも６ｍｍであり、最大２０ｍｍ、好ましくは最大１６ｍｍ、より好ましくは最大１３ｍｍ、更に好ましくは最大１０ｍｍ、更に好ましくは最大９ｍｍの直径を備えることが好ましい。そのような形状又は寸法は、（特に血管が腎動脈である場合）とりわけ血管の原則的に円筒状の部分において、血管内壁の環状バンド又はらせん状バンドの範囲を定めることを確実にするために必要となる場合がある。

好ましい実施形態では、本発明によるインプラント装置は、遠位部分及び近位部分を備え、上記焼灼領域は近位部分からインプラントの全長の５０％以内、好ましくは４０％以内、より好ましくは３０％以内に配置される。好ましい実施形態では、本発明によるインプラント装置は、遠位部分及び近位部分を備え、上記焼灼領域は、近位部分から２５ｍｍ以内、好ましくは２０ｍｍ以内、より好ましくは１５ｍｍ以内に配置される。インプラント装置が例えばＰＶＩのために肺静脈内に設置された場合、近位部分は肺静脈前庭部の近傍に設置されることが意図される一方、遠位部分は肺静脈口部に向けて設置されることが意図される。インプラント装置の焼灼領域を近位部分近くに配置することにより、ＰＶ前庭部においてより効率的に環状焼灼を得る。

好ましい実施形態では、インプラント装置は遠位部分及び近位部分を備え、上記定着装置の過熱を防止するために熱絶縁的な連結を介して上記インプラントの焼灼領域に連結された定着装置を備え、上記定着装置は遠位部分に連結されることが好ましい。定着装置は、インプラント装置の他の部分とは異なる材料を含んでいてもよい。とりわけ、定着装置は、その寸法、形状又は材料に起因する異なる熱特性を有してもよい。定着装置は、例えばＰＶ口部において最適に定着するため、インプラント装置の遠位部分に連結されてもよい。熱絶縁的な連結は、熱絶縁材料を備えてもよく、あるいはその形状及び寸法（例えば、焼灼領域に定着装置を取り付ける多数の薄いストラップ又はワイヤ）により熱絶縁性を高めてもよい。

好ましい実施形態では、動脈構造及び静脈構造の治療用システムは、上記いずれかの実施形態によるインプラント装置、及びインプラント装置が具備された後、好ましくは患者の体外から使用することが意図される励起装置又はエネルギ供給装置を備え、それによってインプラント装置が配置されている動脈構造又は静脈構造の治療をするために、励起によりインプラント装置の特徴が変更される。動脈構造及び静脈構造の治療用の励起装置は、本明細書に記載されるあらゆる実施形態によるインプラント装置と共同して使用されることが意図されてもよい。

好ましい実施形態では、上記インプラント装置が埋め込まれた場合に患者の血液と接触し得るインプラント装置の部位は、インプラント装置の励起の間、血液が加熱又は過熱されないようにインプラント装置の他の部分から熱的に隔離される。そのような部位は、高い隔離特性を有する内腔側のコーティング又は層を備える。血液の加熱は、患者の利益及び快適性のため可能な限り回避されるべきであることは明らかである。

他の実施形態では、インプラント装置は、インプラント装置の目的に好適な熱特性及び／又は弾性特性を有するその他の材料によって囲まれた、或る特定のキュリー温度を有する材料のコア領域を備える。そのようにして、インプラント装置を通して温度プロファイルを操作することができる。血管壁に接触して焼灼によって損傷を形成することが意図されるインプラントの部位が最も加熱されるべきであり、血管又は血液に接触し、損傷を形成することが意図されないインプラントのその他の部位では、患者の健康のために受ける熱を可能な限り少なくするべきであることが明らかである。

更に別の実施形態では、このインプラント装置は、１又は複数の物質で満たされ、このインプラントが加熱された場合に開放する腔を備える。好ましい実施形態では、これらの物質は（例えば、２成分性の神経毒を送達するため）患者の体内又は血管壁へと放出される前に混合される。より好ましい実施形態では、これらの物質は下記物質の選択、又は１又は複数の組成物である：
エタノール；
テトロドトキシン及びバトラコトシキン；
モーロトキシン、アジトキシン、カリブドトキシン、マーガトキシン、スロトキシン、スキラトキシン又はヘフトキシン；
カルシセプチン、タイカトキシン、カルシクルジン、又はＰｈＴｘ３；
ボツリヌストキシン；
サイトカラシンＤ、ラパマイシン、シロリムス、ゾタロリムス、エベロリムス、パクリタキセル；
グルタメート；
イソキノリン；
Ｎ−メチル−（Ｒ）−サルソリノール；
β−カルボリン誘導体。

そのようなインプラントによれば、例えば外部エネルギ供給手段によってインプラントを加熱することにより、所望の時点で血管壁又は血流中に所望の物質を放出することが可能となる。さらに、インプラント及びインプラント中の腔は、２種の成分（例えば二成分性神経毒）を体内に放出される前に混合するように設計されてもよい。

好ましい実施形態では、本発明によるインプラント装置は、好ましくは上記装置の外表面上に１又は複数の毒素のデポジットを備え、上記デポジットは、加熱（好ましくはヒステリシス加熱）によって溶解され得る金属層によって覆われている。

更なる態様では、本発明は、１又は複数の肺静脈内壁上の実質的に完全な環状バンドの焼灼を介する肺静脈隔離によって心房細動を伴う患者を治療する方法であって、
１又は複数のインプラント装置を、シース及びガイドワイヤによって１又は複数の肺静脈内に埋め込むステップであって、上記インプラント装置の各々がそれらの長さの少なくとも一部分に沿って焼灼領域を備え、上記焼灼領域が上記肺静脈と表面接触するように適合され、上記焼灼領域が少なくとも１つの実質的に完全な環状バンドの範囲を定め、上記インプラント装置にエネルギを印加することによって上記肺静脈内のシグナル遮断経路を焼灼するのに有効であるステップ；
シース及びガイドワイヤを引き戻すステップ；
後に、インプラント装置から空間的に分離された外部エネルギ供給手段によって１又は複数のインプラント装置の焼灼領域を加熱するステップ、
を含む方法を提供する。

上記方法において、インプラント装置の加熱は外科手術の後に行うことが強調される。これにより加熱工程を容易にし、患者の快適性を改善する。

類似の態様では、本発明は、１又は２以上の血管内への埋め込みに好適な１又は２以上のインプラント装置を加熱する方法であって、
後にシース及びガイドワイヤによって上記血管内に上記インプラント装置を設置するステップであって、上記インプラント装置の各々がそれらの長さの少なくとも一部分に沿って焼灼領域を備え、上記焼灼領域が少なくとも１つの実質的に完全な環状バンド又は実質的にらせん状のバンドの範囲を定め、上記インプラント装置へのエネルギ印加による上記血管内のシグナル遮断経路の焼灼に上記インプラント装置が有効であるステップ；
シース及びガイドワイヤを引き戻すステップ；
上記インプラント装置から空間的に分離された外部エネルギ供給手段によって、上記インプラント装置の焼灼領域を加熱するステップ、
を含み、
上記シース及びガイドワイヤが引き戻された後に加熱が行われ、上記インプラント装置の加熱が同時に行われることを特徴とする方法を提供する。

この方法の好ましい実施形態では、外部エネルギ供給手段によって１又は複数のインプラント装置の焼灼領域が加熱される前に、回復期間が観察される。さらに、この回復期間は、１又は複数のインプラント装置が身体組織によって覆われる（overgrown）ことを可能とするのに十分長期である。また、この回復期間は、インプラント装置が良好に設置され実質的に血管内で移動しないかどうかを検査するために十分長期であってもよい。

待機期間を観察することの利点は多い。即ち、患者が外科手術から回復する期間を持ち、インプラント装置が良好に埋め込まれたかどうかを確認するために待機期間中に追加の検査を行うことができ、身体組織がインプラント装置を覆うことが可能となり、それによりインプラント装置と血管内壁との接触を改善し、したがって焼灼工程の効率を改善すること等が挙げられる。

この方法の特に好ましい実施形態では、インプラント装置から空間的に分離された外部エネルギ供給手段によって１又は複数のインプラント装置の焼灼領域を加熱するステップは、十分に間隔のあいた時間間隔で繰り返し実施される。

本発明の方法は、複数の焼灼工程が必要な場合、２回目の外科手術が必要でない、即ち、埋め込まれたインプラント装置（単数又は複数）を２回目、３回目等の焼灼工程に再利用することができるという主な利点がある。

この方法のより好ましい実施形態では、本明細書において記載される１又は複数のインプラント装置が使用される。それにより、インプラント装置は、それらの形状、サイズ、材料組成、磁気特性及び熱特性等を操作することによって求められる効果を生み出すように操作され得る。

この方法の更に好ましい実施形態では、本明細書に記載されるシステムが使用される。この場合、インプラント装置を外部エネルギ供給手段によって加熱することができ、インプラントの焼灼領域の高度な温度制御が達成され得る。

好ましい実施形態では、インプラント装置の少なくとも１つが、肺静脈に適合した形状を備える。

好ましい実施形態では、血管は１又は複数の肺静脈を含み、上記インプラント装置の焼灼領域は上記肺静脈と表面接触するように適合され、上記インプラント装置へのエネルギ印加によって上記肺静脈内のシグナル遮断経路を焼灼するための少なくとも１つの実質的に完全な環状バンドの範囲を定める。より好ましい実施形態では、インプラント装置は、肺静脈前庭部又はその近傍に設置され、及び／又はインプラント装置の焼灼領域は肺静脈前庭部又はその近傍で原則的に環状な経路の範囲を定めるように設置される。

好ましい実施形態では、インプラント装置の少なくとも１つが、腎動脈に適合した形状を備える。

好ましい実施形態では、上記血管は１又は複数の腎動脈を含み、上記インプラント装置の焼灼領域は上記腎動脈と表面接触するように適合され、上記インプラント装置へのエネルギ印加によって、上記腎動脈内のシグナル遮断経路を焼灼するための少なくとも１つの実質的にらせん状のバンドの範囲を定める。

この方法の１つの実施形態では、例えば肺静脈口部から肺静脈前庭部へと移動する際に変動する血管の直径に関するデータを収集するために、ＣＴ又はＭＲＩ等の３Ｄスキャン技術を用いてインプラントが埋め込まれる患者の血管をスキャンする。これらのデータより、例えば、患者の４つのＰＶの全てについてインプラントに必要とされる形状及び寸法を得ることができる。この計測は、外科的手術を必要とせずに行うことができ、それにより患者の快適性及び健康を高め、医療リスクを低減する。この計測の後、患者の血管（単数又は複数）に合うようにインプラントを特別注文することができる。特別注文されたインプラントは、標準サイズのインプラントに対して、明らかにあらゆる医療処置の成功率を高める。

以下の試験は、ブタの治療において適用され試験される本発明の実施形態によるシステム、装置及び方法を記載する。

優良動物試験基準（good animal practices）に従って１２頭のブタを麻酔した。右心房へカテーテル挿入し、続いて経中隔穿刺に成功した後に、ガイドカテーテルを左心房に配置した。心臓専門医による自由選択によって、ガイドカテーテルによって４つの肺静脈を連続して係合する。その後、最適な肺静脈中に０．０１４’’ガイドワイヤを遠位で設置する。その後、予め選択された（術前ＣＴスキャンにより示された）インプラント装置を肺静脈前庭部／肺静脈口部へと設置する。最も近位の４つのマーカーが肺静脈の外側に存在し、最も遠位の第５マーカーのみが肺静脈の内部に存在するように、インプラント装置上の５つの放射線不透過性マーカーを用いて正確な位置を制御し、そして心房／肺静脈口部／肺静脈中へと自己拡張型インプラント装置が解放される。この工程の最後に４つ全てのインプラントが本来の位置（in situ）となるように、この工程を４つの異なる肺静脈口部に対して繰り返す。その後（then）この工程を終了し、全てのカテーテルを抜き取り、止血を行い、動物を覚醒させる。

平均２週間（１４±５日）後、所定のプロトコルによりインプラント装置を起動するために、動物を専用の磁場発生器の中に置く。

インプラント起動の翌日、動物に再度カテーテルを挿入し、再びガイドカテーテルを経中隔的に左心房に設置する。シグナルマッピングの実施を可能とするため電気生理学カテーテルを左心房内に設置する。刺激後の完全な進入ブロック（entrance block）を証明するため、ラッソーカテーテルを肺静脈内に設置する。その後、エグジットペーシング（exit pacing）を行い、肺静脈からの心房筋捕捉がないことを証明し（進出ブロック（exit
block）を示す）、最終的に（双方向性の）完全な隔離が確認される。

全ての手術は、４７／４８肺静脈（９８％）に示される完全な隔離に成功した。副作用又は合併症はいずれも認められない。

解剖病理学は、４６／４８症例という同様に良好な結果を示す。貫壁性の損傷は、４３／４８（９６％）症例において存在する。

以下は、ブタの治療における、本発明の実施形態によるシステム、装置及び方法の他の試験を説明する。

年齢がおよそ６カ月齢、体重約７５ｋｇ（１６５ポンド）の家畜のブタ２０頭を利用する。処置の日に、全ての動物にアセチルサリチル酸３２５ｍｇ及び負荷用量のクロピドグレル６００ｍｇを与える。処置前に脳のＭＲＩを行う。

挿管のため、５ｍｇ／ｋｇのケタミンの急速投与（bolus）及び０．２５ｍｇ／ｋｇのミダゾラムの急速投与で補足したケタミン３３ｍｇ／ｋｇ及びミダゾラム０．５ｍｇ／ｋｇによって麻酔を誘導する。挿管後に、イソフルレン１％〜３％及びフェンタニル３０ｍｃｇ／ｋｇ／ｈ〜１００ｍｃｇ／ｋｇ／ｈにより麻酔を維持する。血流力学モニタリングのため経皮的に大腿動脈アクセスを得る。不整脈の予防的治療のため、リドカイン２ｍｇ／ｋｇ〜４ｍｇ／ｋｇの経静脈（ＩＶ）急速投与の後、の５０ｍｃｇ／ｋｇ／ｍｉｎの継続的なＩＶ点滴を投与する。バイタルサインモニタリング及びＥＣＧモニタリングを継続して行う。

両側大腿静脈アクセスを経皮的に達成し、蛍光透視下で心臓内に２つの８０ｃｍの９Ｆｒシースを設置する。活性凝固時間＞２５０秒を達成するためＩＶヘパリンを投与する。８．５Ｆｒ心内エコー（ＩＣＥ）カテーテルをへ導入して生体構造を可視化し、心房中隔穿刺を促す。二重心房中隔穿刺（Double transseptal puncture）を行い、ＩＣＥカテーテルをＬＡ内に設置する。偏向可能な１４Ｆｒガイドシースを、９Ｆｒシースの一つを通して交換ワイヤ上に導入する。ガイドシースを、各々別個の肺静脈（ＰＶ）に順に前進させる。異なるＰＶの血管造影図を（必要であれば６Ｆカテーテルを用いて）造影剤注入により入手する。その後、ＰＶ電気記録図を多極円形電極カテーテルにより記録する。

ＰＶ血管造影図をガイドとして用い、最も適切なサイズのインプラントを選択する。理想的には各ブタに２つの装置が埋め込まれる。装置サイズはＰＶ本来の直径を１５％〜２０％上回るように選択される。

選択されたＰＶ口部に偏向可能なガイドシースの照準を定め、標的静脈の新たな血管造影図を作製する。装置に装填された第二の特別に設計された偏向可能な１３Ｆｒシース、及びＪチップ親水性０．０１６’’放射線不透過性ガイドワイヤを、ブタ体外に用意する。シースの内腔又は装置の内部に空気が残留していないことを確認するため、装置を十分洗い流す。内腔内に空気が残留していないことが確認された後、１３Ｆｒシース、装置及びガイドワイヤを上述のシースを通して導入する。１３Ｆｒシースは生理食塩水の加圧点滴（pressurized saline infusion）及び造影剤注入システムに連結される。ガイドワイヤを、選択されたＰＶの深部へと前進させる。装置を伴うシースを通して造影剤を注入することにより、ＰＶの新たな血管造影図を作製する。装置を伴うシースを選択された装置の長さに応じてＰＶの奥に前進させる。装置の最適な位置を確認するために別の血管造影図を作製する。ここで、１３Ｆｒシースを引き戻すことによって、ＰＶの内腔中に徐々に装置を解放する。最終的に完全に装置を解放する前に、血管造影及び既に一部が所定の位置にある装置そのものを押したり引いたりすることによって位置を確認する。装置が最適な位置にあることが確認された場合のみ、装置の解放システムを起動し、装置は完全に静脈内に展開し、最後の血管造影図を作製した後に１３Ｆｒシースを引き戻して身体から除去する。

所望の数の装置を埋め込んだ後、標的区画にブタの心臓があることを確認しながら磁石を取り付ける。特別に設計された温度計を、１４Ｆｒシースを通して装置に隣接させて設置する。磁石を所定の条件（振幅、周波数、時間）により起動する。ＩＣＥカテーテルは、左心房の微小気泡の発生を継続的にモニターする。

静脈焼灼完了後、多極円形電極カテーテルを静脈へ戻し、ＰＶ電気記録図を再び記録して、焼灼前の最初の電気記録図と比較する。双方向性遮断を証明するため円形電極カテーテルからのエグジットペーシングを行う。この段階で新たな血管造影図を入手する。

カテーテルを除去し、１０頭の急性動物を過剰量のバルビツレートでと殺する。１０頭の慢性動物を回復させ、アスピリン３２５ｍｇ及びクロピドグレル７５ｍｇを処置後からと殺までの３０日に亘って毎日与える。胸骨正中切開による検死を行い、肺及び心臓を胸部から除去する。できるだけＰＶを無傷で維持するため、肺を注意深く心臓から切り離す。ＬＡをルーフ（roof）に沿って切開し、入念に調査する。各ＰＶを含む組織ブロックをＬＡから切断する。装置を含む静脈を、その後組織病理学試験のため円周方向に切開する。ＰＶ組織ブロックをホルマリンで固定し、その後ヘマトキシリン及びエオシン染色、モバットペンタクローム染色、及びマッソントリクローム染色により染色する。

本発明は、本発明を更に解説する以下の非限定的な実施例により更に説明され、これは本発明の範囲の限定を意図するものではなく、そのように解釈されるべきでもない。

図１は、円形断面（図１Ｂ）及び楕円断面（図１Ｃ）によって、本発明によるインプラント１の好ましい実施形態を表す。インプラントの実施形態を示す他の図において、断面は円形若しくは楕円のいずれでもよく、又は基本的にはそれが最良の状態で埋め込まれる血管に適した他のあらゆる形状であればよいことが明らかである。

表されるインプラント１はボディ２を備え、この場合、狭窄した管状のケージ形状であり、金属ワイヤ３等で製造され、肺静脈前庭部内に置くために好適である。

より具体的には、ボディ２はこの場合３つの円形ワイヤ、即ち第一大円形ワイヤ４、中間の第二中円形ワイヤ５、及び第三小円形ワイヤ６を具備する。

しかしながら、ボディ２の外観は、３超又は未満の環を具備していてもよく、例えば２〜５、より具体的には３〜４、さらには５超の環を具備していてもよい。

第一大円形ワイヤ４は、この場合、傾斜しているが直立したまっすぐな３つのワイヤ部分７によって中間の第二中円形ワイヤ５に連結されている。

同様に、中間の第二中円形ワイヤ５は、この場合も傾斜しているが直立したまっすぐなワイヤ部分８によって第三小円形ワイヤ６に連結されている。

ワイヤ部分８は、ここでは、ワイヤ部分７に対して中間位置に配置されている。

その結果は、主に円錐形又は漏斗形のボディ２とも記載される狭窄した環状のケージであり、少なくともボディ２が解放位置又は非圧縮位置にある場合には、互いに離れて設置される３つの円形ワイヤを具備する。

一般論として、自己拡張型ボディ２は、例えば肺静脈のような静脈の解剖学的構造に適した形状を具備することが好ましい。

好ましい実施形態によれば、収束する直径の別個の楕円環でボディ２が構成され、理想的には肺静脈の解剖学的構造に適合されるように、円形ワイヤが主に楕円形であってもよい。

ボディ２のこれらの環は、心臓、より具体的には心房、より具体的には左心房及び右心房、更に具体的には肺静脈前庭部又は肺静脈口部に埋め込まれる場合、典型的には直径３ｍｍ〜３０ｍｍであり、より具体的には５ｍｍ〜２０ｍｍ、更に具体的には９ｍｍ〜１３ｍｍの範囲である

ボディ２のこれらの環は、肺静脈前庭部の部位に埋め込まれる場合には、典型的には５ｍｍ〜５０ｍｍ、より具体的には８ｍｍ〜４０ｍｍ、更に具体的には１０ｍｍ〜３０ｍｍの範囲である。

ボディ２は、使用される材料の弾性特性、及びボディ２の幾何学的形状により、自己拡張型の特性を有する。

使用される金属は、優れた自己拡張型特性で知られるニチノール系であってもよい。

自己拡張型ボディ２は、約１ｍｍＨｇ〜１５０ｍｍＨｇ、より具体的には３ｍｍＨｇ〜８０ｍｍＨｇ、より具体的には５ｍｍＨｇ〜６０ｍｍＨｇ、より具体的には１０ｍｍＨｇ〜４０ｍｍＨｇの圧力、即ち左心房の解剖学的構造を変更するために必要とされる拡張圧に等しい圧力を受けた場合に拡張を停止することが意図される。

あるいは、自己拡張型ケージは、相互に連結した、個別の円形又は楕円形の環の存在が意図されるものであってもよい。環は、らせん形を作り出すように形成されてもよい。また、らせんの個々の環は、加熱又はケージからの物質の放出に際し、電気的シグナルの繰り返しに対していずれの孔も開放されたままにならないよう相互に連結される。

この場合、使用される材料は、遠隔印加された交流磁場に対して反応する（例えば発熱する）タイプの材料である。

ヒステリシスの原理は、ボディ２を構成する合金の吸収特性に依存してケージの金属の昇温を生じる。

代替手段としては、極性を変更することによって、この磁場内に置かれる材料においてヒステリシス加熱を誘導する電磁場発生器が挙げられる。このシステムは、到達すべき及び到達することが可能な標的温度として、或る特定の材料が有しているキュリー温度（或る特定の材料をその温度まで加熱することができ、更なるエネルギ送達を行ってもそれ以上温度が変化しない）を使用することができる。例えば、ＺｎＦｅ_２Ｏ_４は、３０℃〜４５℃のキュリー温度を有する材料である。

その構造内にＺｎＦｅ_２Ｏ_４を含む合金ケージは、したがって厳密に４５℃、即ち適切な焼灼の目的に望ましい標的温度付近まで加熱することができる。

ケージにエネルギを送達する他の代替手段としては、磁性コアを使用する直接誘導が挙げられ、これもヒステリシス加熱を利用するがより直接的な方法によるものである。

ケージにエネルギを送達する他の代替手段として、外部トリガーによる熱化学的放出システム（thermical chemical-release system）を通した電磁放射線を使用することができ、ここで化学物質は要求に応じて適切な位置でのみ放出される。

電磁放射線、ヒステリシス加熱、キュリー温度への到達、直接誘導、熱／化学放出システム、機械／化学放出システム、間接誘導、ジュール加熱、音響エネルギ、機械的振動、化学放出システム等の更なる代替的なエネルギ場を印加することができることが明らかである。

代替的には、ボディ２は、例えば外部エネルギ場の印加の後といった、肺静脈／肺静脈前庭部内への誘導によってのみ放出される毒性物質を具備していてもよく、この毒性物質はその後制限された壊死性の損傷／神経毒性による損傷を誘導する。

図２において、本発明によるインプラント１の代替的な実施形態が表される。

ボディは、複数の相互連結、交差、及び層を有する編み込まれた金属ワイヤ９から構成される。この繰り返しは、動脈血管壁又はその他の壁との多数の連結を可能にする。

図３において、インプラント１として、長軸に沿って徐々に直径が小さくなるらせん型ワイヤ１０が意図される

ワインディング１０Ａ〜１０Ｄは、この場合４つであり、架橋直立ワイヤ部分８により互いに連結されている。

したがって、この実施形態は、個別の円形ワイヤ４〜６に代えて単一の、即ち連続したらせん形ワイヤを使用する点で、図１に表される実施形態と異なる。

架橋直立ワイヤ部分８は、インプラント１において示される構造及び強度とは別個のものであり、また、閉ループを提供するものである。

実際に、個別のワインディング１０Ａ〜１０Ｄは、一旦装置が解放されれば、心臓、より具体的には心房、より具体的には左心房及び右心房、より具体的には肺静脈前庭部又は肺静脈口部での完全な円形の損傷を確実にするため、なおも相互に連結されている。

図４において、インプラントは、最終的には金属ケージを形成するように外側に曲がった縦型金属ビーズ１１を示し、さらにそれらの数個の相互連結を示す。

本発明によるインプラント１は、交流磁場に特異的に反応する任意の異なる強磁性特性及び／又は吸収係数を有する異なる合金で製造される部分を備えてもよい。

代替的には、インプラント１の基本構造は、変化する特性を有するコーティング部分を具備し得る１つの同一の材料で製造されていてもよい。

図５に説明される実施形態は、長軸に沿って徐々に直径が小さくなるらせん形ワイヤ１０が意図されたインプラントを示すが、図３に表される実施形態とは対照的に、この場合５個のワインディング１０Ａ〜１０Ｅは、最大ワインディング１０Ａから最少ワインディング１０Ｅにまで及ぶ架橋直立ワイヤ１２によって互いに連結されている。

インプラント１の最大ワインディング１０Ａは、自己拡張特性を有する合金で構成され、最少の強磁性特性を有する金属層で覆われている（１００）。

次のワインディング１０Ｂは、同一の自己拡張型合金で構成され、ヒステリシス現象の間のエネルギ吸収率がより高い金属層で覆われ、したがって、異なる熱的加熱特性を現わす交流磁場（alternating
magnetic field）を有する（２００）。

最大ワインディング１０Ａから最も遠位のワインディング１０Ｄ及び１０Ｅは、心臓から離れた肺静脈の一部分に配置され、ヒステリシス現象の間更に高いエネルギ吸収率を有する材料の層を具備している（３００＆４００）。

インプラント１の他の実施形態によれば、その一部が図６に概略的に表され、インプラント１のボディ２を構成するワイヤは、この場合、異なる合金１５、１６及び１７で作製された３つの異なる層で作られている。

これらの異なる合金は、互いに接触しており、印加される異なる磁場に依存して、異なる特性を呈する。

代替的に、若しくは上記又は他の機能と組み合わせて、１又は複数の層は、必要な場所を直接加熱するため、また血液又は組織の望ましくない加熱を防止するために一部を隔離するように、高い熱的隔離特性を有していてもよいことが明らかである。

インプラント１の他の実施形態によれば、その一部は、図７に概略的に表され、ボディ２は、（内腔側１４に対して）物質が供給される反管腔側１３に微細孔１８を具備する。

このような物質は例えば下記物質の選択、又は１又は複数の組成物である：
エタノール；
テトロドトキシン及びバトラコトシキン；
モーロトキシン、アジトキシン、カリブドトキシン、マーガトキシン、スロトキシン、スキラトキシン又はヘフトキシン；
カルシセプチン、タイカトキシン、カルシクルジン、又はＰｈＴｘ３；
ボツリヌストキシン；
サイトカラシンＤ、ラパマイシン、シロリムス、ゾタロリムス、エベロリムス、パクリタキセル；
グルタメート；
イソキノリン；
Ｎ−メチル−（Ｒ）−サルソリノール；
β−カルボリン誘導体。

微細孔１８は、例えばガイドカテーテルシステムにおける供給の前に、ボディが共に巻きつく場合に閉鎖され、そして目的部位への放出に際して膨張すると、ケージの金属アーム内の物質が放出され得るように、これらの微細孔１８が開放される。

インプラント１の他の実施形態によれば、その一部は概略的に図８に表され、ボディ２は、体温が活性化を引き起こすように３５℃を超える温度でのみ活性化する熱活性コーティング１９で覆われている。

代替的には、エネルギ場の外部印加が活性化を引き起こすように４５℃を超える温度でのみ活性化される熱活性コーティング１９を具備していてもよい。

代替的には、絶縁材料４４が、血管壁の一部又は血液といった加熱されないことが好ましい身体部位と接触するインプラントの部位に備えられてもよい。これにより、加熱されるインプラントの一部を、例えば血液から熱絶縁する。

例えば、エネルギ場は、ヒステリシス効果によってインプラント１のボディ２を加熱する、遠隔印加される交流磁場であってもよい。

上記活性化温度において、コーティング１９は吸収され、コーティング２０の下に存在する有効成分が血管壁中へと放出される。

ここで留意すべきは、伸長された形状及び／又は供給される拡張力はインプラント１の定着手段と見なされ得ることである。

代替的には、鉤又はかかり等２９が、図１１に示されるように、インプラント１の外向き部分に備えられ、一旦設置されたインプラント１の定着を保証する。

更なる他の実施形態によれば、肺静脈前庭部内に適合する外環若しくは他のケージ構造、又はケージ全体には、ケージの非可動性を強固なものとし、インプラントの固定された位置を確定し、埋め込み後にインプラントが動く可能性を低減するための構造を備え付けてもよい。

インプラントを設置する方法は簡便であり、以下に説明する方法により行われ得る。

既知の慣例によれば、ガイドワイヤ３１を有するカテーテル３０が、インプラント１が留置される場所まで導入される。これは、図１２及び図１３において概略的に示される。

インプラントを所定の場所に留置すると同時にカテーテルを引き戻すと、インプラント１が拡張する

動脈構造又は静脈構造（例えば肺静脈）に一致し、そして任意に圧迫するように、インプラント１の形状及び／又は弾性特性がうまく適合されると、インプラント１は安全な自己定着方式で留置される。

カテーテルが完全に引き戻されると、インプラント１が完全に解放される。

代替的には、既知のバルーン拡張を適用することができる。

インプラント１の起動可能部分を起動するために、外部エネルギ場の印加前に適切な期間を待ってもよい。

新たな侵襲的な外科手術を必要とせず、適切なエネルギ場を単に印加することによる様々な連続した処理を検討することができ、これが本発明によるインプラント及びシステムの主な利点である。

さらに、インプラント１が変化する部分構造を具備する場合、各々が外部から印加されるエネルギ場に対して独自の反応を有し、例えば強度を徐々に高めるような、変動する処理が検討され得る。

例えば、各部分は、遠隔印加される固有の周波数を特徴とする交流磁場によって作動され得る。

損傷に言及する場合、損傷は外壁まで達する貫壁性の損傷であってもよく、不連続な損傷又は複合化された部分的な損傷とは対照的に、損傷は連続的であってもよいと解釈されることが明らかである。実際に、本明細書に開示される発明がＰＶＩによるＡＦの治療に使用される場合、損傷は連続的であることが好ましく、したがって、実質的に環状なバンドを血管壁の周りに形成し、それによって左心房からＰＶを電気的に隔離する。

本発明は、実施例によって説明され、添付の図面において表される実施形態に何ら限定されるものではなく、むしろ、本発明によるそのようなインプラント、インプラントのシステム、動脈構造及び静脈構造の治療用励起装置は、本発明の範囲内である限り、あらゆる種類の形状及び寸法で製造されてもよい。

図９は、円形に編み込まれたインプラント２１を示し、ここで、１つの環状領域２２は固有のキュリー温度を有する合金を含み、２つ目の環状領域２３は別の固有のキュリー温度を有する合金を含む。

図１０は、じょうご型に編み込まれたインプラント２４を示し、ここで１つの環状領域２５は固有のキュリー温度を有する合金を含み、２つ目の環状領域２６は別の固有のキュリー温度を有する合金を含み、３つ目の環状領域２７は更に別の固有のキュリー温度を有する合金を含む。

図１１は、小さいかかり形の定着手段２９を有する、じょうご型に編み込まれたインプラント２８を示す。

図１３は、どのようにしてカテーテル３０が、挿入静脈３４を通り、右心房３６を通り、左心房３５への穴を通って肺静脈３７へとガイドされ得るのかを示している。詳細には、ＰＶの口部３８及び前庭部３９が表示される。

図１４は、焼灼工程４３の間患者を治療するために使用され得る、外部エネルギ供給手段４２の実施形態を表す。

図１５は、場所４０におけるインプラントを示し、ＰＶの前庭部での切断面における焼灼領域４１を示す。

図１８は、砂時計型のインプラント４５の他の実施形態を示し、直径が小さくなる中間領域近傍において、加熱環４６がインプラントの砂時計型部分の周囲に取り付けられる。加熱環は、加熱環が加熱された場合に血流に熱がなるべく輸送されないよう、熱絶縁様式により砂時計型部分に取り付けられる。さらに、砂時計型部分は血液の流れにくい組織によって覆われ、インプラント末端４７及び４８において、又はその近傍で血管内へと固定されてもよいことから、加熱環はこの血流から完全に隔離されることが意図される。

図１９は、或る特定の温度、より具体的には最適な焼灼が達成されるように到達する温度、即ち４０℃〜８０℃、より具体的には４５℃〜６０℃において、生じる回路が遮断されるように、フューズを備えたインプラントの実施形態を示す。これは、インプラント、より具体的には金属製インプラント、より具体的にはニチノールインプラントが交流磁場に持ち込まれた場合、金属インプラントそれ自身によって電流を生じ、したがってそれ自身によって促進加熱を生じる（誘導加熱及びジュール加熱）という現象に基づく。この現象は、インプラントの非常に迅速な加熱をもたらし、インプラントを通して流れる可能性のある電流を遮断することによってこの加熱を停止することができる。この電流の停止は、金属製インプラント内に据え付けられたフューズによって起こり、フューズは、例えば或る特定の温度を超えて加熱された場合に切断する抵抗として存在する。この場合、フューズは、４５℃〜６０℃、より具体的には５０℃〜５５℃の温度を超える更なる加熱を停止する。図１９ａは、フューズの詳細な外観を示す。

異なる形態において、図２０に示されるように、金属製インプラントは、装置の加熱に際して異なる金属部分が他の形態をとり、それによってインプラントを通ることが可能な電流を遮断するように、形状記憶合金で構成されてもよい。スイッチ又はフューズのオン位置及びオフ位置の詳細が図２０ａ及び図２０ｂにそれぞれ示される。この異なる（即ち開放）形態は、その「記憶形状」に戻るように、潜在的に金属本来の形状からなる。これは「形状記憶金属」と呼ばれる。

図２１に示され、図２１ａに詳細が示される更に異なる形態において、インプラントは２種の異なる材料からなり、加熱に際して、インプラントを流れる電流が停止するように、２種の異なる金属間の結合が遮断される。

本出願の他の追加事項は、加熱を一方向とする必要があることである。血液は２つの理由により加熱から隔離する必要があり、第一に、血液中のタンパク質が変性し、血栓を形成し得るため血液を加熱するべきではなく、第二に、血液はインプラントから過剰に熱を取り去る可能性がある巨大な放熱器であることから、インプラントの焼灼領域が所望の温度になるまで過剰なエネルギが必要となるからである。したがって、インプラントの周囲に広範囲に亘ってコーティングが形成されるが、インプラントが加熱された場合に熱が血流へと放散されないように、図２２において説明されるように専ら内腔側に形成される。

本発明は、前述のあらゆる形態の具現化に限定されるものではなく、添付の特許請求の範囲の再評価を要することなく提示された製作例に変更が加えられ得るであろう。例えば、本発明は、ＰＶを参酌して記載されているが、本発明は例えば他の血管等に適用され得ることが明らかである。

Claims (9)

1. 血管内へ埋め込まれ、展開されるように適合された自己拡張型インプラント装置であって、該インプラントがその長さの少なくとも一部分に沿って焼灼領域を備え、該焼灼領域が血管と表面接触し、かつ少なくとも１つの実質的に完全な環状バンド又はらせん状のバンドの範囲を定めるように適合されており、焼灼温度まで焼灼領域の温度を上昇させるように、インプラント装置から物理的連結のない外部エネルギー供給手段によって、該インプラント装置へのエネルギ印加による血管内のシグナル遮断経路の焼灼に前記焼灼領域が有効であり、
   該インプラント装置は、定着具の過熱を防止する熱絶縁的な連結を介して前記インプラントの焼灼領域に連結された定着具を備える、
   自己拡張型インプラント装置。
2. 前記焼灼領域が、強磁性材料、フェリ磁性材料、若しくは反強磁性材料である磁気ヒステリシスを示す材料の少なくとも１種を含む、又は
   前記焼灼領域が、強磁性材料、フェリ磁性材料、若しくは反強磁性材料である磁気ヒステリシスを示す材料の少なくとも１種を含み、前記インプラント装置が含鉄流体を備える、
   請求項１に記載のインプラント。
3. 体温が活性化を引き起こすように、活性化温度が３５℃〜３７℃の熱活性コーティングを備える、
   又は、
   前記外部エネルギ供給手段によって前記焼灼領域が加熱された場合のみ活性化が引き起こされるように、活性化温度が４５℃より高い熱活性コーティングを備える、
   請求項１又は２に記載のインプラント。
4. 制限された壊死性の損傷及び／又は神経毒性による損傷を生み出すことが可能な物質を備え、及び該物質で満たされ、前記インプラントが加熱された場合に開放する腔を備え、該物質が下記物質の選択、又は１又は複数の組成物であり：
   エタノール；
   テトロドトキシン及びバトラコトシキン；
   モーロトキシン、アジトキシン、カリブドトキシン、マーガトキシン、スロトキシン、スキラトキシン又はヘフトキシン；
   カルシセプチン、タイカトキシン、カルシクルジン、又はＰｈＴｘ３；
   ボツリヌストキシン；
   サイトカラシンＤ、ラパマイシン、シロリムス、ゾタロリムス、エベロリムス、パクリタキセル；
   グルタメート；
   イソキノリン；
   Ｎ−メチル−（Ｒ）−サルソリノール；
   β−カルボリン誘導体、
   及び、２成分性の神経毒を送達するように、該物質が放出前に混合される、請求項１〜４のいずれか一に記載のインプラント。
5. 肺静脈に適合した形状を備え、及び前記インプラント装置の焼灼領域が、前記肺静脈と表面接触し、かつ少なくとも１つの実質的に完全な環状バンドの範囲を定めるように適合されており、及び最大周長と最少周長、並びに最大周長と最少周長との比を備え、該比が３より大きく７未満である、及び前記インプラントの長手方向に沿って変化する周長を備え、該周長が少なくとも３６ｍｍ、最大２５０ｍｍの間で変化する、
   又は、
   腎動脈に適合した形状を備え、及び前記インプラント装置の焼灼領域が、前記腎動脈と表面接触し、少なくとも１つの実質的にらせん状のバンドの範囲を定めるように適合されており、直径が少なくとも５ｍｍ、最大１０ｍｍである原則的に円筒状の形状を備える、請求項１〜４のいずれか一項に記載のインプラント。
6. 遠位部分及び近位部分を備え、前記焼灼領域が、該近位部分からインプラントの全長の５０％以内に配置される、及び／又は、
   遠位部分及び近位部分を備え、前記焼灼領域が該近位部分から１５ｍｍ以内に配置される、
   請求項１〜５のいずれか一項に記載のインプラント。
7. 遠位部分及び近位部分を備え、該定着具が前記遠位部分に連結されている、請求項１〜６のいずれか一項に記載のインプラント。
8. 請求項１〜７のいずれか一項に記載のインプラント装置の１、２、３、４又はそれ以上を備え、
   及び、
   １又は複数のインプラント装置を１又は複数の血管の所望の位置又はその近傍に輸送及び送達するために好適なシースと１又は複数のインプラントを有するシースを１又は複数の血管の所望の位置へと順次ガイドするために好適なガイドワイヤを備え、
   及び、
   請求項１〜７のいずれか一項に記載の１、２、３、又は４のインプラント装置を備え、各インプラント装置が対応する肺静脈に適合されている、又は請求項１〜７のいずれか一項に記載の１又は２のインプラント装置を備え、各インプラント装置が対応する腎動脈に適合されている、
   システム。
9. 前記インプラント装置から空間的に分離され、該インプラント装置の焼灼領域の温度を焼灼温度にまで昇温させるために前記インプラント装置にエネルギを供給することが可能な外部エネルギ供給手段を備える、請求項８に記載のシステム。

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