JP6215349B2 - 圧電医療インプラント - Google Patents

Description

本出願は、２０１２年１２月１８日出願の米国特許仮出願第６１／７３８，５１７号の利益を主張するものであり、本出願は、これによりこの特許仮出願を引用によって本明細書に組み込むものである。

本発明は、様々な病状に対する電気刺激及び温熱療法に関する。より具体的には、本発明の実施形態は、圧電材料及び／又は加熱要素を含む医療インプラント、並びに患者内の望ましくない病状を治療するためにインプラントを使用する方法に関する。

「冠動脈性心疾患」は、欧米諸国における主要な死因であり、それによってこの疾患は重要な公衆健康問題になっている。「急性心筋梗塞（ＡＭＩ）」事象は、「冠動脈性心疾患」における中心的役割をしている。潜在的に致死性のものであることに加えて、ＡＭＩは、ＡＭＩ後の入院加療の主原因であるうっ血性心不全（ＣＨＦ）の発症をもたらす場合がある。ＡＭＩ管理の基本概念は、心筋救済及びこの事象によって引き起こされる合併症の予防を目指している。医療努力、主血管形成術、血栓溶解療法、及び冠動脈血管拡張（ニトログリセリン）によって心筋への酸素供給を増大させ、同時にβ遮断薬及びアンジオテンシン変換酵素（ＡＣＥ）阻害薬によって虚血心筋の酸素消費を低減することに直目している。虚血事象の再発を低減するために、未分画ヘパリン、低分子量ヘパリン、又は脂質低下スタチンのような補助治療薬又は抗凝血剤を投与することもできる。これらの療法の存在にも関わらず、ＡＭＩの影響を管理する追加の療法が必要である。

ＡＭＩ事象の後の治癒促進トリガとして電気刺激を使用することができる。電気刺激に対する１つの潜在的ターゲットは、血管新生である。血管新生は組織内で行われ、上皮を横断する活性イオン搬送に起因して、周囲の内皮細胞が電界に露出される。電界を用いて血管新生を制御する研究が試みられ、この研究は、恐らくは観察される筋肉細胞内の血管内皮細胞成長因子（ＶＥＧＦ）の増大の結果として、電気刺激が生体内で有意な血管新生を誘導することを示すことに成功している。すなわち、研究は、電界発生が、血管新生を誘導又はサポートすることにより、梗塞後の治癒において積極的役割をすることができることを示唆している。

電気刺激に加えて、温熱刺激は、心臓の細胞及び組織において血管再生及び血管新生の形態での治癒を誘導することを示している。梗塞心筋内では、壊死組織が瘢痕組織によって徐々に置換され、多くの場合にそれによって瘢痕組織の限られた収縮性からもたらされる更に別の拡張機能障害が引き起こされる。更に、梗塞後の心筋には、心収縮に必要な機能を持たない筋線維芽細胞によって置換された心筋細胞が見られる。しかし、梗塞心筋の温熱刺激は、心筋治癒過程に積極的な影響を及ぼし、心機能を回復するのを助けることができる。心組織の温熱刺激は、心臓保護を与えて組織の生存率を維持する熱ショック蛋白質（ＨＳＰ）発現を誘導することができる。温熱刺激は、虚血組織を新しい機能性組織で置換するのに不可欠である細胞移動に影響を及ぼすことも示されている。そのような置換は、損傷区域が細胞で覆われるまで発生する細胞複製を伴っている。従って、温熱刺激は、細胞移動を引き起こして内皮細胞が損傷部位で再増殖するのを潜在的に促進し、かつ心筋細胞の再構成をトリガすることができる。

温熱刺激はまた、成長因子生成及び毛細管成長を誘導することができる。熱の印加は、血管拡張を発生させ、血管壁の透過性を高める。この機構は、再潅流の回復を助ける抗酸化酵素であるカタラーゼを増加させる。すなわち、温熱刺激は、成長因子生成をトリガすることによって細胞分化及び毛細管成長をもたらすことができる。

冠動脈性心疾患と同様に、糖尿病も世界的規模で高い発生率を有する別の病状である。グルカゴン様ペプチド１（ＧＬＰ−１）は、プログルカゴン遺伝子の転写産物から派生したホルモンである。ＧＬＰ−１は、耐糖能に中心的役割を果たすことが示されており、従って、糖尿病の発病におけるその介入の可能性に関して問題を投げかけた。体内のＧＬＰ−１の主な発生源は、ＧＬＰ−１を消化管ホルモンとして分泌する腸内分泌細胞である。インスリンポンプを用いた生来のＧＬＰ−１の輸液が研究されたが、ペプチドは経口摂取することができず、かつそれは循環系内で急速に代謝されるので、糖尿病患者を治療するのに生来のＧＬＰ−１の使用は限られている。従って、消化管内でのＧＬＰ−１の生成を刺激する方法は、糖尿病に対する有用な療法であることが証明されるかもしれない。最近の証拠は、作用機構は論争中であるが、小腸電気刺激が食物摂取量を低減することを示唆している。

Ｊｏｈｎ Ａ．Ｎｙｅｎｈｕｉｓ（ＩＥＥＥ上級会員）、Ｓｕｎｇ−Ｍｉｎ Ｐａｒｋ、Ｒｕｎｇｋｉｅｔ Ｋａｍｏｎｄｅｔｄａｃｈａ、Ａｒｓｌａｎ Ａｍｊａｄ、Ｆｒａｎｋ Ｇ．Ｓｈｅｌｌｏｃｋ及びＡｌｉ Ｒ．Ｒｅｚａｉｆｉｅｌｄ著「ＭＲＩ及び埋め込み医療デバイス：加熱に重点を置いた基本相互作用（ＭＲＩ ａｎｄ Ｉｍｐｌａｎｔｅｄ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅｓ： Ｂａｓｉｃ Ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ Ｗｉｔｈ ａｎ Ｅｍｐｈａｓｉｓ ｏｎ Ｈｅａｔｉｎｇ）」、デバイス及び材料の信頼性に関するＩＥＥＥ会報、第５巻、第３号、２００５年９月、４６７ページ Ｍａｒｃｕｓ，Ｍ．Ａ．著「ポリマー材料体を不均一に分極する擬似ＡＣ方法及びそれによって製造された撓み要素（Ｐｓｅｕｄｏ−ＡＣ Ｍｅｔｈｏｄ ｏｆ Ｎｏｎｕｎｉｆｏｒｍｌｙ Ｐｏｌｉｎｇ ａ Ｂｏｄｙ ｏｆ Ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ Ｍａｔｅｒｉａｌ ａｎｄ Ｆｌｅｘｕｒｅ Ｅｌｅｍｅｎｔｓ Ｐｒｏｄｕｃｅｄ Ｔｈｅｒｅｂｙ）」、Ｅａｓｔｍａｎ Ｋｏｄａｋ Ｃｏｍｐａｎｙ、米国、１９８２年

医療インプラント及びこれらのインプラントを使用する方法を開示する。実施形態において、撓み区域を備えた圧電パッチを有する医療インプラントを提供する。撓み区域は、幅と、幅の１倍から２０倍の長さと、幅の０．０１倍から０．１５倍の厚みとを含むようにサイズ決定することができる。実施形態において、撓み区域は、圧電ポリマーを含み、かつターゲット解剖学的構造によって引き起こされる機械的歪みを受けるように構成される。例えば、ターゲット解剖学的構造は、撓み区域に曲げを引き起こす場合がある。実施形態において、圧電ポリマーは、分極ポリ（ビニリデンジフルオリド）（ＰＶＤＦ）のような分極ポリマーを含むことができる。

医療インプラントは、撓み区域をターゲット解剖学的構造に固定するアンカーを含むことができる。アンカーは、様々な構成を有することができる。例えば、アンカーは、撓み区域をターゲット解剖学的構造に固定するための１つ又はそれよりも多くの刺を含むことができる。実施形態において、アンカーは、撓み区域をターゲット解剖学的構造に固定するための接着剤を含む。

医療インプラントは、圧電パッチに結合した加熱要素を含むことができる。加熱要素は、少なくとも部分的に圧電パッチ内である場合があり、及び／又は加熱要素の一部分は、圧電パッチの外側である場合がある。実施形態において、加熱要素は、核磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）によって誘導される加熱に敏感な金属を含む。加熱要素は、様々な構成を有することができる。例えば、加熱要素は、コイル状ワイヤ及び／又は蛇行ワイヤを含むことができる。

医療インプラントは、薬品送出機構を含むことができる。例えば、薬品送出機構は、撓み区域に薬品貯留部を含むことができる。薬品貯留部は、薬品で充填することができる。実施形態において、薬品が充填された貯留部は、膜によって覆われる。実施形態において、患者組織を治療する方法は、撓み区域とアンカーとを含む圧電パッチを有する医療インプラントをターゲット解剖学的構造に送出する段階を含む。本方法は、撓み区域をターゲット解剖学的構造に固定する段階を更に含むことができる。撓み区域は、分極ＰＶＤＦポリマーを含むことができ、医療インプラントはまた、圧電パッチに結合した加熱要素を更に含むことができる。撓み区域は、ターゲット解剖学的構造によって引き起こされる機械的歪みを受けるように構成することができる。例えば、機械的歪みに応答して撓み区域に発生した電圧は、ターゲット解剖学的構造に向けることができる。例えば、外部発生源からの外部刺激によって加熱要素に発生した加熱は、ターゲット解剖学的構造に向けることができる。実施形態において、医療インプラントは、薬品をターゲット解剖学的構造に送出する薬品送出機構を含むことができる。すなわち、本方法は、ターゲット解剖学的構造の電気療法、温熱療法、及び薬品療法を含むことができる。例えば、ターゲット解剖学的構造は、循環運動を受ける筋組織、例えば、心筋を含む部位のような患者の体内部位とすることができる。これに加えて、ターゲット解剖学的構造は、蠕動運動を発生させる小腸内の回腸部位が撓み区域に局所電圧を発生させるように蠕動移動する場合がある。

本発明の実施形態による医療インプラントの斜視図である。 本発明の実施形態による刺アンカーを有する医療インプラントの図１の線Ａ−Ａに関して取得した断面図である。 本発明の実施形態によるフックアンカーを有する医療インプラントの図１の線Ａ−Ａに関して取得した断面図である。 本発明の実施形態によるコイル状加熱要素を有する医療インプラントの上面図である。 本発明の実施形態に従って心膜上に配置された医療インプラントの図３の線Ｂ−Ｂに関して取得した断面図である。 本発明の実施形態によるコイル状加熱要素と薬品ポンプとを有する医療インプラントの上面図である。 本発明の実施形態によるコイル状加熱要素と薬品ポンプとを有する医療インプラントの様々な実施形態のうちの１つの図５の断面線Ｃ−Ｃに関して取得した断面図である。 本発明の実施形態によるコイル状加熱要素と薬品ポンプとを有する医療インプラントの様々な実施形態のうちの１つの図５の断面線Ｃ−Ｃに関して取得した断面図である。 本発明の実施形態によるコイル状加熱要素と薬品ポンプとを有する医療インプラントの様々な実施形態のうちの１つの図５の断面線Ｃ−Ｃに関して取得した断面図である。 本発明の実施形態による加熱要素の様々な実施形態のうちの１つを有する医療インプラントの上面図である。 本発明の実施形態による加熱要素の様々な実施形態のうちの１つを有する医療インプラントの上面図である。 本発明の実施形態に従って左心室に配置された医療インプラントの断面図である。 本発明の実施形態に従って左心室に配置された医療インプラントの断面図である。 本発明の実施形態に従って心臓の周りに配置された医療インプラントの斜視図である。 本発明の実施形態に従って心臓の周りに配置された医療インプラントの斜視図である。 本発明の実施形態による医療インプラントの上面図である。 本発明の実施形態による医療インプラントの側面図である。 腸解剖学的構造の描写図である。 本発明の実施形態に従って腸解剖学的構造の回腸内に配置された医療インプラントの断面図である。 本発明の実施形態に従って腸解剖学的構造の回腸内に配置された医療インプラントの断面図である。 本発明の実施形態に従って腸解剖学的構造の回腸の周りに配置された医療インプラントの断面図である。

様々な実施形態において、上述の図を参照して説明を行う。しかし、ある一定の実施形態は、これらの特定の詳細内容のうちの１つ又はそれよりも多くを用いずに、又は他の公知の方法及び構成との組合せに実施することができる。以下に続く説明では、本発明の完全な理解をもたらすために、特定の構成、寸法、及び処理のような多くの特定の詳細内容を示している。この他の点として、本発明を不要に不明瞭にしないために、公知の処理及び製造技術に対しては、特定の詳細内容に記載していない。本明細書を通じての「一実施形態」又は「実施形態」などへの参照は、当該実施形態に関して説明する特定の特徴、構造、構成、又は特性が、本発明の少なくとも１つの実施形態の中に含まれることを意味する。従って、本明細書を通じての様々な箇所における「一実施形態」又は「実施形態」などの表現の出現は、必ずしも本発明の同じ実施形態を参照しているわけではない。更に、これらの特定の特徴、構造、構成、又は特性は、１つ又はそれよりも多くの実施形態においてあらゆる適切な方式で組み合わせることができる。

以下に続くいくつかの実施形態の説明は、本発明を更に例示する非限定的な例を説明する。上記に出現したものを含む本明細書に含まれるいかなる節の見出しも、本発明に対する限定ではなく、本明細書が提供する本発明の例示的説明を構造化するために提供するものである。状況が別途指定しない限り、「ａ」、「ａｎ」、及び「ｔｈｅ」は、複数の指示物を含む。要素へのあらゆる言及は、当業者に公知の当該要素の均等物を含む。本明細書に説明するものと同様又は均等のあらゆる方法及び材料は、本発明の実施又は試験に対して使用することができる。本発明の開示は、その中で言及する全ての文献及びこれらの文献において開示されている情報の全てを引用によって組み込んでいる。本発明の特徴、態様、及び利点は、以下に続く詳細説明、特許請求の範囲、及び添付図面から明らかになるであろう。

以下に続く説明では、様々な表現を用い、最初にここでこれらの表現のうちの一部を定義する。しかし、以下の定義は、これらの表現を用いて説明する本発明の限定であるように考えられているものではない。本発明の開示において交換可能に使用する「被験体」、「個体」、及び「患者」という表現は、一般的には臓器への又は臓器内への送出が望ましい哺乳類（例えば、人間、犬、猫、馬、牛、齧歯類等）であるあらゆる被験体を意味する。本発明の開示に使用する「臓器」、「解剖学的構造」、「ターゲット臓器」、又は「ターゲット解剖学的構造」は、体内のあらゆる臓器又は解剖学的構造であって、それへの又はその内部への部位特定の活性が望ましい臓器又は解剖学的構造を意味する。「治療的に有効な量」という表現は、治療効果をもたらすのに役立つ薬品の送出量又は薬品の送出速度を意味する。本発明の開示に対して使用する「治療」及び「治療する」などの表現は、望ましい薬理的又は生理学的な効果を得ることを意味する。この効果は、疾患又は疾患の症状を完全又は部分的に阻止する予防的なものとすることができ、又は疾患又は疾患の悪影響を完全又は部分的に治す治療的なものとすることができる。本発明の開示に対して使用する「治療」は、哺乳類における、特に人間における疾患のあらゆる治療を網羅し、（ａ）疾患にかかっている可能性があるが、それにも関わらず疾患を有すると診断されていない被験体内で疾患が発生するのを防止すること、（ｂ）疾患の進行を抑制するか又は緩慢にすること、又は（ｃ）疾患を緩和することを含む。「薬品調合剤」、「調合剤」、及び「薬品」という表現は、本発明の開示では交換可能に使用することができ、ターゲット臓器への送出に適するあらゆる物質を包含する。これらの物質は、医薬活性薬品のみならず、それ自体では薬事活性を示さないが、治療部位において望ましい効果をもたらす生体適合性物質も含むことができる。更に、「薬品」は、治療部位に送出することができる薬品、生理活性剤、化学活性剤、治療剤など、並びにこれらのもの医薬組成物を含むが、これらに限定されないように考えられているものである。薬品は、活性剤の混合物を含むことができる。本発明の開示に対して使用する「病状」という表現は、あらゆる異常病状又は病理病状、特に本発明のパッチが治療に有利である臓器に関するものを意味する。治療されるあらゆるものが、「病状」の定義の下に収まる。

一態様において、本発明の実施形態は、電気エネルギをターゲット臓器内又はターゲット組織内に送出するために有利な医療インプラントを説明する。インプラントは、ターゲット解剖学的構造に適合する様々な構成に具現化することができる。例えば、実施形態において、インプラントは、分極圧電ポリマーのような圧電材料を含む。インプラントの圧電材料は、インプラントに印加された歪みに応答して電気を発生させることができ、例えば、うっ血性心不全又は糖尿病の治療を提供するために、この電気は下にある組織を電気刺激することができる。

別の態様において、本発明の実施形態は、熱エネルギをターゲット臓器内又はターゲット組織内に送出するのに有利な医療インプラントに接続した加熱要素を含む。加熱要素は、医療インプラントの外面に接続され、又はインプラント内に少なくとも部分的に埋め込むことができる。実施形態において、加熱要素は、磁気エネルギが供給される時に加熱するようになった金属材料を含む。例えば、埋込可能パッチを核磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）装置の磁界の範囲に配置することにより、加熱要素内に熱を誘導することができる。誘導された熱は、従って、例えば、細胞移動及び虚血組織の置換を達成するために、下にある組織に印加することができる。

図１を参照すると、本発明の実施形態による医療インプラント１００の斜視図が示されている。図１で分るように、医療インプラントは、圧電パッチ１０６の形状にある実質的に平坦な材料を含む。圧電パッチ１０６は、実質的に円形の構成、楕円形の構成、又はパッチが心組織の梗塞領域のようなターゲット解剖学的構造の全て又は一部を覆うことを可能にするあらゆる他の形状を有することができる。

実施形態において、圧電パッチ１０６は、２次元空間内でパッチの上面１０８を定める長軸１０２と短軸１０４とを含むことができる。例えば、円形又は正方形の上面１０８の場合に、短軸１０４に沿った長さに対する長軸１０２に沿った長さの比を約１：１とすることができる。しかし、楕円形又は矩形の上面１０８の場合に、短軸１０４に沿った長さに対する長軸１０２に沿った長さの比は、約１：１．１から１：５０までとすることができる。

圧電パッチ１０６は、円錐断面形状又は基本形状を取る必要はない。実施形態において、圧電パッチ１０６の形状は、ターゲット解剖学的構造へのパッチの装着を特化するように選択される。例えば、血管系のような細長い臓器は、それに適合する細長い圧電パッチ１０６を有することができる。同様に、圧電パッチ１０６は、ターゲット解剖学的構造の面と共形の輪郭を有することができる。例えば、圧電パッチ１０６は、管状のターゲット臓器をある程度巡って巻き付くのを容易にする円筒形輪郭を有することができる。代替例として、圧電パッチ１０６は、左心室尖と共形であり、又は別の輪郭付き組織面の内部又はその周りと共形であるように事前形成することができる。この点に関して、圧電パッチ１０６の形状をターゲット組織区域に対して特化することができる。例えば、梗塞心組織の場合に、診断処置を通して梗塞区域を把握することができ、それによって梗塞区域の全て又は大部分の上を覆って装着するように圧電パッチ１０６をサイズ決定することができる。例えば、圧電パッチ１０６は、診断梗塞区域の少なくとも約０．９倍を覆うようにサイズ決定することができ、及び／又は梗塞帯の周り部を超えて延びて診断梗塞区域の約１．５倍までの区域を覆うようにサイズ決定することができる。

実施形態において、圧電パッチ１０６は、上面１０８に対向する下面１１０を含むことができ、従って、上面１０８と下面１１０の間に厚みを定めることができる。厚みは、長軸１０２沿った長さ又は短軸１０４に沿った幅の１０パーセントよりも小さいとすることができる。他の実施形態において、厚みは、長さ寸法又は幅寸法の５０パーセント、４０パーセント、３０パーセント、又は２０パーセントよりも小さいとすることができる。

実施形態において、圧電パッチ１０６は、移動するターゲット解剖学的構造に適用された時に機械的歪みを受けるようにサイズ決定しかつそのように構成された撓み区域１１２を含む。例えば、圧電パッチ１０６が患者の心臓の一部分にわたって適用された場合に、心臓が拡張期中に弛緩し、収縮期中に収縮し、従って、撓み区域１１２に律動的に運動を印加すると仮定すると、撓み区域１１２は曲がることができる。撓み区域１１２は、この循環運動に応答して電気エネルギを発生させる圧電材料を含むことができる。この場合に、撓み区域１１２は、ターゲット解剖学的構造のターゲット区域を覆うサイズ、及び／又はターゲット区域の運動に応答して電気エネルギを発生させる程十分に大きいサイズを有することができる。より具体的には、撓み区域は、ターゲット区域の運動に応答してターゲット解剖学的構造の十分な電気刺激を与えるようにサイズ決定することができる。実施形態において、撓み区域１１２は、約１平方インチから５０平方インチの間の面積を有することができる。相応に、撓み区域１１２は、心組織の梗塞区域を覆って、そこに電気刺激を供給するほど十分に大きいとすることができる。しかし、このサイズ範囲は例示的なものであり、様々な梗塞帯及び／又は他のターゲット解剖学的構造を受け入れるように変更することができることは認められるであろう。パッチの配置は、ターゲット組織に対する効果を最大にするために、最適な場所を必要とする場合があり、例えば、心臓パッチの場合に、梗塞帯に加えて、仮死状態の筋細胞帯をターゲットにすることができる。

様々な実施形態において、撓み区域１１２は、有効圧電材料として機能する材料を含む。圧電材料は、機械的に変形された時に電荷分離を受ける材料である。電荷分離は、圧電材料に近い領域内に電界を引き起こす。僅かな変形であっても、電荷分離は引き起こされる。類似の方式で、電界が圧電材料に印加された場合に、材料は、形状を機械的に変化させるか又は変形する。

天然鉱物を含む様々な圧電材料が利用可能である。バルク材料として又は結合剤を用いて組み合わされたポリマー粒子としてのいずれであるかに関わらず、圧電材料がポリマー又はコポリマーである場合に、これらのポリマー又はコポリマーは、圧電性を示すあらゆるポリマー又はコポリマーとすることができる。例えば、いくつかを挙げると、圧電ポリマーは、ポリビニルピロリドン（ＰＶＰ）、ポリ（ビニル−ピロリドン−フルオリド−コ−ヘキサフルオロ−プロピレン）（ＰＶＰ−ＨＦＰ）、又はポリ（ビニリデンジフルオリド）（ＰＶＤＦ）とすることができる。実施形態において、圧電材料は、無機性又は実質的な無機性のものである。医療インプラント１００の他の材料制約条件を満たすことができるあらゆる無機性圧電材料又は実質的に無機性の圧電材料は、本発明の圧電材料として機能することができる。

一部の実施形態において、材料の圧電効果は、電荷分離二重極を互いに部分的に位置合わせすることによって高められる。結合剤（圧電性のものであるか否かに関わらず）又はバルク材料自体がポリマーである場合に、分極ポリマー圧電性を生成することにより、一部の実施形態において圧電効果を高めることができる。すなわち、材料は、基本的に不規則な圧電二重極を１つ又はそれよりも多くの方向により高いアラインメント度を有する二重極に変化させるように処理することができる。これら又はあらゆる他の多数のパラメータを用いて処理された圧電ポリマーは、この処理が二重極アラインメントにおいて実際に改善をもたらす場合は「分極ポリマー」である。

分極ポリマーを生成する１つの手法は、ポリマーを延伸して電荷分離二重極を生成し、延伸状態にあるポリマーに電界又は磁界を印加することである。これに代えて又はこれに加えて、磁界又は電界の印加中に分極ポリマーを加熱することができる。加熱は、延伸の前、最中、又は後に行うことができる。更に、加熱は、電界又は磁界の印加の前、最中、又は後に行うことができる。一般的に、加熱量は、ポリマーの温度をポリマー鎖が互いの端から端まで移動するのに十分であるが、相転移、融解、又はあらゆる他の悪影響をもたらすことになる温度を十分下回るまで増大させるように選択される。１つのタイプの分極ポリマーは、その平面寸法において延伸され、加熱され、更に電界に露出されたＰＶＰフィルムである。延伸及び電界は、熱が取り除かれ、ポリマーが冷却される時に維持される。この種の処理は、ＰＶＰ−ＨＦＰに対しても実施することができる。

ＰＶＤＦは、異なる結晶相で存在し、１つの結晶相から別のものに変換するために延伸手順、焼き鈍し手順、及び分極手順によって処理することができる。ＰＶＤＦの結晶相の処理は、材料の圧電性を高くすることができる。ＰＶＤＦは、一般的に半結晶材料であり、その結晶材料体積分率は、一般的に熱履歴に依存して５０パーセントから６０パーセントの間にあるとすることができる。ＰＶＤＦの組成は、主として、スフェルライトの中心から外向きに成長するスフェルライトラメラ構造である。この構造は、半結晶固体において予想される一般的な積層欠陥、粒界、及び他の経過不良を有する可能性がある。この構造は、繰り返し単位を有する長鎖分子で構成することができ、その単純性は、主構造に対してある程度の立体化学的な制約条件を与えるが、高い可撓性も与える。ＰＶＤＦの圧電係数は、温度及び結晶化度のようなパラメータに依存するが、機械的配向、熱焼き鈍し、及び高電圧処理によって高めることができる。これらの処理は、全て、ＰＶＤＦの不規則配向のα結晶構造を１：１よりも大きい比にフィルムを延伸することによって半結晶β構造に変化させることによって結晶相転移を誘導することができる。例えば、フィルムは、少なくとも２：１の比に延伸することができる。例えば、フィルムは、４：１又はそれよりも大きい比に延伸することができる。延伸は、過度の温度でポリマーセグメントが互いを超えて摺動することなくこれらのセグメント自体で再位置合わせするほど十分な分子移動性が存在するような特定の温度範囲で適用することができる。例えば、延伸は、セ氏約６０〜１３０度の間の温度で適用することができる。より具体的には、延伸は、セ氏約９０〜１１０度の間の温度で適用することができる。ＰＶＤＦの圧電性、従って、電気刺激のための電位を最大にするために、ＰＶＤＦフィルムに対する延伸及び分極の効果を探求するための予備作業を本出願人の実験室において実施した。

ＰＶＤＦの延伸は、１つ又はそれよりも多くの方向に行うことができる。延伸が単一装置軸に沿って適用される場合を単軸延伸と呼び、延伸が装置軸と横軸とに沿って適用される場合を二軸延伸と呼ぶ。ＰＶＤＦの単軸延伸は、均一な厚み、等方性、加熱時に皺を生じないこと、及び長期安定性をもたらすことができる。

分極ＰＶＤＦフィルムは、圧電セラミックと類似の張力、厚み、及びせん断圧電性を示している。分極は、粒界を再配向させず、個々の粒子の内部領域を印加電界の方向に再配向させる処理である。具体的に、再配向は、Ｃ−Ｃ鎖軸の周りの鎖回転によって引き起こされる。電界が不在の場合に、二重極が不規則に並ぶことが認識される。これらの不規則に並んだ二重極は、フィルムを横断する電界を印加しながら特定の温度よりも大きいようにフィルムを加熱することによって分極配向に再配置することができる。分極は、様々な電界条件の下に実施することができる。例えば、分極は、６５ＭＶ／ｍの電界下で発生させることができる。しかし、約５ｋＶから２０００ｋＶの間のような弱い電界を使用することができる。実施形態において、５ｋＶから７ｋＶの間の電界下で分極を実施することができる。電界を取り除くことなくフィルムを冷却することにより、二重極は、望ましい配向に凍結されることになる。

一部の実施形態において、医療インプラント１００は、臓器又は他の患者組織のようなターゲット解剖学的構造の外側に取り付けるように構成することができる。例えば、実施形態において、パッチの少なくとも一方の側は、圧電パッチ１０６を臓器の外壁又は臓器腔の内壁に取り付けるための接着剤を有する。接着剤は、圧電パッチ１０６が被験体の内側に留まることが意図される時間に基づいて、生体安定性又は生体分解性の接着剤から選択することができる。そのような接着剤は、例えば、様々な天然有機体から派生した接着性蛋白質のような生体接着剤を含むことができる。更に、多糖類系接着剤のような生体医療接着剤を使用することができる。当業者は、ターゲット解剖学的構造への医療インプラント１００の一時的又は永続的な接着を提供するように調合された他の接着剤の使用を考えることができる。接着剤の毒性は、接着剤の存在によって圧電パッチ１０６に対して引き起こされるあらゆる悪影響をパッチが被験体に対して有する正の効果が実質的に凌ぐように十分に低く選択することができる。接着剤を使用することに対する変形は、圧電パッチ１０６内に装着され、圧電パッチ１０６が上部に装着される組織を刺通するように構成されたフック又は刺のような構造を使用することである。

図２Ａを参照すると、本発明の実施形態による刺アンカーを有する医療インプラントの図１の線Ａ−Ａに関して取得した断面図が示されている。アンカー２００は、圧電パッチ１０６の一部分と一体形成することができ、又は圧電パッチ１０６に結合するか又は他に取り付けることができる。実施形態において、アンカー２００は、それがターゲット解剖学的構造、例えば、筋組織に刺突することを許すが、ターゲット解剖学的構造が係合した後に圧電パッチ１０６の剥離を食止めることを可能にする１つ又はそれよりも多くの刺を含む。刺アンカー２００は、構造的に異なる場合があるが、実施形態において、組織に刺突することができる点に遠位に延びるシャフトを含む。更に、アンカー２００は、刺がこの点に沿って刺突部位内に一旦入り込んでしまうと、刺突経路に沿って組織に係合することによって剥離を食止めるように、この点に対して反対に向く１つ又はそれよりも多くの刺を含むことができる。

図２Ｂを参照すると、本発明の実施形態による圧電パッチのフックアンカーの図１の線Ａ−Ａに関して取得した断面図が示されている。実施形態において、フックアンカー２００は、ターゲットの解剖学的構造及び／又は組織に刺突して把持することができる点を有するフックを含む。個々のフックアンカー２００は、全てのフックがターゲット解剖学的構造に係合した時に、いかなる方向の圧電パッチ１０６の移動も少なくとも１つのフックによって抵抗されるように、様々な方向に向くフックを有することができる。

実施形態において、圧電パッチ１０６を取り付けるのに接着剤又は機械的ファスナを使用するのではなく、医療インプラント１００を下にある組織に固定するのに外部要素を利用することができる。例えば、医療インプラント１００は、内視下で又は開胸手術中に送出することができ、圧電パッチ１０６をターゲット解剖学的構造に締結するのにそのような手術において一般的に使用される縫合又はステープルを適用することができる。

尚も図２Ｂを参照すると、実施形態において、医療インプラントは、パッチ本体を構成する複数の構造化構成要素を有する複合構造とすることができる。例えば、医療インプラント１００は、少なくとも２つの隣接層から形成された積層構造を含むことができる。実施形態において、医療インプラント１００は、ターゲット解剖学的構造の方を向いて、外側積層体２０２及び／又は内側積層体２０４と接合された圧電パッチ１０６を含む。医療インプラント１００の層は、接着剤を用いて互いに接着することができ、又はこれに代えて、例えば、スナップ係止具又は他の機械的保持特徴部を用いて機械的に締結することができる。実施形態において、圧電パッチ１０６は、ターゲット組織に向く面区域にわたって電気を発生させるが、内側積層体２０４及び外側積層体２０２は、電気を発生させない非圧電材料から形成される。これに代えて、内側積層体２０４及び外側積層体２０２のような医療インプラント１００の非圧電部分は、可撓性、強度、絶縁性のような他の材料性質に向けて選択することができる。様々なポリイミド、ポリアミド、ポリウレタン、ポリエーテルブロックアミド、ナイロンなどの配合物のような多くの非圧電材料を使用することができる。更に、様々なポリ（Ｌ−ラクチド）、ポリ（Ｄ−ラクチド）、ポリ（ＤＬ−ラクチド）、ポリカプロラクトンなどの配合物のような生体分解性非圧電ポリマーを使用することができる。当業者は、他の有利な非圧電材料を考えることができ、従って、上述のリストは、網羅的であるように意図したものではない。

実施形態において、医療インプラント１００の構造化構成要素、例えば、圧電パッチ１０６の部分及び／又は積層体の部分は、患者の体内のターゲット解剖学的構造に送出されるように構成される。例えば、医療インプラント１００は、経皮的、剣状突起下、内視鏡下、胸腔鏡下、又は腹腔鏡下の送出システムにより、心臓の心膜、小腸の回腸、及びあらゆる他の解剖学的構造のような様々なターゲット解剖学的構造に送出することができる。従って、圧電パッチ１０６及び／又は医療インプラント１００は、そのような送出方式に使用される管腔、腔、及び刺突部位の中に装着するほど十分な可撓性を有する材料から構成することができる。

図３を参照すると、本発明の実施形態によるコイル状加熱要素を有する医療インプラントの上面図が示されている。実施形態において、圧電パッチ１０６は、ターゲット組織に伝達させるべき熱を発生させる加熱要素３００を含む。心臓領域内に局所加熱を発生させるためのいくつかの異なる方法が存在する。最も有望な将来性のうちの１つは、組織を局所的に加熱するためにＭＲＩ走査によって誘導される熱を利用すること又は周囲の組織を加熱することになるインプラントである。ＭＲＩ加熱は、局所温度を数度の範囲で制御することができ、それによって熱を誘導することに関して理想的な候補になる。ＭＲＩシステムは、無線周波（ＲＦ）信号から画像を再現し、これらの信号は、ＲＦ電界の散乱によって加熱をもたらす。例えば、それぞれ３Ｔ及び１．５Ｔの磁界に対応する１２８ＭＨｚ又は６４ＭＨｚの時変無線周波電磁界の電気成分の組織特定の吸収率（ＳＡＲ）は、導電性インプラントの存在下で改善する。加熱効果によって発生するＭＲＩ時変ＲＦ電磁界に関しては上述している。Ｊｏｈｎ Ａ．Ｎｙｅｎｈｕｉｓ（ＩＥＥＥ上級会員）、Ｓｕｎｇ−Ｍｉｎ Ｐａｒｋ、Ｒｕｎｇｋｉｅｔ Ｋａｍｏｎｄｅｔｄａｃｈａ、Ａｒｓｌａｎ Ａｍｊａｄ、Ｆｒａｎｋ Ｇ．Ｓｈｅｌｌｏｃｋ及びＡｌｉ Ｒ．Ｒｅｚａｉｆｉｅｌｄ著「ＭＲＩ及び埋め込み医療デバイス：加熱に重点を置いた基本相互作用（ＭＲＩ ａｎｄ Ｉｍｐｌａｎｔｅｄ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅｓ： Ｂａｓｉｃ Ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ Ｗｉｔｈ ａｎ Ｅｍｐｈａｓｉｓ ｏｎ Ｈｅａｔｉｎｇ）」、デバイス及び材料の信頼性に関するＩＥＥＥ会報、第５巻、第３号、２００５年９月、４６７ページを参照されたい。

加熱は、組織の面において最も優勢であり、身体の中心に向けてより深くなる時に低減する。ＲＦ信号は、静電磁界、更にＭＲＩ走査の生成物に対して垂直であり、ＲＦ信号は、磁界の品質に依存して組織内の熱に変換される。この加熱手法は、過去に首尾良く実施されている。加熱要素３００は、ＭＲＩ磁界が加熱要素３００の材料内に加熱を誘導するためのターゲットになることができる。ＭＲＩからの振動磁界は、患者を通して加熱要素３００に印加することができ、それによって加熱要素３００内に電界が誘導される。電界の誘導は、アンテナ原理に従って発生する。従って、加熱要素３００は、このアンテナ様の電界誘導を容易にするように成形することができる。より具体的には、加熱要素３００は、ワイヤ状構造又は共振ループを形成する構造とすることができる。構造の幅は、入射磁界の波長よりも十分に小さいとすることができる。例えば、加熱要素３００は、電界誘導を容易にするために直径、幅、又は厚みを約０．５ｍｍから３ｍｍの程度とすることができる。更に、加熱要素３００は、ＲＦ電磁界の周波数に則する加熱を容易にするために約５ｃｍから４０ｃｍの間の全長を有することができる。これに代えて、電界誘導は、加熱要素を直接加熱することができる。加熱要素３００は、導電性インプラント内に誘導加熱をもたらす周波数で外部デバイスによって発生させたあらゆる電界を吸収して熱的に伝導する導電性を有することができる。従って、外部発生源から供給される外部刺激により、加熱要素３００内に熱を発生させることができる。加熱要素３００は、銅、アルミニウム、及び／又はステンレス鋼とすることができるが、他の材料を有利とすることもできる。外部発生源によって誘導された振動電界は、加熱要素３００内で抵抗を受けることができ、それによって熱発生が誘導される。従って、振動磁界に応答して熱を発生させることができる。加熱要素３００は、様々な形態のうちのいずれかを含むことができる。例えば、図３に示すように、加熱要素３００は、圧電パッチ１０６の中心からその外縁に向けて放射するように平面内のコイル状とすることができる。これに代えて、加熱要素３００は、以下に説明するように、他の形状で形成することができ、単一平面に成形するか、例えば、圧電パッチ１０６内に完全に埋め込むか、又はその外側に位置付けることができ、又は平面から外れて形成され、例えば、圧電パッチ１０６内に部分的に埋め込み、部分的にその外面にわたって形成することができる。

加熱要素３００は、電界を要素の内部加熱に変換することができる多くの材料から形成することができる。例えば、加熱要素３００は、コバルト−クロム合金、ステンレス鋼合金、ニッケル−チタン合金、銅合金、鉄及び／又は鉄合金、ニクロム、カンタル、又は白銅のような金属から形成することができる。これに代えて、加熱要素３００は、二珪化モリブデンのようなセラミックから形成することができる。加熱要素３００は、円形又は非円形の断面を有するように形成することができる。例えば、加熱要素３００は、ワイヤ、例えば、円形又は管状のワイヤとすることができ、又は例えば実質的に矩形の箔とすることができる。一部の実施形態において、ワイヤは、ターゲットの解剖学的構造及び／又は組織に対して実質的に不活性であるように選択された組成を有する。

図４を参照すると、本発明の実施形態に従って心膜上に配置された医療インプラントの図３の線Ｂ−Ｂに関して取得した断面図が示されている。作動時には、圧電パッチ１０６を治療の必要がある患者の心臓に送出することができる。図４に示すように、圧電パッチ１０６は、心筋４０２の外部に配置され、心外膜又は心膜４００に取り付けることができる。圧電パッチ１０６は、心膜嚢内に配置することができる。これに代えて、圧電パッチ１０６は、心外膜又は心内膜の刺突によって心筋４０２内に配置することができる。更に、圧電パッチ１０６は、右及び／又は左の心耳のような心腔、左右の心室８００の腱索内に配置するか又は心房中隔に取り付けることができる。圧電パッチ１０６は、更に、僧帽弁又は大動脈弁のインプラント、又は冠動脈ステントのような別の心臓インプラントに取り付けるか又はその中に組み込むことができる。従って、圧電パッチ１０６は、心臓９００の多くの区域に多くの方式で送出することができる。これらの場合のいずれにおいても、圧電パッチ１０６は、上述のアンカー２００の特徴部のうちのいずれかを用いて心臓９００の組織に取り付けることができる。

ターゲット解剖学的構造上に配置された状態で、圧電パッチ１０６は、ターゲット解剖学的構造が機能するときに移動及び撓むことができる。例えば、心臓が拍動するときに、収縮する心筋４０２の移動に追従する心膜４００は撓むことになる。心膜４００を覆って配置された圧電パッチ１０６は、心膜４００の運動を反映し、すなわち、心臓の拍動に伴って撓むほど十分な可撓性を有することができる。更に、圧電パッチ１０６が、拍動する心臓の移動に応答して繰り返し撓むときに、圧電パッチ１０６内の圧電材料は、周囲の組織内に電界を発生させる。

上述したように、一部の実施形態において、外部ＭＲＩデバイスは、交替磁界を埋め込み圧電パッチ１０６に印加する。これに代えて、外部磁界供給デバイスは、ＭＲＩデバイスでなくてもよく、代わりに大きい超電導磁気ソレノイドを用いずにパルス磁界を発生させる装置とすることができる。ＭＲＩにおいて均一な磁界勾配を与えるのに必要とされるそのようなソレノイドは、加熱要素３００内に加熱を誘導するほど十分な磁気エネルギを与える必要がないとすることができる。更に、磁界供給装置は、ＭＲＩデバイスにおいて必要とされる信号を受信する精巧なアンテナを必要としないとすることができる。いかなる場合にも、印加磁界は、加熱要素３００の加熱を誘導することができ、この熱を心膜４００に伝達することができる。

図５を参照すると、本発明の実施形態によるコイル状加熱要素と薬品ポンプとを有する医療インプラントの上面図が示されている。実施形態において、薬品ポンプは、１つ又はそれよりも多くの薬品貯留部５００を含む。薬品貯留部５００は、圧電パッチ１０６の面内に形成された凹部又はリザーバを含むことができる。例えば、薬品貯留部５００は、圧電パッチ１０６の上面又は下面１１０内に形成された円筒形凹部とすることができる。薬品貯留部５００は、機械加工、レーザ融除のような公知の製造方法を用いて形成することができる。薬品貯留部５００には、薬品及び／又はポリマーで充填することができる。薬品貯留部５００は、当業者によって定められた用途に適すると見なされるあらゆる薬品を含むことができる。例えば、薬品は、抗腫瘍壊死ファクタ抗体薬、消炎薬（デキサメタゾン、クロベタゾール）、金属プロテイナーゼ阻害薬、アポトーシス阻害薬、血管新生促進剤（ＶＥＧＦ、ＦＧＦ）、心保護薬（ＩＧＦ、アデノシン、スタチン）、又は血管拡張薬（アデノシン、ニトロプルシド）を含むことができる。適切な薬品のより広範なリストを以下に提供しており、このリストは、ターゲット解剖学的構造及び／又は治療効果に適切な薬品を選択するのに参照されたい。

実施形態において、圧電パッチ１０６は、少なくとも１つの薬品貯留部５００を覆う膜を含むことができる。膜は、薬品貯留部５００からの薬品及び／又はポリマーの移動を妨害することができる。膜は、薬品及び／又はポリマーの移動を機械的又は化学的に制御することができる。例えば、薬品貯留部５００内の薬品に対する膜の透過性は、膜内に形成された薬品が通過する１つ又はそれよりも多くの孔隙のサイズに基づくことができる。更に、膜は、疎水性ポリマーを含むことができ、又はヒドロゲルポリマー又は親水性ポリマーを含むことができる。これらのポリマーは、薬品及び膜の材料の物理化学性質に基づいて異なる薬品の質量搬送に対する抵抗性を与えることができる。膜の材料は、機械的なゲート、例えば、穴又は孔隙との組合せで薬品貯留部５００からの薬品の送出に影響を及ぼすことができる。他の実施形態において、膜は生体吸収性を有することができ、従って、薬品を薬品貯留部５００からターゲット解剖学的構造に送出することができる膜が部分的又は完全に劣化し終わる時点まで薬品送出を阻止することができる。膜を形成するのに適する生体吸収性材料の例は、様々なポリ（Ｌ−乳酸）、ポリ（Ｄ−乳酸）、ポリ（ＤＬ−乳酸）、ポリ（乳酸ｃｏ−グリコール酸）、ポリカプロラクトンのような配合物を含む。

実施形態において、薬品貯留部５００は、圧電パッチ１０６が治療的に有効な量の薬品を送出することを可能にする。例えば、心拍動の最中の心臓の撓みは、薬品を薬品貯留部５００から周囲の組織に向けて押し出すことができる。薬品は、圧電パッチ１０６の撓みに応答して薬品貯留部５００から直接圧搾することができる。例えば、圧電パッチ１０６が、拍動する心組織に追従するときに、薬品貯留部５００の縁部は、互いに向けて移動することができ、それによって貯留部の容積が低減し、薬品が薬品貯留部５００から直接か又は膜を通してかのいずれかで押し出される。

実施形態において、圧電パッチ１０６の薬品ポンピング作用を圧電パッチ１０６の圧電誘導による機械的運動によって促進及び／又は駆動することができる。例えば、拍動する心臓によって引き起こされる圧電パッチ１０６の機械的撓みに加えて、圧電パッチ１０６に印加される外部電磁界が、圧電パッチ１０６の圧電材料に形状を変化させるか又は撓ませることができ、それによって薬品ポンプを作動させて薬品の送出を制御するための機械的な力が供給される。従って、医療インプラント１００は、圧電パッチ１０６によって施される電気刺激及び／又は温熱療法に加えて、ターゲット解剖学的構造への薬品送出をもたらしてターゲット解剖学的構造に薬品療法を提供する薬品送出デバイスとして機能することができる。

図６Ａを参照すると、本発明の実施形態によるコイル状加熱要素と薬品ポンプとを有する医療インプラントの実施形態の図５の断面線Ｃ−Ｃに関して取得した断面図が示されている。実施形態において、加熱要素３００は、圧電パッチ１０６内に完全に埋め込むことができる。図示のように、加熱要素３００は、圧電パッチ１０６の上面１０８と下面１１０の間のほぼ中心に位置付けることができる。これに代えて、加熱要素３００は、中心を外れたものとすることができる。例えば、加熱要素３００は、下面１１０のすぐ上に埋め込むことができる。実施形態において、加熱要素３００のワイヤ面は下面１１０と一致する。図示のように、圧電パッチ１０６内に１つ又はそれよりも多くの薬品貯留部５００を形成し、そこに治療薬を充填することができる。薬品貯留部５００は、下面１１０に向くように又はそこから離れるように向けることができる。

図６Ｂを参照すると、本発明の実施形態によるコイル状加熱要素と薬品ポンプとを有する医療インプラントの実施形態の図５の断面線Ｃ−Ｃに関して取得した断面図が示されている。実施形態において、加熱要素３００は、圧電パッチ１０６に部分的に埋め込み、そこから部分的に露出させることができる。例えば、加熱要素３００は、圧電パッチ１０６の上面にわたって形成された上側コイル６００と、圧電パッチ１０６の底面にわたって形成された下側コイル６０２とを含むことができる。従って、上側コイル６００と下側コイル６０２は、圧電パッチ１０６の厚みの分だけ分離することができる。しかし、この物理的な分離にも関わらず、上側コイル６００と下側コイル６０２は、圧電パッチ１０６内に埋め込まれた熱ブリッジ６０４によって熱的に結合することができる。熱ブリッジ６０４は、上側コイル６００内で発生した熱が下側コイル６０２に伝達され、その逆も同様であるように圧電パッチ１０６の厚みを横断することができる。例えば、上側コイル６００の方がＭＲＩ装置の近くにあり、圧電パッチ１０６が十分に絶縁性を有する場合に、圧電パッチ１０６に向く磁界は、下側コイル６０２よりも上側コイル６００内に多くの熱を誘導することができる。それにも関わらず、熱ブリッジ６０４を通して熱要素を通して熱を一様に分散させることができ、それによって下側コイル６０２が対面するように配置された組織に熱を誘導することが可能になる。上述の実施形態のいずれかにおけるように、圧電パッチ１０６は、薬品療法を行うために１つ又はそれよりも多くの薬品貯留部５００を含むことができる。

図６Ｃを参照すると、本発明の実施形態によるコイル状加熱要素と薬品ポンプとを有する医療インプラントの実施形態の図５の断面線Ｃ−Ｃに関して取得した断面図が示されている。実施形態において、加熱要素３００は、埋め込み部分６０６と露出部分６０８とを含むことができる。例えば、加熱要素３００は、ワイヤ又は凸輪郭を有するフィルムの円盤形コイルとすることができる。実施形態において、凸輪郭の頂点を圧電パッチ１０６内に埋め込むことができ、それによって埋め込み部分６０６が形成される。それとは対照的に、凸輪郭の外縁を圧電パッチ１０６の外側に露出させることができ、それによって露出部分６０８が形成される。露出部分６０８は、圧電パッチ１０６の外面に接するように平坦化し、及び／又は圧電パッチ１０６に接着することができる。例えば、露出部分６０８は、圧電パッチ１０６の面に接着剤又は熱によって接合することができる。上述の実施形態のいずれかにおけるように、圧電パッチ１０６は、薬品療法を行うために１つ又はそれよりも多くの薬品貯留部５００を含むことができる。

図７Ａは、本発明の実施形態による加熱要素を有する医療インプラントの上面図を示している。実施形態において、加熱要素３００は、例えば、蛇行ワイヤ７００によって形成された蛇行形状を含むことができる。本明細書に使用する蛇行は、波打つ、ジグザグに進む、正弦曲線経路を辿る等のあらゆる曲線形状を意味する。更に、蛇行ワイヤ７００は、円形断面を有するワイヤを含むことができるが、蛇行形状を箔、非円形断面ワイヤ、管状ワイヤ等から形成することができるように考えている。上述したように、加熱要素３００は、圧電パッチ１０６に対して完全に埋め込む、部分的に埋め込む、又は図示のように完全に露出させることができる。従って、加熱要素３００は、圧電パッチ１０６内に統合されること、例えば、その中に埋め込まれることによって圧電パッチ１０６が保持することができ、又は加熱要素３００は、圧電パッチ１０６の面に接着剤又は熱によって接合することができる。

図７Ｂは、本発明の実施形態による加熱要素を有する医療インプラントの上面図を示している。実施形態において、加熱要素３００は、ハブ７０２の部分とスポーク７０４の部分とを含む車輪形状を含むことができる。例えば、加熱要素３００は、車輪形状、又は好ましい可撓性を有する２次元又は３次元の形状に形成された箔又はフィルムを含むことができる。実施形態において、スポーク７０４は、圧電パッチ１０６の外縁がターゲット解剖学的構造の移動に則して撓むことを可能にするように十分に薄肉とすることができる。例えば、スポーク７０４は、約０．０３０インチの幅寸法と０．００３インチの厚みとを有することができる。上述したように、加熱要素３００は、圧電パッチ１０６に対して完全に埋め込む、部分的に埋め込む、又は図示のように完全に露出させることができる。従って、加熱要素３００は、圧電パッチ１０６内に統合されること、例えば、その中に埋め込まれることによって圧電パッチ１０６が保持することができ、又は加熱要素３００は、圧電パッチ１０６の面に接着剤又は熱によって接合することができる。

金属のワイヤ又はフィルムを医療インプラント１００に接合するのに加えて、公知の回路プリント技術を用いて加熱要素３００を形成することができる。例えば、金属フィルム、例えば、銅を圧電パッチ１０６、圧電ストリップ、又はあらゆる他の医療インプラント１００の構成の上に積層させることができる。次いで、圧電基板を覆う加熱要素３００の形状を残すように、銅の一部分を例えばエッチングを用いて除去することができる。加熱要素３００の形状は、上述のコイル又は蛇行のようなあらゆる方式でパターン化することができる。そのような回路プリント方法は、加熱要素３００と下にある医療インプラント１００の基板との間の接着を大量で廉価な工程において提供することができる。

図８Ａを参照すると、本発明の実施形態に従って左心室に配置された医療インプラントの断面図が示されている。上述したように、圧電パッチ１０６に関する係止機能は、様々なターゲット解剖学的構造上への埋め込みを可能にする。例えば、圧電パッチ１０６は、心膜４００、すなわち、心臓を取り囲む嚢の上に又は心膜４００の下にある心筋４０２にわたって配置することができる。これに代えて、圧電パッチ１０６は、左心室８００の内面上に埋め込むことができる。例えば、圧電パッチ１０６は、心室の下側尖端部の近くで左心室８００の心筋４０２に対して圧接することができる。１つ又はそれよりも多くのアンカー００が心筋４０２に係合し、剥離を食止めることによって圧電パッチ１０６を保持することができる。実施形態において、圧電パッチ１０６は、例えば、アンカー２００と反対の面上の加熱要素３００、並びにアンカー２００の間の区域に位置して心筋４０２の方を向く１つ又はそれよりも多くの薬品貯留部５００を含むことができる。

図８Ｂを参照すると、本発明の実施形態に従って左心室に配置された医療インプラントの断面図が示されている。実施形態において、圧電パッチ１０６は、左心室８００が血液をポンピングするために収縮及び弛緩するときに撓むようにある距離を横断して延びる撓み区域１１２を含む。例えば、図８Ａに示すように、撓み区域１１２は、拡張期中の左心室８００の尖端部の半径に適合する曲率半径を有する。再度図８Ｂを参照すると、左心室８００は収縮期中に収縮し、心室尖端部は移動し、例えば、上方に加力されてある程度平坦化される。この平坦化は、圧電パッチ１０６の撓みが真っ直ぐになることでパッチの輪郭に変換される。従って、圧電パッチ１０６は、心室の移動に追従しながら撓み、それによって撓み区域１１２の範囲に圧電材料の循環的な材料歪みがもたらされる。上述したように、この循環的な材料歪みは、電界を循環的に発生させる。この電界は、治療効果に関して下にある左心室８００の組織に電気刺激を印加するために、圧電パッチ１０６を通してこの組織に送信することができる。例えば、血管新生を助けてＡＭＩに続くＣＨＦを治療するために、パッチからの電気刺激を損傷組織の区域に印加することができる。有効電気刺激に関する電気性質の範囲は異なる場合がある。例えば、下にあるターゲット解剖学的構造に基づいて、電圧及び電流の印加が異なる場合がある。それにも関わらず、実施形態において、梗塞組織を実質的に治療するのに約０．０１ｎＡから５ｎＡの間の発生電流による約１日から１週間又はそれよりも多い期間にわたる下にある組織の電気刺激を十分なものとすることができる。当然ながら、例えば、約１０〜５０μＡの範囲の高電流は、有効な療法を与えることができる。これらの電流は、例えば、約０．１Ｖ／ｃｍから１０Ｖ／ｃｍの間の電界強度に対応することができる。従って、本発明の開示による医療インプラントは、ターゲット解剖学的構造を電気的に刺激するために圧電効果によって誘導されるあらゆる範囲の電気的性質を与えることができることは認められるであろう。インプラント材料の圧電性が、ポリマー鎖の再配置に起因する粘弾性、又は無機圧電結晶構造における格子性質の変化のような材料の超微細構造の負荷依存の変化に起因して時間と共に変化する可能性があることも想定される。

圧電パッチ１０６は、上述したように心臓解剖学的構造又は他の解剖学的構造に送出されるか、又はこれらの解剖学的構造の上に配置されるように構成される。例えば、圧電パッチ１０６は、血管系内に送出することができる。これに代えて、圧電パッチ１０６は、腎臓解剖学的構造に送出するか又はその上に配置することができる。更に、圧電パッチ１０６は、以下に説明するように腸解剖学的構造に送出することができる。従って、本明細書に説明する医療インプラント１００は、心臓解剖学的構造以外の様々な解剖学的構造に適合することができる。更に、圧電パッチ１０６の原理は、異なる解剖学的構造内で類似の結果を得るように構成された他のデバイス内で利用することができる。

図９を参照すると、本発明の実施形態に従って心臓の周りに配置された医療インプラントの斜視図が示されている。治癒促進トリガとして電気刺激を起こすためのデバイスの代替実施形態は、圧電材料の１つ又はそれよりも多くの編組９０４から形成された圧電メッシュ９０２を含む。編組９０４は、これらの編組の間で相対的な移動及び摺動を可能にするように互いに編み合わせることができ、又は編組が別の編組と交わる交点で接合することができる。例えば、編組９０４は、接着剤又は熱によって接合することができる。編組９０４は、ターゲット解剖学的構造によって与えられる圧力下で十分な撓みを与えるが、下にある組織を十分に抑制することができるようにサイズ決定することができる。例えば、編組９０４は、圧電材料を組み込む半弾性構造から形成することができ、この構造は、約３ｍｍから１０ｍｍの範囲の糸径を含むことができる。編組９０４を構成する糸又は繊維は、更に、約５ｍｍ²から２５００ｍｍ²の間の編組間露出面積を有するメッシュに編むことができる。しかし、これらの寸法は例であり、他のメッシュ寸法及び／又はメッシュ形状を本発明の開示の範囲に使用することができる。

圧電メッシュ９０２は、電気を発生させるための圧電材料を含むことができる。例えば、圧電材料をデバイス内に分散させることができ、又はデバイスの外側に被覆又は取り付けることができ、例えば、編組９０４の材料は、圧電性とすることができ、又は編組９０４は、圧電材料で被覆することができる。実施形態において、圧電材料はポリマーを含む。従って、圧電材料は、延伸された時に電圧を発生させることができる。

圧電メッシュ９０２は、心臓９００のようなターゲット解剖学的構造の形状に極めて似ている嚢輪郭を有することができ、従って、送出中に、メッシュ９０２を拡大し、心臓９００の面の上に巻き付けることができる。機械的メッシュ９０２は、心臓９００又は左心室８００の周りに挟着することができ、それによって心室拡張期又は心房拡張期中にデバイスが心臓９００を拘束し、それに対して収縮期中にメッシュ９０２を心臓９００によって歪ませることができる。圧電パッチ１０６の場合のように、圧電メッシュ９０２の循環的な歪みは、圧電メッシュ９０２内に電界発生をもたらすことができる。更に、例えば、ＣＨＦを治療するための梗塞組織の電気刺激治療に向けて、電気を下にある心臓９００の組織に伝達することができる。

実施形態において、圧電メッシュ９０２は、心筋４０２の拡張期の膨張を制限するための心室外機械的メッシュ９０２として機能する。例えば、圧電メッシュ９０２は、心臓９００に対して抑制を与えることができ、この抑制は、心臓９００に足場を与えるように機能することができ、これはＣＨＦを治療するのに有利とすることができる。従って、圧電メッシュ９０２は、心臓９００のポンピングを妨害することなく心臓９００を支持することができる。その結果、圧電メッシュ９０２は、支持的な抑制を与えることによってＣＨＦを緩和することができ、かつＣＨＦ病状をもたらす梗塞組織の血管新生を容易にすることができる点で二重治療を提供することができる。

上述の医療インプラント１００のいずれかの場合のように、サイズ、形状、及び構造特性は、用途によって異なる場合がある。更に、送出デバイス及び経路は、異なる場合がある。例えば、心室外メッシュの場合に、圧電メッシュ９０２は、心臓９００への胸腔鏡下の送出に適切である場合がある。

図１０を参照すると、本発明の実施形態に従って心臓の周りに配置された医療インプラントの斜視図が示されている。圧電メッシュ９０２を全心臓面にわたって配置する代わりに、心臓９００の一部分のみの周りを包むガードル１０００を使用することができる。例えば、ガードル１０００は、ターゲットの場所において心臓の外周の周りを包むほど十分な長さを有するバンド、ベルト、ストラップ、又は他の構造とすることができる。一実施形態において、張力を制限することができるが、他の点では受け手の心臓９００の解剖学的形状と共形になるように変形可能な材料からポリマーガードル１０００を製造することができる。従って、圧電ガードル１０００は、心拍動の一セグメント、例えば、拡張期中に心臓９００の拡張を抑制することができるが、別のセグメント、例えば、収縮期中の心室の作用を抑制しないことができる。ガードル１０００は、それが心臓９００にわたって延伸され、心臓９００に係合してそれを抑制するように解除されることを可能にするほど十分な弾性を有する弾性円形バンドとすることができる。これに代えて、ガードル１０００は、最初に２つの端部を有するストラップとすることができ、これらの端部は、例えば、フック及びループファスナ又は他の締結システムを用いて生体内で係合させることができ、それによって心臓９００の周りの円形バンドがもたらされる。圧電メッシュ９０２の場合のように、埋め込まれたガードル１０００は、心臓９００に足場を与えて心臓９００を支持することができる。

実施形態において、ガードル１０００は、圧電材料を含む撓み区域１１２を含むことができる。すなわち、実施形態において、ガードル１０００が、電気刺激を心臓９００の選択領域に印加するように、撓み区域１１２は、ガードル１０００の全面区域よりも小さいとすることができる。心臓９００が血液をポンピングするときに、ガードル１０００の撓み区域１１２は延伸して弛緩することができ、それによって撓み区域１１２は、循環的な歪みを受けることができる。撓み区域１１２の循環的な歪みは、撓み区域１１２から心臓９００に向けられる電圧を発生させることができ、それによって下にある梗塞区域の血管新生を助け、ＣＨＦを治療するための電気刺激が心臓９００の組織に印加される。

図１１を参照すると、本発明の実施形態による医療インプラントの上面図が示されている。医療インプラント１００は、細長リボン、すなわち、圧電ストリップ１１００の形状にある実質的に平坦な材料とすることができる。圧電ストリップ１１００は、実質的に真っ直ぐな構成を有することができる。一部の実施形態において、圧電ストリップ１１００の形状は、ターゲット解剖学的構造に対して装着を特化するように選択される。例えば、細長い臓器は、それに適合する細長いストリップを有することができる。同様に、圧電ストリップ１１００は、臓器の面への接続を容易にする形状を有することができる。例えば、圧電ストリップ１１００は、ターゲット臓器をある程度巡って巻き付くのを容易にするように成形することができる。

圧電ストリップ１１００は、長さ１１０２と幅１１０４を含むことができ、従って、実施形態において、圧電ストリップ１１００は、実質的に矩形とすることができる。上述したように、圧電ストリップ１１００の長さ１１０２と幅１１０４は、ターゲット治療ゾーンに適合するようにサイズ決定することができる。例えば、長さ１１０２及び幅１１０４の各々は、ターゲットゾーンの長さ及び幅それぞれの０．９倍から１．５倍とすることができる。すなわち、ストリップは、バンドを形成するように生体内で締結することができる２つの端部を有することができる。端部は、機械的ファスナ、例えば、フック及びループ、又は他の方法、例えば、接着剤又は熱溶着を用いて生体内で締結することができる。更に、圧電ストリップ１１００は、間に厚みを定める第１の面と第２の面を含むことができ、この厚みは、長さ１１０２又は幅１１０４の寸法の５０％、４０％、３０％、２０％、又は１０％よりも小さいとすることができる。

圧電ストリップ１１００は、機械的歪みに応答して電気を発生させることができる撓み区域１１２を含むことができる。様々な実施形態において、撓み区域１１２は、圧電挙動を有する分極ポリマー材料のような圧電材料を含む。これに代えて、材料は、それ自体、十分に圧電効果を示す材料と実質的に圧電効果を示さない材料との集合体とすることができ、この場合それにも関わらず全体的に圧電効果が残る。

様々な実施形態において、リボンは、哺乳類の臓器の外側に取り付けるように構成されるか、又は哺乳類の臓器の内側の１つ又はそれよりも多くの腔内への挿入に向けて構成される。例えば、圧電ストリップ１１００は、ターゲット解剖学的構造への取り付けを容易にするための１つ又はそれよりも多くのアンカー２００を含むことができる。これら又は他の実施形態において、リボンは、哺乳類の臓器を取り囲む膜又は嚢内に配置されるように構成される。

一部の実施形態において、哺乳類の臓器の内側の１つ又はそれよりも多くの腔内への挿入に向けて構成されることは、リボンが、腔内に嵌合するほど十分な可撓性を有するように構成されることを意味する。一部の実施形態において、リボンは、腔に接続する固有の通路を通って装着するほど十分な可撓性を有するように構成される。一部の実施形態において、リボンは、適切な送出方法を用いて臓器の外側に送出可能であるように設計される。例えば、ターゲット解剖学的構造に基づいて、圧電ストリップ１１００は、経皮的、剣状突起下、腹腔鏡下、又は内視鏡下のデバイス及び経路によって送出することができる。

図１２を参照すると、本発明の実施形態による医療インプラントの側面図が示されている。医療インプラント１００は、圧電コイル１２００を形成するように螺旋体に変形される圧電ストリップ１１００のような実質的に平坦な材料とすることができる。一部の実施形態において、圧電コイル１２００の形状は、ターゲット解剖学的構造に適合するように選択することができる。例えば、圧電コイル１２００は、ターゲットの冠血管の内径及び長さに適合する長さ及び直径を有するように形成することができる。これに代えて、圧電コイル１２００は、ターゲットの回腸の内径及び長さに適合する長さ及び直径１２０２を有するように形成することができる。更に、圧電コイル１２００は、管腔又は臓器の内径内に導入配置されるか、又はターゲット解剖学的構造の外面の周りに巻き付けられるように構成することができる。例えば、内部導入配置の場合に、圧電コイル１２００は、血管を半径方向に支持するステントのように機能することができる。すなわち、圧電コイル１２００は、臓器の面とのこのコイルの相互作用を容易にする形状を有する螺旋体を含むことができる。これに代えて、圧電コイルは、当業技術で公知の様々な接続部及び／又はコネクタによって相互接続された正弦波形ステントリングを有するステントの形状に形成することができる。

実施形態において、圧電コイル１２００は、圧電挙動を有する分極ポリマー材料のような有効圧電材料として機能する材料を含むことができる。これに代えて、材料は、それ自体、十分に圧電効果を示す材料と実質的に圧電効果を示さない材料との集合体とすることができ、この場合それにも関わらず全体的に圧電効果が残る。

一部の実施形態において、ターゲット解剖学的構造に対する圧電コイル１２００の固定は、１つ又はそれよりも多くのアンカー２００によって更に促進することができる。例えば、アンカー２００は、ターゲット組織に対して圧電コイル１２００を固定するのを容易にするために接着剤、フック、刺などを含むことができる。

実施形態において、圧電コイル１２００は、腔内に嵌合し、及び／又は腔に接続する固有の通路を通って装着するほど十分な可撓性を有することができる。一部の実施形態において、圧電コイル１２００は、経皮的、剣状突起下、腹腔鏡下、又は内視鏡下の送出システム及び／又は経路によって送出することができる。例えば、圧電コイルは、バルーンカテーテルデバイスのバルーン要素上で経皮的に送出することができる。圧電コイル１２００の可撓性は、圧電コイル１２００のピッチ１２０４を変更して可撓性を増大又は低下させることによって制御することができる。これに代えて、圧電コイル１２００の可撓性を制御するために、螺旋体の厚み又は材料性質を修正することができる。

実施形態において、上述の様々な医療インプラント１００の構成の全て又は一部分は、生体分解性材料から形成することができる。例えば、圧電コイル１２００の螺旋部分は、ポリ（グリコール酸）ポリマー又はポリ（乳酸）ポリマーのような生体分解性材料、又は鉄合金及びマグネシウム合金のような生体分解性材料を含むあらゆる他の生体分解性材料から形成することができる。螺旋部分内には、非生体分解性圧電ポリマーを更に含む撓み区域１１２が存在することができる。従って、ターゲット解剖学的構造の再形成が発生する間に、医療インプラント１００の各部分は、時間と共に徐々に分解することができる。分解に続いて、埋め込まれた圧電撓み区域１１２を再形成された管腔内に埋め込むことができ、この区域は、螺旋体フレームが身体によって吸収された後にも電気を発生させ続けることができる。

当業者は、圧電性を有する医療インプラント１００に対する更に別の構成を考えることができる。例えば、実施形態において、例えば、ＰＴＣＡ手術又は胸腔鏡下手術によって導入配置された心室内の機械的フレームは、左心室８００の応力遮断を与える左心室補助デバイスとして機能することができる。代替実施形態において、患者の心拍動の終了段階又は拡張段階において、大動脈弁を通して血液を押し出すように心室に対してネット張力を作用するような形状記憶ネットを左心室８００内に埋め込むことができる。従って、収縮周期中には、この力は、心室血液に対する心室の壁面力を強める。下にあるターゲット解剖学的構造の自然移動の結果として機械的歪みを受ける他のデバイス構成をデバイスに具現化することができる。これらのデバイスのうちのいずれも、解剖学的運動に応答して電気を発生させる圧電材料を含む撓み区域１１２を更に含むことができる。従って、本発明の開示の範囲にある医療インプラント１００を用いて、多くの解剖学的構造に電気刺激を供給することができる。同様に、デバイスのうちのいずれも、磁界の範囲に熱を発生させる加熱要素３００を更に含むことができる。従って、上述の実施形態のうちのいずれにおいても、電気刺激に加えて温熱療法を提供することができる。同様に、補助的な薬品療法を提供するために、上述の実施形態のうちのいずれにおいても、治療物質が充填された薬品貯留部５００を使用することができる。

図１３を参照すると、腸解剖学的構造の描写図が示されている。腸解剖学的構造１３００は、大腸１３０２と小腸１３０４を含む。小腸１３０４は、近位部分の近くで胃に接続し、回腸１３０６の近くでの大腸１３０２との接続に向けて遠位に延びている。回腸１３０６は、様々な酵素分子を吸収し、更に消化生成物を吸収する。更に、回腸１３０６は、様々なホルモンを血液中に分泌する。上述のように、小腸ホルモンの放出は、食物摂取量を低減する食後応答と一体である。作用機構に対しては論争中であるが、回腸１３０６の電気刺激は、これらの食後応答を制御するための機構を与えることができる。

図１４を参照すると、本発明の実施形態に従って腸解剖学的構造の回腸内に配置された医療インプラントの断面図が示されている。回腸１３０６を電気的に刺激するために、上述の圧電医療インプラント１００のうちのいずれかは、腸解剖学的構造１３００内に埋め込まれるようにサイズ決定し、かつそのように構成することができる。例えば、圧電ストリップ１１００は、回腸１３０６内に送出して回腸１３０６の内面上に配置することができる。

上述のように、圧電ストリップ１１００は、実質的に矩形とすることができ、回腸１３０６の軸に位置合わせする長さ１１０２を有することができる。これに代えて、圧電ストリップ１１００は、回腸１３０６を横断円周上で巡るように位置合わせすることができる。実施形態において、圧電ストリップ１１００の代わりに圧電パッチ１０６を使用することができる。圧電ストリップ１１００の矩形の外形、及び圧電パッチ１０６の円形、楕円形、又は別途成形された外形は、例えば、約１：１．１から１：５０の範囲にわたる短軸１０４対長軸１０２の類似の比を有することができる。

腸解剖学的構造１３００に適合する圧電ストリップ１１００又はあらゆる医療インプラント１００は、腸解剖学的構造１３００の蠕動運動に応答して電気を発生させるために圧電材料を有する撓み区域１１２を更に含むことができる。従って、撓み区域１１２の曲げ、撚り、又は撓みをもたらす蠕動、拍動、又はあらゆる他の運動は、電界発生をもたらすことができる。圧電ストリップ１１００によって発生する電気は、糖尿病に対する治療としてホルモン分泌を刺激及び／又は制御するために圧電ストリップ１１００を通して回腸１３０６に伝達することができる。

実施形態において、圧電ストリップ１１００は、医師が望む患者の腸管のあらゆる部分に送出することができる。例えば、圧電ストリップ１１００は、回腸１３０６の内面又は外面に腹腔鏡下で又は他の方式で送出することができる。これに代えて、医療インプラント１００は、内視鏡下で腸管解剖学的構造１３００内に送出することができる。

図１５を参照すると、本発明の実施形態に従って腸管解剖学的構造の回腸内に配置された医療インプラントの断面図が示されている。心臓用途の場合のように、腸管解剖学的構造１３００は、様々な医療インプラント１００の構成に向いている。例えば、実施形態において、１つ又はそれよりも多くのストラット１５００によって回腸１３０６の内面に接するように１つ又はそれよりも多くの圧電ストリップ１１００を支持することができる。ストラット１５００は、ステント技術で一般に知られているように様々なピークと谷とを含む正弦波形構成を有することができる。例えば、ストラット１５００はリング形とし、非拡大直径と拡大直径とを有することができる。圧電ストリップ１１００は、例えば、接着剤又は熱接合によって１つ又はそれよりも多くのストラット１５００に取り付けることができ、それによって軸線方向に位置合わせすることができ、ストラット１５００が拡大構成にある時と比較してストラット１５００が非拡大構成にある時に各ストリップの間により小さい間隙を含むことができる。

拡大構成においては、ストラット１５００は、回腸１３０６の蠕動運動を有意に妨害することなく、回腸１３０６に接するように圧電ストリップ１１００を保持するように機能することができる。従って、ストラット１５００は可撓性を有することができ、回腸１３０６によって与えられる圧力下で弾力的に圧縮及び拡大することができる。実施形態において、ストラット１５００は、小さい直径１２０２に圧搾され、かつ大きい直径１２０２に弛緩されることを可能にするように、約０．００３インチの幅１１０４及び厚みを有するニッケル−チタン形状記憶合金から形成することができる。回腸１３０６のこの圧搾又は他の蠕動運動の結果として、ストラット１５００と回腸１３０６の間の圧電ストリップ１１００は、回腸１３０６の電気刺激に向けて電気を発生させるための機械的歪みを受けることができる。この電気刺激は、糖尿病の治療としてホルモン放出を制御することができる。

図１６を参照すると、本発明の実施形態に従って腸解剖学的構造の回腸の周りに配置された医療インプラントの断面図が示されている。圧電コイル１２００は、回腸１３０６の外面にわたって埋め込まれるようにサイズ決定し、かつそのように成形することができる。圧電コイル１２００は、回腸１３０６と寸法干渉を有することになり、回腸１３０６の周りに巻き付けられた時に拡大する傾向を有するように、回腸１３０６の外径よりも小さい内径を有するように形成することができる。従って、実施形態において、圧電コイル１２００は、回腸１３０６を抑制せず、回腸１３０６との干渉によって与えられる半径方向の負荷の下で拡大するほど十分な可撓性を有することができる。これに代えて、圧電コイル１２００は、干渉場所において回腸１３０６を小さい直径に圧搾することができるが、干渉によって引き起こされる把持力に起因して所定位置に留まることができる。圧電コイル１２００のピッチ１２０４及び長さは、ターゲットの回腸の長さに対応するようにサイズ決定することができる。

回腸１３０６にわたって位置付けられた状態で、圧電コイル１２００は、回腸１３０６に電気刺激を与えることができる。より具体的には、圧電コイル１２００又はその一部分は、上述したような圧電材料を含むことができる。回腸１３０６が蠕動運動を受ける時に、回腸１３０６の周りに巻き付けられた圧電コイル１２００も、例えば、曲げ負荷及び引張負荷の下で移動することができる。それによって圧電コイル１２００内の圧電材料は電気を発生させることができ、次いで、この電気を下にある回腸１３０６に伝達することができる。その結果、回腸１３０６のホルモン分泌を糖尿病を治療する方式で制御することができる。

圧電コイル１２００は、製造中又は埋め込み中のいずれかにおいて圧電ストリップ１１００から形成することができる。例えば、製造中に、圧電ストリップ１１００を熱処理製作し、定められたピッチ１２０４、直径１２０２、及び長さを有する螺旋構成にモールド成形することができる。これに代えて、埋め込み中に、圧電ストリップ１１００は、ターゲット解剖学的構造の内径又は外径の周りに巻き付けることができる。圧電ストリップ１１００を固定し、このストリップを撓み構成及び／又は螺旋構成に維持するために、圧電ストリップ１１００が巻き付けられる時に、圧電ストリップ１１００上の１つ又はそれよりも多くのアンカー２００をターゲット解剖学的構造組織内に埋め込むことができる。

当業者は、実施形態において、腸管解剖学的構造１３００を通って移動する食物を消化することにより、食物が通過する際に圧電コイル１２００が変位しないように圧電コイル１２００を配置することができることを認識するであろう。一部の実施形態において、この変位は、圧電コイル１２００上のアンカー２００によって抵抗される。他の実施形態において、この変位は、腸管解剖学的構造１３００の内面を押圧する圧電コイル１２００の自然弾性力によって抵抗される。こうして圧電コイル１２００は、所定位置に留まり、かつ腸管解剖学的構造１３００を通る食物の自然な移動によって変位しないように構成することができる。

上述のデバイスのいずれも、機械的移動を受ける腸管解剖学的構造１３００の一部分に送出することができる。この機械的移動により、デバイスは、機械的な変形又は撓みを受ける。この撓みをもたらす移動は、患者の日常の移動、患者の腸管解剖学的構造１３００の蠕動移動、又はその両方からもたらされる。体内過程からの移動又はデバイス内に伝達される体外移動のいずれであるかに関わらず、あらゆる移動は、圧電材料を有する撓み区域１１２内である程度の圧電効果を発生させることができる。この運動は、腸組織の近くで局所電界の発生をもたらすことができる。電界は、組織に高い量のＧＬＰ−１を発生させ、従って、腸管解剖学的構造１３００によって引き起こされる医療インプラント１００の機械的歪みは、ホルモン分泌の制御及び糖尿病の治療をもたらすことができると仮定される。

腸管解剖学的構造１３００内に送出される医療インプラント１００の実施形態は、食物摂取を遮断するように構成することができると考えられる。小腸１３０４の開始点の近くに配置された場合に、圧電パッチ１０６、圧電ストリップ１１００、又は圧電コイル１２００は、炭水化物の摂取時間を引き延ばすように機能することができる。この長時間摂取は、糖尿病症状に影響を及ぼすことができる。更に、これらの医療インプラント１００からの食物遮断効果を圧電材料によって与えられる電気刺激からの高いＧＬＰ−１濃度と組み合わせることにより、２つの異なる経路を通して糖尿病症状に同時に影響を及ぼすように組み合わせることができる。更に、生体分解性ポリマーを有する医療インプラント１００の場合に、回腸１３０６の近くでのそのようなポリマーの生体分解は、糖尿病を治療するためにＧＬＰ−１濃度を増大させることができる。すなわち、ＣＨＦを複数の手法で治療するために熱と圧電の組合せ効果を有するデバイス構成を使用することができることとちょうど同じように、デバイスは、糖尿病を複数の手法で治療するように構成することができる。

上述のように、薬品を使用する本発明の実施形態は、人間における疾患を治療するのに有利なあらゆる薬品又は薬品の組合せを使用することができる。例えば、本発明の組成は、１つ又はそれよりも多くの高血圧症薬、１つ又はそれよりも多くの高コレステロール又はトリグリセリド治療薬、又は高血圧症薬と高コレステロール又はトリグリセリド治療薬とのあらゆる組合せと組み合わせるのに適している。本発明の範囲で医療インプラント１００と共に使用することができる更に別の薬品リストを以下に示している。提供する広範な薬品リストにも関わらず、下記の項目一覧は、使用に適する薬品の範囲の限定であるように意図したものではない。

心臓の病状を治療するための薬品は、成長因子、ポリヌクレオチド符号化成長因子、血管新生剤、カルシウムチャネル遮断薬、降圧剤、抗有糸分裂剤、変力剤、アテローム生成抑制剤、抗凝血剤、β−遮断薬、抗不整脈剤、抗炎症剤、血管拡張剤、血栓溶解剤、強心配糖体、抗生物質、抗ウイルス剤、抗真菌剤、原生動物抑制剤、アンジオテンシン変換酵素（ＡＣＥ）阻害薬、脳ナトリウム利尿ペプチド（ＢＮＰ）、抗腫瘍剤、及びステロイドを含むことができる。

高血圧症を治療するのに、アンジオテンシン変換酵素（ＡＣＥ）阻害薬、アンジオテンシンｉｉ受容体遮断薬、ベータ遮断薬、カルシウムチャネル遮断薬、レニン阻害薬、及びサイアザイド利尿剤という薬品の部類が使用される。

高血圧症を治療するのに、アセブトロール、アセタゾールアミド、アリスキレン、アミロリド及びヒドロクロロチアジド、アミロリド塩酸塩、アムロジピン、アムロジピン及びベナゼプリル、アテノロール、アテノロール及びクロルタリドン、ベナゼプリル、ベナゼプリル及びヒドロクロロチアジド、ベタキソロール、ビソプロロール、ビソプロロール及びヒドロクロロチアジド、ブメタニド、カンデサルタン、カプトプリル、カプトプリル及びヒドロクロロチアジド、カルテオロール、カルベジロール、クロルタリドン、クロニジン、ジルチアゼム、ドキサゾシン、エナラプリル、エナラプリル及びヒドロクロロチアジド、エシドリックス、エタクリン酸、フェロジピン、フェロジピン及びエナラプリル、ホシノプリル、フロセミド、グアナベンズ、グアンファシン、ヒドララジン、ヒドララジン及びヒドロクロロチアジド、ヒドロクロロチアジド、インダパミド、イルベサルタン、イスラジピン、ラベタロール、リシノプリル、リシノプリル及びヒドロクロロチアジド、ロサルタン、ロサルタン及びヒドロクロロチアジド、メチルドパ、メチルドパ及びヒドロクロロチアジド、メトラゾン、メトプロロール、メトプロロール及びヒドロクロロチアジド、ミクロジド、モエキシプリル、ナドロール、ナドロール及びベンドロフルメチアジド、ニカルジピン、ニフェジピン、ニソルジピン、オルメサルタン、ペンブトロール、プラゾシン、プロプラノロール、プロプラノロール及びヒドロクロロチアジド、キナプリル、ラミプリル、レセルピン、スピロノラクトン、スピロノラクトン及びヒドロクロロチアジド、テルミサルタン、テラゾシン、チモロール、トルセミド、トランドラプリル、トリアムテレン、トリアムテレン及びヒドロクロロチアジド、バルサルタン、ベラパミル、ベラパミル（徐放）、及びトランドラプリルという薬品が使用される。

高コレステロール又は高トリグリセリドを治療するのに、ロバスタチン、シンバスタチン、アトルバスタチン、フルバスタチン、プラバスタチン、ロスバスタチン、フェノフィブラート、エゼチミブ、ニコチン酸、フェノフィブリン酸、胆汁酸隔離剤、オメガ３酸エチルエステル、コレスチラミン樹脂、コレセベラム塩酸塩、紅麹、ゲムフィブロジル、メマツヨイグサ油、セリバスタチン、クロフィブラート、デキストロサイロキシンナトリウム、及びピタバスタチンという薬品の部類が使用される。

腎臓薬は、腎障害に寄与する生物学的過程を阻害する性質を示す物質を含むことができる。そのような生物学的過程は、糸球体基底膜の変化、メサンギウム基質沈着の変化、及び足細胞の付着又はアポトーシスを含むことができるが、これらに限定されない。

選択される薬品は、腎臓内のレニン−アンジオテンシン系の望ましくない効果を阻害する性質を有することができる。レニン−アンジオテンシン系は、腎臓の糸球体の輸入細動脈内に見られる傍糸球体装置の灌流の低下に対して、収縮する糸球体細動脈によって応答する。そのような収縮は、糸球体内に血液を累積させ、糸球体圧を増大させる。この過程を阻害するように機能することができる代表的な薬品は、アンジオテンシン変換酵素（ＡＣＥ）阻害薬、アンジオテンシン受容体遮断薬（ＡＲＢ）、及びレニン阻害薬を含むが、これらに限定されない。

有用な薬品は、蛋白質キナーゼＣを阻害するものである。代表的な薬品は、ルボキシスタウリン（ＬＹ３３３５３１）、エンザスタウリン（ＬＹ３１７６１５）、ビスインドリルマレイミドIX、ケレリトリン、エデルフォシン、エデルフォシナ、ＥＴ１８０ＣＨ３、Ｈ−７、ＨＡ−１００、Ｈ８９、ＨＡ−１００４、Ｒｏ３１−８２２０、ロットレリン、スタウロスポリン、及びケルセチンを含むことができるが、これらに限定されない。

形質転換成長因子ベータ系は、細胞外基質沈着の刺激に起因する腎臓損傷の進行に寄与する。すなわち、一部の実施形態において、治療薬剤は、形質転換成長因子ベータ、その受容体、並びに受容体の下流のＳＭＡＤ及び他の信号分子を阻害する性質を有する薬剤を含むことができる。代表的な阻害薬は、アンチセンス分子、リボザイム、ｓｉＲＮＡ、抗体、受容体キナーゼ阻害薬、及びハロフジノン、シロリムス、エベロリムス、バイオリムス、ＡＢＴ５７８のような他の低分子阻害薬、エストラジオール、レチノイドのような核受容体作動薬、並びにペルオキシソーム増殖剤活性化受容体（ＰＰＡＲ）作動薬を含むことができるが、これらに限定されない。

抗腫瘍剤又は抗有糸分裂剤の例は、パクリタキセル、ドセタキセル、メトトレキサート、アザチオプリン、ビンクリスチン、ビンブラスチン、フルオロウラシル、ドキソルビシン塩酸塩、及びマイトマイシンを含む。

抗血小板剤、抗凝血剤、抗フィブリン剤、及び抗トロンビン剤の例は、ヘパリノイド、ヒルジン、アルガトロバン、ホルスコリン、バピプロスト、プロスタサイクリン、プロスタサイクリン類似物、デキストラン、フェプロアルグクロロメチルケトン（合成抗トロンビン）、ジピリダモール、糖蛋白質ＩＩｂ／ＩＩＩａ血小板膜受容体拮抗薬抗体、並びに組換体ヒルジン及びトロンビン阻害薬を含む。

薬品はまた、細胞静止剤又は抗増殖剤、アンジオペプチン、アンジオテンシン変換酵素阻害薬、シラザプリル、リシノプリル、アクチノマイシンＤ、ダクチノマイシン、アクチノマイシンＩＶ、アクチノマイシンＩ１、アクチノマイシンＸ１、アクチノマイシンＣ１、及びアクチノマイシンＤの誘導体又は類似物を含むことができる。

他の潜在的な薬品は、カルシウムチャネル遮断薬、ニフェジピン、コルヒチン、線維芽細胞成長因子（ＦＧＦ）拮抗薬、オメガ３脂肪酸、魚油、アマニ油、ヒスタミン拮抗薬、単クローン抗体（血小板由来成長因子（ＰＤＧＦ）受容体等に特定のもの等）、ニトロプルシド、ホスホジエステラーゼ阻害薬、プロスタグランジン阻害薬、スラミン、セロトニン遮断薬、ステロイド、チオプロテアーゼ阻害薬、トリアゾロピリミジン（ＰＤＧＦ拮抗薬）、一酸化窒素、アルファインターフェロン、遺伝子組み換え上皮細胞、ＣＤ−３４抗体のような抗体、アブシキシマブ（ＲＥＯＰＲＯ）、前駆細胞捕捉抗体、治癒促進治療物質（正常で生理学的に良性の組成及び合成生成物を用いて筋肉細胞の制御下での増殖を促進するもの）、酵素、抗炎症剤、抗ウイルス剤、抗癌薬、抗凝血剤、フリーラジカル消去剤、エストラジオール、ステロイド性抗炎症剤、非ステロイド性抗炎症デキサメタゾン、クロベタゾール、アスピリン、抗生物質、一酸化窒素ドナー、スーパーオキシドジスムターゼ、スーパーオキシドジスムターゼ模倣物、４−アミノ−２，２，６，６−テトラメチルピペリジン−１−オキシル（４−アミノ−ＴＥＭＰＯ）、タクロリムス、ラパマイシン、ラパマイシン誘導体４０−Ｏ−（２−ヒドロキシ）エチル−ラパマイシン（エベロリムス）、４０−Ｏ−（３−ヒドロキシ）プロピル−ラパマイシン、４０−Ｏ−［２−（２−ヒドロキシ）エトキシ］エチル−ラパマイシン、４０−Ｏ−テトラゾール−ラパマイシン、ゾタロリムス（ＴＭ）、及び細胞静止剤を含む。

以下は、本明細書に提供する実施形態を開発するために実施した実験の一部を要約したものである。しかし、この説明は例示的であり、これまでに実施した実験の範囲及び結果を網羅しているわけではない。

ＰＶＤＦフィルム

Ｋｙｎａｒ（登録商標）７４０樹脂から製造したＰＶＤＦフィルムを入手した。０．００２’’及び０．００５’’という２つの厚みのフィルムを試用した。表１にＰＶＤＦの重要な物理的性質を情報提供目的で列挙している。表１に記載の値は、製造業者によって提供された製品仕様書から入手したものである。これらの性質の結果は、ＡＳＴＭ試験方法を用いて得たものであり、融解温度に関する示差走査熱量測定（ＤＳＣ）を用いた。

（表１）
表１：０．００２’’及び０．００５’’のＫｙｎａｒ（登録商標）ＰＶＤＦの物理的性質

ＰＶＤＦ内の圧電効果を誘導するために引張試験機器を用い、得られる電流をピコアンペア（１０^-12）範囲からミリアンペア（１０^-3）範囲までの電流を検出する機能を有するピコ電流計を用いて測定した。ＰＶＤＦは、応力を受けた時にピコアンペア範囲の電流を発生させると予想した。入力に用いたケーブルは、ＢＮＣ（Ｂａｙｏｎｅｔ−Ｎｅｉｌｌ−Ｃｏｎｃｅｌｍａｎ）コネクタを有する標準のＲＧ−５８同軸ケーブルであった。同軸ケーブルの他端を分割し、正のリードと負のリードを分離した。分離したリードをワニ口クリップに半田付けし、次いで、電気テープを巻いた。リードが適切に半田付けされたことを検証するために、これらのリードをアルカリ９Ｖ電池に接続してピコ電流計が示度を生成することになることを検証した。リードが９Ｖ電池に接続した状態で、ピコ電流計は、１７６±３ｍＡの示度を示している。一方、ＲＧ−５８同軸ケーブルの５０Ωインピーダンスに基づいてオームの法則を使用すると、この応用の例では、約１８０ｍＡの電流が予想されるはずである。観察された１７６±３ｍＡの電流は、リードがワニ口クリップに正しく半田付けされたことを示している。更に、アンペア数測定は、１８０ｍＡの予想値に近い値に関してピコ電流計が正しく作動していることを示している。

この実験の目的でＰＶＤＦに繰り返し応力を与えるために引張試験機器を用いた。これらの実験では、計器の機能を制御するトグルスイッチを有する試験機器を用いた。この着想は、ＰＶＤＦ試料を引張試験器内に装荷し、トグルスイッチを用いて引張機能を迅速に作動及び停止するというものであった。スイッチを繰り返し切り換えることにより、ＰＶＤＦに対して振動応力を与え、理論的に圧電効果を誘導した。

ＰＶＤＦの試料を調製するために、標準はさみを用いて薄肉ストリップを０．００２’’と０．００５’’の両方の厚みに切断した。これらのストリップの大体の寸法は、各々に対して０．２５’’Ｘ４．０’’であった。試料を切断した状態で、ストリップを試験機器の把持器内に長さ方向に装荷した。ＰＶＤＦが滑らないように、把持器を非常に堅く締めた。試料を首尾良く装荷した後、トグルボタンを押下してそのまま保持し、引張試験器に引張を開始させた。最初の引張は、ＰＶＤＦ対してそれが緊張するほど十分な張力を発生させ、その後に、ピコ電流計からのリードを接続した。ＰＶＤＦに対して十分な張力がある状態で、ピコ電流計からのリードをつないだ。

ＰＶＤＦの両方の厚みに対して１回目の実験が行われた。各試料を正しく装荷した。実験では、トグルボタンを繰り返し押下し、電流計からの値を１５秒おきに同時に記録した。この工程をＰＶＤＦが局所収縮し始めるまで繰り返し、その後に、実験を終了した。これらの試験結果を以下に提供する。

（表２）
表２：１回目の引張試験の結果、０．００２’’厚

（表３）
表３：１回目の引張試験の結果、０．００５’’厚

１回目の引張試験の結果は、トグルボタンが押下された時に圧電効果が生じたことを示している。厚みの差が生成電流に対していずれかの効果を有するようには見えなかった。１回目の引張試験の結果が有意であることを保証するために、同じ方法による追加試験が行われた。２回目の引張試験の結果を以下に提供する。

（表４）
表４：２回目の引張試験の結果、０．００２’’厚

（表５）
表５：２回目の引張試験の結果、０．００５’’厚

２回目の引張試験の結果は、引張試験器を切り換えた結果として圧電効果が生じたという１回目の引張試験の結果を裏付けた。すなわち、圧電効果は、ＰＶＤＦに誘導することができる。

ＰＶＤフィルムの延伸

８５℃に温度制御したチャンバ内に封入した引張試験装置を用いてＰＶＤＦ延伸を実施した。ＰＶＤＦフィルムは、０．０１０’’厚、３’’幅、及び５’’長のものであった。これらのフィルムを元の長さの３倍、４倍、５倍、及び６倍に延伸した。各フィルムを装置内に挟着し、チャンバを加熱し、フィルムを望ましい長さに達するまで１ミリメートル／秒の速度で延伸した。その後に、フィルムを取り出し、１２０℃の恒温器内に２４時間置き、次いで、急冷工程に向けてフィルムを取り出して室温で放置した。４Ｘ〜６Ｘの範囲でフィルムを延伸することにより、３Ｘのフィルムよりもかなり大きい係数値がもたらされ、従って、４Ｘ〜６Ｘに延伸したフィルムを未処理ＰＶＤＦフィルムと比較した。電流電荷係数及び電圧電荷係数を計算し、これらを用いて、得られる延伸後圧電活性を比較した。これらの延伸されたフィルムからの結果は、延伸だけでは電荷係数値がそれ程増大しないことを明らかにした。元の長さの６Ｘにフィルムを延伸することにより、電流測定モードでは電荷係数が４１％増大し、電圧測定モードでは電荷係数が４８％低下した。実際には、５Ｘ、４Ｘ、及び３Ｘにフィルムを延伸することによって電荷係数は有意に低下した。これらの結果は、延伸手順だけではＰＶＤＦフィルムの圧電活性に対して僅かな効果しか有することができないことを示している。

ＰＶＤＦフィルムの分極

過去の文献に記された方法によってＰＶＤＦフィルムの分極を実施した。Ｍａｒｃｕｓ，Ｍ．Ａ．著「ポリマー材料体を不均一に分極する擬似ＡＣ方法及びそれによって製造された撓み要素（Ｐｓｅｕｄｏ−ＡＣ Ｍｅｔｈｏｄ ｏｆ Ｎｏｎｕｎｉｆｏｒｍｌｙ Ｐｏｌｉｎｇ ａ Ｂｏｄｙ ｏｆ Ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ Ｍａｔｅｒｉａｌ ａｎｄ Ｆｌｅｘｕｒｅ Ｅｌｅｍｅｎｔｓ Ｐｒｏｄｕｃｅｄ Ｔｈｅｒｅｂｙ）」、Ｅａｓｔｍａｎ Ｋｏｄａｋ Ｃｏｍｐａｎｙ、米国、１９８２年を参照されたい。不均一な分極を含む材料の厚みにわたって電界を印加した。この装置では、フィルムの誘電破壊を回避するために温度制御下のパラフィン油浴を用いた。銅電極が取り付けられたＰＶＤＦフィルムを装置上のトグルクランプと床板の間に配置し、油浴中に浸漬した。高電圧電源を用いて分極した後に、試料の未分極端部を切除し、残りの部分を圧電性に対して評価した。分極のみの結果は、延伸のみの場合と同様であり、ＰＶＤＦの圧電電荷係数に対する有意な効果はなかった。実際には、未処理フィルムを７ｋＶで分極することにより、電荷係数は２０％低下した。

ＰＶＤＦフィルムの延伸及び分極

ＰＶＤＦフィルムを延伸及び分極によって処理した。フィルムを４Ｘに延伸して５ｋＶで分極し、それによって電流測定モード及び電圧測定モードそれぞれに関して１４３％及び１６３％の増大が生じている。５Ｘ及び７ｋＶでも、電流測定モードにおいて５５１％の増大、電圧測定モードにおいて２２２４６％の増大という有意な急増大が見られた。最も高い電荷係数を有する試料は、延伸と分極の両方が行われたものであった。一般的に、フィルムを少なくとも５Ｘに延伸し、それを少なくとも５ｋＶの下で分極することと組み合わせることにより、ＰＶＤＦフィルムの圧電性は有意に増大すると思われる。

圧電細胞の研究

この例は、圧電誘導装置を用いた内皮細胞の培養を示すものである。この試験の目的は、圧電誘導装置を用いて内皮細胞を培養することができるか否かを決定することであった。試験は、圧電条件下にあるＰＶＤＦ培養皿を静止条件下にあるＰＶＤＦ培養皿及び通常のポリスチレン培養皿という他の２つの皿に対して比較することから構成されるものであった。この試験を２回行い、１回目は細胞を２４時間培養し、２回目には７２時間培養した。母材の圧電性によって電界を発生させるために試料を撓ませた。

圧電誘導細胞培養を調べるために、２４時間実験を実施した。この実験に向けて解凍した細胞は、第７代のヒト臍帯静脈内皮細胞（ＨＵＶＥＣ）であった。解凍した細胞を２０ｍＬの内皮細胞培養液（ＥＣＭ）を補充した７５ｃｍ²組織培養フラスコから採取した。これらの細胞を３７℃の培養器内に５％ＣＯ₂の湿潤雰囲気下で一晩保持した。播種の２４時間後に、あらゆる非粘着性材料を除去するためにＥＣＭを吸引排出し、１２ｍＬの未使用ＥＣＭで置換し、集密状態まで成長させた。ポリスチレン培養皿の対照としての第１の皿、ＰＶＤＦ培養皿のＰＶＤＦ対照としての第２の皿、及び刺激を用いたＰＶＤＦ培養皿に対応する第３の皿というＥｔＯで滅菌した３つの培養皿を実験に用いた。

各皿に２０ｍＬのＥＣＭを補充し、播種して１ｃｍ²当たり１９０００個の細胞を有する約３３％の集密状態にした。汚染を低減するために、ＰＶＤＦ対照皿及び刺激印加ＰＶＤＦ皿において細胞を播種した穴を通気性「バンドエイド」で覆った。対照皿（皿１）及びＰＶＤＦ対照皿（皿２）を静止状態で培養させた。刺激印加ＰＶＤＦ皿（皿３）を圧電誘導装置内に固定し、静止状態で１時間培養させ、この間に圧電効果を誘導した。細胞を３７℃の培養器内に５％ＣＯ²の湿潤雰囲気下で２４時間保持した。２４時間の培養の後に、ＥＣＭを各皿から吸引排出した。ポリスチレン皿に関しては、細胞を固定するために、６ｍＬのヒストチョイスを直ちに追加した。ＰＶＤＦ培養皿に関しては、剃刀を用いてＰＶＤＦを慎重に切除し、６ｍＬのヒストチョイスを有する標準の培養皿内に入れた。細胞は、ヒストチョイス溶液中に一晩静置した。次の日にヒストチョイスを除去し、細胞を染色するために、各試料に６ｍＬのビスベンズイミダゾール（ＢＢＩ）（ＨＯＣＨＳＴ色素番号３３２５８、販売者Ｉｎｖｉｔｒｏｇｅｎ、カタログ番号Ｈ１３９８）を追加した。各ウェルからの内容物を４Ｘの拡大率の蛍光顕微鏡下で観察した。各試料に関して様々な領域を精査した。試料を３分の１ずつに分割し、これらの３分の１の各々は、細胞付着及び集密状態に関して３つの場所において精査した。

細胞培養に対する長期の圧電効果の効力を調べるために、７２時間実験を実施した。７２時間実験は、この実験が７２時間にわたって行ったことを除いて、２４時間実験に対して上述のものと同じ方法を用いて行った。

結果は、各試料のパーセント集密状態を目視で評価することにより判断した。より代表的な推定値を取得するために、各試料を３分の１ずつに分割し、３つの異なる領域内で集密状態に対して精査した。２４時間実験からの結果は、圧電効果が、内皮細胞の接着に影響を及ぼしたことを示している。

この実験は、内皮細胞が、ポリスチレン培養皿上で最も集密した状態であったことを示している。しかし、２４時間マークの後に、結果は、圧電ＰＶＤＦ培養の全パーセント集密状態が静止ＰＶＤＦ培養皿の全パーセント集密状態よりも大きいことが観察されたので、圧電効果が内皮細胞の増殖に影響を及ぼすことができたことを示している。

２４時間バッチからの結果は、圧電皿の全パーセント集密状態が静止皿と比較して大きいという有望な可能性をもたらしている。一方、培養の持続時間が細胞の接着を強めるか又は弱めるかを判断するために７２時間実験を実施した。７２時間後の結果は、持続時間が、内皮細胞の接着に積極的に影響を及ぼしたことを示している。更に、結果は、圧電効果が、内皮細胞の集密状態に積極的な影響を及ぼしたことも示している。これらの結果を下記の表６．１から表６．３に提供している。

（表６．１）
表６．１：皿１に関する２４時間培養からの実験結果

（表６．２）
表６．２：皿２に関する２４時間培養からの実験結果

（表６．３）
表６．３：皿３に関する２４時間培養からの実験結果

集密状態の全百分率を基づくと、圧電皿は、静止状態で培養したＰＶＤＦ皿を凌駕した。細胞が静止ＰＶＤＦを凌駕した程度は、長い培養持続時間に起因して同じくより大きかった。２４時間実験では、刺激印加ＰＶＤＦ皿（皿３）の全パーセント集密状態は、ＰＶＤＦ対照皿（皿２）の全パーセント集密状態よりも１５パーセント大きかった。７２時間培養期間にわたって、全パーセント集密状態は、６．１パーセント増大して２１．１になった。

装置は、培養皿に対して圧電効果を誘導する機能を有し、培養皿は、首尾良く培養液を含む機能を有し、装置を培養に向けて培養器の内側に配置することができた。機能の観点から、この実験は、圧電誘導装置を用いて内皮細胞を培養することができるか否か、更に圧電効果が内皮細胞の接着に影響を及ぼすか否かという２つの主な問題に取り組もうと試みるものであった。定性的な見地から、上述の結果は、圧電効果が内皮細胞の接着に積極的な効果を与えることを確実に示唆している。ＰＶＤＦ対照皿と比較してより大きい刺激印加ＰＶＤＦ皿の全パーセント集密状態は、２４時間実験と７２時間実験の両方において見られた。

電界刺激による腸刺激

電界刺激（ＥＦＳ）による腸刺激が局所ホルモン放出を直接に変更するか否かを試験する実験を単離したラットの遠位回腸を用いて実施した。リノール酸（ＬＡ）及び電界刺激の存在下又は不在下で放出されたＧＬＰ−１を測定した。無傷セグメントが、プロテアーゼ阻害薬を含む変性クレブス−リンゲル重炭酸塩（ＫＲＢ）緩衝剤を含む臓器浴中で二重極刺激電極の間で長手方向に向けられた。ＬＡ中での４５分の培養は、ＧＬＰ−１の濃度を増大させた。１１の電気刺激条件を試験した。

ＬＡの存在下では、刺激条件のうちのいずれも、ＬＡ誘起ＧＬＰ−１放出を阻害せず、それに対して２つの高周波短パルス幅及び１つの低周波長パルス幅のＥＦＳ条件が、ＬＡ誘起ＧＬＰ−１放出を＞２５０％だけ促進させた。これらの結果は、腸内の内腔栄養物に応答してＧＬＰ−１放出を促進させる腸電気刺激の局所効果と適合する。動物モデルでは、劣化したインシュリン分泌の場合であっても、グルカゴン受容体の低減が過血糖を制御することが示されている。従って、この実験は、ある一定の条件下で、局所的に単離したラットの遠位回腸の電気刺激が高いＧＬＰ−１放出をもたらすことができることを示している。電気刺激は、ホルモン放出も促進し、人間における糖尿病又は肥満のような医学的病状に対して潜在的治療を提供することができる。

上述の明細書では、本発明をその特定の例示的実施形態を参照して説明した。これに対して様々な修正を以下の特許請求の範囲に示す本発明の広義の精神及び範囲から逸脱することなく行うことができることは明らかであろう。本明細書及び図面は、従って、限定的な意味ではなく例示的な意味で捉えられるものとする。

１０６ 圧電パッチ
１１２ 撓み区域
２００ アンカー
３００ 加熱要素
５００ 薬品貯留部

Claims (12)

1. 撓み区域を有する圧電パッチであって、前記撓み区域は圧電ポリマーを含み、前記撓み区域は、ターゲット解剖学的構造によって引き起こされる機械的歪みを受けるように構成される、前記圧電パッチと、
   該撓み区域を前記ターゲット解剖学的構造に固定するアンカーと、
   前記圧電パッチに結合した加熱要素と、
   を含み、
   前記加熱要素は、前記圧電パッチ内の第１の部分と、前記圧電パッチ外の第２の部分を含み、前記加熱要素が振動磁場内で熱を発生することを特徴とする医療インプラント。
2. 前記圧電ポリマーは、分極ポリマーを含むことを特徴とする請求項１に記載のデバイス。
3. 前記分極ポリマーは、ポリ（ビニリデンジフルオリド）（ＰＶＤＦ）を含むことを特徴とする請求項２に記載のデバイス。
4. 前記アンカーは、前記撓み区域を前記ターゲット解剖学的構造に固定する１つ又はそれよりも多くの刺を含むことを特徴とする請求項３に記載のデバイス。
5. 前記アンカーは、前記撓み区域を前記ターゲット解剖学的構造に固定する接着剤を含み、
   前記機械的歪みは、曲げを含む、
   ことを特徴とする請求項３に記載のデバイス。
6. 前記加熱要素は、核磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）によって誘導される加熱に敏感な金属を含むことを特徴とする請求項１に記載のデバイス。
7. 前記加熱要素は、コイル状ワイヤを含むことを特徴とする請求項６に記載のデバイス。
8. 前記加熱要素は、蛇行ワイヤを含むことを特徴とする請求項６に記載のデバイス。
9. 薬品送出機構を更に含むことを特徴とする請求項６に記載のデバイス。
10. 前記薬品送出機構は、薬品で充填された薬品貯留部を前記撓み区域に含むことを特徴とする請求項９に記載のデバイス。
11. 前記薬品貯留部は、膜によって覆われることを特徴とする請求項１０に記載のデバイス。
12. 前記撓み区域は、幅と、該幅の１から２０倍の長さと、該幅の０．０１から０．１５倍の厚みとを含むことを特徴とする請求項１０に記載のデバイス。

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