ES2275355T3 - Implante transmiocardial flexible que induce angiogenesis. - Google Patents

Abstract

Un dispositivo de implante (10, 60, 91, 130) que comprende un cuerpo flexible que define una estructura hueca que tiene un interior (14, 66, 93, 132) con un volumen y que tiene al menos una abertura (22, 70, 72, 93, 134) al interior, estando construido el implante para que tenga una primera configuración que tiene un perfil y una segunda configuración que está comprimida para definir un perfil que es diferente del perfil de la primera configuración, estando construido además el implante de manera que, cuando se implanta, los movimientos cíclicos del tejido circundante en el cual está implantado, producen un movimiento cíclico del cuerpo entre las dos configuraciones y la expansión y contracción concurrentes del volumen interior, y en el que el implante está dispuesto y configurado para permitir que la sangre entre, se recoja y se estanque en el interior durante la expansión del interior, y se expulse del interior durante la contracción del interior, para promover de esta manera la trombosisde la sangre entrante permitiendo que la sangre se recoja y se estanque en el interior.

Description

Implante transmiocardial flexible que induce angiogénesis.

Campo de la invención

Esta invención se refiere a dispositivos para inducir angiogénesis en tejido isquémico.

Antecedentes de la invención

El tejido se hace isquémico cuando se le priva de flujo sanguíneo adecuado. La isquemia produce dolor en el área del tejido afectado, y en el caso de tejido muscular, puede interrumpir la función muscular. Si se deja sin tratar, el tejido isquémico se puede infartar y puede quedar no funcionar de manera permanente. La isquemia puede ser causada por un bloqueo en el sistema vascular que impide que la sangre oxigenada alcance el área del tejido afectado. Sin embargo, el tejido isquémico puede ser reavivado para que funcione normalmente a pesar de la privación de la sangre oxigenada debido a que el tejido isquémico puede permanecer en un estado de hibernación, manteniendo su viabilidad durante algún tiempo. La restauración del flujo sanguíneo a la región isquémica sirve para reavivar el tejido isquémico.

Aunque la isquemia se puede producir en varias regiones del cuerpo, a menudo el tejido del corazón, el miocardio, es afectado por la isquemia debido a enfermedad arterial coronaria, oclusión de la arteria coronaria, que en otro caso proporciona sangre al miocardio. El tejido muscular afectado por isquemia puede producir dolor al individuo afectado. La isquemia se puede tratar si un tejido ha permanecido viable a pesar de la privación de sangre oxigenada, restaurando el flujo sanguíneo al tejido afectado.

El tratamiento de la isquemia miocárdica se ha solucionado con distintas técnicas diseñadas para restaurar el suministro sanguíneo a la región afectada. El injerto por bypass o derivación arterial coronaria CABG incluye injertar un segmento venoso entre la aorta y la arteria coronaria para derivar la porción ocluida de la arteria. Una vez que el flujo sanguíneo se redirecciona a la porción de la arteria coronaria más allá de la oclusión, se restaura el suministro de sangre oxigenada al área del tejido isquémico.

Los primeros investigadores, hace más de treinta años, comunicaron resultados prometedores de revascularización del miocardio perforando el músculo para crear múltiples canales para el flujo sanguíneo. Sen, P.A. et al., "Acupuntura Transmiocárdico- Un Nuevo Acercamiento a la Revascularización Miocárdico", Journal of Thoracic and Cardiovascular Surgery, volumen 50, número 2, Agosto 1965, páginas 181-189. Aunque otros han comunicado varios grados de éxito con varios procedimientos de perforación del miocardio para restaurar flujo sanguíneo al músculo, muchos se han enfrentado a problemas comunes tales como el cierre de los canales creados. Se han comunicado por investigadores distintas técnicas para perforar el tejido muscular y evitar el cierre. Estas técnicas incluyen la perforación con un cable sólido de punta aguzada, tubo hipodérmico y expansión física del canal después de su formación. Supuestamente, muchos de estos procedimientos todavía produjeron traumas y rupturas de tejido que condujeron por último al cierre del canal.

Un procedimiento alternativo para crear canales que evita potencialmente el problema del cierre incluye la utilización de la tecnología láser. Los investigadores han comunicado éxitos manteniendo canales patentes en el miocardio cuando se forman los canales con la energía calorífica de un láser. Mirhoseini et al., "Revascularización del Corazón por Láser", Journal of Microsurgery, Volumen 2, número 4, junio 1981, páginas 253 - 260. Se dijo que el láser formaba canales en el tejido que eran limpios y que se hacían sin desgarro ni trauma, sugiriendo que no se produce cicatrización y los canales son menos propensos a experimentar el cierre que produce la curación. La patente norteamericana número 5.769.843 (Abela et al.) muestra la creación de canales TMR realizados por láser utilizando un sistema basado en catéter. Abela también muestra un sistema de navegación magnético para guiar el catéter a la posición deseada en el interior del corazón. Las patentes de Aita 5.380.316 y 5.389.096 muestran otro acercamiento a un sistema basado en catéter para la TMR.

El documento WO 97/32551 muestra dispositivos y procedimientos para la TMR, creando canales hechos con agujas, para stents, en el interior del tejido miocárdico.

El documento US 5.287.861 muestra un procedimiento de derivación coronaria que utiliza un stent colapsable que tiene un forzamiento elástico inherente que tiende a formar el stent en una configuración tubular abierta. El stent se abre al flujo sanguíneo desde el ventrículo izquierdo a la arteria coronaria durante la diástole, pero está cerrado durante la sístole.

Aunque ha habido algún reconocimiento publicado de la deseabilidad de efectuar la revascularización transmiocárdico (TMR) en un procedimiento de cateterización sin láser, no parece haber evidencias de que tales procedimientos se han puesto en la práctica. Por ejemplo, la patente norteamericana número 5.429.144 de Wilk muestra la inserción de un implante expandible en el interior de un canal preformado creado en el interior del miocardio con el propósito de crear un flujo sanguíneo en el tejido desde el ventrículo izquierdo.

Ejecutar la TMR colocando stents en el miocardio también se muestra en la patente norteamericana número 5.810.836 (Hussein et al). La patente de Hussein muestra distintas realizaciones de stents que se suministran a través del epicardio del corazón al interior del miocardio y se colocan para que se abran al ventrículo izquierdo. Se pretende que los stents mantengan un canal abierto en el miocardio a través del cual la sangre entre desde el ventrículo y realice la perfusión en el miocardio.

La angiogénesis, el crecimiento de nuevos vasos sanguíneos en el tejido, ha sido sujeto de un estudio creciente en los últimos años. Tal crecimiento de vasos sanguíneos para proporcionar nuevos suministros de sangre oxigenada a una región de tejido tiene el potencial de remediar una variedad de enfermedades de tejido y musculares, particularmente la isquemia. Principalmente el estudio se ha enfocado para perfeccionar los factores angiogénicos, tales como los factores de crecimiento humano producidos por técnicas de ingeniería genética. Se ha informado que la inyección de un factor de crecimiento de este tipo en el tejido miocárdico inicia la angiogénesis en ese sitio, la cual se muestra por una red capilar densa nueva en el interior del tejido. Schumacher et al,. "Inducción de Neoangiogénesis en Miocardio Isquémico por Factores de Crecimiento Humano", Circulation, 1998; 97: 645 - 650. Los autores hacen notar que tal tratamiento podría ser un enfoque a la gestión de la enfermedad coronaria difusa después de que hayan sido desarrollados procedimientos alternativos de administración.

Sumario de la invención

De acuerdo con la presente invención, se proporciona un dispositivo de implante que comprende un cuerpo flexible que define una estructura hueca que tiene un interior con un volumen y que tiene al menos una abertura al interior, estando construido el implante para que tenga una primera configuración que tiene un perfil y una segunda configuración que está comprimida para definir un perfil que es diferente que el perfil de la primera configuración, estando construido además el implante para que, cuando esté implantado, el movimiento del tejido circundante en el cual está implantado produzca un movimiento cíclico del cuerpo entre las dos configuraciones y la expansión y la contracción concurrentes del volumen interior, y en el que el implante está dispuesto y configurado para permitir que la sangre entre, se recoja y se estanque en el interior durante la expansión del interior, y que sea expulsada del interior durante la contracción del interior, con lo cual promueve la trombosis de la sangre entrante permitiendo que la sangre se recoja y se estanque en el interior.

Los implantes para inducción vascular de la presente invención proporcionan un mecanismo para iniciar la angiogénesis en el interior del tejido isquémico. Los implantes interactúan con el tejido circundante en el cual están implantados y con la sangre que se encuentra en el tejido para iniciar la angiogénesis por varios mecanismos.

En primer lugar, se espera que los implantes dispararán la angiogénesis en el tejido isquémico interactuando de una o más maneras con el tejido para iniciar una respuesta de lesión. La respuesta del cuerpo a la lesión del tejido incluye la formación de trombosis en el lugar de la lesión o irritación. La trombosis conduce al crecimiento de arteriolas y de fibrina que se cree que conduce por último a un crecimiento de un vaso sanguíneo nuevo que alimente el nuevo tejido con sangre. Los nuevos vasos sanguíneos que se desarrollan en esta región también sirven para suministrar sangre al área circundante del tejido isquémico que previamente estaba privada de sangre oxigenada.

La presencia de implantes en el tejido, por sí sola, puede disparar una respuesta de cuerpo extraño que conduce a la endotelización y crecimiento de fibrina alrededor del implante. Sin embargo, los implantes de la presente invención están configurados especialmente para interactuar con el tejido circundante e inducir angiogénesis por una variedad de mecanismos.

Las realizaciones de implante de la invención sirven para iniciar la angiogénesis proporcionando una cámara o interior en la cual la sangre puede entrar y recogerse, lo cual conduce a la trombosis. Los implantes se configuran para que tengan una pared que define un interior, con al menos una abertura en la pared para permitir el paso de sangre al y desde el interior. El material y la estructura de los implantes les permite ser flexibles de manera que el implante se comprima cuando el tejido circundante se contrae y el implante vuelve a una configuración no comprimida cuando el tejido circundante se relaja. La comprensión y expansión cíclicas del implante en coordinación con el movimiento del tejido circundante produce una acción de bombeo, dirigiendo la sangre dentro del interior del implante cuando se expande, y a continuación expulsando la sangre cuando el implante se comprime. Una de las aberturas del implante puede incluir una válvula de retención para controlar el flujo de sangre desde el interior del implante. La sangre que entra en el interior del implante y permanece allí, incluso temporalmente, tiende a coagularse y a producir trombosis. Con el tiempo, el estancamiento continuado de la sangre en el interior producirá trombosis y crecimiento de fibrina en el interior del implante y en el tejido circundante. Nuevos vasos sanguíneos crecerán para servir sangre oxigenada al nuevo crecimiento, el proceso de la angiogénesis.

Algunas realizaciones están configuradas para tener un elevado grado de flexibilidad de manera que se colapsen completamente bajo la fuerza de compresión del tejido circundante en contracción. Los implantes altamente flexibles están configurados para volver a su forma que define el volumen, no comprimida, cuando el tejido circundante se relaja. La reducción del volumen definido por el interior hasta prácticamente cero proporciona un cambio de volumen significativo que proporciona una acción de bombeo pronunciada para maximizar el intercambio de sangre en el interior. La trombosis se puede producir naturalmente en las realizaciones altamente flexibles a pesar del flujo sanguíneo incrementado en el interior. Sin embargo, las realizaciones altamente flexibles también están bien adaptadas para bombear en el tejido circundante sustancias preinstaladas en su interior.

Las realizaciones del implante puede prepararse además para que inicien la angiogénesis teniendo un trombo de sangre asociado con ellas en el momento de su implante o insertado en el interior inmediatamente después de la implantación. Los trombos de sangre pueden tomarse en el paciente antes del procedimiento de implante y se cree que ayudan a iniciar la respuesta de curación del tejido, lo cual conduce a la angiogénesis.

Alternativa o adicionalmente a un trombo de sangre, los dispositivos de implante puede estar precargados con una sustancia angiogénica con una diversidad de maneras para ayudar en el proceso de la angiogénesis en las realizaciones que tienen una cámara o interior definido, la sustancia se puede colocar dentro del interior antes de la implantación o se puede inyectar después de la implantación del dispositivo. La sustancia puede ser fluida o sólida. El flujo sanguíneo entrante y que interactúa con el interior del dispositivo servirá para distribuir la sustancia a través del área del tejido circundante debido a que la sangre que entra en el dispositivo se mezcla con la sustancia y a continuación la transporta cuando sale del dispositivo. La viscosidad de la sustancia y el tamaño de la abertura a través de la cual pasa, determinan la velocidad de liberación de la sustancia.

Las sustancias pueden estar asociadas con el dispositivo, no solamente cuando son transportadas en su interior, sino también por la aplicación de un recubrimiento en el dispositivo. Alternativamente, la sustancia puede estar dispersada en la composición del material del dispositivo. Alternativamente, el implante puede estar fabricado completamente de la sustancia angiogénica. Reconociendo que hay muchas maneras de unir una sustancia angiogénica o un medicamento a un dispositivo, los procedimientos enumerados más arriba se proporcionan solamente como ejemplos y no pretenden limitar el alcance de la invención. Con independencia del procedimiento de asociación, los implantes de la presente invención, interactúan con la sangre y con los tejidos circundantes para distribuir la sustancia angiogénica en el tejido isquémico.

Adicionalmente, cada realización de implante sirve para proporcionar una fuente constante de irritación y lesión al tejido en el cual está implantado, con lo cual se inicia el procedimiento de curación en ese tejido que se cree que conduce a la angiogénesis. Cuando se mueve el tejido que rodea el implante, tal como con la contracción y el relajado del tejido muscular, se produce algo de fricción y abrasión del implante lo cual lesiona el tejido. La lesión causada por las superficies exteriores de los implantes al tejido circundante no destruye sustancialmente el tejido, pero es suficiente para instigar una respuesta por lesión y una curación que conduce a la angiogénesis.

Estructuralmente, los dispositivos de implante pueden estar configurados con una variedad de formas para llevar a cabo los objetivos perfilados más arriba para iniciar la angiogénesis. Además, son aceptables varios grados de flexibilidad para llevar a cabo la función del implante. A título de ejemplo, el dispositivo de implante puede comprender una cápsula o dispositivo de forma tubular formado por un material flexible tal como un polímero o una aleación metálica superelástica y que tiene al menos una abertura al dispositivo interior para permitir que la sangre entre y
salga.

Uno o más implantes de la presente invención se pueden aplicar a un área de tejido isquémico. A título de ejemplo, los implantes pueden definir una anchura de aproximadamente dos mm y una longitud que se corresponde a algo menos que el grosor del tejido en el cual está implantado. Se prevé que implantes que tienen un perfil de anchura de 2 mm servirán a un área de tejido isquémico de aproximadamente 1 cm^{2} para promover adecuadamente la angiogénesis a través de la región circundante del tejido al mismo tiempo que evita alterar el movimiento del tejido debido a una alta densidad de objetos extraños en el interior de una pequeña región.

Los dispositivos se pueden suministrar a la posición del tejido pretendido percutánea y trasluminalmente, torácica o quirúrgicamente por un procedimiento de corte. En el caso de los implantes colocados en el interior de tejido miocárdico del corazón, se muestran sistemas de suministro para acceder percutáneamente al ventrículo izquierdo del corazón y penetrar y suministrar el implante en el interior del miocardio.

Es un objetivo de la invención proporcionar un implante adecuado para el implante en el interior del tejido del cuerpo humano.

Es otro objetivo de la presente invención proporcionar un sistema de suministro de implante que sea seguro y simple de utilizar mientras se minimiza el trauma al paciente.

Es otro objetivo de la presente invención proporcionar un implante que irritará el tejido que rodea al implante para iniciar una respuesta de curación que conduce a la angiogénesis.

Es otro objetivo de la presente invención proporcionar un implante que está configurado para que tenga asociado al mismo una sustancia angiogénica que promueve la angiogénesis en el interior del tejido que rodea al implante.

Es otro objetivo de la presente invención proporcionar un implante configurado para interactuar con sangre presente en el tejido en el cual se inserta el implante.

Es otro objetivo de la presente invención proporcionar un implante que define un interior en el cual la sangre puede entrar y producir trombosis.

Es otro objetivo de la presente invención proporcionar un implante en el cual se puede insertar un trombo de sangre o una sustancia angiogénica antes o después de que el implante se haya insertado en el tejido.

Los implantes y los dispositivos de suministro de la presente invención son adecuados para que se apliquen a un procedimiento que promueve la angiogénesis implantando un dispositivo en el interior de un tejido isquémico.

También son adecuados para una aplicación en un procedimiento de promover angiogénesis en el interior del tejido miocárdico isquémico del corazón.

Breve descripción de los dibujos

Lo que antecede y otros objetivos y ventajas de la invención se apreciarán más completamente de la descripción adicional que sigue de la misma, con referencia a los dibujos en diagrama que se acompañan, en los que:

la figura 1 es una ilustración seccionada del implante flexible configurado como una cápsula y que tiene una válvula de retención;

la figura 1B es un diagrama en corte transversal del implante flexible configurado como una cápsula;

la figura 2A es una figura en corte transversal de un implante altamente flexible configurado como una cápsula;

la figura 2B es un diagrama en corte transversal de un implante altamente flexible configurado como una cápsula en una configuración comprimida;

la figura 2C es una figura en corte transversal de un implante altamente flexible configurado como una cápsula en una configuración no comprimida;

la figura 3A es una ilustración recortada de un dispositivo de suministro percutáneo que suministra un implante configurado como una cápsula a una posición de tejido;

la figura 3B es una vista parcial recortada de un dispositivo de suministro que penetra en la posición del tejido y suministra un implante configurado como una cápsula;

la figura 4 es una ilustración seccionada del ventrículo izquierdo de un corazón humano que tiene varios implantes colocados en el interior del miocardio;

las figuras 5A - 5D ilustran los pasos de suministrar percutáneamente varios implantes a un área de tejido miocárdico isquémico en el ventrículo izquierdo;

la figura 6A es una vista lateral de un implante flexible configurado como un tubo flexible;

la figura 6B es una vista lateral del implante del tubo flexible comprimido por el tejido que lo rodea;

la figura 6C es una vista lateral del implante de tubo flexible en una configuración expandida, no comprimida;

la figura 7A es una ilustración en vista lateral del implante del tubo flexible que está siendo suministrado a una posición deseada de tejido en un sistema de suministro;

la figura 7B es una vista lateral de un implante suministrado en el interior del tejido y de la retirada del dispositivo de suministro;

la figura 8A es una vista en perspectiva de un implante de tubo flexible poroso;

la figura 8B presenta una vista extrema y una vista seccionada del implante de tubo flexible poroso;

la figura 8C es una vista lateral del implante flexible del tubo poroso que está siendo suministrado a una posición de tejido pretendida con un sistema de suministro correspondiente;

la figura 8D es una vista lateral de un implante flexible poroso suministrado dentro del tejido y del sistema de retirada del suministro;

la figura 9A es una vista lateral de una realización de tubo flexible que está siendo suministrado a una posición deseada de tejido con un sistema de suministro asociado;

la figura 9B es una vista lateral del implante de tubo flexible implantado en el interior del tejido y del sistema de suministro de retirada;

Descripción de las realizaciones ilustrativas

Las figuras 1A y 1B muestran una realización del dispositivo de implante que comprende una cápsula 10. La realización de la cápsula tiene una superficie exterior 12, un volumen que define un interior 14 con una superficie interior 16. La pared 18 de la cápsula puede ser algo flexible para permitir la flexión con el movimiento y con las fuerzas de compresión del tejido circundante 4 en el cual está implantado. Sin embargo, la pared debe fabricarse para que proporcione suficiente soporte estructural para resistir el colapso completo de la cápsula cuando se flexiona.

El flujo sanguíneo, representado por las flechas 20, pretende entrar y salir del implante como parte de la función del dispositivo. Como se muestra en la figura 1B, la sangre 20 del tejido circundante 4 entra en el interior 14 del implante 10 a través de una abertura 22. Pueden haber varias aberturas 22 adicionales para incrementar la cantidad de sangre que se puede intercambiar a través del dispositivo. El movimiento del tejido miocárdico circundante 4 con el bombeo del corazón hace flexionar la cápsula 10 y promueve el intercambio de sangre con el interior 14. Cuando se implanta en tejido muscular, tal como el tejido miocárdico del corazón, la contracción del tejido muscular comprime la cápsula 10, reduciendo el volumen del interior 14, haciendo que la sangre sea expulsada a través de las aberturas 22. La relajación del músculo circundante alivia la presión sobre la cápsula, permitiendo que se expanda resilientemente volviendo a una configuración no comprimida en la cual se maximiza el volumen interior y está lista para recibir el flujo sanguíneo. El bombeo cíclico del corazón y la expansión y contracción asociadas del miocardio proporcionan un mecanismo para intercambiar sangre a través de la cápsula 10. Además, la cápsula puede estar provista de una abertura que tiene una válvula de retención 26 como se muestra en la figura 1A. La válvula de retención puede estar formada en la pared 18 de la cápsula formando al menos una aleta 28 que se abre hacia adentro por la presión del fluido desde el exterior, pero que no se abre hacia fuera por la presión del fluido en el interior 14. La válvula de retención permite el flujo sanguíneo en el interior de la cápsula, pero impide la circulación de sangre al interior de la cápsula pero impide el flujo hacia atrás fuera de la válvula proporcionando un control de flujo adicional.

Cuando se encuentra en el interior 14 del implante, la sangre atrapada se estanca y tiende a coagularse. La sangre coagulada forma un trombo que se cree que proporciona un mecanismo para provocar la angiogénesis. Como bolo de la trombosis sanguínea, se forman fibrina y arteriolas. Nuevos vasos sanguíneos emergen en el nuevo crecimiento de tejido para proporcionar flujo sanguíneo a la región isquémica. Los nuevos vasos sanguíneos no solamente sirven como lugar del nuevo tejido formado por el crecimiento de fibrina inducido por la presencia del implante, si no que también se extienden a las áreas circundantes del miocardio.

Alternativamente o además de basarse en el estancamiento de la sangre en y alrededor del implante, un trombo de sangre, previamente extraído del cuerpo del paciente, se puede insertar en el interior del implante antes de la implantación para que ayude a iniciar el proceso de la angiogénesis. El trombo se puede cargar en la cápsula por medio de una aguja y jeringa hipodérmicas que se insertan a través de la abertura 20. El trombo de sangre precargado permite que el implante inicie el proceso de la angiogénesis en una etapa más avanzada.

Alternativamente o además de proporcionar un trombo de sangre en el interior 14 del implante, la sangre puede entrar en contacto y mezclarse con una sustancia angiogénica 24 colocada previamente en el interior 14 del dispositivo. La sustancia angiogénica se puede aplicar a un trombo que está precargado en el interior del implante o se puede cargar independientemente en el interior. La sustancia angiogénica se puede suministrar a la cápsula por medio de una aguja hipodérmica y jeringa a través de una abertura 20. En el caso de una sustancia angiogénica sólida, el flujo sanguíneo 20 entrante en el interior 14 erosionaría gradualmente la sustancia y la transportaría al tejido miocárdico circundante 4 como parte de intercambio de sangre con el dispositivo para proporcionar un efecto de liberación temporal. La sustancia angiogénica también puede ser un fluido para que se mezcle más fácilmente con el flujo sanguíneo y también para que lixivie directamente desde el implante a través de las aberturas 22. La sustancia angiogénica se mezcla continuamente y es transportada por la sangre al tejido miocárdico circundante 4 en una cantidad controlada dictada por el tamaño de las aberturas 22 del implante y por la viscosidad de la sustancia 24. Alterando el tamaño de las aberturas 22 y la viscosidad de la sustancia fluida, el caudal de la sustancia en el tejido circundante puede hacerse a la medida. Las sustancias angiogénicas también pueden estar asociadas con el implante ya sea recubriendo las superficies del implante o entremezclándose moléculas de la sustancia a través de los poros de un material poroso que se utiliza para formar la pared del implante o de un material poroso que se adhiere a la superficie del implante.

Como se ha mencionado más arriba, el proceso de curación del tejido, que incluye la trombosis y el crecimiento de fibrina, se cree que induce el crecimiento de nuevos vasos sanguíneos en el tejido que se está curando, que se extienden a través del tejido circundante. Los implantes de la presente invención se pueden configurar para que disparen adicionalmente una respuesta de curado en el tejido miocárdico circundante 4 al tener una superficie exterior 12 que está configurada para irritar el tejido cuando entra en contacto con la superficie. La superficie 12 puede ser rugosificada, caracterizada por proyecciones pequeñas que erosionan el tejido miocárdico circundante cuando este se mueve continuamente contra la superficie del implante. De esta manera, el implante proporciona un mecanismo para producir una lesión en curso y sanar el miocardio, lo cual, por último, conduce al crecimiento de un nuevo vaso sanguíneo que suministra sangre a las áreas lesionadas.

La cápsula 10 puede ser de cualquier forma que pueda definir una cámara o interior. El ejemplo que se muestra en las figuras 1A y 1B se muestra como un casco algo esférico; sin embargo, esta forma solamente pretende ser ilustrativa del concepto de la invención y no se pretende limitar el alcance de la invención a un implante que tenga cualquier forma en particular. La cápsula 10 puede estar formada por cualquier material que tenga la resistencia requerida, cuando se configura en la forma elegida, para resistir una compresión sustancial por el tejido 4 que se contrae, que rodea al implante. El implante puede estar formado de un acero inoxidable o de un polímero y puede ser hecho para que sea bio absorbible. En una realización preferente, se forma la cápsula de un polímero de alta densidad y se forma por un proceso de moldeado adecuado para fabricar vasos huecos, tal como moldeo por soplado o moldeo por centrifugado. Alternativamente, la cápsula se puede moldear en dos mitades que después se unen entre sí. Se pueden formar las aberturas 22 después de que la cápsula se haya formado, por perforación, punzonado, taladrado o energía de láser.

En otra realización que se muestra en las figuras 2A - 2C, la cápsula 10 puede estar configurada para que sea altamente flexible de manera que sea comprimida totalmente fácilmente por el tejido miocárdico circundante 4 durante periodos de contracción. Cuando el tejido miocárdico se relaja, la cápsula 10 vuelve a su configuración no comprimida que define un volumen. El dispositivo mostrado en las figuras 2A - 2C también tiene al menos una abertura 22 para permitir el flujo sanguíneo al interior y desde el interior de la cápsula 14, permitiendo que el flujo sanguíneo 20 entre libremente en el interior 14 de la cápsula desde el tejido miocárdico circundante 4. La figura 2A representa la cápsula en su estado no tensionado, no comprimido. La figura 2B representa la cápsula en un estado colapsado bajo las fuerzas de compresión del tejido miocárdico circundante 4 en contracción, forzando el volumen que se colapsa al flujo sanguíneo a que salga del interior 14 de la cápsula. La figura 2C representa la cápsula que otra vez vuelve a una configuración no comprimida cuando el tejido miocárdico circundante 4 se relaja durante el ciclo cardiaco. La cápsula se colapsa y se expande repetidamente coincidiendo con la contracción y el relajamiento del tejido miocárdico. La cápsula flexible no resiste las fuerzas externas aplicadas por el miocardio circundante. La cápsula se colapsa completamente sobre sí misma y se expande de nuevo para definir un volumen máximo con un interior 14 que se llena con flujo sanguíneo 20. El gran cambio de volumen repetido experimentado cuando la cápsula se expande y se comprime proporciona una acción de bombeo para mover la sangre dentro y fuera de la cápsula.

Como con la realización de cápsula menos flexible que se ha descrito más arriba, la cápsula flexible utiliza el flujo sanguíneo en el interior 14 para iniciar el mecanismo de la angiogénesis. El flujo sanguíneo 20 que entra en la cápsula 10 a través de las aberturas 22 mientras la cápsula se encuentra en su forma no comprimida tiene una oportunidad de producir trombosis, un proceso que se cree que conduce a la angiogénesis como se ha discutido más arriba. La cápsula flexible 10 puede estar precargada con un trombo de sangre previamente obtenido de un paciente o con una sustancia angiogénica 24, que puede lixiviar fuera del implante para promover la angiogénesis en el tejido circundante. El cambio de volumen mayor proporcionado por el implante de cápsula flexible entre su configuración comprimida y su configuración no comprimida, proporciona una acción de bombeo sustancial, haciendo que esta realización sea particularmente bien adecuada para bombear una sustancia angiogénica precargada en el tejido circundante. Como se ha discutido más arriba con referencia a la realización de cápsula menos flexible, una sustancia angiogénica fluida puede estar dispuesta en el interior 14 de la cápsula y bombearse fuera después de la implantación por el movimiento de la cápsula y el flujo de sangre a través del interior, haciendo que la sustancia salga de las aberturas 22 de la cápsula. La viscosidad de la sustancia y el tamaño de la abertura pueden realizarse a medida para proporcionar un caudal de liberación específico de la sustancia en el tejido circundante.

Como se ha mencionado más arriba, se pueden colocar varios dispositivos de implante en el interior de un área de tejido isquémico para promover la angiogénesis en un área amplia que está isquémica. En el caso de tejido miocárdico isquémico, se deben separar múltiples implantes lo suficiente para que el efecto agregado de la presencia de cuerpos extraños en el interior del tejido no altere adversamente la flexibilidad de la función del músculo. Se cree que los implantes del orden de 2 mm de diámetro sirven a un área isquémica de aproximadamente 1 cm^{2} adecuadamente sin tener un efecto adverso sobre la función muscular.

Aunque el nivel de profundidad de los implantes en el interior del miocardio no es crucial, se cree que colocar los implantes más cercanos a la superficie endocárdica 6 producirá los mejores resultados. La razón para esta teoría se basa en la observación de que el músculo miocárdico más cercano a la superficie endocárdica parece ser más activo para crear el movimiento de bombeo a lo largo de la capa miocárdica que el área miocárdica más cercana al epicardio. Colocando los implantes en un área de actividad muscular más elevada, se cree que conduce a una respuesta angiogénica más pronunciada a la presencia de los implantes. Aunque esto es aceptable, no es esencial que una porción del implante quede expuesta al ventrículo izquierdo. El implante completo puede sumergirse en el interior del miocardio, interactuando con la sangre que se encuentra presente en el interior del tejido. En un miocardio que tenga un grosor de 10 mm, los implantes que tengan una longitud del orden de 5 - 8 mm deberían ser adecuados para realizar los objetivos de la invención.

El acceso a los sitios de tejido isquémico en un paciente para suministrar un implante se puede realizar percutáneamente, quirúrgicamente por un método de corte o torácicamente. Sin embargo, es preferido generalmente el método percutáneo, menos invasivo y traumático, para suministrar los implantes. Un dispositivo de suministro percutáneo para suministrar las realizaciones de cápsulas al miocardio del corazón se muestra en las figuras 3A y 3B. La figura 4 muestra una vista seccionada en diagrama de un ventrículo izquierdo 2 de un corazón humano 1. Cada una de las realizaciones del implante que se han descrito en la presente memoria descriptiva, se pueden suministrar percutáneamente por medio de un catéter de suministro 36, mostrado en las figuras 5A - 5D, como se describirá en detalle más adelante. Se hace notar que en la descripción de las realizaciones del implante y de los sistemas de suministros asociados, "proximal" se refiere a la dirección a lo largo del trayecto de suministro que conduce al exterior del paciente y "distal" se refiere a la dirección que conduce al interior del paciente.

Para acceder percutáneamente al ventrículo izquierdo del corazón, en primer lugar se hace navegar un catéter de guiado (no mostrado) a través de los vasos del paciente para alcanzar el ventrículo izquierdo 2 del corazón 1. Un cable de guiado 34 con punta con púa se puede insertar entonces a través del catéter de guiado dentro del ventrículo, en donde taladra el miocardio 5 y queda anclado en el interior del tejido. Después de anclar el cable de guiado, se puede hacer avanzar un catéter 36 de suministro direccionable sobre el cable de guiado para situarlo en el interior del ventrículo para suministrar los implantes. Para facilitar el suministro de implantes múltiples, el lumen del cable de guiado del catéter 36 de suministro puede estar situado excéntricamente en el catéter 36. Por lo tanto, cuando se hace girar el catéter alrededor del cable de guiado, el centro del catéter girará en una trayectoria circular como se muestra en las figuras 5C y 5D, para abarcar un área de suministro más ancha con una colocación del cable de guiado. El diámetro exterior del catéter de suministro preferiblemente es menor de 2,54 mm. Además, el catéter de suministro puede estar provisto de capacidad direccionable por medio de un cable de estirado que se extiende a lo largo del catéter y que está unido a su extremo distal, de manera que al tirar del cable desde el extremo proximal hace que la punta distal del catéter se deflecte. Por lo tanto, la capacidad direccionable proporciona un rango más amplio del área de suministro con una única cateterización.

Un catéter 40 de suministro de cápsula adecuado para suministrar percutáneamente los implantes 10 de cápsula en el miocardio, se muestra en la figura 3A. En primer lugar, se hace navegar el catéter 36 de suministro direccionable dentro del ventrículo izquierdo 2 como se muestra en las figuras 5A - 5D (que representan un catéter 36 de suministro de tipo general accediendo al ventrículo izquierdo 2, aplicable a todos los implantes y realizaciones de suministro que se han descrito en la presente memoria descriptiva). El catéter 40 de suministro de cápsula se inserta a través del catéter 36 de suministro direccionable. El catéter 40 de suministro de cápsula mostrado en las figuras 3A y 3B recibe deslizantemente un tubo de empuje interior 44 con un portador 42 de cápsula en su extremo distal. El tubo de empuje interior es deslizable en el interior del tubo 40 de catéter y permanece retirado dentro del tubo exterior durante el suministro al lugar miocárdico a través del catéter direccionable. Después de alcanzar el lugar miocárdico, el tubo de empuje interior se mueve distalmente con respecto al tubo de catéter 40 para extender el portador de cápsula más allá de la punta distal del catéter antes de que avance en el tejido.

El portador 42 de cápsula está conformado para que tenga una cuna cóncava 50 adecuada para empujar la cápsula 10 a través del lumen del catéter de cápsula durante el suministro. Hay una punta distal perforadora 48 que se enciende distalmente más allá de la cuna 50 en el portador de cápsula, que perfora el endocardio 6 en el sitio seleccionado cuando el tubo de empuje interno 44 se mueve distalmente. Como se muestra en la figura 3B, el movimiento distal continuado del tubo de empuje 44 hace que el portador de cápsula penetre en el miocardio a través del sitio de penetración iniciado por la punta de perforación 48. Solamente la superficie endocárdica presenta una resistencia medible a la penetración, y una vez que ha sido penetrada por la punta perforadora 48, la penetración continuada en el miocardio 4 presenta poca resistencia adicional. Por lo tanto, el portador 42 de cápsula con una cápsula 10 anidada dentro de la cuna 50 puede penetrar en el miocardio 4 con poca resistencia o interferencia con la cápsula 10. Una vez que la porción 50 de cuna del portador 42 de cápsula haya penetrado en la superficie endocárdica, un cable de empuje 52, deslizable en el interior del tubo de empuje 44 y del portador 42 de cápsula, se mueve distalmente a través del puerto 51 de cuna para empujar la cápsula 10 desde el área 50 de cuna de manera que quede implantada en el interior del miocardio 40. Después del implante, el cable de empuje 52 y el tubo 44 de empuje con el portador 42 de cápsula se retiran proximalmente dentro del tubo 40 de catéter de manera que el catéter 35 de suministro direccionable se pueda retirar del ventrículo. La punta perforadora 48 del portador 42 de cápsula debe quedar enfundada en el interior del tubo 40 de catéter durante la entrada y la retirada para que no perfore inadvertidamente otras áreas de tejido.

Los catéteres y el tubo de empuje que se han descrito más arriba se pueden fabricar de materiales convencionales conocidos en la técnica de la fabricación de catéteres. El cable 52 de empuje también puede estar fabricado de materiales convencionales conocidos en la técnica de los cables de guiado: acero inoxidable o un material plástico. El portador 42 de cápsula puede estar fabricado de un polímero rígido o de acero inoxidable y se une al extremo distal del tubo 44 de empuje por cualquier medio convencional de unión. El área 50 de cuna debe estar configurada para que aloje y sujete la cápsula durante el suministro para permitir el paso del cable 52 de empuje a través del puerto 51 de cuna de manera que la cápsula se pueda empujar desde la cuna al miocardio. A título de ejemplo, la cuna 50 puede tener una forma cóncava, similar a la de un plato, si se pretende que sujete una cápsula de forma esférica como se ha descrito.

Otra realización del implante flexible se muestra en las figuras 6A - 6C. Se proporciona un tubo flexible 60 que está configurado para que realice una compresión y expansión longitudinales significativas como se muestra en las figuras 6B y 6C, bajo la fuerza de la contracción y relajamiento cíclicos del tejido muscular en el cual está implantado, tal como el miocardio. Como con la realización de la cápsula flexible que se ha discutido más arriba, la realización 60 de tubo flexible inicia una angiogénesis en parte por su interacción con el flujo sanguíneo a y desde el dispositivo así como por el movimiento dinámico en el interior del tejido miocárdico mientras está implantada. La realización 60 de tubo está compuesta por un manguito 62 flexible de un material polímero flexible delgado tal como poliamida. El manguito define un interior 66 y tiene una superficie exterior 68 y una superficie interior 69. Un resorte 64 helicoidal flexible, que se muestra en trazos discontinuos en la figura 6A, puede residir en el interior 66 contra la superficie interior 69 para soportar el manguito 62 en una configuración tubular, abierta. Mientras proporciona soporte radial, el resorte también permite la compresión longitudinal del manguito que se muestra en la figura 6B y ayuda a proporcionar resiliencia al manguito de manera que pueda recuperar una forma tubular alargada cuando el tejido circundante se relaja como se muestra en la figura 6C.

Cuando el tejido circundante está en un estado relajado, el tubo flexible 60 mantiene una forma tubular no comprimida que permite que la sangre entre en el interior 66 a través de las aberturas extremas 70 y de las aberturas laterales 72 del manguito 62. La sangre en el interior 66 del tubo flexible 60 tenderá a producir trombos que conducen a la angiogénesis como se ha descrito más arriba en conexión con las realizaciones de cápsula. Además, como en las realizaciones de cápsula, un trombo de sangre y/o una sustancia angiogénica pueden cargarse en el implante 60 de tubo flexible para que interactúe con el flujo sanguíneo 20 para mejorar adicionalmente el proceso de la angiogénesis. Las sustancias se pueden colocar en el interior 66 del tubo 60 antes de la implantación, o después de que el tubo haya sido implantado en el miocardio insertando la sustancia a través de una abertura 70. Alternativamente, se puede aplicar en el manguito 62 un recubrimiento que contiene una sustancia angiogénica o se puede incrustar una sustancia en el interior de la estructura del material del manguito.

La compresión del tubo flexible como se muestra en la figura 6B hace que el flujo sanguíneo 20 junto con las sustancias angiogénicas se expulse hacia fuera a través de las aberturas 70 y 72 al tejido circundante 4.

Como se ha mencionado más arriba en conexión con la realización de cápsula, el movimiento del implante en el miocardio durante el ciclo cardiaco también tiende a iniciar la angiogénesis al irritar o lesionar ligeramente el tejido. El tubo flexible 60 forma una pluralidad de pliegues 74 cuando se comprime longitudinalmente, como se muestra en la figura 6A. Cuando el tubo 66 se flexiona durante el ciclo cardiaco, la formación cíclica de pliegues 74 creados por el colapso del manguito 62 se proyectará hacia fuera, dentro del tejido circundante 4 cuando el tejido muscular esté contrayéndose. Cuando el tejido muscular 4 se relaja, el tubo vuelve a su forma no comprimida creando holguras en el manguito 62 para eliminar los pliegues 74. La formación y retracción repetidas de cada pliegue irritará una pequeña área del tejido circundante. Por lo tanto, la pluralidad de pliegues proporciona una pluralidad de sitios de nucleación en los que se puede iniciar la angiogénesis con un único implante.

Un dispositivo de suministro percutáneo para implantar el tubo flexible en el tejido miocárdico del corazón se muestra en las figuras 7A y 7B. El dispositivo de suministro 80 está compuesto por un catéter que es suministrable percutáneamente al corazón a través de un catéter de guiado y de un catéter 36 direccionable que puede ser avanzado a la posición del implante miocárdico pretendido a través del ventrículo izquierdo, como se muestra en las figuras 5A - 5B. En el interior del catéter 36 de suministro direccionable, el sistema 80 de suministro de implante de tubo flexible mostrado en las figuras 7A y 7B es deslizable. El catéter 80 del dispositivo de suministro tiene un eje 82 de empuje tubular que tiene unido en su extremo distal un tubo rizado 84, que se une en su extremo distal a un tubo rizado distal 88 de un diámetro menor que el tubo rizado proximal 84. Deslizable en el interior del tubo 82 de empuje hay un cable 88 de perforación que tiene una punta distal aguzada 90 que es adecuada para perforar el endocardio 6 para implantar el dispositivo. El tubo rizado distal 86 está unido en su extremo distal al extremo distal del cable de empuje 88. Los tubos rizados se forman de un material flexible delgado que se colapsará con un patrón aleatorio de pliegues cuando se dispone bajo una carga de compresión axial. Un material adecuado para los tubos rizados es el polietileno o el tereftalato de polietileno. Cuando los tubos rizados se colapsan, los pliegues de la pared sirven para incrementar el perfil total del tubo. Cuando se colapsan en el interior del implante tubular 60, los pliegues 92 de los tubos rizados entran en contacto con la superficie interior 69 del tubo para sujetarla durante el suministro dentro del miocardio.

El tubo rizado proximal 84, que tiene un diámetro mayor que el tubo rizado distal, presenta un perfil mayor cuando se encuentra colapsado en forma plegada. El tubo rizado de diámetro mayor debe colapsarse hasta alcanzar un perfil que es mayor que el diámetro del implante tubular 60, de manera que, durante el suministro, el tubo rizado se apoyará contra el extremo proximal del implante tubular para proporcionar una fuerza de empuje cuando se inserta en el tejido miocárdico 4.

Los tubos rizados se comprimen y se expanden moviendo longitudinalmente el cable de empuje 88 con respecto al tubo de empuje 82. El extremo distal del tubo rizado distal 86 está unido por calor al extremo distal del cable de empuje 88. El extremo proximal 94 del tubo rizado distal 86 está unido al extremo distal 90 del cable de empuje 88 y el extremo proximal 96 del tubo rizado distal está unido al extremo distal 98 del tubo rizado proximal 84. El extremo proximal 98 del tubo rizado proximal 84 está unido al extremo distal 100 del tubo de empuje 82. Los tubos rizados se colapsan hasta alcanzar su perfil mayor tirando proximalmente del cable de empuje 88 y empujando distalmente el tubo de empuje 82, llevando a sus extremos distales a que se unan, para aplicar una carga de compresión axial sobre ambos tubos rizados simultáneamente, colapsándolos. Los tubos rizados vuelven a sus perfiles reducidos tirando de ellos tensamente, lo cual se consigue moviendo distalmente el cable de empuje y proximalmente el tubo de empuje.

Usando el sistema de suministro 60, se coloca un implante tubular sobre el tubo rizado distal 86 mientras los tubos se encuentran en una configuración de perfil de tensado bajo. El tubo de empuje y el cable de estirado se mueven relativamente entre sí para comprimir ambos tubos rizados simultáneamente haciendo que los pliegues del tubo rizado distal 86 se apliquen a la superficie interior 69 del implante tubular. Los pliegues 92 del tubo rizado proximal 84 se agrupan próximamente al implante tubular 60 y presentan un perfil que es mayor que el diámetro del tubo para proporcionar un tope que impida el movimiento proximal del implante en el sistema de suministro durante la implantación en el tejido 4. El tubo rizado distal 86 también sirve para sujetar el implante tubular 60 en su lugar en el dispositivo de suministro durante el implante por medio de la aplicación de fricción creada entre los pliegues 92 del tubo rizado y la superficie interior del implante 69. Alternativamente, como se describe más adelante con referencia a otras realizaciones del implante, el dispositivo de suministro puede comprender un único tubo rizado distal, que se aplica al interior del implante para situar el implante sobre el catéter de suministro.

Estando los tubos rizados en su configuración comprimida, el implante tubular asegurado sobre el tubo rizado distal, se hace avanzar al dispositivo de suministro 80 distalmente a la posición pretendida sobre la superficie endocárdica 6. Se hacen avanzar un tubo de empuje 82 así como un cable de empuje 88 distalmente al unísono para perforar el endocardio 6 con la punta distal aguzada 90 del cable de empuje 88, como se muestra en la figura 7A. El avance distal adicional del cable de empuje 88 y del tubo de empuje 82 sirve para insertar el implante tubular 60 en el tejido 4. Como se ha mencionado más arriba en relación con el implante de cápsula, los implantes se pueden situar en cualquier sitio en el interior del miocardio, ya sean incrustados hasta alguna profundidad en el interior del tejido o colocados de manera que el extremo proximal del implante se encuentre con la superficie endocárdica 6 y esté abierta al ventrículo izquierdo 2. Después de que el implante 60 se haya colocado en el miocardio, se tira proximalmente del tubo de empuje 82, mientras se mantiene el cable de empuje 88 en su posición para tirar de los tubos rizados 84 y 86 de manera tensa, liberándolos de la superficie interior 69 del implante. A continuación, el dispositivo de suministro 80 puede ser retirado del miocardio dejando al implante en su posición. Después del suministro del implante, una sustancia, tal como un trombo de sangre o sustancia angiogénica, se puede insertar en el interior 66 del implante. Una sustancia de este tipo puede suministrarse a través de un lumen del catéter de suministro 80, del tubo de empuje 82 o del cable de empuje 88 (si se fabrica a partir de tubería hipodérmica) dentro del extremo abierto distal 70 del dispositivo. La presión del fluido aplicada al extremo proximal del eje hará que la sustancia que se va a suministrar y expulsar a través de la abertura distal, posiblemente formada en la punta aguzada 90, se dirija al interior 66.

Otra realización de implante flexible que se forma a partir de un implante poroso se muestra en las figuras 8A - 8D. Se muestra un implante poroso 91 en una configuración tubular, pero puede ser de cualquier forma que pueda ser implantable en el tejido. Preferiblemente, la forma del implante poroso 91 define un interior 93 en el cual el flujo sanguíneo 20 puede entrar desde el tejido circundante 4. El material poroso que comprende al implante 91 puede ser un material de espuma relativamente rígido tal como polietileno expandido o cualquier polímero aireado. El diámetro exterior del implante poroso puede ser del orden de 2 mm y puede ser de una longitud algo menor que el grosor del tejido en el cual se implanta.

El material poroso proporciona flexibilidad al implante, permitiéndole que se comprima con las contracciones del tejido circundante y se le permite que se expanda a una configuración no comprimida cuando se relaja el tejido. Como en realizaciones previas, se espera que una vez implantado en el tejido isquémico, el flujo de sangre 20 entrará por los extremos 95 del implante mientras se encuentra en su configuración no comprimida, como se muestra en la figura 8B. A continuación se forzará a la sangre a que salga del interior 93 del implante cuando es comprimido por el tejido circundante 4, contrayéndolo. El flujo de entrada y el flujo de salida de la sangre creados por la compresión y expansión cíclicas del dispositivo flexible ayuda a la recogida de sangre y la formación de trombos en el interior 93 del dispositivo, lo cual puede conducir a la angiogénesis como se ha descrito más arriba en conexión con las realizaciones de implante flexible previas. Adicionalmente, el material poroso del cual se forma el implante, tal como la estructura de espuma de celda abierta, propiciará el estancamiento de sangre, lo cual conduce al crecimiento de fibrina y de tejido en la estructura del implante mientras se encuentre implantado en el tejido isquémico 4. Cada celda abierta del material en espuma proporciona una cavidad protectora en la cual el flujo sanguíneo puede retirarse después de entrar en el dispositivo.

No solamente el interior 93 del implante proporciona una posición para mantener una sustancia angiogénica, sino que la estructura de celda abierta completa del implante proporciona una red de pequeños espacios definidos por las celdas abiertas, que pueden mantener una sustancia liquida o sólida que puede lixiviar fuera implante o mezclarse con la sangre que entra en el interior 93, lo cual sirve para transportar la sustancia al tejido miocárdico circundante 4 cuando el flujo sanguíneo 20 sale del implante. La red de espacios abiertos definida por el material de espuma también proporciona numerosos puntos de contacto de fricción que irritarán el tejido circundante con el movimiento relativo del implante con respecto al tejido. Se espera que los numerosos puntos de irritación produzcan numerosos puntos de formación de núcleos cuando se inicia la angiogénesis.

El implante poroso 91 se puede suministrar a la posición de tejido pretendida por los procedimientos que se han descrito más arriba. Específicamente, como se muestra en la figura 8C, el implante 91 puede ser suministrado percutáneamente, se le puede hacer navegar a la posición pretendida, tal como el miocardio, sobre el extremo distal de un catéter 104 de suministro como se muestra en la figura 8C. Un implante poroso de forma generalmente tubular se puede suministrar sobre un catéter 104 de suministro que comprende un tubo rizado 110 que está configurado para colapsarse bajo una carga de compresión, formando múltiples pliegues 114 a lo largo de su longitud, cada uno de ellos con un diámetro mayor que el que tenía el tubo rizado en una configuración no plegada. Los pliegues 114 de diámetro incrementado se aplican a la superficie interior 99 del tubo poroso para situarlo sobre el catéter 104.

El extremo proximal 116 del tubo poroso se monta en el extremo distal del tubo de empuje 106 y el extremo distal 118 del tubo rizado se une al extremo distal 112 de perforación del cable de empuje 108 que es deslizable en el interior del tubo de empuje 106. Se aplica una fuerza de compresión moviendo distalmente el tubo de empuje 106 mientras se tira proximalmente del cable de empuje 108, llevando sus extremos distales conjuntamente a colapsar el tubo rizado 110. Estando situado el implante 91 sobre el tubo rizado en la configuración colapsada, los pliegues 114 del tubo rizado mantienen al implante, no solamente aplicándose a la superficie interior 99 del implante, sino también agrupándose y creando un tope en el extremo proximal 116 del tubo rizado 110 contra el cual puede descansar el implante durante la inserción en el miocardio 4. En esta configuración, el catéter de suministro 104 se mueve distalmente de manera que la punta perforadora 112 del cable de empuje 108 penetre en la superficie endocárdica 6 del miocardio 4.

Como se ha descrito más arriba, el implante se puede insertar de manera que su extremo proximal 120 esté a ras con la superficie endocárdica 6 o de manera que el implante 91 se encuentre completamente dentro del miocardio 4 y no abierto al ventrículo izquierdo como se muestra en la figura 8D. Aunque el implante se puede colocar a cualquier profundidad en el interior del miocardio, se cree que la actividad muscular y el flujo sanguíneo mayores se producen en el miocardio próximo a la superficie endocárdica, más que lo que se produce cerca de la superficie epicárdica. Por lo tanto, la oportunidad de disparar la angiogénesis con el implante parece incrementarse si el implante se coloca más próximo a la superficie endocárdica. Después de la implantación, se aplica tensión al tubo rizado 110 para liberar el implante del catéter de suministro 104. Como se muestra en la figura 8D, cuando el tubo rizado 110 se encuentra en tensión, los pliegues 114 se eliminan y el diámetro total del tubo rizado se reduce para desaplicarse del interior 93 del implante 91. El tubo rizado 110 se pone tenso moviendo el cable de empuje 108 en una dirección distal mientras se mueve el tubo de empuje 106 en una dirección proximal. El tubo rizado tenso 110 puede entonces ser retirado fácilmente y el catéter de suministro completo 104 se retira en una dirección proximal desde el implante 90 que permanece en el interior del miocardio 4.

Otra realización de implante flexible se muestra sobre su dispositivo de suministro asociado en las figuras 9A y 9B. Se pretende que el implante 130 se comprima y se expanda en un grado reducido con la contracción y el relajado del tejido circundante en el cual se implanta. Se pretende que el implante tenga resiliencia inherente de manera que vuelva con su configuración abierta bajo su propio esfuerzo cuando se relaja el tejido circundante. De esta manera, el tubo flexible 130 es más resiliente que la realización 60 de tubo flexible que se ha descrito más arriba, la cual requiere un resorte en su interior para ayudar a volver a su configuración abierta. El implante 130 de tubo resiliente es similar a las realizaciones 10 de cápsula porque puede volver resilientemente a una configuración no comprimida que define un interior 132. Como las realizaciones de cápsula, el implante resiliente 130 puede ser moldeado de un material polímero, tal como el PVC, para conseguir una mayor rigidez, o de un polímero de baja densidad para proporcionar más flexibilidad cuando el tejido circular circundante se contrae. Además de las aberturas extremas 134, el implante puede estar provisto de aberturas laterales 136 para permitir el flujo sanguíneo 20 dentro del implante mientras se encuentra en una configuración abierta y que sale del implante cuando es comprimido por el tejido muscular circundante 4. El implante resiliente 130 puede estar conformado en una forma tubular similar a los implantes porosos y flexibles que se han ilustrado más arriba. Configurado como un tubo, el implante puede ser suministrado percutáneamente hasta alcanzar una posición en el interior del miocardio 4, por un catéter de suministro 104 que tiene un tubo rizado 110 que se aplica al interior del implante durante el suministro, como se discutió más arriba con referencia a la realización anterior.

De lo que antecede, se apreciará que la invención proporciona un sistema de implante y suministro para promover la angiogénesis en el interior de un tejido isquémico viable. La invención es particularmente ventajosa para promover la angiogénesis en el interior del tejido miocárdico isquémico del corazón. Los implantes son simples y fácilmente insertables en la posición de tejido pretendida con un mínimo de pasos. Los sistemas de suministro son simples de operar para implantar rápidamente los dispositivos.

Sin embargo, se debe entender que la descripción que antecede de la invención pretende ser solamente ilustrativa de la misma, y que otras modificaciones, realizaciones y equivalentes pueden ser evidentes a aquellos especialistas en la técnica sin separarse del alcance de las reivindicaciones.

Claims (23)

1. Un dispositivo de implante (10, 60, 91, 130) que comprende un cuerpo flexible que define una estructura hueca que tiene un interior (14, 66, 93, 132) con un volumen y que tiene al menos una abertura (22, 70, 72, 93, 134) al interior, estando construido el implante para que tenga una primera configuración que tiene un perfil y una segunda configuración que está comprimida para definir un perfil que es diferente del perfil de la primera configuración, estando construido además el implante de manera que, cuando se implanta, los movimientos cíclicos del tejido circundante en el cual está implantado, producen un movimiento cíclico del cuerpo entre las dos configuraciones y la expansión y contracción concurrentes del volumen interior, y en el que el implante está dispuesto y configurado para permitir que la sangre entre, se recoja y se estanque en el interior durante la expansión del interior, y se expulse del interior durante la contracción del interior, para promover de esta manera la trombosis de la sangre entrante permitiendo que la sangre se recoja y se estanque en el interior.

2. Un implante como se ha definido en la reivindicación 1, en el que una sustancia angiogénica (24) para promover la angiogénesis está asociada con el implante.

3. Un implante como se ha definido en la reivindicación 2, en el que al menos una porción de la sustancia angiogénica (24) se libera del implante cuando se mueve desde la primera a la segunda configuración.

4. Un implante como se ha definido en la reivindicación 2, en el que la sustancia angiogénica comprende un factor de crecimiento humano.

5. Un implante como se ha definido en la reivindicación 2, en el que la sustancia angiogénica comprende sangre.

6. Un implante como se ha definido en la reivindicación 2, en el que la sustancia angiogénica comprende un agente farmacéutico.

7. Un implante como se ha definido en la reivindicación 2, en el que la sustancia angiogénica está asociada con el interior del dispositivo.

8. Un implante como se ha definido en la reivindicación 7, para promover la angiogénesis en el miocardio, y en el que la sustancia angiogénica está situada en el volumen interior.

9. Un implante como se ha definido en la reivindicación 7, en el que la sustancia angiogénica se asocia con el interior del implante antes de la implantación.

10. Un implante como se ha definido en la reivindicación 7, en el que la sustancia angiogénica se asocia con el interior del implante después de que haya sido implantado.

11. Un implante como se ha definido en la reivindicación 1, en el que el implante está configurado adicionalmente para irritar el tejido circundante cuando el implante se mueve entre sus configuraciones primera y segunda.

12. Un implante como se ha definido en la reivindicación 11, que comprende además una pluralidad de superficies (74) para que entren en contacto e irriten el tejido circundante.

13. Un implante como se ha definido en la reivindicación 1, en el que al menos una de las aberturas comprende una válvula de retención configurada para permitir el flujo de entrada de la sangre.

14. Un implante como se ha definido en la reivindicación 1, en el que el implante comprende, además, una cápsula flexible (10).

15. Un implante como se ha definido en la reivindicación 14, en el que la cápsula es generalmente esférica.

16. Un implante como se ha definido en la reivindicación 15, en el que el interior está completamente comprimido cuando el implante se encuentra en la configuración segunda.

17. Un implante como se ha definido en la reivindicación 1, en el que el implante comprende, además, un tubo (60, 91, 130).

18. Un implante como se ha definido en la reivindicación 17, en el que el tubo comprende un polímero.

19. Un implante como se ha definido en la reivindicación 18, que comprende, además, un resorte (64) situado en el interior.

20. Un implante como se ha definido en la reivindicación 18, en el que el implante comprende un tubo polímero delgado que se colapsa para producir una pluralidad de pliegues (74) mientras se encuentra en la segunda configuración, con lo cual los pliegues sirven para irritar el tejido circundante.

21. Un implante (91) como se ha definido en la reivindicación 18, en el que el polímero es aireado para producir una estructura de celdas abiertas en la cual las celdas abiertas están configuradas para recibir sangre y permitir el crecimiento de tejido en la estructura.

22. Un implante para promover angiogénesis en el miocardio como se ha definido en la reivindicación 8, en el que la sustancia angiogénica es un trombo de sangre.

23. Un dispositivo de suministro para colocar un implante en el miocardio de un paciente, que comprende:

un catéter de suministro direccionable (36) que tiene al menos un lumen y una longitud definida;

un eje alargado (44, 82, 106) deslizable a través del lumen del catéter de suministro que tiene un extremo proximal, un extremo distal aguzado (48, 90, 112) que puede perforar el tejido, y que tiene una longitud que es mayor que la longitud del catéter de suministro;

medios (42, 84, 86, 110) en el extremo distal del eje para retener de manera liberable el implante; y

un implante (10, 60, 91, 130) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones precedentes, que está retenido en el extremo distal del eje por los citados medios.