ES2231939T3 - Endoprotesis intraluminar expansible. - Google Patents

Abstract

SE DESCRIBE UNA ENDOPROTESIS INTRALUMINAL EXPANDIBLE QUE INCLUYE UN ELEMENTO TUBULAR (1) CUYO PRIMER DIAMETRO PERMITE UN TRANSPORTE INTRALUMINAL DEL ELEMENTO HASTA EL LUMEN DE UN CONDUCTO CORPORAL, EN PARTICULAR UN VASO SANGUINEO. EL ELEMENTO TUBULAR (1) ES CAPAZ DE ADQUIRIR UN SEGUNDO DIAMETRO EXPANDIDO Y DEFORMADO TRAS LA APLICACION DESDE EL INTERIOR DEL ELEMENTO TUBULAR DE UNA FUERZA QUE SE EXTIENDE HACIA FUERA DE FORMA RADIAL, SIENDO ESTE SEGUNDO DIAMETRO VARIABLE Y DEPENDIENTE DE LA CANTIDAD DE DICHA FUERZA APLICADA AL ELEMENTO TUBULAR. ESTE ELEMENTO TUBULAR PUEDE SER EXPANDIDO Y DEFORMADO PARA QUE EXPANDA EL LUMEN DEL CONDUCTO CORPORAL. SEGUN LA INVENCION, LA PARED DE DICHO ELEMENTO TUBULAR INCLUYE UNA ESTRUCTURA SUSTANCIALMENTE CONTINUA (2) DE ONDULACIONES MUTUAMENTE ALTERNANTES. DICHA ESTRUCTURA SE HA SEPARADO DE UNA PARED DE TUBO Y MUESTRA AL MENOS UN DISEÑO QUE AVANZA SUSTANCIALMENTE DE FORMA HELICOIDAL A LO LARGO DEL EJE LONGITUDINAL DEL CUERPO TUBULAR. UNOS ELEMENTOS DE CONEXIONDENTRO DE LA ESTRUCTURA CONECTAN LAS ONDULACIONES ADYACENTES ENTRE SI. ESTOS ELEMENTOS DE CONEXION SON UNA EXTENSION INTEGRAL DE LAS ONDULACIONES CONECTADAS POR ELLOS.

Description

Endoprótesis intraluminar expansible.

La presente invención se refiere a una endoprótesis intraluminar expansible que comprende un miembro tubular que tiene un primer y segundo extremo y una pared superficial dispuesta entre dichos primer y segundo extremos, teniendo la pared un grosor sustancialmente uniforme y teniendo un primer diámetro en un primer estado no expandido que permite la administración intraluminar del miembro en una luz de un conducto corporal, particularmente un vaso sanguíneo, miembro que es capaz de adquirir un segundo diámetro en un estado expandido y deformado tras la aplicación desde el interior del miembro tubular de una fuerza que se extiende hacia fuera radialmente, segundo diámetro que es variable y dependiente de la cantidad de dicha fuerza aplicada al miembro tubular, por la cual el miembro tubular puede expandirse y deformarse para expandir la luz del pasaje corporal, comprendiendo al menos parte de la pared de dicho miembro tubular una estructura de ondulaciones entrelazadas mutuamente que ha sido separada de una pared tubular sustancialmente sólida de un tubo hueco durante su fabricación retirando material de dicha pared tubular sustancialmente sólida. Más particularmente, la invención se refiere a una endoprótesis vascular intraluminar que es especialmente útil para reparar o reconstruir vasos sanguíneos estrechados u ocluidos por una enfermedad. Comúnmente, esta clase de dispositivo médico se denomina stent o injerto vascular.

Los stents son dispositivos protésicos que se implantan dentro de una luz con el fin de proporcionar un soporte para su pared y asegurar un flujo no obstaculizado a través de la luz. Esto es particularmente importante en el campo de la angioplastia, que está relacionada con la reparación y reconstrucción de los vasos sanguíneos. En ese campo particular, se implantan stents dentro del sistema vascular para reforzar secciones colapsadas, parcialmente ocluidas, debilitadas o anormalmente dilatadas de vasos sanguíneos. De manera más general, no obstante, los stents se pueden usar dentro de la luz de cualquier conducto o canal fisiológico, incluyendo las arterias, venas, canales biliares, el tracto urinario, tractos alimentarios, el árbol traqueobronquial, un acueducto cerebral y el sistema genitourinario. Además, los stents se pueden usar dentro de luces de animales, además de los seres humanos.

De manera general, se pueden distinguir dos tipos de stents. Primero hay stents auto-expansibles que se expanden automáticamente una vez que son liberados, para adoptar un estado desplegado, expandido, permanente. Estos stents se expanden a un diámetro definido y son incapaces de remodelar la anatomía vascular exacta en longitudes mayores que 2 cm. Su inconveniente es que el médico necesita colocar el dispositivo correcto y de este modo tiene que confiar en la información procedente de un equipo fluorográfico y angiográfico. Un segundo tipo de stents está relacionado con los llamados stents expansibles por globos, que implican, de manera general, un miembro tubular capaz de alojar un globo de un catéter rematado con un globo, por medio del cual puede ser desplegado. La presente invención se refiere particularmente a esta segunda clase de stents.

Un procedimiento común para implantar un stent expansible por un globo en un vaso sanguíneo implica montar el stent en su estado no expandido, plegado, en un catéter rematado con un globo de un sistema de colocación adecuado. El catéter es deslizado después a través de una incisión en la pared del vaso y por la longitud del vaso hasta que es posicionado para llenar la parte enferma o estrechada del vaso. El stent es entonces expandido con la ayuda del catéter con globo contra la pared interna del vaso. Esto se puede hacer después de que el vaso ha sido predilatado y se ha determinado que es necesario un stent. Alternativamente, el vaso podría ser dilatado por el propio stent mientras éste último es expandido por medio del globo. En ambos casos, el stent mantendrá su forma desplegada, expandida, una vez que el globo sea evacuado y el catéter retractado de nuevo, con el fin de proporcionar un soporte permanente para el vaso sanguíneo en cuestión.

Se da una amplia revisión de los stents vasculares que están disponibles en nuestros días en el Handbook of Coronary Stents, de Patrick W. Serryus et al., del Rotterdam Thoraxcentre Interventional Cardiology Group. Esta revisión describe, en la página 21 y siguientes, los llamados stents Palmaz-Schatz^{TM} como el modelo estrella en el campo de los stents. Este stent se refiere a varios tubos ranurados consecutivos de acero inoxidable, que están conectados mutuamente por medio de uno o más puentes. Aunque este stent es el más ampliamente usado y ensayado en la práctica, ha sido implantado en más de 600000 pacientes de todo el mundo, todavía adolece de varios inconvenientes. Los principales inconvenientes tienen que ver con la uniformidad de la relación stent a vaso y la flexibilidad plegada así como desplegada. La relación stent a vaso implica el grado al cual el vaso es soportado por el stent en su estado expandido, y no sólo debe ser alta, sino también, preferiblemente, uniforme a lo largo de toda la longitud del stent. Sin embargo, debido a los inevitables puentes entre tubos adyacentes del stent Palmaz-Schatz^{TM}, habrá un área desnuda entre segmentos adyacentes del stent una vez que ha sido desplegado, dando lugar a una relación stent a vaso disminuida e incluso pobre en estas localizaciones. El otro inconveniente se refiere a la más bien alta rigidez de los segmentos del stent en su estado plegado y desplegado. Como consecuencia, el stent tiene sólo una flexibilidad limitada, que dificulta la colocación del stent en su posición destinada dentro del cuerpo. La pobre flexibilidad desplegada de este stent da lugar a un enderezamiento del vaso sobre segmentos más largos que, típicamente, 2 cm, lo que parece ser una causa principal de reestenosis a largo plazo del área dotada del stent. Típicamente, esto ocurre después de alrededor de 6 meses después del post-operatorio quirúrgico.

Se describe un stent expansible mediante un globo, con una relación stent a vaso altamente uniforme así como una flexibilidad excelente en su estado plegado, en la página 63 y siguientes de la misma referencia, y se refiere al Stent Cordis Coronary (documento GB-A-2 281 865). Este dispositivo está compuesto de una única pieza de alambre de tántalo (Ta). El alambre está envuelto para formar una onda senoidal continua y enrollada helicoidalmente a lo largo de un eje longitudinal. Ambos extremos del alambre están terminados por soldadura. Se presentó un dispositivo similar en el simposio anual de la Radiological Society of North America (RSNA), 11/95. Esta realización de stent periférico incorpora soldaduras intermedias, pautadas por toda la longitud del stent. Este dispositivo contiene vueltas helicoidales adyacentes del cable que están soldadas juntas en localizaciones contiguas, y muestra una distribución altamente regular del cable a lo largo de la longitud del dispositivo. Sus propiedades, tales como el perfil plegado y la relación stent a vaso, son uniformes a largo de su longitud tanto en estado plegado como desplegado. Sin embargo, a causa de su constitución, este dispositivo ofrece sólo una pobre libertad de diseño en lo que se refiere a adaptar el diseño para añadir funcionalidad específica y eliminar ciertos inconvenientes. Además la tensión interna en el dispositivo una vez que ha sido enrollado dificulta la provisión de soldaduras fiables entre vueltas adyacentes. Estas soldaduras, así como las de los extremos del alambre, permanecen además como un punto débil, especialmente durante la expansión del dispositivo. Además, el documento WO-A-96/26689 describe una endoprótesis según el preámbulo de la reivindicación 1.

Es un objetivo de la presente invención proporcionar un stent expansible mediante un globo que combina un alto grado de uniformidad y flexibilidad con excelentes capacidades de diseño. Para este fin, la invención proporciona una endoprótesis intraluminar expansible según la reivindicación 1.

La estructura que constituye la pared del miembro tubular puede ser separada de un tubo hueco por medio de, por ejemplo, corte por láser o una técnica similar disponible para una persona experta. De esta manera, se puede crear una estructura sustancialmente libre de tensión que incorpora un patrón que avanza de manera sustancialmente helicoidal, que puede ser altamente uniforme y flexible a lo largo de toda la longitud del dispositivo, pero sin embargo facilita una libertad de diseño intacta para adaptar el patrón para cumplir la funcionalidad adicional y para eliminar inconvenientes específicos. Además, como los elementos de conexión son asimismo separados del tubo como el resto de la estructura, y, consecuentemente, son enteramente integrales a dicha estructura, los inconvenientes asociados con las soldaduras en los dispositivos de la técnica anterior pueden ser evitados. El patrón sustancialmente helicoidal dentro de la estructura se puede diseñar, para formar, tras el despliegue, una columna vertebral que avanza de manera sustancialmente continua, como una especie de esqueleto del dispositivo.

Una realización específica de la endoprótesis acorde con la invención se caracteriza porque dicha estructura comprende un filamento continuo que se separa de una pared tubular, porque dichas ondulaciones adyacentes están entrelazadas en una configuración sustancialmente helicoidal que avanza a lo largo de un eje longitudinal del cuerpo tubular para formar al menos uno de dicho patrón sustancialmente helicoidal dentro de dicha estructura, y porque una primera vuelta helicoidal de dicho filamento alrededor de dicho eje longitudinal de dicho miembro tubular está conectada a una segunda vuelta tal adyacente de dicho filamento por medio de al menos uno de dichos elementos de conexión, siendo una extensión integral de dicho filamento. Esta realización se puede comparar en gran parte con el Stent Cordis Coronary referido anteriormente, sin compartir, sin embargo, los inconvenientes anteriormente descritos de ese dispositivo.

Con el fin de mejorar en flexibilidad en un estado comprimido así como desplegado del dispositivo, hay una realización específica adicional de la endoprótesis acorde con la invención caracterizada porque vueltas adyacentes de dicho filamento están conectadas unas con otras por medio de un número de elementos de conexión menor que el número de ondulaciones en dichas vueltas. Debido a la casi ilimitada libertad de diseño en el dispositivo de la invención, el número de interconexiones entre vueltas adyacentes puede adaptarse libremente para adaptar la flexibilidad del dispositivo. Cuanto menor sea la conexión entre vueltas adyacentes, más flexible será el dispositivo. Dicha libertad de diseño permite además una variación del número de interconexiones entre vueltas adyacentes dentro del mismo dispositivo para adaptar un comportamiento óptimo.

En una realización preferida, hay una endoprótesis acorde con la invención caracterizada porque dicha estructura comprende un número de vueltas de dicho filamento por las cuales los elementos de conexión a vueltas subsecuentes están desplazados radialmente para formar al menos un patrón sustancialmente helicoidal adicional de dicha al menos un patrón sustancialmente helicoidal dentro de dicha estructura. De esta manera, se puede obtener una especie de estructura armazón primaria que soporta la pared del vaso a la vez que mantiene la flexibilidad desplegada. De manera más específica, una realización preferida de la endoprótesis acorde con la invención se caracteriza porque al menos una parte de la estructura comprende varios elementos de conexión que están divididos de manera sustancialmente igual en cada vuelta de dicho filamento, y porque los elementos de conexión en vueltas sucesivas están desplazados helicoidalmente por, aproximadamente, una distancia de paso de ondulación. Desplazando los elementos de conexión sustancialmente una distancia de paso completa, se realiza una estructura en la que los elementos de conexión sucesivos están conectados unos con otros por sustancialmente una ondulación completa de dicho primer patrón. Esta ondulación introduce un diámetro significativamente holgado y expansible dentro del esqueleto helicoidal creado por los elementos de conexión interconectados, lo que permite una expansión muy gradual del dispositivo en dirección transversal a su dirección longitudinal. Esto reduce el llamado escorzo, que es un encogimiento longitudinal del dispositivo según es expandido, y que limitaría de otro modo el intervalo eficaz del dispositivo.

Una realización más específica del dispositivo acorde con la invención se caracteriza porque al menos algunos de los elementos de conexión comprenden un codal que interconecta diagonalmente un primer lado de una primera ondulación contigua a un lado opuesto de una segunda ondulación contigua, siendo el codal enteramente integral con dichas ondulaciones contiguas y teniendo una dirección diferente a la dirección helicoidal de dicho patrón sustancialmente helicoidal dentro de dicha estructura. Tras el despliegue, esta estructura creará una especie de esqueleto que corre sobre una serie de elementos de conexión en una dirección helicoidal diferente, e incluso contraria, comparada con la de dicho patrón sustancialmente helicoidal. Tal estructura de hélices múltiples es capaz de resistir una fuerza tangencial significativa a la vez que es sin embargo flexible y conforme a la pared natural del vaso.

En aún una realización más, hay una endoprótesis acorde con la invención caracterizada porque los elementos de conexión a vueltas subsecuentes están desplazados radialmente por aproximadamente una distancia de paso de ondulación. Debido a este patrón regular de elementos de conexión, se obtendrán uno o más esqueletos que giran helicoidalmente, continuos, en el estado desplegado del dispositivo, formados por codales subsecuentes y los respectivos lados de las ondulaciones que interconectan. Estos esqueletos pueden formar una malla de andamiaje que soporta uniformemente la pared del vaso a la vez que mantiene la flexibilidad desplegada, con el fin de ser tan conforme como sea posible con la forma natural del vaso en cuestión. Se ha encontrado que, especialmente la falta de esta última, que da como resultado un enderezamiento no natural del vaso en una cierta longitud, es una causa principal de reestenosis a largo plazo del segmento dotado con el stent. Debido a la flexibilidad desplegada y su forma desplegada altamente conforme, esta realización adicional de la invención ayuda a evitar este problema.

Para mejorar más la flexibilidad a la vez de mantener resistencia tangencial, es decir, la capacidad de resistir fuerzas radiales dirigidas hacia dentro, una realización específica adicional de la endoprótesis acorde con la invención se caracteriza porque el primer lado de dicha primera ondulación, dicho lado opuesto de dicha segunda ondulación y dicho codal tienen una primera anchura de filamento, y porque el lado opuesto de dicha primera ondulación y el primer lado de la segunda ondulación tienen una segunda anchura de filamento, siendo la primera anchura de filamento más grande que la segunda anchura de filamento. El inventor ha reconocido que dicha segunda anchura de filamento se puede hacer más pequeña que dicha primer anchura de filamento, ganando así flexibilidad, sin deteriorar la resistencia del dispositivo y particularmente su resistencia tangencial radial.

En una realización más específica, la endoprótesis acorde con la invención se caracteriza porque dicho codal que conecta lados opuestos de ondulaciones contiguas de vueltas subsecuentes tienen una estructura sustancialmente con forma de S. Tal estructura doblemente curvada de los elementos de conexión crea más holgura entre ondulaciones interconectadas mutuamente, permitiendo más expansión así como una relación stent a vaso mejorada en dicha área una vez que la prótesis ha sido desplegada.

Una realización aún más preferida de la endoprótesis acorde con la invención se caracteriza porque los elementos de conexión comprenden cada uno dos codales intersecantes que son enteramente integrales unos con otros y con las ondulaciones contiguas que conectan. El inventor ha reconocido que, con el despliegue del dispositivo, tal elemento de interconexión rotará primero alrededor de su eje central antes de que la fuerza entera aplicada empuje axialmente en el punto de intersección. Como consecuencia, se incorpora un cierto alivio de la tensión en el dispositivo, lo que permite una anchura de filamento más pequeña. Esto no sólo se añade a la flexibilidad del dispositivo, sino también conduce a una radioopacidad más favorable. Además, los codales intersecantes dejan un área de andamiaje o huella sustancialmente sin cambios tras el despliegue de la estructura, mejorando de este modo la relación stent a vaso eventual del dispositivo, comparado con un elemento de conexión que se estire casi por entero tras el despliegue.

La libertad de diseño ganada por la endoprótesis acorde con la invención parece casi ilimitada y se puede aplicar para adaptar con precisión las propiedades del dispositivo a requerimientos específicos. No sólo se puede adaptar la forma, número y localización de los elementos de conexión sino también la anchura del filamento y la forma de partes particulares en este sentido. Como ejemplo, una realización más específica de la invención se caracteriza porque las ondulaciones en dicho filamento tienen un primer paso mutuo en una primera de dichas vueltas de dicho filamento y un segundo paso mutuo en una segunda de dichas vueltas, siendo el primer y segundo paso diferentes uno del otro. Variar el paso mutuo de las ondulaciones dará lugar, de manera general, a más o menos flexibilidad en combinación con menos o más soporte al vaso en las zonas en cuestión.

Aún una realización más de la endoprótesis acorde con la invención se caracteriza porque al menos una parte de al menos una ondulación en al menos una vuelta de dicho al menos un patrón sustancialmente helicoidal tiene una amplitud incrementada, mientras que al menos la parte contigua de una ondulación contigua en una vuelta adyacente tiene una amplitud correspondientemente disminuida. En este caso, las propiedades mecánicas del dispositivo, y especialmente la manera de despliegue así como la relación stent a vaso pueden ser adaptadas compensando el punto donde se encuentran las ondulaciones adyacentes.

De manera más específica, una realización adicional de la endoprótesis acorde con la invención se caracteriza porque un primer par de ondulaciones adyacentes de dicha estructura está conectado por medio de un primer elemento de conexión, porque un segundo par de ondulaciones adyacentes de dicha estructura está conectado por medio de un segundo elemento de conexión, porque entre dicho primer y segundo pares de elementos de conexión al menos una ondulación de un par intermedio de ondulaciones tiene una amplitud incrementada, para abarcar al menos parte de la longitud de dicho primer y segundo elementos de conexión. En este caso la inevitable longitud de los elementos de conexión entre vueltas adyacentes del dispositivo es compensada al menos en parte por la amplitud incrementada de dicha al menos una ondulación, conduciendo a una relación stent desplegado a vaso más uniforme.

Además o incluso en lugar de estar formado por una serie de ondulaciones entrelazadas de manera sustancialmente helicoidal, se puede crear un patrón que avanza de manera sustancialmente helicoidal dentro de la estructura por los elementos de conexión en sí mismos. A este respecto, una realización específica de la endoprótesis acorde con la invención se caracteriza porque dicha estructura comprende al menos una serie de elementos de conexión que están distribuidos sustancialmente de manera regular sobre al menos parte de la longitud de dicho cuerpo tubular, y porque los elementos de conexión sucesivos dentro de dicha al menos una serie están desplazados radialmente para formar un patrón sustancialmente helicoidal de dicho al menos un patrón sustancialmente helicoidal dentro de dicha estructura. De manera más específica, una realización preferida de la endoprótesis acorde con la invención se caracteriza porque dichos elementos de conexión sucesivos están conectados mutuamente por un miembro alargado que tiene una longitud mayor que la distancia lineal entre dichos elementos de conexión en dicho primer estado no expandido de la estructura, con el fin de comunicar una expansibilidad radial a la estructura.

De esta manera, se realiza un esqueleto que avanza helicoidalmente a lo largo de al menos una parte del dispositivo, que se añade a la malla de andamiaje de la estructura, especialmente en el estado desplegado del dispositivo. Uno o incluso más de tales esqueletos puede dar al dispositivo una considerable resistencia tangencial y capacidad de soporte, sin privar a la estructura de su flexibilidad plegada así como desplegada. La mayor longitud del miembro alargado añade diámetro expansible a los elementos de conexión individualmente conectados, comunicando holgura adicional dentro de la estructura, una expansibilidad mejorada y menos escorzo en el dispositivo. Esta circunferencia adicional permite un acceso de las ramas laterales mayor que el diámetro expandido máximo del stent a lo largo del eje longitudinal. A este respecto, una realización específica de la endoprótesis acorde con la invención se caracteriza porque dicho miembro alargado comprende un pliegue sustancialmente curvado en S. los miembros curvados en S están situados a lo largo de la hélice espiral espaciados de manera equidistante, a lo largo del eje longitudinal del cuerpo tubular, y, principalmente, permiten que el dispositivo se expanda hacia fuera radialmente, uniformemente, permitiendo que la estructura se oriente por sí misma en una estructura helicoidal tras el despliegue. En una realización más particular, el pliegue curvado en S está orientado sustancialmente paralelo al eje longitudinal del cuerpo tubular, lo que permite que el miembro se expanda uniformemente perpendicular a dicho eje. Esto impide que el dispositivo se retuerza y rote sobre el catéter con globo, o similar, mientras el dispositivo sufre la expansión.

La endoprótesis acorde con la invención puede tener una estructura uniforme a lo largo de todo el dispositivo. Una realización preferida del dispositivo se caracteriza, no obstante, porque el cuerpo tubular comprende una parte central, dos partes exteriores en los extremos opuestos de dicho cuerpo tubular y al menos una parte intermedia entre la parte central y cada una de dichas partes finales, siendo las diferentes partes diseñadas según su función específica en el dispositivo. Esta realización se basa en el reconocimiento de que pueden tener que imponerse diferentes requerimientos en diferentes partes de la endoprótesis para cumplir con precisión la función específica o comportamiento deseado de la parte en cuestión mientras que el dispositivo esté bien sin expandir, bien expandido o bien en una transición entre el estado no expandido y el expandido. La presente invención proporciona un dispositivo en el que esta especie de adaptación puede ser implementada.

Más particularmente, una realización más de la endoprótesis acorde con la invención se caracteriza porque al menos en una de las dos partes exteriores del cuerpo tubular, las ondulaciones en dicha estructura tienen una amplitud gradualmente decreciente, ya sea o no en combinación con un paso o una anchura del filamento cambiantes, con el fin de hacer a un extremo libre de dicha parte sustancialmente transversal al eje longitudinal de dicho cuerpo, al menos en dicho primer estado no expandido de dicha estructura. Tal extremo tubular, similar a un cuadrado, de la endoprótesis, impide una protrusión voladiza indeseada de la última vuelta, lo que de otro modo podría dañar la pared de la luz mientras el dispositivo está siendo conducido a su posición destinada. Además, esta estructura mejora la unión mecánica entre la endoprótesis y el globo del catéter usado para manipular el dispositivo dentro del cuerpo. El extremo cuadrado se crea disminuyendo gradualmente la amplitud y cambiando el paso de las pocas últimas ondulaciones hasta que haya una transición final suave que forme el extremo cuadrado deseado. Las modificaciones de la anchura del filamento en esta área pueden mejorar más el comportamiento de esta parte.

Aún otra realización mas de la endoprótesis acorde con la invención se caracteriza porque dicha parte central del cuerpo tubular comprende un primer número de elementos de conexión por vuelta helicoidal completa de dicho al menos un patrón sustancialmente helicoidal dentro de dicha estructura, porque al menos una de dichas partes intermedias comprende un segundo número de elementos de conexión de la estructura por vuelta helicoidal completa de dicho al menos un patrón sustancialmente helicoidal dentro de dicha estructura, y porque el primer número de elementos de conexión es más pequeño que dicho segundo número de elementos de conexión, comunicando una diferencia en flexibilidad entre ambas partes del cuerpo tubular. De manera más precisa, la parte central exhibirá más flexibilidad que las partes intermedias debido al más bajo número de interconexiones entre vueltas adyacentes. Para acomodar esta diferencia dentro de la estructura, una realización específica de la endoprótesis acorde con la invención se caracteriza porque la parte central y una cualquiera de dichas partes intermedias están separadas una de la otra por una parte de transición con el fin de cambiar de manera uniforme el número de interconexiones entre vueltas adyacentes desde el primer número hasta el segundo número de elementos de conexión por vuelta helicoidal completa de dicho patrón.

En una realización más específica, la endoprótesis acorde con la invención se caracteriza porque vueltas adyacentes en dicha parte central comprenden un número de elementos de conexión que están divididos de manera igual, y porque los elementos de conexión en vueltas subsecuentes están desplazados helicoidalmente por aproximadamente una distancia de paso de ondulación. Por ejemplo, seis segmentos helicoidales contiguos con tres elementos de conexión espaciados de manera igual, situados aproximadamente 120º unos con respecto a los otros, o seis segmentos helicoidales opuestos con dos elementos de conexión espaciados de manera igual situados aproximadamente 180º unos con respecto a los otros. Este diseño específico rinde la estructura más flexible en la región central, tanto plegada como desplegada. Una vez desplegada, la estructura se orientará por sí misma en línea con la estructura reticular helicoidal que forma, exhibiendo tres tramos reticulares continuos entretejidos dentro de la región intermedia y sólo dos de esos tramos en la región central. La región intermedia poseerá más rigidez con el fin de contrarrestar la expansión del globo, conocido como el "efecto hueso de perro", que causa que los extremos del dispositivo se acampanen prematuramente antes del despliegue de la sección central y que da como resultado una cantidad no deseada de escorzo tras la expansión. Además, las regiones intermedias sirven como un alivio entre las partes finales y la región central del dispositivo.

La presente invención será ahora descrita adicionalmente con más detalle, con referencia a las siguientes figuras, en las que los elementos similares están provistos de los mismos números de referencia.

La Fig. 1 muestra una vista isométrica de una realización de una endoprótesis intraluminar expansible de acuerdo con la presente invención;

La Fig. 2 es una vista en planta de la endoprótesis de la figura 1;

La Fig. 3 muestra realizaciones alternativas de elementos de interconexión para estar en un dispositivo acorde con la invención;

La Fig. 4 es una vista aumentada de una parte final de la endoprótesis de la figura 1;

La Fig. 5 muestra una vista isométrica de una segunda realización de una endoprótesis intraluminar expansible de acuerdo con la presente invención;

La Fig. 6 muestra una vista en planta del dispositivo de la figura 5 en un estado no expandido, y

La fig. 7 es una vista en planta del dispositivo de la figura 5 en un estado expandido, desplegado.

Las figuras están dibujadas de manera meramente esquemática, y no están a escala. Más particularmente, algunas dimensiones pueden estar exageradas para expresar más claramente uno o más aspectos de la presente invención. Las partes similares de los dibujos están indicadas tanto como es posible por signos de referencia similares.

La Figura 1 da una vista isométrica de una endoprótesis intraluminar expansible a una realización específica de la presente invención. La endoprótesis, de aquí en adelante denominada brevemente stent, comprende un miembro tubular 1 que ha sido separado de un cuerpo tubular de un material biocompatible adecuado. Como tales, por ejemplo, son aptos un acero inoxidable (ACI) de alta calidad, una aleación basada en níquel y titanio denominada Nitinol (NiTi), varias aleaciones basadas en cobalto y una aleación basada en niobio-titanio (NbTi). En este caso, se puede elegir este último material a causa de su excelente resistencia mecánica, resistencia a la corrosión y señal fluoroscópica radioopaca. En el primer estado, no expandido, mostrado, el miembro tubular 1 está dibujado con un primer diámetro d que permite la colocación del miembro en una luz de un pasaje corporal, particularmente un vaso sanguíneo. El miembro 1 es capaz de adquirir un segundo diámetro, expandido y deformado, tras la aplicación de una fuerza que se extiende radialmente hacia fuera desde su interior, usualmente por medio de un catéter con globo. Este segundo diámetro es variable y dependiente de la cantidad de fuerza aplicada. Inevitablemente, el miembro mostrará una cierta cantidad de retroceso, lo que significa que el dispositivo se retractará más o menos después de que el globo haya sido evacuado. Por consiguiente, el segundo diámetro será ligeramente más pequeño que el diámetro al cual el stent ha sido expandido. Sin embargo, el miembro tubular puede expandirse y deformarse para expandir la luz del pasaje corporal, para asegurar de nuevo un flujo no obstaculizado a través de la luz, como un vaso sanguíneo.

La pared del stent comprende una estructura sustancialmente continua, que en este ejemplo consiste en un filamento continuo que ha sido cortado de la pared tubular de un modo sustancialmente helicoidal, con una anchura entre alrededor de 0,10 y 0,17 mm. Esto se puede hacer por medio de corte por láser, ataque electroquímico, descarga electromecánica o cualquier otra técnica adecuada, preferiblemente seguido de un tratamiento superficial adecuado, como un ataque químico para desbarbar y o redondear posibles bordes afilados. En este ejemplo, se ha elegido un cuerpo tubular con un diámetro interno de alrededor de 3,0 mm, un grosor de pared de alrededor de 1,0 mm y una longitud de alrededor de 30 mm como material inicial. Sin embargo, son factibles asimismo otras dimensiones dentro del alcance de la presente invención. Particularmente, se puede adaptar la longitud a la parte enferma de la luz a ser dotada de un stent, con el fin de evitar la necesidad de stents separados para cubrir el área total. La estructura del filamento comprende varias ondulaciones 2 que están mutuamente entrelazadas en un patrón helicoidal que avanza alrededor de un eje central longitudinal del dispositivo. Con el fin de retener un cuerpo coherente, las vueltas subsecuentes A-H del filamento están interconectadas por medio de uno o más elementos de conexión 31, 32, que son enteramente integrales con las ondulaciones, conectadas de este modo mientras son cortadas en conjunto de uno y el mismo cuerpo tubular. Para retener la flexibilidad, tanto sin expandir como desplegada, el número de elementos de conexión por vuelta helicoidal es menor que el número de ondulaciones en dicha vuelta. Esto se aclara más en la figura 2, que da una vista en planta del dispositivo como si estuviera abierto en corte. Como aparece muy claro en esta figura, los elementos de conexión 31 a vueltas subsecuentes están desplazados radialmente por alrededor de media distancia de paso de ondulación ½L para formar un patrón helicoidal X-X, Y-Y. Una vez desplegados, estos patrones se expandirán a unos esqueletos que dan vueltas helicoidalmente, que forman un armazón primario o malla de andamiaje del stent desplegado. Este armazón soporta la pared del vaso de manera altamente uniforme a lo largo de todo el dispositivo, y además es capaz de resistir fuerzas radiales sustancialmente dirigidas hacia dentro, lo que se denomina su resistencia tangencial.

La parte inferior del dibujo de la figura 2 muestra una parte de una porción modular central del dispositivo en la que las vueltas sucesivas del filamento están interconectadas por medio de sólo dos elementos de conexión 31, que están desplazados alrededor de 180º unos con respecto a otros, mientras que la parte superior muestra una porción final del dispositivo junto con una porción intermedia en la que tres elementos de conexión 31, 32, igualmente espaciados, interconectan ondulaciones adyacentes de vueltas sucesivas del filamento unas con otras. Como resultado, la red de andamiaje parental del dispositivo desplegado estará compuesta de sólo un esqueleto que avanza helicoidalmente dentro de la región central y comprenderá dos esqueletos que giran helicoidalmente dentro de las otras regiones. Aunque esto último proporciona menos flexibilidad, conduce a una adhesión mejorada al catéter con globo por el cual el dispositivo es guiado a través de la luz y además contrarresta un llamado efecto hueso de perro, que es una expansión prematura en los extremos finales del dispositivo. La parte central del dispositivo, es decir, la parte del dibujo inferior, por otra parte retiene una máxima flexibilidad y conformabilidad debido al número más pequeño de interconexiones entre ondulaciones adyacentes dentro de este segmento.

En este ejemplo, se usan dos clases de elementos de conexión, designados 31 y 32 respectivamente. Ambos tipos de elementos de conexión presentan un codal 3 que tiene forma de S e interconecta diagonalmente lados opuestos de ondulaciones adyacentes de vueltas sucesivas del filamento en una dirección helicoidal diferente a la de las ondulaciones entrelazadas por sí mismas, véase también la figura 3E. Estos codales se denominarán codales mayores ya que son parte de los esqueletos reticulares descritos anteriormente. El segundo tipo de elemento de interconexión 32 presenta además un segundo codal 4 diagonal, con forma de S, que interseca el primero, véase también la figura 3D. Debido a esta forma, un elemento de interconexión de la segunda clase 32 empezará primero a rotar alrededor de su eje central una vez que el stent esté siendo desplegado, siendo ejercida axialmente sólo una fuerza limitada en la diagonal 3 del elemento de conexión. Sólo después de que la primera diagonal 3 ha llegado a estar totalmente en línea con los lados de las ondulaciones que interconecta, tiene que resistir la fuerza completa axialmente. Esta holgura y alivio de la tensión incorporados permiten una anchura de codal y una anchura de filamento más delgadas sobre los tramos de la red, lo que puede ser útil para disminuir la radioopacidad en este área, así como mejora su flexibilidad no expandida, plegada, así como desplegada, expandida. Además, el área de soporte cubierta por un elemento de conexión de esta segunda clase no disminuirá mucho tras el despliegue del dispositivo. Como resultado, permanecerá una "huella de andamiaje" más grande después del despliegue, comparado con cualquiera de los otros tipos de elementos de conexión mostrados, que se extenderán todos sustancialmente tras el despliegue, dejando sólo el fino codal mayor 3 como "huella de andamiaje".

Además de los tipos de elementos de conexión representados en el dibujo, también son factibles otras formas, ya que la invención no impone apenas limitación del diseño de ninguna parte del dispositivo, incluyendo la forma de las interconexiones usadas. Se muestran ejemplos de otras formas que se podrían usar ventajosamente en un dispositivo acorde con la invención en la figura 3A-3G. los elementos de conexión de las figuras 3A-3C comprenden meramente una conexión por el codal recto 3 entre ondulaciones adyacentes, mientras que el codal principal 3 de los elementos de conexión mostrados en la figura 3D-3F tienen una forma claramente curvada en S. Esta forma introduce más holgura y expandisilidad en la estructura. Cuanto más largo es este segmento, más holgura y expansibilidad hay en la estructura, y especialmente en la escalera espinal creada por estos elementos de conexión en el dispositivo desplegado eventual. Se puede derivar una simple fórmula del estado expandido, definiendo el incremento relativo de la longitud del codal y el efecto que tiene sobre el intervalo de expansión del dispositivo.

El codal mayor 3, es decir, el codal que forma parte eventualmente del andamio o armazón parental del dispositivo una vez que está desplegado, se indica en la figura 3 por una sombra de puntos. En una realización especial, a este codal, así como a los lados de la ondulación que interconecta, se les da una primera anchura de filamento w_{1} lo suficientemente grande para resistir las fuerzas axiales impuestas en ellos durante la expansión del dispositivo, mientras que a los otros lados de la ondulación y, si es aplicable, al otro codal del elemento de conexión se les da una segunda anchura de filamento w_{2}, al menos localmente, para ganar flexibilidad y disminuir la radioopacidad. De manera específica, la anchura del filamento se modifica en la parte central del dispositivo para mejorar su flexibilidad global de tal modo que se toma una primera anchura de filamento w_{1} de aproximadamente 0,14 mm, mientras que la segunda anchura de filamento w_{2} se reduce a alrededor de 0,11 mm.

Con el fin de evitar una interrupción sustancial del soporte del stent al vaso por pares de ondulaciones de vueltas sucesivas del filamento que no están mutuamente interconectadas por un elemento de conexión, las amplitudes de las ondulaciones dentro de tal par se pueden adaptar para llenar el hueco que de otro modo permanecería debido a la inevitable longitud de un elemento de conexión en otro lugar de la estructura. Esto es, por ejemplo, evidente en la figura 2, donde todos los picos y valles adyacentes de pares de ondulaciones de vueltas sucesivas que no están interconectadas colindan sin embargo unas con otras. Esto es un resultado de la adaptación de la amplitud de al menos una de las ondulaciones dentro de tal par de ondulaciones. Esto puede implicar que ambos, el pico y el valle, tienen una amplitud incrementada, que sólo una de esas partes está agrandada, permaneciendo la otra parte sin cambios, o incluso que bien el pico o bien el valle tiene una amplitud incrementada mientras que la otra parte tiene una amplitud disminuida. También a este respecto, el diseñador tiene total libertad para adaptar el diseño del stent para permitir un comportamiento óptimo del stent en su estado no expandido, expandido y/o de transición.

La parte final del dispositivo acaba sustancialmente transversal al eje central del dispositivo, con el fin de evitar un puente levadizo, asociado usualmente con una forma de hélice que podría de otro modo dañar la pared de la luz a través de la cual el stent es conducido. Esta parte final se muestra con más detalle en la figura 4. Su particular forma se obtiene disminuyendo gradualmente la amplitud en las pocas últimas ondulaciones, y adaptando su paso mutuo. Debido a la invención, esto se puede hacer sin introducir ninguna tensión en el dispositivo mientras el filamento es simplemente cortado en el patrón deseado. Las amplitudes que se desvían y el paso mutuo se reconocen mejor en la vista en planta de la figura 2. Los módulos finales exhiben una mayor relación stent a vaso que las partes central e intermedia debido al incrementado área metal a superficie en la configuración expandida. La estructura más compleja de las partes finales da lugar además a una mayor cantidad de escorzo tras la expansión, produciendo así un patrón más denso que rinde una relación stent a vaso adicional.

Una segunda realización del dispositivo acorde con la invención se representa en las figuras 5-7. Este dispositivo comprende un cuerpo tubular 1 y ha sido fabricado usando técnicas similares que la primera realización, aunque en este caso se ha creado una estructura más complicada que consiste en más que sólo un único filamento envuelto. Sin embargo, como en la primera realización, la estructura del dispositivo está compuesta de un patrón sustancialmente helicoidal de ondulaciones 2 mutuamente entrelazadas, con elementos de conexión 33 que interconectan algunas ondulaciones de vueltas sucesivas de dicho patrón. Los elementos de conexión dentro de esta estructura comprenden principalmente dos codales intersecantes como el tipo reflejado en la figura 3D.

Diferentes a la estructura de la primera realización, los elementos de conexión 33 a vueltas subsecuentes de dicho patrón están desplazados por alrededor de una distancia de paso completa. Como resultado, una ondulación completa 25 conectará dichos elementos de conexión 33 unos con otros y como tal crea un miembro alargado 25 entre los elementos de conexión 33. Dicho miembro alargado formado por una ondulación intermedia comprende un pliegue curvado en S y es más largo que la distancia lineal entre los elementos de interconexión conectados de este modo unos con otros, al menos en el estado plegado mostrado en las figuras 5 y 6. Esto comunica holgura adicional y considerable expansibilidad a las escaleras espinales que se forman por tal serie de elementos de conexión conectados en el estado desplegado mostrado en la figura 7. Además, la orientación de los pliegues curvados en S en dichos miembros alargados 25, que es sustancialmente paralela al eje longitudinal del cuerpo al menos en el estado plegado mostrado en las figuras 5 y 6, permite que el miembro 25 se expanda uniformemente en una dirección que es sustancialmente perpendicular a dicho eje. Esto impide que el dispositivo se retuerza y gire sobre el catéter con globo una vez que está siendo expandido.

Como en la primera realización, también en este caso dichas serie de elementos de conexión interconectados desplazados mutuamente por una distancia de paso, forman más patrones que avanzan de manera sustancialmente helicoidal dentro de la estructura. Como las ondulaciones entrelazadas en sí mismas, estos patrones adicionales que giran helicoidalmente madurarán a esqueletos helicoidales que correrán a través de la estructura una vez que esté siendo expandida, véase la figura 7. Estos esqueletos adicionales corren sin embargo en una dirección diferente a los esqueletos creados por las ondulaciones, indicado por las líneas rectas en la figura 7, lo que da como resultado una estructura eventual con una considerable resistencia periférica en combinación con una excelente flexibilidad no expandida y desplegada. Como el dispositivo de la invención permite una libertad de diseño muy grande, estos aspectos pueden ser, una vez más, adaptados a lo largo de todo el dispositivo para ajustar las mejores características globales en cada parte del dispositivo.

Aunque la invención se ha descrito anteriormente con referencia a meramente unas pocas realizaciones, se apreciará que la invención es mucho más ampliamente aplicable. Son factibles muchas otras realizaciones y variaciones para un practicante experto. Como tal, él puede variar, por ejemplo, el paso mutuo de unas pocas o más ondulaciones subsecuentes, con o sin una variación de la amplitud, con el fin de adaptar la relación stent a vaso y la flexibilidad en el área en cuestión. Además, podrían ser implementadas en el stent partes modulares adicionales individualmente reconocibles en el stent, con el fin de añadir una funcionalidad específica. Como tal, se podría interponer una parte de transición entre la relativamente flexible parte central y las más rígidas partes intermedia y final, con el fin de aliviar la transición estructural entre esas partes del stent. Además, se puede elevar el número de elementos de conexión dentro de una vuelta completa del patrón helicoidal para introducir esqueletos reticulares adicionales en el dispositivo desplegado, dando como resultado incluso una resistencia periférica y capacidad de soporte del dispositivo mayores.

Asimismo, la anchura del filamento, así como las formas de las ondulaciones, se pueden variar y adaptar para cumplir características requeridas específicas, además de la flexibilidad y relación stent a vaso. Por ejemplo, el escorzo del dispositivo, es decir, la cantidad de reducción de longitud tras la expansión desde el estado plegado hasta el desplegado del dispositivo, su grado de retroceso, su resistencia tangencial, así como su radioopacidad. En cualquier caso, la presente invención proporciona al diseñador la mayor cantidad de libertad concebible.

Además, los miembros alargados que interconectan una serie de elementos de conexión como en la segunda realización no necesitan coincidir con las ondulaciones del patrón, y se pueden introducir en la estructura como elementos separados. Estos miembros además no necesitan necesariamente comprender un pliegue completo curvado en S o ni siquiera un pliegue curvado en S en absoluto, y pueden por otra parte consistir en más que sólo un pliegue tal. Además, a este respecto el diseñador tiene total libertad para adaptar el dispositivo a sus exigencias.

Claims (23)

1. Una endoprótesis intraluminar expansible, que comprende un miembro tubular (1) que tiene un primer y un segundo extremo y una pared superficial dispuesta entre dichos primer y segundo extremos, teniendo la pared un grosor sustancialmente uniforme y teniendo un primer diámetro en un primer estado, no expandido, que permite la colocación intraluminar del miembro en una luz de un pasaje corporal, particularmente un vaso sanguíneo, miembro que es capaz de adquirir un segundo diámetro en un estado expandido y deformado tras la aplicación, desde el interior del miembro tubular, de una fuerza que se extiende radialmente hacia fuera, segundo diámetro que es variable y dependiente de la cantidad de dicha fuerza aplicada al miembro tubular, por la cual el miembro tubular puede expandirse y deformarse para expandir la luz del pasaje corporal, comprendiendo al menos parte de la pared de dicho miembro tubular una estructura de ondulaciones mutuamente entrelazadas (2) que ha sido separada de una pared tubular sustancialmente sólida de un tubo hueco durante su fabricación retirando material de dicha pared tubular sustancialmente sólida, caracterizada porque en dicho primer estado no expandido dichas ondulaciones entrelazadas (2) son parte de una estructura sustancialmente continua que presenta al menos un patrón que avanza de manera sustancialmente helicoidal, circunferencialmente alrededor de un eje longitudinal de dicho miembro tubular, y porque dicha estructura sustancialmente continua comprende elementos de conexión (31, 32, 33) que conectan ondulaciones adyacentes, siendo dichos elementos de conexión una extensión integral de las ondulaciones que conectan.

2. La endoprótesis según la reivindicación 1, caracterizada porque dicha estructura comprende un filamento continuo que es separado de una pared tubular, porque dichas ondulaciones adyacentes están entrelazadas en una configuración sustancialmente helicoidal que avanza a lo largo de un eje longitudinal del cuerpo tubular para formar uno de dicho al menos un patrón sustancialmente helicoidal dentro de dicha estructura, y porque una primera vuelta helicoidal de dicho filamento alrededor de dicho eje longitudinal de dicho miembro tubular está conectada a una segunda vuelta adyacente tal de dicho filamento por medio de al menos uno de dichos elementos de conexión, siendo una extensión integral de dicho filamento.

3. La endoprótesis según la reivindicación 2, caracterizada porque las vueltas adyacentes de dicho filamento están conectadas unas con otras por medio de un número de elementos de conexión menor que el número de ondulaciones en dichas vueltas.

4. La endoprótesis según la reivindicación 2 ó 3, caracterizada porque dicha estructura comprende un número de vueltas de dicho filamento por las cuales los elementos de conexión a vueltas subsecuentes están desplazados radialmente para formar al menos un patrón sustancialmente helicoidal adicional de dicho al menos un patrón sustancialmente helicoidal dentro de dicha estructura.

5. La endoprótesis según la reivindicación 4, caracterizada porque los elementos de conexión a vueltas subsecuentes están desplazados radialmente por aproximadamente media distancia de paso de ondulación.

6. La endoprótesis según la reivindicación 4, caracterizada porque al menos una parte de la estructura comprende un número de elementos de conexión que están divididos de manera sustancialmente igual en cada vuelta de dicho filamento, y porque los elementos de conexión en vueltas sucesivas están desplazados helicoidalmente por aproximadamente una distancia de paso de ondulación.

7. La endoprótesis según la reivindicación 4, 5 ó 6, caracterizada porque dichos uno y adicional patrones sustancialmente helicoidales corren en direcciones helicoidales sustancialmente diferentes a lo largo del eje longitudinal.

8. La endoprótesis según una cualquiera de las reivindicaciones 2 a 7, caracterizada porque las ondulaciones en dicho filamento tienen un primer paso mutuo en una primera de dichas vueltas de dicho filamento y un segundo paso mutuo en una segunda de dichas vueltas, siendo el primer y segundo paso diferentes uno del otro.

9. La endoprótesis según una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, caracterizada porque al menos una parte de al menos una ondulación en al menos una vuelta de dicho al menos un patrón sustancialmente helicoidal tiene una amplitud incrementada, mientras que al menos la parte contigua de una ondulación contigua en una vuelta adyacente tiene una amplitud correspondientemente disminuida.

10. La endoprótesis según una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, caracterizada porque un primer par de ondulaciones adyacentes de dicha estructura está conectado por medio de un primer elemento de conexión, porque un segundo par de ondulaciones adyacentes de dicha estructura está conectado por medio de un segundo elemento de conexión, porque entre dichos primer y segundo pares de elementos de conexión al menos una ondulación de un par intermedio de ondulaciones tiene una amplitud incrementada, para llenar al menos parte de la longitud de dichos primer y segundo elementos.

11. La endoprótesis según una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, caracterizada porque dicha estructura comprende al menos una serie de elementos de conexión que están distribuidos de manera sustancialmente regular sobre al menos parte de la longitud de dicho cuerpo tubular, y porque los elementos de conexión sucesivos dentro de dicha al menos una serie están desplazados radialmente para formar un patrón sustancialmente helicoidal de dicho al menos un patrón sustancialmente helicoidal dentro de dicha estructura.

12. La endoprótesis según la reivindicación 11, caracterizada porque dichos elementos de conexión sucesivos están conectados mutuamente por un miembro alargado que tiene una longitud mayor que la distancia lineal entre dichos elementos de conexión en dicho primer estado no expandido de la estructura, con el fin de comunicar expansibilidad radial a la estructura.

13. La endoprótesis según la reivindicación 12, caracterizada porque dicho miembro alargado comprende un pliegue curvado sustancialmente en S.

14. La endoprótesis según la reivindicación 13, caracterizada porque dicho pliegue curvado sustancialmente en S está orientado sustancialmente paralelo al eje central del eje longitudinal del cuerpo tubular.

15. La endoprótesis según una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, caracterizada porque al menos algunos de los elementos de conexión comprenden un codal que interconecta diagonalmente un primer lado de una primera ondulación contigua a un lado opuesto de una segunda ondulación contigua, siendo el codal enteramente integral con dichas ondulaciones contiguas y teniendo una dirección diferente a la dirección helicoidal de diho un patrón sustancialmente helicoidal dentro de dicha estructura.

16. La endoprótesis según la reivindicación 15, caracterizada porque el primer lado de dicha primera ondulación, dicho lado opuesto de dicha segunda ondulación y dicho codal tienen una primera anchura de filamento y porque el lado opuesto de dicha primera ondulación y el primer lado de la segunda ondulación tienen una segunda anchura de filamento, siendo la primera anchura de filamento más grande que la segunda anchura de filamento.

17. La endoprótesis según la reivindicación 15 ó 16, caracterizada porque dicho codal que conecta lados opuestos de ondulaciones contiguas tiene una estructura sustancialmente en forma de S.

18. La endoprótesis según una cualquiera de las reivindicaciones 14 a 17, caracterizada porque los elementos de conexión comprenden cada uno dos codales intersecantes que son enteramente integrales uno con el otro y con las ondulaciones contiguas que conectan.

19. La endoprótesis según la reivindicación 18, caracterizada porque un primero de dichos codales intersecantes se extiende sustancialmente en la dirección helicoidal de dicho al menos un patrón sustancialmente helicoidal y tiene una anchura de codal que es más grande que una anchura de codal del otro de dichos codales intersecantes.

20. La endoprótesis según una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, caracterizada porque el cuerpo tubular comprende una parte central, dos partes exteriores en los extremos opuestos de dicho cuerpo tubular y al menos una parte intermedia entre la parte central y cada una de dichas partes finales, siendo las diferentes partes diseñadas según su función específica en el dispositivo.

21. La endoprótesis según la reivindicación 20, caracterizada porque al menos en una de las dos partes exteriores del cuerpo tubular las ondulaciones en dicha estructura tienen una amplitud gradualmente decreciente, ya sea o no en combinación con un paso o una anchura de filamento cambiante, con el fin de hacer a un extremo libre de dicha parte sustancialmente transversal al eje longitudinal de dicho cuerpo, al menos en dicho primer estado no expandido de dicha estructura.

22. La endoprótesis según la reivindicación 20 ó 21, caracterizada porque dicha parte central del cuerpo tubular comprende un primer número de elementos de conexión por vuelta helicoidal completa de dicho al menos un patrón sustancialmente helicoidal dentro de dicha estructura, porque al menos una de dichas partes intermedias comprende un segundo número de elementos de conexión de la estructura por vuelta helicoidal completa de dicho al menos un patrón sustancialmente helicoidal dentro de dicha estructura, y porque el primer número de elementos de conexión es más pequeño que dicho segundo número de elementos de conexión, comunicando una diferencia en flexibilidad entre ambas partes del cuerpo tubular.

23. La endoprótesis según la reivindicación 21 ó 22, caracterizada porque la parte central y una cualquiera de dichas partes intermedias están separadas una de la otra por una parte de transición con el fin de cambiar de manera uniforme el número de interconexiones entre vueltas adyacentes desde el primer número hasta el segundo número de elementos de conexión por vuelta helicoidal completa de dicho patrón.