ES2325103T3 - Aparato para la deposicion intraluminal de hidrogeles. - Google Patents
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Abstract
Un aparato para depositar un polímero dentro de un espacio dentro de un cuerpo que comprende: A un catéter (11) y un primer prepolímero y un segundo prepolímero que reaccionan de forma espontánea el uno con el otro bajo mezcla para formar un hidrogel biodegradable y biocompatible reticulado químicamente. A un catéter (11) con extremos proximal (12) y distal (13), orificios de entrada primero y segundo (14, 15), dispuestos en el extremo proximal (12), orificios de salida primero y segundo (16, 17) dispuestos en el extremo distal (13), un primer lumen (19) que une el primer orificio de entrada (14) con el primer orificio de salida (16), y un segundo lumen (20) que une el segundo orificio de entrada (15) con el segundo orificio de salida (17), en donde el catéter (11) se configura para inyectar en el espacio vacío una primera disolución acuosa que comprende al primer prepolímero y una segunda disolución acuosa que comprende al segundo prepolímero que reticulan químicamente de forma espontánea cuando se mezclan, con la primera y segunda disoluciones inyectables a través del primer y segundo lúmenes (19, 20), respectivamente, con el primer y segundo lúmenes configurados para que no tenga lugar dentro del catéter (11) la reticulación prematura.
Description
Aparato para deposición intraluminal de
hidrogeles.
Esta presente invención se refiere a un aparato
para aplicar hidrogeles dentro de lúmenes corporales para ocluir,
revestir o soportar un tejido. Más particularmente, la presente
invención se refiere a un aparato para suministrar
intraluminalmente dos o más componentes líquidos para formar in
situ un implante de hidrogel.
Los hidrogeles son materiales que absorben
solventes (tales como agua), sufren un rápido hinchamiento sin
disolución discernible, y mantienen redes tridimensionales capaces
de una deformación reversible. Véase, por ejemplo, Park, et
al., Biodegradable Hydrogels for Drug Delivery, Technomic
Pub. Co., Lancaster, PA. (1993).
Los hidrogeles pueden ser reticulados o no
reticulados. Los hidrogeles no reticulados son capaces de absorber
agua pero no se disuelven debido a la presencia de regiones
hidrófobas y hidrófilas. Un número de investigadores han explorado
el concepto de combinar componentes poliméricos hidrófilos y
hidrófobos en bloque (Okano, et al., "Effect of hydrophilic
and hydrophobic microdomains on mode of interaction between block
polimer and blood platelets", J. Biomed. Mat. Research,
15:393 - 402 (1981), o en estructuras copoliméricas de injerto
(Onishi, et al., en Contemporary Topics in Polimer
Science, (Bailey & Tsuruta, Eds.), Plenum Pub. Co., New
York, 1984, p. 149), y mezclas (Shah, "Novel
two-phase polymer system", Polymer,
28:1212 - 1216 (1987) y el Documento de Patente de los EE.UU. de
Número. 4.369.229 de Shah) para formar sistemas de dominio
"hidrófobo-hidrófilo", que son adecuados para
el procesado termoplástico. Vease, Shah, Capítulo 30, en Water
Soluble Polimers (Shalaby et al., Eds.), Volumen 467,
ACS-Symp. Ser., Amer. Chem. Soc., Washington (1991).
Estos materiales no reticulados pueden formar hidrogeles cuando se
colocan en un ambiente acuoso.
Las redes reticuladas de forma covalente de
polímeros hidrófilos, que incluyen polímeros solubles en agua se
denotan tradicionalmente como hidrogeles (o
acua-geles) en el estado hidratado. Los hidrogeles
se han preparado en base a cadenas poliméricas reticuladas de
monometacrilato de metoxipoli(etilenglicol) con longitudes
variables de las cadenas laterales de polioxietileno, y se ha
estudiado su interacción con los componentes de la sangre (Nagaoka
et al., en Polymers as Biomaterial (Shalaby et
al., Eds.), Plenum Press, 1983, p. 381). Se han usado un número
de hidrogeles acuosos en diferentes aplicaciones biomédicas, tales
como, por ejemplo, lentes de contacto blandas, tratamiento de
heridas, y suministro de fármacos.
Los hidrogeles no degradables hechos a partir de
poli(vinil pirrolidona) y de metacrilato se han diseñado
como dispositivos para ocluir la trompa de Falopio que se hinchaban
y ocluían el lumen de la trompa. Véase, Brundin, "Hydrogel tubal
bolcking device: P-Block", en Female
Transcervical Sterilization, (Zatuchini et al., Eds.)
Harper Row, Philadelphia (1982). Debido a que tales hidrogeles
sufren una relativamente pequeña cantidad de hinchamiento y no son
absorbibles, es decir la esterilización no es reversible, los
dispositivos descritos en la referencia anterior han encontrado una
utilidad limitada.
Por lo tanto sería deseable proporcionar los
métodos y el aparato de usar materiales de hidrogel para ocluir
temporalmente un lumen corporal que superen los inconvenientes de
las composiciones y de los métodos previamente conocidos.
Las conexiones vasculares anormales, conocidas
como malformaciones arteriovenosas (AVMs, del inglés Arteriovenosas
malformations), pueden desarrollarse como un defecto congénito o
como resultado de un trauma iatrogénico u otro trauma. Un AVM puede
conducir a una desviación sustancial de la sangre destinada un
tejido concreto y puede, por lo tanto, engendrar una variedad de
síntomas, incluyendo aquellos que conducen a la morbilidad. También
pueden ocurrir hematomas subdurales y hemorragias como resultado de
la presencia de un AVM.
A menudo se lleva a cabo la intervención
quirúrgica para corregir los AVMs. También se usan las
aproximaciones radiológicas intervencionales para eliminar los AVMs
por embolización, en los que el objetivo de la embolización es
eliminar selectivamente una estructura vascular anormal, mientras se
preserva el suministro de sangre al tejido normal circundante. La
embolización se logra típicamente usando microcateteres blandos de
bajo perfil que permiten una cateterización superselectiva en el
cerebro para suministrar un material de tipo embólico bajo guía
fluoroscópica. Se han usado diferentes materiales de tipo embólico
en el tratamiento endovascular en el sistema nervioso central,
tales como cianoacrilatos, mezclas del copolímero alcohol de
vinilo-etileno, etanol, estrógeno,
poli(acetato de vinilo), polímero de acetato de celulosa,
poli(alcohol de vinilo), esponjas de gelatina, colágeno
microfibrilar, hilos de seda para sutura quirúrgica, globos de quita
y pon, y espirales. El suministro de estos materiales de tipo
embólico a menudo requiere el uso de sistemas complicados de
suministro.
Por lo tanto sería deseable proporcionar métodos
y un aparato para usar sistemas de hidrogel multicomponentes como
materiales de tipo embólico para ocluir malformaciones
arteriovenosas, aprovechándose así de la relativa facilidad con la
que se pueden suministrar los componentes reticulables de un sistema
de hidrogel.
\global\parskip0.970000\baselineskip
El Documento de Patente de los EE.UU. de Número.
5.785.679 de Abolfathi et al. describe los métodos y el
aparato para excluir aneurismas con agentes moldeables
"in-situ", tales como hidrogeles
iniciados térmicamente y acuo-hinchables,
inyectando intraluminalmente o laparoscópicamente el material
moldeable alrededor de un miembro inflable dispuesto en el vaso. La
referencia también describe embeber un stent en el material
moldeable como soporte mejorador. La Publicación Internacional de
Número WO 95/08289 describe un sistema similar para excluir
aneurismas usando materiales fotopolimerizables. Ambos sistemas
emplean miembros inflables que parcialmente o totalmente ocluyen el
vaso y moldean el material moldeable durante la polimerización.
El Documento de Patente de los EE.UU. de Número
5.443.454 se refiere a un catéter que contiene un lumen para la
introducción de una sustancia líquida y que está dotado en el
extremo distal del mismo con un dispositivo de rotación para
extrudir la sustancia líquida en la forma de un material de tipo
embólico filamentoso.
La Publicación Internacional de Número WO
99/20326 se refiere a un catéter que incluye múltiples lúmenes para
el suministro de una composición de tipo embólica líquida a través
de un primer lumen, y para el suministro de un agente de
solidificación a través de un segundo lúmen. El catéter se usa para
inyectar un líquido que incluye una composición de polímero
disuelta en un disolvente a través del primer lumen mientras se
inyecta un agente de solidificación a través del segundo lúmen. El
agente de solidificación fomenta la disipación del disolvente de la
composición del polímero de tal forma que tiene lugar la
solidificación de la composición del polímero.
La Publicación Internacional de Número WO
99/11191 se refiere a un sistema para implantar una fibra de
polisacárido reticulado. En una cánula se mezclan un líquido que
incluye un polisacárido y un líquido que incluye un agente
reticulante para formar la fibra reticulada en la cánula. Después de
esto, el fluido portador suministra la fibra a través de la cánula
para la implantación.
La Publicación Internacional de Número WO
91/07197 se refiere a un dispositivo de inyección para inyectar al
menos dos componentes que reaccionan cuando se ponen en contacto. El
dispositivo comprende una aguja de inyección hueca para recibir los
componentes que se van a mezclar. Entonces, los componentes se
introducen a un plano común en la aguja, en donde tiene lugar la
reacción de los componentes.
El Documento de Patente de los EE.UU. de Número
5.067.497 se refiere a un montaje tubular que puede ser entubado
dentro de un conducto corporal. El montaje comprende un cuerpo
tubular principal que permite el paso del fluido en cualquier
dirección, un dobladillo inflable cerca del extremo distal del
cuerpo tubular principal para localizar y asegurar el montaje
dentro de un conducto corporal además de para sellar el espacio por
encima del dobladillo, y un tubo de succión que permanece externo
al paciente durante la intubación.
Por lo tanto sería deseable proporcionar un
aparato para excluir aneurismas usando hidrogeles que se formen
in situ, sin ocluir parcialmente o totalmente el vaso.
A la vista de lo anterior, es un objeto de la
presente invención proporcionar un aparato de usar materiales de
hidrogel para ocluir temporalmente un lumen corporal que supere los
inconvenientes de las composiciones y métodos previamente
conocidos.
Es otro objeto de esta invención proporcionar un
aparato para usar sistemas de hidrogel
milti-componentes como materiales de tipo embólico
para ocluir malformaciones arteriovenosas, aprovechándose así de la
relativa facilidad con la que se pueden suministrar los componentes
reticulables de un sistema de hidrogel.
Es un objeto adicional de la presente invención
proporcionar un aparato para excluir aneurismas usando hidrogeles
que se forman in situ, sin ocluir parcialmente o totalmente
el vaso.
Éstos y otros objetos de la invención se logran
proporcionando el aparato de la Reivindicación 1.
Según la presente invención, se proporcionan
sistemas de suministro para suministrar de forma separada los
componentes de prepolímero de un sistema de hidrogel, sin una
reticulación prematura dentro del sistema de suministro. En una
realización, el sistema de suministro incluye un elemento oclusivo
para fijar un extremo distal y aislar la región en la que se va a
formar in situ el hidrogel. En otra realización, el sistema
de suministro puede incluir regiones de rigidez variable para
posibilitar el paso a través de una anatomía tortuosa. En otra
realización, el sistema de suministro incluye una punta dirigible.
En realizaciones adicionales alternativas, los componentes de
prepolímero del sistema de hidrogel se pueden mezclar conjuntamente
en una cámara de mezcla dispuesta en una región distal del sistema
de suministro, y entonces extrudir los componentes en el lumen o el
espacio vacío corporal durante el proceso de reticulación, para
reducir el lavado o la dilución de los componentes.
Las características adicionales de la invención,
su naturaleza y las diferentes ventajas se hacen más mucho más
evidentes a partir de los dibujos que se acompañan y de la siguiente
descripción detallada de las realizaciones preferentes, en las
que:
\global\parskip1.000000\baselineskip
Las Figuras 1A y 1B son, respectivamente, una
vista lateral y una vista de la sección transversal, tomadas a lo
largo de la línea de visión 1B--1B, de un sistema de suministro
construido según la presente invención para inyectar dos
componentes reticulables in situ para ocluir un lumen
corporal o una malformación arteriovenosa;
La Figura 2 ilustra un método de usar el aparato
de la Figura 1 para ocluir las trompas de Falopio;
La Figura 3 es una vista lateral, percialmente
en sección, de un sistema de suministro de la presente invención
con una región distal flexible y una cámara de mezcla;
La Figura 4 es una vista lateral de un sistema
de suministro de la presente invención con una punta dirigible;
y
Las Figuras 5A y 5B ilustran un método de usar
el aparato de la Figura 4 para excluir un aneurisma.
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La presente invención está orientada a los
métodos y al aparato para suministrar intraluminalmente dos o más
disoluciones reticulables para formar in situ implantes de
hidrogel. La siguiente descripción escrita describe los sistemas de
hidrogel multi-componentes adecuados para tal uso,
los sistemas de suministro para depositar tales sistemas de
hidrogel, y proporciona ejemplos ilustrativos del uso del aparato y
de los métodos de la invención.
Las soluciones reticulables preferentes para el
uso según los principios de la presente invención incluyen aquellas
que se puedan usar para formar implantes en lúmenes o espacios
vacíos, y aquellas que puedan formar reticulaciones físicas,
reticulaciones químicas, o ambas. Las reticulaciones físicas pueden
ser resultado de acomplejación, puentes de hidrógeno,
desolvatación, interacciones de Van der Waals, enlace iónico, etc.,
y se pueden iniciar por mezcla de dos componentes que están
físicamente separados hasta que se combinan in situ, o como
consecuencia de una condición predominante en el entorno
fisiológico, tal como temperatura, pH, fuerza iónica, etc. La
reticulación química se puede realizar por cualesquiera de un número
de mecanismos, que incluyen polimerización por radicales libres,
polimerización por condensación, polimerización catiónica o
aniónica, polimerización por crecimiento por etapas, etc. Cuando se
emplean dos disoluciones, cada disolución contiene preferentemente
un componente de un sistema de co-inicio y un agente
reticulante de contacto. Las disoluciones se almacenan por separado
y se mezclan cuando se suministran en un lumen de tejido.
Los hidrogeles adecuados para el uso según los
principios de la presente invención preferentemente reticulan
espontáneamente sin requerir el uso de una fuente de energía
externa. Tales sistemas permiten un buen control del proceso de
reticulación, porque la gelificación no ocurre hasta que se acciona
el catéter y tiene lugar la mezcla de las dos disoluciones. Si se
desea, una o ambas disoluciones reticulables pueden contener agentes
de contraste u otros dispositivos para visualizar el implante de
hidrogel. Alternativamente, se puede producir un compuesto
coloreado como un subproducto del proceso reactivo. Las soluciones
reticulables también pueden contener un fármaco bioactivo o un
compuesto terapéutico que esté encapsulado en el implante
resultante, es decir el implante de hidrogel sirve como función de
suministro de fármacos.
Las propiedades del sistema de hidrogel, con
excepción de la capacidad de reticulación, se deberían seleccionar
preferentemente según el objeto de la aplicación. Por ejemplo, si
el implante de hidrogel se va a usar para ocluir temporalmente un
órgano reproductivo, tal como una trompa de Falopio, es preferente
que el sistema de hidrogel sufra un hinchamineto significativo y
sea biodegradable. Alternativamente, el hidrogel puede tener
propiedades trombóticas, o sus componentes pueden reaccionar con la
sangre u otros fluidos corporales para formar un coágulo.
Otras aplicaciones pueden requerir diferentes
características del sistema de hidrogel. Existe una extensa
bibliografía que describe la formulación de materiales reticulables
para aplicaciones médicas concretas, cuyas fórmulas se pueden
adaptar fácilmente para el uso en la presente invención con una
pequeña experimentación. Por lo general, los materiales se deben
seleccionar en base a la biocompatibilidad exhibida y a la falta de
toxicidad. También, las disoluciones de hidrogel no deben contener
disolventes dañinos o tóxicos.
Además, las disoluciones del sistema de hidrogel
no deben contener disolventes dañinos o tóxicos.
Preferentemente, las disoluciones son
substancialmente solubles en agua para permitir la aplicación en una
disolución fisiológicamente compatible, tal como una disolución
salina isotónica tamponada. Los revestimientos solubles en agua
pueden formar películas delgadas, pero más preferentemente forman
geles tridimensionales de grosor controlado. También es preferente
en casos en los que el revestimiento sea biodegradable, es decir,
que no tenga que ser recuperado del cuerpo. La biodegradabilidad,
tal como se una en la presente invención, se refiere a la
desintegración predecible del revestimiento en moléculas lo bastante
pequeñas como para ser metabolizadas o excretadas bajo condiciones
fisiológicas normales.
La reticulación física puede ser intramolecular
o intermolecular o en algunos casos, ambas. Por ejemplo, los
hidrogeles se pueden formar por la interacción iónica de iones
metálicos catiónicos divalentes (tales como Ca+2 y Mg+2) con
polisacáridos iónicos tales como alginatos, gomas de xantano, goma
natural, agar, agarosa, carragenano, fucoidan, furcelaran,
laminaran, hypnea, eucheuma, goma arábiga, goma ghatti, goma karaya,
goma tragacanto, goma de la semilla del árbol de Carob,
arabinogalactano, pectina, y amilopectina. Estas reticulaciones se
pueden invertir fácilmente por exposición a especies quelantes de
los iones metálicos reticulantes, por ejemplo, el ácido
etilen-diamin-tetraacético. Los
polímeros catiónicos multifuncionales, tales como
poli(L-lisina), poli(alilamina),
poli(etilenimina), poli(guanidina),
poli(vinilamina), que contienen una pluralidad de
funcionalidades aminas a lo largo de la cadena principal, se pueden
usar para inducir más reticulaciones iónicas.
A menudo, las interacciones hidrófobas son
capaces de inducir el intricamiento físico, especialmente en
polímeros, lo que induce a aumentos en la viscosidad, a la
precipitación, o a la gelificación de las disoluciones poliméricas.
Por ejemplo, los copolímeros de bloque de poli(oxietileno) -
poli(oxipropileno), disponibles bajo el nombre comercial de
PLURONIC®, BASF Corporation, Mount Olive, New Jersey, son bien
conocidos por exhibir un comportamiento termorreversible en
disolución. Así, una disolución acuosa de 30% de PLURONIC®
F-127 es un líquido de relativamente baja
viscosidad a 4ºC y forma un gel pastoso a temperaturas fisiológicas
debido a las interacciones hidrófobas. Otros copolímeros de bloque
e injerto de polímeros insolubles y solubles en agua exhiben efectos
similares, por ejemplo, los copolímeros de poli(oxietileno)
con poli(estireno), poli(caprolactona),
poli(butadieno), etc.
Las técnicas para adaptar la temperatura de
transición, es decir, la temperatura a la que una disolución acuosa
se transforma a un gel debido a la unión física, se conocen per
se. Por ejemplo, la temperatura de transición se puede reducir
aumentando el grado de polimerización del bloque o de la cadena
injertada hidrófoba en referencia al del bloque hidrófilo. El
aumento en el peso molecular polimérico global, mientras se mantiene
la relación hidrófilo:lipófilo inalterada también conduce a una
temperatura de transición de gel más baja, porque las cadenas
poliméricas se intrincan de una forma más eficaz. Asimismo, se
pueden obtener geles a concentraciones relativas más bajas en
comparación con los polímeros con pesos moleculares más bajos.
Las disoluciones de otros polímeros sintéticos
tales como poli(N-alquilacrilamidas) también
forman hidrogeles que exhiben un comportamiento termorreversible y
exhiben reticulaciones físicas débiles al calentarse. Durante la
deposición de las disoluciones termorreversibles, las disoluciones
se pueden enfriar de modo que, bajo contacto con el tejido objeto a
las temperaturas fisiológicas, la viscosidad aumenta como resultado
de la formación de reticulaciones físicas. De manera similar,
también se pueden emplear polímeros sensibles al pH que tienen una
baja viscosidad a pH ácido o pH básico, y exhiben un aumento de la
viscosidad al alcanzar un pH neutro, por ejemplo, debido a la una
solubilidad reducida.
Por ejemplo, los polímeros polianiónicos tales
como poli(ácido acrílico) o poli(ácido metacrílico) poseen una baja
viscosidad a pHs ácidos que aumenta a medida que los polímeros están
más solvatados a pHs más altos. Además, la solubilidad y la
gelificación de tales polímeros se pueden controlar por interacción
con otros polímeros solubles en agua que se acomplejen con los
polímeros polianiónicos. Por ejemplo, es bien conocido que el
poli(óxido de etileno) de un peso molecular por encima de 2.000 se
disuelve para formar disoluciones transparentes en agua. Sin
embargo, cuando se mezclan estas disoluciones con disoluciones
transparentes similares de poli(ácido metacrílico) o de poli(ácido
acrílico) ocurre el espesamiento, la gelificación, o la
precipitación dependiendo del pH, en particular, y de las
condiciones concretas usadas (por ejemplo véase Smith et al.,
"Association reactions for poly(alkylene oxides) and
poly(carboxylic acids)," Ind. Ind. Chem., 51:1361
(1959). Así, se puede seleccionar un sistema de disolución acuosa de
dos componentes de modo que el primer componente (entre otros
componentes) consiste en poli(ácido acrílico) o poli(ácido
metacrílico) a un elevado pH de alrededor 8-9 y el
otro componente consiste en (entre otros componentes) una disolución
de poli(etilenglicol) a un pH ácido, de tal modo que cuando
se combinan las dos disoluciones in situ dan como resultado
un aumento inmediato en la viscosidad debido a la reticulación
física.
También se puede obtener la gelificación física
en varios polímeros de origen natural. Por ejemplo la gelatina, que
es una forma hidrolizada de colágeno, es uno de los polímeros que
más comúnmente ocurren fisiológicamente, gelifica por formación de
reticulaciones físicas cuando se enfría desde una temperatura
elevada. Otros polímeros naturales, tales como los
glucosaminoglucanos, por ejemplo, el ácido hialurónico, contienen
grupos funcionales aniónicos y catiónicos a lo largo de cada cadena
polimérica. Esto permite la formación de reticulaciones iónicas
intramoleculares así como de reticulaciones iónicas
intermoleculares, y son las responsables de la naturaleza
tixotrópica (o pseudoplástica) del ácido hialurónico. Las
reticulaciones se rompen temporalmente durante la aplicación de una
fuerza cortante, lo que tiene como resultado unas viscosidades
aparentes bajas y el flujo, y se forman nuevamente al retirar la
fuerza cortante, haciendo que de ese modo se forme nuevamente
gel.
Los monómeros poliméricos polimerizables
solubles en agua con una funcionalidad >1 (es decir, que forman
redes reticuladas en la polimerización) y que forman hidrogeles se
designan de ahora en adelante en la presente invención como
"macrómeros".
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Se pueden usar varios grupos funcionales para
facilitar las reacciones de reticulación química. Cuando estos
grupos funcionales son auto condensables, tales como los grupos
funcionales insaturados etilénicamente, solo el agente reticulante
es suficiente para dar como resultado la formación de un hidrogel,
cuando la polimerización se inicia con los agentes apropiados. Si
se usan dos disoluciones, cada disolución contiene preferentemente
un componente de un sistema de co-iniciación y uno
de componente de reticulación de contacto. Las disoluciones se
almacenan en compartimientos separados de un sistema de suministro,
y se mezclan cuando se depositan en o dentro del tejido.
Un ejemplo de un sistema iniciador adecuado para
el uso en la invención en la presente invención es la combinación
de un compuesto de peroxígeno en una disolución, y de un ion
reactivo, tal como un metal de transición, en la otra. También se
pueden usar de forma ventajosa otros dispositivos para reticular los
macrómeros para formar in situ implantes de tejidos,
incluyendo macrómeros que contienen grupos que demuestran actividad
hacia grupos funcionales tales como aminas, iminas, tioles,
carboxilos, isocianatos, uretanos, amidas, tiocianatos, hidroxilos,
etc., que pueden estar presentes de forma natural dentro, en, o
alrededor del tejido. Alternativamente, tales grupos funcionales se
pueden opcionalmente proporcionar en el lumen como parte del sistema
de hidrogel.
Los sistemas de hidrogel preferentes son
aquellos sistemas multi-componentes biocompatibles
que reticulan espontáneamente cuando se mezclan los componentes,
pero en los que los dos o más componentes son estables de forma
individual. Tales sistemas incluyen, por ejemplo, los que contienen
macrómeros que son aminas di o multifuncionales en un componente y
los que contienen el oxirano di o multifuncional que resta en el
otro componente. También se pueden usar otros sistemas iniciadores,
tales como componentes de los iniciadores del tipo redox. La mezcla
de las dos o más disoluciones puede dar como resultado una
polimerización por adición o una polimerización por condensación
que conduce de forma adicional a la formación de un implante.
Se puede usar cualquier monómero capaz de ser
reticulado para formar un implante biocompatible. Los monómeros
pueden ser moléculas pequeñas, tales como ácido acrílico o
vinil-caprolactama, moléculas más grandes que
contienen grupos polimerizables, tales como polietilenglicol con
acrilato (PEG-diacrilato), u otros polímeros que
contienen grupos insaturados etilénicamente, tales como aquellos
del Documento de Patente de los EE.UU. de Número 4.938.763 de Dunn
et al., de los Documentos de Patente de los EE.UU. de Números
5.100,992 y 4.826.945 de Cohn et al., de los Documentos de
Patente de los EE.UU. de Números 4.741.872 y 5.160,745 de De Luca
et al., y de los Documentos de Patente de los EE.UU. de
Números 5.410,016 de Hubbell et al.
Los monómeros preferentes son los macrómeros
biodegradables y solubles en agua descritos en el Documento de
Patente de los EE.UU. de Número 5.410,016 de Hubbell et al.
Estos monómeros se caracterizan por tener al menos dos grupos
polimerizables, separados por al menos una región degradable. Cuando
se polimerizan en agua, estos monómeros forman geles coherentes que
persisten hasta que se eliminan por
auto-degradación. En la realización más preferente,
el macrómero se forma con un núcleo de un polímero que es soluble en
agua y biocompatible, tal como polietilenglicol - óxido de
polialquileno, flanqueado por hidroxiácidos tales como ácido
láctico, con grupos acrilato unidos al mismo. Los monómeros
preferentes, además de ser biodegradables, biocompatibles, y no
tóxicos, también serán al menos algo elásticos después de la
reticulación o del curado.
Se ha determinado que los monómeros con
distancias largas entre las reticulaciones son generalmente más
blandos, más compatibles, y más elásticos. Así, en los polímeros de
Hubbell, et al., la longitud aumentada del segmento soluble
en agua, tal como el polietilenglicol, tiende a mejorar la
elasticidad. Para tales aplicaciones se prefieren pesos moleculares
del polietilenglicol en el intervalo de 10,000 a 35.000, aunque los
intervalos de 3.000 a 100,000 también son útiles.
En los sistemas iniciadores redox se pueden usar
los iones metálicos como un agente oxidante o como un agente
reductor. Por ejemplo, los iones ferrosos se pueden usar
conjuntamente con un peróxido o con un hidroperóxido para iniciar
la polimerización, o como partes de un sistema de polimerización. En
este caso, los iones ferrosos sirven como un agente reductor. En
otros sistemas iniciadores conocidos con anterioridad, los iones
metálicos sirven como un agente oxidante.
Por ejemplo, el ion cérico (estado de valencia
4+ del cerio) interactúa con diferentes grupos orgánicos,
incluyendo a los ácidos carboxílicos y los uretanos, para quitar un
electrón al ion metálico, y dejar un radical iniciador en el grupo
orgánico. En dicho sistema, el ion metálico actúa como un agente
oxidante. Los iones metálicos potencialmente apropiados para ambos
papeles son cualquiera de los iones de los metales de transición,
los lantánidos y los actínidos, que tienen al menos dos estados de
oxidación fácilmente accesibles.
Los iones metálicos preferentes tienen al menos
dos estados separados por solamente una diferencia en la carga. De
éstos, los más comúnmente usados son férrico/ferroso;
cúprico/cuproso; cérico/ceroso; cobáltico/cobaltoso; vanadato V vs.
IV; permanganato; y mangánico/manganoso. También se pueden usar
compuestos que contienen peroxígeno, tales como peróxidos e
hidroperóxidos, que incluyen peróxido de hidrógeno, hidroperóxido de
t-butilo, peróxido de t-butilo,
peróxido de benzoílo, peróxido de cumilo, etc.
Los sistemas iniciadores térmicos se pueden usar
más que los sistemas de tipo redox descritos anteriormente en la
presente invención. Se pueden usar diferentes iniciadores de
radicales libres de baja temperatura disponibles comercialmente,
tal como el V-044, disponible de Wako Chemicals USA,
Inc., Richmond, VA, para iniciar las reacciones de reticulación por
radicales libres a las temperaturas corporales para formar los
implantes de hidrogel con los monómeros anteriormente
mencionados.
En referencia a las Figuras 1A y 1B, se describe
un sistema de suministro ilustrativo construido según los
principios de la presente invención. El sistema de suministro 10
comprende el catéter multi-lumen 11 con un extremo
proximal 12 y un extremo distal 13. El extremo proximal 12 incluye
los orificios de entrada 14 y 15 unidos a los respectivos orificios
de salida 16 y 17 dispuestos cerca de la punta 18 vía los lúmenes
separados 19 y 20, respectivamente. El orificio de entrada del
alambre-guía 21 y el orificio para el inflado del
globo 22 están unidos vía los lúmenes separados 23 y 24,
respectivamente, al orificio de salida del
alambre-guía 25 y del globo 26.
La banda de agente marcador
radio-opaco 27 se dispone dentro del globo 26, o en
otro sitio en el extremo distal 13, para ayudar en el
posicionamiento del extremo distal 13 del sistema de suministro 10
dentro de un lumen corporal bajo guía fluoroscópica. El
alambre-guía 30 se extiende a través del orificio de
entrada del alambre de guía 21 y del orificio de salida 25, y se
puede usar, por ejemplo, para guiar intraluminalmente la punta 18
del sistema de suministro 10 a un lugar de tratamiento, tal como una
trompa de Falopio o una arteria coronaria o periférica. El globo 26
se puede inflar para sujetar al catéter 11 en la posición dentro de
un lumen corporal durante la formación de un implante de hidrogel,
y también puede ocluir un lumen para impedir el flujo de fluido
procedente de diluir las disoluciones del prepolímero durante la
gelificación. El sistema de suministro 10 puede incluir
opcionalmente una vaina exterior que rodea el globo 26 cuando el
globo esta desinflado.
Alternativamente, el catéter 11 se puede
configurar para tener solamente tres lúmenes, por ejemplo, los
lúmenes 19, 23 y 24 de la realización de la Figura 1B, omitiendo
así el orificio de entrada 15 y el orificio de salida 17. En este
caso, el lumen 19 une el orificio de entrada 14 con el orificio de
salida 16, el lumen 23 une el orificio de entrada del
alambre-guía 21 con el orificio de salida 25, y el
lumen 24 une el orificio para inflar 22 con el interior del globo
26. En funcionamiento, el lumen 23 se puede inicialmente usar para
colocar el catéter de suministro 10 en una posición deseada, y
entonces se retira el alambre-guía 30, Entonces se
inyecta una primera disolución reticulable a través del lumen 23
mientras que se inyecta una segunda disolución reticulable a través
del lumen 19. Las disoluciones reticulables reticulan cuando se
mezclan para formar un implante de hidrogel.
Como una alternativa adicional a la realización
de la Figura 1, el lumen del alambre-guía 23 no
necesita prolongarse a lo largo del catéter para formar un catéter
denominado de "sobre alambre". En lugar de ello, el lumen del
alambre-guía 23 se puede configurar como un lumen
más corto que sale del catéter 11 a través de un corte muy próximo
al globo 26 para formar un catéter denominado de "intercambio
rápido", como el descrito, por ejemplo, en el Documento de
Patente de los EE.UU. de Número. 4.762.129 de Bonzel.
El sistema de suministro 10 se puede fabricar de
cualquiera de una amplia variedad de materiales que sean lo
suficientemente flexibles y biocompatibles. Por ejemplo, son
adecuados polietilenos, nylons, cloruros de polivinilo, amidas de
bloque de poliéter, poliuretanos, y otros materiales similares. Es
preferente que el material tenga un bajo coeficiente de fricción,
al menos dentro del lumen 23, para facilitar el movimiento del
sistema de suministro sobre el alambre-guía 30.
Alternativamente, el lumen 23 se puede revestir con un material
lubricante para reducir la resistencia a la fricción entre la pared
del lumen 23 y el alambre-guía 30. Por ejemplo, si
el catéter 11 comprende un uretano, los lúmenes del dispositivo se
pueden recubrir con un material en base a óxido de polietileno para
proporcionar lubricidad.
El globo 26 comprende preferentemente un
material relativamente compatible para posibilitar al sistema de
suministro 10 que proporcione la oclusión completa de un lumen
corporal en un intervalo de diámetros de lumen. Además, con globos
compatibles es menos probable que se provoque un trauma al tejido
del lumen, reduciendo de ese modo el potencial de complicaciones
como resultado de un sobre-inflado. Los materiales
de globo compatibles adecuados incluyen, pero no están limitados a,
látex, uretanos, y amidas de bloque de poliéter.
El sistema de suministro 10 debería ser de un
tamaño apropiado para facilitar el suministro, debería tener un
perfil mínimo, y debería provocar un trauma mínimo cuando se inserta
y se hace avanzar hacia un lugar de tratamiento. En una realización
adecuada para formar implantes de hidrogel en las trompas de
Falopio, en los vasos coronarios o periféricos, el sistema de
suministro 10 no es preferentemente más grande de aproximadamente
1,6 milímetros (0,065 pulgadas) para permitir el suministro a través
de un catéter de guía coronario estándar. El dispositivo también se
hace preferentemente de un tamaño para que pase fácilmente a través
de lesiones obstructoras y para que se pueda suministrar por medio
de alambres guía de pequeño diámetro, tales como alambres guía con
un diámetro de aproximadamente 0,30-0,45 milímetros
(0,012-0,018 pulgadas), tales como los comúnmente
usados en las arterias coronarias.
Opcionalmente, si se desea, el globo 26 se puede
sustituir por un globo de moldeo, tal como el descrito en los
anteriormente indicados Documento de Patente de los EE.UU. de Número
5.785.679 o en la Publicación Internacional de Número WO 95/08289
para aislar un espacio en el cual se forma un implante de hidrogel.
Tales globos delmoldeo comprenden preferentemente tereftalatos de
polietileno o polietilenos reticulados, que exhiben un reducido
cambio en el diámetro en un amplio rango de presiones de inflado.
Los polietilenos irradiados tienen baja energía superficial y por
lo tanto también son deseables para minimizar el efecto de la
adherencia de los materiales poliméricos al globo de moldeo.
Alternativamente, se puede usar un revestimiento con baja energía
superficial para facilitar la liberación del material polimérico de
otros globos. Tales revestimientos incluyen aceites de silicona,
fluoropolímeros, agentes tensioactivos, hidrogeles u otros
materiales hidrófobos con baja energía superficial.
Puesto que los globos no compatibles, cuando
están inflados, mantienen un tamaño substancialmente constante sin
importar la presión interna, es preferente que en el caso de
aplicaciones de revestimiento de gel, tales como las descritas en
el Documento de Patente de los EE.UU. de Número 5.328.471 de
Slepian, el globo sea de un tamaño de aproximadamente
0,20-1,0 milímetros más pequeño que el diámetro del
vaso que va a ser tratado. De esta manera se puede disponer de un
revestimiento de gel con un espesor de aproximadamente
0,10-0,50 milímetros en un espacio interior de un
lumen. Alternativamente, se puede usar un globo moderadamente
compatible, por ejemplo, hecho de un uretano, de una poliolefina o
de un nylon, para tratar un intervalo más amplio de diámetros de
vaso mientras que se permite un espesor de gel a la medida.
En referencia ahora a la Figura 2, se describe
un método de usar el sistema de suministro 10 de la Figura 1 para
suministrar materiales precursores formadores de hidrogel dentro del
lumen de una trompa de Falopio. Se acceden a las trompas de Falopio
F haciendo pasar al catéter 11 a través del cérvix C bajo guía
fluoroscópica. El extremo proximal 12 del sistema de suministro 10
está unido al dispositivo tipo jeringa doble 35 con un accionador
36 que permite la inyección simultánea de las dos disoluciones
reticulables, descritas anteriormente en la presente invención. El
globo 26 se puede inflar con un fluido que contiene un agente de
contraste para verificar la colocación de la punta 18.
Si se desea, seguido al inflado del globo 26, se
puede llenar o inundar el espacio de tratamiento con una
disolución, tal como una disolución salina inerte, para retirar la
sangre y otros fluidos biológicos del espacio de tratamiento. El
sistema de suministro 10 puede incluir opcionalmente un lumen
adicional para permitir que tales líquidos limpiadores salgan del
espacio del tratamiento. Alternativamente, en el espacio de
tratamiento se puede inyectar una disolución
no-inerte, tal como una disolución que contiene un
agente farmacéutico.
Entonces se presiona el accionador 36 de modo
que se suministran las disoluciones a través de los orificios de
salida 16 y 17 dentro de la trompa Falipio y distales del globo 26.
Se deja de las disoluciones se mezclen y reticulen, formando así el
tapón 38 que ocluye la trompa de Falopio. Entonces, se desinfla el
globo 26 y se retira el catéter 11.
En referencia ahora a la Figura 3, se describe
una realización alternativa de un sistema de suministro construido
según los principios de la presente invención. El sistema de
suministro 40 comprende el catéter de doble lumen 41 con la región
proximal 42 y región distal flexible 43. La región proximal 42
incluye los orificios de entrada 44 y 45 unidos a la cámara de
mezcla opcional 46 y a los orificios de salida 47 dispuestos en la
punta 48. Se pueden disponer una o más bandas de un agente marcador
radio-opaco (no mostradas) en la región distal 43
para ayudar en el posicionamiento del sistema de suministro 40
dentro de un lumen corporal natural o inducido bajo guía
fluoroscópica. El sistema de suministro 40 puede tener un perfil muy
pequeño para los vasos muy pequeños, por ejemplo, por debajo de 1,6
milímetros, para el uso en vasos cerebrovasculares.
El sistema de suministro 40 es particularmente
adecuado para el uso donde el material polimérico se va a aplicar a
una superficie de un lumen corporal natural o inducido o a un
espacio vacío, y que a través del mismo no fluya un fluido corporal
a alta velocidad. Las disoluciones del prepolímero se inyectan vía
los lúmenes 49 y 49' en la cámara de mezcla a una velocidad
seleccionada de modo que las disoluciones de prepolímero empiezan a
reticular en la cámara 46, extrudiendo el gel parcialmente formado
resultante a través de los orificios de salida 47 en el lumen o en
el espacio vacío. De esta manera, se reduce o elimina el lavado o la
dilución de las disoluciones del prepolímero durante la deposición,
reduciendo de ese modo el riesgo de que las disoluciones del
prepolímero causen procesos de embolia en otras porciones, por
ejemplo, el en sistema vascular.
Por lo tanto, el sistema de suministro 40 impide
la reticulación prematura de las disoluciones del prepolímero,
mientras que también posibilita que las disoluciones se mezclen y
parcialmente gelificen antes de ser depositadas en el lumen o
espacio vacío corporal. El sistema de suministro puede ser
especialmente útil en depositar sistemas de hidrogel que formen
reticulaciones físicas y químicas, en donde la reticulación física
se realiza por mezcla de las disoluciones del prepolímero en la
cámara de mezcla 46. El gel parcial extrudido de la cámara de mezcla
46 a través de los orificios de salida 47 entonces puede tener la
suficiente integridad mecánica para permanecer en la posición en el
lumen o espacio vacío corporal durante el proceso de reticulación
química.
Alternativamente, la región distal 43 del
sistema de suministro 40 puede comprender un material muy flexible,
puede omitir la cámara de mezcla 46, y puede tener un diámetro más
pequeño que el del catéter 41. La región distal 43 puede estar
soldada por inducción, unida o pegada al extremo distal del catéter
41 por medio de uno cualquiera de los distintos métodos conocidos
per se. Debido a que la región distal 43 está hecha de un
material muy flexible, la punta distal 48 se puede "dirigir por el
flujo" (es decir, la punta 48 tiende a seguir la dirección del
flujo de un fluido dentro del lumen).
Al tratar anormalidades cerebrovasculares, tales
como malformaciones o tumores arteriovenosos, es deseable que la
vasculatura se embolice solamente dentro de la parte anormal de la
red. Esto se puede realizar mediante la colocación monitorizada
radiográficamente de la punta 48, y cuando se determina la
colocación apropiada, lentamente se inyectan las disoluciones del
prepolímero. Al mezclarse dentro del lumen de los vasos, ocurre la
reticulación y se forma un hidrogel que ocluye la vasculatura
anormal. Las disoluciones del prepolímero también pueden contener a
agente de radio-contraste disuelto para ayudar a
visualizar la colocación del hidrogel.
Con respecto a la Figura 4, se describe una
realización adicional alternativa de un sistema de suministro
construido según los principios de la presente invención. El sistema
de suministro 50 comprende el catéter multi-lúmenes
51 con un extremo proximal 52 y un extremo distal 53. El extremo
proximal 52 incluye los orificios de entrada 54 y 55 unidos a los
respectivos orificios de salida 56 y 57 dispuestos en la punta 58.
El orificio de entrada del alambre-guía 59 está
unido al orificio de salida del alambre-guía 60. El
sistema de suministro 50 puede incluir a globo (no mostrado) y una
o más bandas de agente marcador radio-opaco (no
mostradas) en el extremo distal 53 para ayudar a posicionar y a
sujetar al sistema de suministro 50 dentro de un lumen corporal.
Según un aspecto de la presente invención, la
punta 58 está conectada vía el cable de tensado 61 al eje 62
localizado en el mango 63. El cable de tensado 61 se extiende de
forma deslizante a través de un lumen en el catéter 51 que es
excéntrico con el eje central 64 del catéter 51. Así, cuando el
cable de tensado 61 se pone en tensión, por ejemplo, por una
cantidad predeterminada de rotación del eje 62, la punta 58 se
desvía del eje central 64 una cantidad predeterminada (como se
muestra por la línea de trazos 58' en la Figura 4). El sistema de
suministro 50 está particularmente bien adaptado para el uso
conjuntamente con otros dispositivos intraluminales de uso general,
tales como dilatadores "stents", injertos de stent, etc., para
tratar anomalías intraluminales.
En referencia ahora a las Figuras 5A y 5B, se
describe un método de usar el sistema de suministro 50 para tratar
aneurismas que supera algunos de los inconvenientes de los métodos
conocidos previamente, especialmente los relacionados con el uso de
miembros inflables y de elementos de moldeo.
En la Figura 5A, se dispone un stent de malla
de alambre 70, tal como el descrito en el Documento de Patente de
los EE.UU. de Número 4.655.771 de Wallsten, en el vaso V para
extender un aneurisma saculado A y definir un espacio intraluminal
entre el exterior del stent y la pared interior del aneurisma.
Entonces se hace avanzar al sistema de suministro 50 hacia el
espacio interior del stent 70, y la punta 58 se desvía usando el
cable de tensado 61, tal como se describe anteriormente en la
presente invención, para desviar la punta 58 hacia la superficie
interior del stent 70. Entones, se hace avanzar al sistema de
suministro 50 de modo que la punta 58 pasa a través de la malla de
alambre del stent 70 y se dispone dentro del aneurisma. Si se
proporciona un globo en el extremo distal 53 del sistema de
suministro 50, éste se inserta preferentemente a través de la malla
de alambre del stent 70 y se infla para sujetar la punta 58 dentro
del aneurisma.
Una vez que se determina la colocación apropiada
de la punta 58 del sistema de suministro bajo guía radiográfica, se
inyectan las disoluciones del prepolímero en el espacio intraluminal
definido por el exterior del stent 70 y la pared interior del
aneurisma A. Las disoluciones del prepolímero se seleccionan
preferentemente de modo que reticulan para formar el hidrogel 65
cuando se mezclan conjuntamente. Las disoluciones del prepolímero
también pueden tener una presencia radiográfica para ayudar a
visualizar el relleno gradual del aneurisma. El hidrogel resultante
65 es preferentemente suficientemente maleable, es decir, llena el
espacio intraluminal definido por el stent 70 sin resaltar a través
de la malla de alambre del stent 70.
En la embolización, se detiene la instilación
de las disoluciones del prepolímero y se retira el sistema de
suministro 50. Cualquier embolización incompleta residual se espera
que se llene por la deposición de coágulos de sangre dentro del
espacio definido. El hidrogel también se puede seleccionar para
favorecer la formación de trombos, por ejemplo, debido a una
estructura o textura física o a un compuesto bioactivo encapsulado.
Las disoluciones del prepolímero también pueden contener compuestos
terapéuticos disueltos o dispersos para que sean suministrados
intraluminalmente, en una manera local o sistémica, por su
encapsulamiento dentro del hidrogel.
Por lo tanto, el sistema de suministro 50
permite de una forma ventajosa que el aneurisma A sea excluido del
trayecto del paso del flujo a través del vaso V, sin usar un miembro
inflable o sin ocluir perceptiblemente el flujo a través del vaso,
como en los métodos conocidos previamente. El sistema de suministro
50 y el método anterior también se pueden usar de forma ventajosa
en numerosas aplicaciones, siempre y cuando el stent o elinjerto de
stent que define el estacio intraluminal guíe la deposición
apropiada del material de tipo embólico. Así, por ejemplo, el stent
70 puede comprender cualesquiera de un número de miembros permeables
tales como mallas, redecillas, puntales de stents, tejido
tricotado, injertos de fieltro o de tejido, etc.
Ejemplo
1
Todos los tratamientos conocidos previamente
para la embolización cuentan básicamente con un flujo de sangre en
una forma u otra para hacer reaccionan al material o para llevarlo
más adelante hacia a una limitación geométrica, tal como una
porción de diámetro reducido de un vaso. Sin embargo, un
inconveniente de esta aproximación, es que es difícil formar un
tapón oclusivo de lugar-específico reducido.
Existen numerosos ejemplos donde es deseable
formar un "tapón" discreto para bloquear una región específica
de un vaso o de una ramificación específica, por ejemplo, para
tratar una fístula arterio-venosa (AVF, del inglés
arterio-venous fistula) o un conducto arterioso
permeable (PDA, del inglés patent ductus arteriosus). Una
configuración deseable tendría la capacidad de desplegar un tapón en
una manera controlada incluso en presencia de flujo sanguíneo para
provocar la embolización del defecto vascular, pero con reducido
riego de embolización accidental de otras estructuras situadas más
adelante. Físicamente, tales materiales se podrían suministrar vía
un mango de jeringa accionada por un tornillo que permita no sólo
que se suministren los dos materiales de forma igual, sino que
también éstos polimericen de una manera controlada y lenta para
permitir que se suministren las cantidades específicas a las
velocidades específicas.
Existen diferentes mecanismos disponibles para
controlar el proceso. En una realización, se puede usar un sistema
polimerizable redox de dos componentes (que usa macrómeros
polimerizables por radicales libres) que tiene una miscibilidad
limitada en un ambiente acuoso templado. Los copolímeros de bloque
de poli(etilenglicol) (PEG) y de poli(propilenglicol)
(PPG), tal como PLURONICS® (BASF Corp., Wyondette, NJ) se pueden
acrilar en los grupos terminales para formar macrómeros de
diacrilato F127. Estos macrómeros, cuando se usan en disolución
acuosa en un exceso de aproximadamente 15% de concentración, tienden
a sufrir una gelificación térmica a 37ºC debido a la menor
transición de temperatura de la disolución crítica. Estos
materiales, aunque son disoluciones acuosas, no tienden a
disolverse en la sangre a las temperaturas fisiológicas en algunos
segundos. Se espera que este intervalo de tiempo sea adecuado para
que las disoluciones de los macrómeros de diacrilato F127 fluyan y
conformen al defecto vascular. La presencia de otras disoluciones,
que se pueden co- o infundir posteriormente, provoca la
reticulación covalente de los macrómeros gelificados
físicamente.
Por ejemplo, una configuración de material sería
una disolución A de 20% de diacrilato F127 en agua con 3.000 ppm de
peróxido de hidrógeno y una disolución B de 10% de gluconato ferroso
en agua con una concentración de metrizamida del 30% en la
disolución A como agente radio-opaco. Los materiales
se suministran a través de un catéter coaxial tal como el
representado en Figura 1.
Alternativamente, los materiales se podrían
mezclar dentro del catéter y formar el hidrogel dentro del catéter,
y entonces extrudirlo, tal como se describe para la realización de
la Figura 3. Esta configuración permite al usuario "extrudir"
al hidrogel desde el catéter y formar cordones tipo espagueti que
fluyen dentro del vaso y se interrumpen por el cese de la infusión
de uno o de ambos materiales de hidrogel. Como una alternativa
adicional, el catéter puede emplear un diseño coaxial, con una
extrusión exterior que se proyecta distalmente hacia una extrusión
central.
Se prepara un modelo de flujo de sistema abierto
usando agua a 37ºC a un caudal de 80 cc/min y a una presión de
17236 Pa (2,5 psi) que circula en un modelo con bifurcación con un
orificio de válvula hemostática para el acceso. En el sistema se
introduce a través de la válvula hemostática un catéter coaxial 3.2
F y se hace avanzar por el interior de una de las ramas del modelo
con bifurcación. Se infunden aproximadamente 0,2 cc de las
disoluciones A y B (tales como los que se describen anteriormente)
de forma simultánea usando un soporte de jeringa doble para
permitir la infusión por igual de ambos materiales de forma
simultánea a una velocidad de aproximadamente 10 cc/min. Las
disoluciones gelifican y se adhieren inmediatamente a la pared del
tubo, construyendo y formando posteriormente un "tapón" de gel
rígido. Se introduce un colorante azul en el paso del flujo y éste
muestra el bloqueo efectivo del tapón al flujo anterior. Se aumenta
la presión sobre el tapón por encima de 137895 Pa (20 psi) y éste
no permite el flujo del colorante.
Los materiales y el aparato arriba descritos
antes también se usan en un modelo in vivo de oclusión de un
arteria renal de un conejo. Los materiales se suministran a la
arteria renal izquierda del conejo, bajo guía fluoroscópica y se
forman dos tapones consecutivos. Estos tapones muestran que ocluyen
no sólo el flujo en el riñón sino que también ocluyen el flujo
entre los tapones que están espaciados el uno del otro para mostrar
que el flujo queda así interrumpido. Los tapones son visibles bajo
visualización fluoroscópica.
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Ejemplo
2
De vez en cuando se presenta una necesidad para
un líquido de tipo embólico de alcance más profundo y más difuso
que sea capaz de fluir una cierta distancia dentro de la
vasculatura. El sistema descrito en este ejemplo 2 permite la
introducción profunda de materiales líquidos de tipo embólicos antes
de curar y puede ser especialmente útil en tratar tumores
hipervasculares (entre otros tales como enfermedades vasculares
difusas, que incluyen malformaciones arteriovenosas), en donde es
necesario infundir los materiales tan profundo como sea posible en
la vasculatura del tumor, para de ese modo embolizar todas las
ramificaciones laterales y colaterales de la vasculatura
efectuada.
En este ejemplo 2, se proporciona una
combinación de una polimerización más lenta y de viscosidades de
material más bajas, que consiste en dos disoluciones de
di-acrilato de PEG en agua (20% 3,35 da) con 3.000
ppm de peróxido de hidrógeno y 2% de gluconato ferroso como
disoluciones A y B, respectivamente, con una concentración de
metrizamida del 30% en cada disolución como agente
radio-opaco. El tiempo para la gelificación de las
disoluciones después de la mezcla es ligeramente mayor que un 1
segundo.
Se introducen las disoluciones a través de un
catéter coaxial con la disolución A introducida a través de un
lumen del catéter y la disolución B introducida a través del otro
lumen. Los materiales tienen viscosidades relativamente bajas y se
mezclan en el extremo distal del catéter para polimerizar más
delante del catéter, hasta que tiene lugar la adherencia del gel
resultante, formando de ese modo un tapón difuso largo a través de
la vasculatura.
Los materiales descritos anteriormente de la
presente invención también se usan en un experimento in vitro
usando un sistema de suministro coaxial, en donde en la punta del
catéter se proyecta distalmente una extrusión central a una
extrusión exterior, permitiendo así que la mezcla ocurra más delante
de la punta distal del catéter. Para obtener una polimerización
levemente más rápida, se puede usar un catéter coaxial con una
configuración de punta donde el lumen interior se rebaja dentro del
lumen exterior o viceversa. Además, se pueden usar revestimientos
superficiales con una naturaleza hidrófila o hidrófoba sobre la
punta del catéter para impedir "el ensuciamiento" de la punta
del catéter y que puedan favorecer la separación limpia del material
de tipo embólico del catéter. Tales revestimientos y técnicas son
bien conocidos por aquellos habituados con dicha técnica.
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Ejemplo
3
En muchos casos, tales como las malformaciones
arterio-venosas (AVM, del inglés
arterio-venous malformations) o el aneurisma, es
necesario la oclusión permanente del defecto. Sin embargo, en otras
situaciones, puede no ser deseable la embolización permanente. Esto
puede ocurrir, por ejemplo, si uno necesita volver a visitar un
lecho de tumor parcialmente ocluido para una terapia adicional. Las
modalidades de tratamiento previamente conocidas para la
embolización de un tumor hiper-vascular, con
materiales tales como materiales de cianoacrilato y PVA de pequeña
partícula forman un "implante" permanente que es un implante
ramificado polimérico duro o una pluralidad de pequeñas partículas
que inhiben el flujo por compactación en una retención geométrica
tal como un diámetro reducido de vaso.
Sin embargo, como puede ser necesario tener de
nuevo acceso a los vasos del tumor después de que éstos se hayan
embolizado, en el caso de que se hayan formado pequeñas ramas
colaterales o de que no se hayan embolizado adecuadamente las ramas
laterales. Con las modalidades de tratamiento previamente conocidas,
es virtualmente imposible re-canalizar la
vasculatura del tumor para continuar el tratamiento y
des-vascularizar con éxito el tumor.
Sin embargo, según los principios de la presente
invención, se puede preparar un material líquido de tipo embólico
con una persistencia que sea controlada para una completa resorción
después de un intervalo de tiempo predeterminado
(1-3 semanas). El período de persistencia se
selecciona de modo que sea lo bastante largo como para
"bloquear" de una manera eficaz el suministro de sangre al
tumor, mientras que durante todo este tiempo no se permite la
estenosis del vaso procedente de la necrosis del tejido circundante.
Entonces, en un momento posterior se puede tener de nuevo acceso al
lugar de la enfermedad para evaluar y potencialmente repetir el
tratamiento con líquido de tipo embólico. Así, se puede
re-embolizar un vaso al posibilitar la embolización
de vasos previamente sin tratar. Este procedimiento se puede repetir
un número de veces, hasta que el médico esté satisfecho de que el
tumor haya disminuido a un tamaño adecuado.
Una configuración del material de muestra para
el uso en el método anterior comprende una disolución A de 60% de
polietilenglicol acabado con carboxi metil succinimidil
hidroxibutarato y de 40% de polietilenglicol acabado con propionato
de succinimidil hidroxibutarato (Shearwater Polymers, Huntsville,
AL) en un 90% de disolución salina tamponada de fosfato a pH 4 y
una disolución B del 10% de polietilénglicol amina
8-arm 20K (Shearwater Polymers, Huntsville, AL) en
disolución salina tamponada de borato a pH 9,5.
Usando un catéter de globo distal tal como el
representado en Figura 1, se suministran estos materiales vía el
espacio anular y se forma con éxito un "tapón" resorbible en el
tubo que retiene con eficacia la presión y el flujo fisiológico. Se
espera que el tapón, si se deja en un lugar y en un entorno de
disoluciones salinas fisiológicas tamponadas, se disuelva en un
período de 10-14 días en sustancias solubles en
agua.
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Ejemplo
4
La oclusión embólica de los lúmenes descritos en
el ejemplo 3 anterior se puede invertir de otras maneras diferentes
a la del uso de un material de tipo absorbible para el proceso de la
embolización. Por ejemplo, los catéteres de embolectomía y los
dispositivos de arterioctomía conocidos previamente también se usan
para retirar el émbolo de hidrogel de dentro del lumen para
restablecer el flujo a través el lumen. Tal oclusión reversible
también puede ser importante para conseguir la esterilización
reversible en animales y en seres humanos masculinos y femeninos.
Los dispositivos de arteriotomía conocidos previamente, tales como
roto-blasters, también se pueden usar de manera
ventajosa para re-canular los lúmenes y la revertir
la esterilidad en tales casos.
\newpage
Ejemplo
5
Los materiales anteriores también se pueden usar
conjuntamente con un sistema de cierre por punción vascular para
proporcionar hemostasis después de los procedimientos
endovasculares. Las modalidades previamente conocidas incluyen usar
materiales basados en fibrina y colágeno para la hemostasis de
post-tratamiento. Por ejemplo, el sistema
Duett^{TM} desarrollado por Vascular Solutions, Inc., Minneapolis,
Minnesota, comprende un dispositivo que incluye un catéter de globo
que se introduce a través de una vaina de introducción en el vaso.
El globo distal se infla y se mantiene contra la pared del vaso
para controlar la hemostasis. Una vez que se detiene el flujo, se
inyectan los materiales de fibrina a través del catéter en espacio
anular entre el sistema de suministro y la vaina de introducción.
Sin embargo, se presentan problemas con tales sistemas debidos a la
potencial biocompatabilidad de los materiales fibrina, a las
impredecibles velocidades de curado, y a la potencial introducción
del material de fibrina en el sistema vascular.
Por el contrario, los métodos y el aparato
descritos en la presente invención proporcionan la hemostasis
inmediata usando un implante de gel bio-absorbible.
En una realización, se proporciona un sistema de suministro de
reducido perfil de utiliza un conjunto pistón/cilindro en el
extremo proximal y una malla expandible revestida en el extremo
distal. El dispositivo se introduce en una vaina de introducción y
se despliega de una manera similar a un paraguas que se apoyase
contra el espacio interior de la pared del vaso. Entonces, se
introducen los materiales formadores del gel en el paciente y en el
espacio anular entre el dispositivo de paraguas y la vaina de
introducción.
En cuanto a la realización de la Figura 5, los
materiales se mezclan en el espacio anular y curan en el lugar
usando el dispositivo de paraguas como un molde, previniendo así la
introducción del material de tipo embólico en el vaso. Una
configuración de material preferente para el uso en este ejemplo 5
comprende una disolución A de 60% de polietilenglicol acabado con
carboxi metil succinimidil hidroxibutarato y de 40% de
polietilenglicol acabado con propionato de succinimidil
hidroxibutarato (Shearwater Polymers, Huntsville, AL) en una
disolución salina tamponada de fosfato a pH 4 del 90% y una
disolución B de 10% de polietilénglicol amina 8-arm
20K (Shearwater Polymers, Huntsville, AL) en disolución salina
tamponada de borato a pH 9,5.
Usando un tubo de 6 milímetros como un modelo
vascular, se lleva a cabo un experimento usando las preparaciones
de los materiales anteriores. El dispositivo de suministro es un
catéter de globo distal coaxial colocado dentro de una vaina de
introducción 6F. El espacio anular del catéter se usa como cámara de
mezcla de los dos materiales, con el flujo distal ocluido por el
inflado del globo. Los materiales se inyectan a través del catéter
coaxial y forman un tapón en el modelo tubular. El globo se desinfla
y se retira el catéter dejando el "tapón" detrás del mismo. El
paso de detrás se deja inmediatamente cerrado y soporta el flujo y
la presión fisiológicos.
Se lleva a cabo un experimento in vivo en
una arteria femoral porcina. Se accede a la arteria femoral del
animal percutáneamente y se coloca el conjunto introductor 7F. Se
hace avanzar un catéter de globo de alambre reforzado en la
anterior arteria femoral hacia la punta distal de la vaina de
introducción. El globo se infla levemente y se retira al lugar de
la punción. La vaina de introducción se retira a medida que se tira
del globo para ponerlo en contacto con la pared interior de la
arteria femoral, deteniendo con eficacia el flujo de sangre que
fluye en el paso.
Entonces, los dos materiales descritos
anteriormente en la presente invención se infunden en el orificio
lateral de la vaina de introducción y se deja que se mezclen dentro
de la vaina y que polimericen. También se infunden los materiales a
medida que se retira el introductor mientras se deja el globo en el
lugar para proteger frente a la formación de un émbolo más
adelante. Los materiales llenan el paso, se derraman hacia fuera de
la cavidad, y polimerizan, confirmando así la polimerización.
Entonces se desinfla el globo y se retira mientras se mantiene la
presión en el lugar del paso. Se libera la presión y se muestra que
se mantiene durante el movimiento de la pierna. Después de la
disección el tapón del gel se muestra intacto y que se detiene con
eficacia la hemorragia del lugar del acceso.
Ejemplo
6
Se monta un kit para el uso en un quirófano. El
kit consiste en dos viales (West Co., Lionville, PA) con tapones de
goma y tapas corrugadas que contienen al componente A y al
componente B, respectivamente. El componente A y el componente B
pueden estar presentes como disoluciones premezcladas que son
estables en forma líquida. En este caso las disoluciones se pueden
filtrar de forma estéril como disoluciones acuosas, y después se
pueden cargar en los viales o en las jeringas. Los viales o las
jeringas se pueden envasar de forma aséptica dentro de una bolsa
secundaria o envasada al vacío. Si este paquete no se realiza de
forma aséptica, entonces el kit se puede envasar bajo condiciones
limpias y esterilizarlo usando un procedimiento de radiación para
esterilizar el exterior de los viales.
El kit también puede consistir en dos viales
llenos de polvo que contienen al componente A y al componente B y
dos jeringas pre-cargadas que contienen las
disoluciones acuosas tamponadas apropiadas para la reconstitución
de los polvos. Los líquidos de reconstitución pueden opcionalmente
contener un agente radio-opaco disperso o disuelto
dentro de la disolución para ayudar en la visualización de la
deposición del agente de tipo embólico. Las jeringas que contienen
los líquidos de reconstitución se pueden usar para reconstituir al
polvo respectivo contenido en los viales en el momento del
procedimiento de la intervención. Preferentemente, las disoluciones
tamponadas se seleccionan de tal forma que permitan conseguir una
máxima "vida útil" (o vida útil después de la constitución de
los polvos) de los polvos y que además permitan la rápida reacción
bajo mezcla de los dos líquidos en el lugar del despliegue.
Alternativamente, los líquidos de reconstitución
también se pueden cargar en viales que se transformen en jeringas
dentro del quirófano. Todos los componentes de los kits, los dos
viales que contienen al componente A y al componente B se colocan
en un inserto conformado de vacío (u otro recipiente o tipo similar
bien conocido por aquellos habituados con la técnica del
empaquetamiento médico), y se sellan. Este inserto o bolsa además
se puede colocar en un recipiente secundario para proporcionar
protección adicional al kit frente a los daños mecánicos. Entonces,
el kit se puede esterilizar en una última fase. En el caso de que se
usen materiales polimerizables por radicales libres, es apropiada
la esterilización de los polvos por óxido de etileno.
Ejemplo
7
Es bien conocido en la bibliografía médica que
los aneurismas cerebrovasculares y otros aneurismas se pueden
estabilizar internamente y externamente llenando el aneurisma con, o
revistiéndolo con, materiales polimerizables plásticos, tales como
cianoacrilatos y cementos de PMMA. Sin embargo, tales materiales
tienen distintas desventajas. Por ejemplo, para el revestimiento
externo del aneurisma, tales materiales conocidos previamente tienen
una baja viscosidad y no forman un revestimiento fácilmente. Por
ejemplo, los cianoacrilatos, forman envolturas frágiles que se
rompen y pueden permitir la ruptura del aneurisma. Tales materiales
conocidos previamente también presentan problemas de toxicidad.
Sería deseable proporcionar materiales para
revestir los aneurismas que fuesen flexibles, fuertes, que se
polimerizasen rápidamente, y que fuesen capaces de integrarse con
los tejidos parenquimales del cerebro circundantes. Según los
principios de la presente invención, se pueden usar los materiales
de tipo PEG-diacrilato de un peso molecular y
concentración apropiados (tal como los geles alveolares de base
redox del ejemplo 1) para revestir un aneurisma. El material puede
dar como resultado un gel discreto o una formación de gel alveolar.
El gel alveolar puede favorecer la incorporación del gel dentro del
tejido debido a su estructura porosa, proporcionando así la
estabilización permanente del aneurisma. El material también se
puede aplicar gradualmente usando un sistema basado en una jeringa
doble y un catéter tal como el descrito anteriormente en la presente
invención para formar un revestimiento atraumático.
Además, se puede usar una tela biocompatible,
tal como las que típicamente se usan para formar injertos sintéticos
como una hoja y envolver el lado exterior de un aneurisma. Para
abordar el potencial de que puedan permanecer algunos huecos
alrededor de la tela, lo que podría provocar el debilitamiento
aneurismal, se inyecta un material de hidrogel polimerizable
alrededor y entre de estos espacios, reforzando de ese modo al
aneurisma. Las altas presiones dentro del vaso se mantienen por el
material de injerto, mientras que el hidrogel proporciona una
acción de sellado.
Para los aneurismas que se estabilizan desde
dentro del vaso, la mayoría de los materiales de tipo embólico
presentan el peligro inherente de embolizar zonas situadas más
adelante y causar infartos y apoplejías. Este peligro se puede
minimizar por el uso de catéteres apropiados, pero el problema
todavía es difícil de eliminar y tiene un alto riesgo de mortalidad
asociado con él. Si se despliega un injerto de stent del tipo de
material de injerto de tela alrededor del aneurisma y entonces se
despliega el material de tipo embólico (tal como los geles de
PEG-DA) usando un catéter a través del material de
tejido, sería posible usar el material de injerto como una
redecilla de seguridad para impedir cualquier embolización en zonas
situadas más adelante, y también daría como resultado un buen
relleno del aneurisma.
Claims (11)
1. Un aparato para depositar un polímero dentro
de un espacio dentro de un cuerpo que comprende:
- A un catéter (11) y un primer prepolímero y un segundo prepolímero que reaccionan de forma espontanea el uno con el otro bajo mezcla para formar un hidrogel biodegradable y biocompatible reticulado químicamente.
- A un catéter (11) con extremos proximal (12) y distal (13), orificios de entrada primero y segundo (14, 15), dispuestos en el extremo proximal (12), orificios de salida primero y segundo (16, 17) dispuestos en el extremo distal (13), un primer lumen (19) que une el primer orificio de entrada (14) con el primer orificio de salida (16), y un segundo lumen (20) que une el segundo orificio de entrada (15) con el segundo orificio de salida (17),
- en donde el catéter (11) se configura para inyectar en el espacio vacío una primera disolución acuosa que comprende al primer prepolímero y una segunda disolución acuosa que comprende al segundo prepolímero que reticulan químicamente de forma espontanea cuando se mezclan, con la primera y segunda disoluciones inyectables a través del primer y segundo lúmenes (19, 20), respectivamente, con el primer y segundo lúmenes configurados para que no tenga lugar dentro del catéter (11) la reticulación prematura.
2. El aparato como el definido en la
Reivindicación 1, que además comprende un globo adaptado para
sujetar al extremo distal dentro del espacio.
3. El aparato como el definido en la
Reivindicación 1 ó 2, que además comprende:
- una cámara de mezcla con un extremo proximal y un extremo distal, la cámara de mezcla unida a los orificios de salida primero y segundo en el extremo proximal y unida a un orificio de extrusión en el extremo distal.
4. El aparato como el definido en la
Reivindicación 1, 2 ó 3, en donde el catéter se configura para ser
insertado transcervicalmente dentro de una trompara de Falopio.
5. El aparato como el definido en la
Reivindicación 1, 2, 3, ó 4, en donde el catéter además comprende un
orificio de entrada del alambre-guía dispuesto en
el extremo proximal, un orificio de salida del
alambre-guía dispuesto en el extremo distal, y un
lumen que une el orificio de entrada del
alambre-guía con el orificio de salida del
alambre-guía.
6. El aparato como el definido en una cualquiera
de las Reivindicaciones 1 a 5, en donde uno de los primer y segundo
lúmenes se adapta para aceptar un alambre-guía para
ayudar en la colocación del extremo distal dentro del espacio.
7. El aparato como el definido en una cualquiera
de las Reivindicaciones 1 a 6, en donde una región distal del
catéter comprende un material flexible que permite al extremo distal
del catéter que sea dirigido por el flujo.
8. El aparato como el definido en una cualquiera
de las Reivindicaciones 1 a 7, en donde el catéter tiene un eje
longitudinal y el aparato además comprende dispositivos para doblar
selectivamente al extremo distal del catéter del eje longitudinal
en una cantidad predeterminada.
9. El aparato como el definido en la
Reivindicación 8, en donde el catéter además comprende un lumen de
cable de tensionado, y los dispositivos para doblar selectivamente
al extremo distal del catéter que comprenden:
- un eje dispuesto en el extremo proximal; y
- un cable de tensionado deslizante dispuesto en el lumen del cable de tensionado, un extremo proximal del cable de tensionado unido con el eje, y un extremo distal del cable de tensionado unido al extremo distal del catéter.
10. El aparato de una cualquiera de las
Reivindicaciones 1 a 9, que además comprende un miembro de moldeo
inflable dispuesto en el extremo distal.
11. El aparato de una cualquiera de las
Reivindicaciones 1 a 10, que además comprende un agente marcador
radio-opaco.
Applications Claiming Priority (2)
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---|---|---|---|
US133950 | 1998-08-14 | ||
US09/133,950 US6152943A (en) | 1998-08-14 | 1998-08-14 | Methods and apparatus for intraluminal deposition of hydrogels |
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