ES2338316T3 - Endoprotesis luminal hemodinamica. - Google Patents

Abstract

Stent autoexpansible trenzado luminal de múltiples capas (4) para un conducto anatómico (8), expansible desde un diámetro reducido hasta un diámetro nominal, que comprende una estructura de stent periférica trenzada externa (10), caracterizado porque - dicha estructura de stent periférica externa (10) está unida de forma permanente a un núcleo trenzado hueco central que actúa como un deflector de flujo hemodinámico trenzado interno (2), mediante por lo menos un par de filamentos (12); - dicha estructura de stent periférica externa (10), dicho núcleo trenzado hueco central y dicho por lo menos un par de filamentos (12) forman parte de una estructura trenzada común, extendiéndose un hueco de entre el 10 y el 90% del diámetro nominal de la estructura de stent externa (10) entre las partes interna y externa de la estructura trenzada común.

Description

Endoprótesis luminal hemodinámica.

La presente invención se refiere a endoprótesis luminales que se van a colocar en vasos sanguíneos, tales como stents.

Antecedentes de la invención

Los stents se colocan generalmente dentro de la luz de una arteria estrechada en casos en los que el resultado de una angioplastia sea incierto, por ejemplo en el caso de estenosis, oclusiones recanalizadas o disección de vasos.

Cuando un stent se despliega, aplica una fuerza constante hacia fuera sobre el vaso, manteniendo las dimensiones deseadas de la luz y reduciendo, por lo tanto, los efectos de la estenosis.

Sin embargo, estudios recientes sobre el tema revelaron que la colocación de una endoprótesis luminal puede causar lesiones en la pared arterial, lo que conduce a la denominada hiperplasia intimal.

La pared vascular se compone de tres capas, es decir la íntima (capa más interna compuesta por una única capa de células endoteliales), la media (capa central que está compuesta por células de músculo liso, láminas elásticas, red de fibras elástica y haces de fibras de colágeno) y la adventicia (la capa externa).

Actualmente, está bien demostrado que la hiperplasia intimal es el principal proceso que induce el estrechamiento tardío de la luz, incluso uno o dos años después de la intervención. Esto está relacionado con la pérdida de endotelio y con lesiones mediales, lo cual provoca una proliferación acelerada de músculos lisos luminales que migran desde la media o la íntima y posteriormente la degeneración aterosclerótica.

En este momento, los estudios para reducir la denominada hiperplasia intimal (pequeña proliferación de tejido muscular que conduce a reestenosis) se centran en proporcionar fármacos antiproliferativos o antimitóticos que se fijan en la superficie del stent mediante una matriz de polímero.

Estos procedimientos presentan diversas dificultades:

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la no uniformidad de la superficie del polímero y, por consiguiente, la falta de regularidad de la administración local del fármaco.

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la falta de regularidad de la degradación cinética de la matriz de polímero.

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la estabilidad de la fijación del polímero sobre la superficie del stent.

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la determinación del valor correcto de la dosis de fármaco que se va a fijar a la matriz.

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Los fármacos utilizados son similares a los que se utilizan como fármacos anticáncer, tales como, por ejemplo Taxol y Rapamicina. La utilización de grandes cantidades de estas moléculas podría ser muy perjudicial para el paciente.

La reestenosis del stent inducida por hiperplasia intimal plantea un problema fundamental para la eficacia del stent, principalmente para arterias, tales como femorales, carótidas internas o coronarias.

Para la arteria femoral, por ejemplo, muchos ensayos clínicos muestran que los stents dan pobres resultados debido a la reestenosis, que es consecuencia de la hiperplasia intimal; del 50 al 60% de fallos.

Un nuevo enfoque mostró que la reestenosis estaba vinculada a problemas mecánicos inesperados.

Arteria femoral

Se considera que una baja tensión de cizallamiento a lo largo de la pared celular es un factor importante de la formación de la placa aterosclérotica. Esto se ha correlacionado con el engrosamiento intimal y se ha demostrado que altera la estructura y la función de las células endoteliales.

El flujo alterado aumenta la renovación celular, particularmente en las áreas de baja velocidad de la sangre, lo que podría explicar la pérdida de inhibición por contacto del crecimiento celular.

Carótida interna

La bifurcación de la carótida humana es otro ejemplo en el que los estudios del modelo de flujo han demostrado que las placas intimales se forman en la región de baja tensión de cizallamiento del seno carotídeo opuesta al flujo y no en la región de alta tensión de cizallamiento a lo largo de la pared interna de la arteria carótida.

Arteria coronaria

Análogamente, en la actualidad se ha demostrado que la baja tensión de cizallamiento es una causa principal de la formación de placas en los puntos de ramificación inmediatamente distales a la bifurcación de la arteria coronaria principal izquierda en la Arteria Descendente Anterior Izquierda (LAD) y circunfleja. Esta región muestra una baja velocidad del flujo sanguíneo y una baja tensión de cizallamiento, es decir, el árbol de la arteria coronaria demuestra también una relación entre la tensión de cizallamiento y la formación de placas.

Las arterias coronarias están sometidas a dos fases sistólicas y a un episodio de flujo diastólico durante cada ciclo cardiaco, lo que las coloca, por lo tanto, potencialmente en una situación de riesgo más elevado de aterosclerosis que las arterias sistémicas. La oscilación de la tensión de cizallamiento está directamente influida por la frecuencia cardiaca. A una frecuencia más elevada, las arterias coronarias están expuestas a más episodios de oscilación aguda que a episodios de baja tensión de cizallamiento, lo cual acelera la formación de placas ateroscleróticas. Por ejemplo, un incremento de la frecuencia cardiaca media de 70 a 80 latidos/minuto daría como resultado un incremento de más de 5 millones de latidos del corazón al año. La duración de la fase sistólica es generalmente constante para frecuencias cardiacas variables, mientras que la duración de la fase sistólica se acorta con frecuencias cardiacas en aumento.

También es importante mencionar que el efecto de la frecuencia cardiaca en la aterosclerosis está asociado con la aterosclerosis de la arteria carótida.

Muchos stents son bien conocidos y se describen en la técnica anterior.

En el documento WO 01/01 887, (considerado como la técnica anterior más próxima) se da a conocer un stent compuesto que comprende una estructura tubular interna de PTFE (politetrafluoroetileno) y una estructura tubular externa de PTFE ensamblada alrededor de la estructura interna y entre estas dos estructuras se interpone un stent dilatable. Por lo tanto, esta estructura en capas mejora la adaptabilidad tanto axial como radial del stent.

La invención descrita en el documento WO 02/47 579 se refiere a una prótesis para vasos sanguíneos cuyo armazón comprende una pluralidad de capas interconectadas que están formadas por dos alambres de armazón entretejidos. Esta configuración permite aumentar tanto la estabilidad como la resistencia del stent.

Sin embargo, no hay ningún documento en la técnica anterior que de a conocer la característica de la presente invención para favorecer el flujo sanguíneo.

Sumario de la invención

Una mayor velocidad del flujo podría suprimir la hiperplasia neointimal. Sin embargo, a primera vista esto parece absurdo, puesto que implica que, a un caudal constante, la sección tendría que reducirse. Esto condujo a la idea de diseñar un stent para que la velocidad del flujo siguiera siendo globalmente la misma, pero que aumentara a lo largo de la pared celular, mejorando, por consiguiente, la tensión de cizallamiento al nivel de la pared.

Durante la 12ª conferencia de la European Society of Biomechanics (Dublín 2000) Nikos Stergiopolos demostró que la proliferación de hiperplasia intimal, principalmente en el caso de un flujo reducido, podría evitarse colocando un cuerpo cilíndrico aerodinámico en el centro del torrente sanguíneo. El cuerpo desvía el núcleo central del flujo hacia la pared, aumentando la tensión de cizallamiento de la pared.

Sin embargo, es complicado poner en práctica esta brillante teoría. La colocación de un cilindro en el centro la línea del torrente de una arteria enferma no es fácil en sí misma, y es necesario acoplarla a la colocación anterior de un stent convencional, tanto para sujetar las placas ateroscleróticas como para anclar el cilindro. Es necesario además que el cilindro interno sea estable y esté firmemente sujeto en su lugar.

El solicitante ha desarrollado un stent compuesto de una pluralidad de capas trenzadas entrelazadas de filamentos metálicos.

La experiencia anterior en este campo permitió desarrollar un nuevo tipo de stent que está trenzado, de tal manera que la fabricación de un stent periférico, un cilindro deflector central y la conexión entre estos dos elementos se consigue en un solo paso.

El objetivo de la presente invención es un stent autoexpansible luminal trenzado de múltiples capas para un conducto anatómico que comprende una estructura de stent periférica trenzada externa que está unida de forma permanente a un núcleo trenzado hueco central que actúa como deflector de flujo hemodinámico trenzado interno, mediante por lo menos dos filamentos, dicha estructura de stent periférica externa, dicho núcleo trenzado hueco central y dicho por lo menos un par de filamentos forman parte de una estructura trenzada común, el hueco entre las dos estructuras trenzadas de forma común está comprendido entre el 10 y el 90% del diámetro nominal de la estructura de stent externa que se extiende entre las partes interna y externa de la estructura trenzada común.

La tecnología de múltiples capas parece ser la solución correcta, puesto que es posible, en un solo paso, fabricar ambos cilindros y simultáneamente unirlos conjuntamente.

Dicho de otro modo, podría utilizarse una máquina de múltiples capas que sea capaz de trenzar seis capas de una sola vez para trenzar las dos primeras capas juntas alrededor de un mandril con el número total de alambres necesarios.

La segunda y tercera capas incorporarán solamente cuatro u ocho portadores con alambres cargados para conectar las dos primeras capas a las dos últimas.

El resultado es un stent autoexpansible tal como se ha descrito anteriormente.

Las dos estructuras cilíndricas se unen conjuntamente mediante esta técnica de múltiples capas de tal manera que forman un único cuerpo.

La ventaja de este diseño es que, cuando se coloca en su lugar, aumenta la velocidad de la sangre a lo largo de la pared interna del vaso y, de este modo, la tensión de cizallamiento. Un aumento de la tensión de cizallamiento de la sangre alarga las células endoteliales en la dirección del flujo. Las propias células se alinean también en la dirección del flujo, y la forma de una capa confluente de células endoteliales cambia de poligonal a elipsoidal, cuando se exponen a un cizallamiento unidireccional. Las células endoteliales producen óxido nítrico, que es un elemento importante para mantener el tono vasodilatador o vasorrelajante en los vasos sanguíneos. El óxido nítrico inhibe la agregación y adhesión de las plaquetas, y modula la adhesión y la migración de leucocitos. Dicho de otro modo, la inducción de la producción de óxido nítrico previene la reestenosis del stent, eliminando el engrosamiento por hiperplasia
intimal.

Breve descripción de las figuras

Otros detalles y ventajas de la invención se pondrán de manifiesto a partir de la siguiente descripción de algunas formas de realización particulares de la invención, haciendo referencia a los dibujos adjuntos, en los que:

La figura 1 es un esquema del aspecto del flujo sanguíneo, con y sin el núcleo interno de un stent según la invención.

La figura 2 es un esquema de una vista en sección a lo largo del eje del stent.

La figura 3 es un esquema de una vista en sección en posición normal con respecto al eje del stent.

Descripción detallada de las figuras

La figura 1 muestra una vista esquemática del perfil de velocidad de un flujo de sangre, con (lado derecho de la figura 1) o sin (lado izquierdo de la figura 1) el núcleo deflector hemodinámico 2 del stent de la invención 4.

En la ausencia del núcleo 2, la curva de velocidad 6a es convencional: la velocidad disminuye progresivamente desde un máximo hasta cero en el punto de contacto con la pared 8, permitiendo el crecimiento anárquico de las paredes celulares que, con el tiempo, impedirá el paso uniforme de la sangre.

Volviendo al lado derecho de la figura, puede observarse que la sangre, desviada del centro del vaso por el núcleo hemodinámico 2, induce un perfil de flujo de curva más pronunciada 6b en la proximidad de la pared 8. La tensión de cizallamiento mejorada arrastra de este modo a las moléculas que inducirían una reacción de las paredes
celulares.

Las figuras 2 y 3 presentan la estructura general del stent 4, que muestra un núcleo hemodinámico trenzado hueco central 2 y una estructura de stent periférica "convencional" 10, estando unidos el núcleo y las estructuras periféricas por unos alambres 12 que pertenecen a ambas trenzas.

Para obtener este tipo de estructura, por lo menos uno o dos alambres se trenzan en hélice simultáneamente con las capas interna y externa de trenzado.

Para controlar el espacio vacío entre las dos estructuras cilíndricas, la manera más fácil es llenar los husos intermedios con filamentos de un material que sea capaz de disolverse (por ejemplo, en agua caliente) después del proceso de trenzado, dejando de este modo un espacio vacío correspondiente en el trenzado.

Ejemplo

Una máquina de trenzado está equipada con unos husos de modo que sea capaz de realizar una trenza de múltiples capas compuesta por 24 ó 48 alambres, de acuerdo con el tamaño nominal del stent.

Los husos correspondientes a las dos primeras capas se cargan con alambres metálicos. Los husos correspondientes a la 3ª capa se cargan con filamento de PVA (alcohol polivinílico) (Kuralon® o Solveon®), excepto para entre dos y cinco de ellos (de acuerdo con el tamaño final del stent), que se cargan de manera simétrica (por lo tanto, en una posición diametralmente opuesta), mediante alambres metálicos. Estos alambres metálicos que forman la unión con las dos últimas capas, están realizados, como el primero y el segundo, a partir de metal.

Cuando el trenzado está terminado, se extrae la trenza del mandril sobre el cual se ha trenzado. A continuación, se coloca en agua caliente (entre 50 y 70ºC) para disolver los filamentos de PVA, liberando de este modo el espacio entre las dos estructuras, interna y externa, distintas.

El espesor del filamento de PVA puede modificarse según la anchura que se debe conservar entre el stent periférico y el núcleo interno 2. Las dimensiones del propio núcleo interno hueco 2 son suficientes para modificar las condiciones hemodinámicas del flujo sanguíneo, tal como se ha descrito anteriormente.

Los experimentos in vitro mostraron que la tensión de cizallamiento debe alcanzar un valor de 15 dinas/cm^{2} para afectar al crecimiento de las células endoteliales. Por debajo de este valor, la tensión de cizallamiento induce la formación de placas y un crecimiento anárquico de las células musculares. Por debajo de 2 dinas/cm^{2}, la formación neointimal aumenta bruscamente, provocando lesiones rápidas.

El armazón del presente stent puede estar realizado a partir de una aleación de níquel titanio o de aleación de cobalto como Elgiloy o Phynox, o de acero inoxidable.

Los alambres metálicos pueden someterse a un tratamiento térmico para alcanzar una rigidez suficiente para resistir el aplastamiento.

Una ventaja adicional de la presente estructura es que reacciona como un único elemento, capaz de contraerse y alargarse exactamente como un stent convencional. La estructura es también muy ligera, puede reducirse a un diámetro diminuto, permitiendo una fácil colocación y una muy buena flexibilidad. Además, es posible utilizar unos aplicadores convencionales para colocarla en su sitio en una única operación.

Claims (1)

1. Stent autoexpansible trenzado luminal de múltiples capas (4) para un conducto anatómico (8), expansible desde un diámetro reducido hasta un diámetro nominal, que comprende una estructura de stent periférica trenzada externa (10), caracterizado porque

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dicha estructura de stent periférica externa (10) está unida de forma permanente a un núcleo trenzado hueco central que actúa como un deflector de flujo hemodinámico trenzado interno (2), mediante por lo menos un par de filamentos (12);

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dicha estructura de stent periférica externa (10), dicho núcleo trenzado hueco central y dicho por lo menos un par de filamentos (12) forman parte de una estructura trenzada común, extendiéndose un hueco de entre el 10 y el 90% del diámetro nominal de la estructura de stent externa (10) entre las partes interna y externa de la estructura trenzada común.