MX2008009866A - Stent altamente flexible y metodo para fabricacion. - Google Patents

Abstract

Se muestran y describen modalidades preferidas de un stent con un alto grado de flexibilidad. El stent puede incluir un devanado helicoidal continuo y por lo menos un puente. El devanado helicoidal continuo tiene una pluralidad de secciones circunferenciaJes que circunscriben un eje longitudinal a partir de un primer extremo hacia un segundo extremo para definir un tubo. Las secciones circunferenciales están separadas a lo largo del eje. Por lo menos el puente está configurado para conectar una sección circunferencial a una sección circunferencial adyacente axialmente separada. Por lo menos el puente se extiende sobre un plano generalmente ortogonal con respecto al eje.

Description

STENT ALTAMENTE FLEXIBLE Y MÉTODO PARA FABRICACIÓN La presente solicitud reclama el beneficio de prioridad de la Solicitud de Patente Provisional Norteamericana No. 60/773,379 presentada el 14 de Febrero del 2006, la cual está incorporada en su totalidad a la presente invención como referencia. Antecedentes de la Invención Es conocido en el campo médico el uso de una prótesis implantable para soportar un ducto o vaso en el cuerpo de un mamífero. Dicha prótesis puede incluir una estructura tipo marco. Dichas estructuras tipo marco son comúnmente conocidas como "stent", ""injerto-stent" o "stent-cubierto". Estas estructuras son referidas en forma colectiva a la presente invención como un "stent", o una "prótesis implantable". El stent o prótesis se pueden utilizar para soportar un ducto o vaso en el cuerpo de un mamífero que padece de un ensanchamiento anormal (por ejemplo, una aneurisma, contracción de vaso o lesión tal como estenosis u oclusión), o un estrechamiento anormal (por ejemplo una masa endurecida). Los stents también son utilizados ampliamente en la uretra, esófago, tracto biliar, intestinos, arterias, venas, así como vasos periféricos. El stent puede ser suministrado a través de una pequeña incisión en el cuerpo del receptor. Por lo tanto, el uso de los stents, como un procedimiento quirúrgico mínimamente invasivo, ha sido ampliamente aceptado. Los stents desarrollados previamente para utilizarse en los sistemas biliares, venosos, y arteriales han tenido dos amplias clases: expandidos con balón y de auto-expansión. En ambas de estas clases, los stents han sido elaborados mediante técnicas diferentes, incluyendo la formación a partir de un alambre y maquinando desde un tubo hueco. Dicha maquinación puede realizarse mediante grabado foto-químico, corte láser, estampado, perforación, u otros procesos de eliminación de material. Se han propuesto otras técnicas de fabricación, tal como deposición de vacío o deposición química del material o la formación de un tubo de material plano maquinado, aunque estos métodos "exóticos" no han sido ampliamente comercializados. Una forma de stent común, se configura como una serie de anillos esencialmente idénticos conectados juntos para formar una estructura tipo entramado, que define una estructura tubular. La serie de anillos puede o no tener enlaces de conexión entre los anillos adyacentes. Un ejemplo no utiliza enlaces de conexión algunos, entre los anillos adyacentes ya que depende de una conexión directa desde un anillo hasta el siguiente anillo. Se considera que los ejemplos más populares utilizan enlaces de conexión entre anillos adyacentes, los cuales pueden ser observados en productos de stents ofrecidos por varias compañías en el mercado. Todos los ejemplos de stents anteriores, utilizan una aleación de metal biocompatible (por ejemplo, acero inoxidable, Nitinol o Elgiloy). La aleación de metal más común utilizada por estos ejemplos es Nitinol, la cual tiene características fuertes de memoria de forma, ya que el Nitinol se auto-expande cuando se coloca en el ducto o vaso del cuerpo de un mamífero en una temperatura de cuerpo normal. Además de la auto-expansión, estos stents utilizan una serie de anillos circulares colocados adyacentes entre sí, para mantener un espaciamiento longitudinal adecuado entre cada uno de los anillos. Otros ejemplos se muestran y se describen en las Publicaciones de Patente Norteamericanas Nos. 2004/0267353 y 2003/055485, y la Patente Norteamericana No. 5,824,059. Los ejemplos que utilizan una configuración helicoidal se muestran y describen, por identificar solo algunos, en las Patentes Norteamericanas Nos. 6,117,165; 6,488,703; 6,042,597; 5,906,639; 6,053,940; 6,013,854; 6,348,065; 6,923,828; 6,059,808; 6,238,409; 6,656,219; 6,053,940; 6,013,854; y 5,800,456. Se reconoce la necesidad de un stent que mantenga la patencia de un vaso con la capacidad de adaptarse a la anatomía tortuosa del huésped, siendo altamente flexible, al mismo tiempo pudiéndose cargar en un catéter de suministro de un perfil lo suficientemente pequeño y pudiéndose suministrar fácilmente al sitio objetivo en el vaso o ducto, teniendo la capacidad de navegar en ductos o vasos tortuosos. Breve Descripción de la Invención Las modalidades de la presente invención, se refieren a varias mejorías de la estructura de un stent implantable que representa un devanado helicoidal. Un aspecto incluye un stent con un devanado helicoidal continuo y al menos un puente. El devanado helicoidal continuo tiene una pluralidad de secciones circunferenciales que circunscriben un eje longitudinal desde un primer extremo hasta un segundo extremo para definir un tubo. Las secciones circunferenciales se separan a lo largo del eje. El al menos un puente está configurado para conectar una sección circunferencial a una sección circunferencial adyacente separada en forma axial. El al menos un puente se extiende en un plano generalmente ortogonal con respecto al eje. Aún en otro aspecto, se proporciona un stent que incluye un devanado helicoidal continuo y al menos un puente. El devanado helicoidal contiene o tiene una pluralidad de secciones circunferenciales, que circunscriben un eje longitudinal desde un primer extremo hasta un segundo extremo para definir un tubo. Las secciones circunferenciales están separadas a lo largo del eje. El al menos un puente está configurado para conectar una sección circunferencial a una sección circunferencial adyacente separada en forma axial. Cada sección circunferencial tiene ondulaciones colocadas alrededor del tubo. Las ondulaciones tienen la menos un puntal conectado al puente, en donde al menos un puntal tiene una longitud no mayor a la longitud de otros puntales no conectados al puente. En un primer aspecto, se proporciona un stent que incluye un devanado helicoidal continuo y al menos un puente. El devanado helicoidal continuo tiene una pluralidad de secciones circunferenciales que circunscriben un eje longitudinal desde un primer extremo hasta un segundo extremo para definir un tubo. Las secciones circunferenciales están separadas a lo largo del eje, y cada sección circunferencial tiene ondulaciones colocadas alrededor del tubo. El al menos un puede está configurado para conectar una sección circunferencial a una sección circunferencial adyacente separada en forma axial. El al menos un puente se extiende en un plano generalmente ortogonal con respecto al eje, y el puede tiene un ancho mayor que el ancho de cualesquiera puntales que definen las ondulaciones. Aún en un aspecto adicional, se proporciona un stent que incluye un devanado helicoidal continuo, al menos un puente y al menos un anillo anular. El devanado helicoidal contiene o tiene una pluralidad de secciones circunferenciales que circunscriben un eje longitudinal desde un primer extremo hasta un segundo extremo para definir un tubo. Las secciones circunferenciales son separadas a lo largo del eje. El al menos un puente se configura para conectar una sección circunferencial a una sección circunferencial adyacente separada en forma axial, el al menos un puente se extiende en un plano generalmente ortogonal con respecto a los ejes. El al menos un anillo anular se conecta a uno del primero y segundo extremo del devanado helicoidal continuo. En otro aspecto, se proporciona un stent que incluye un devanado helicoidal continuo, y al menos un puente. El devanado helicoidal circunscribe un eje longitudinal desde un primer extremo hasta un segundo extremo para definir un tubo que tiene una longitud de aproximadamente 60 milímetros y un diámetro exterior de aproximadamente 6 milímetros. El al menos un puente conecta porciones del devanado helicoidal, de modo que la fuerza requerida para desplazar una parte del devanado helicoidal entre dos porciones fijas del devanado localizado aproximadamente 30 milímetros separado y colocado en un forro Lumminexx® III, es menor a 3.2 Newton de fuerza para un desplazamiento de aproximadamente 3 milímetros a lo largo de un eje ortogonal al eje. En un aspecto diferente, se proporciona un método para cargar un stent en un forro generalmente tubular para suministrarse en un huésped biológico. El método puede lograrse proporcionando un stent que incluye un devanado helicoidal continuo que tiene una pluralidad de secciones circunferenciales que circunscriben un eje longitudinal desde un primer extremo hasta un segundo extremo para definir un tubo, estando separadas las secciones circunferenciales a lo largo del eje, en donde cada una de las secciones circunferenciales incluye puntales de repetición, y una pluralidad de puentes, cada puente está configurado para conectar una sección circunferencial a una sección circunferencial adyacente separada en forma axial, y el al menos un puente se extiende en un plano generalmente ortogonal con respecto al eje, y comprimiendo el stent que tiene un diámetro exterior de aproximadamente 6 milímetros para ajustarse dentro del forro generalmente tubular que tiene un diámetro interno de aproximadamente 2 milímetros (aproximadamente 6 French (18 mm)) sin cualesquiera de los puntales del stent cruzando entre sí dentro del forro. En otro aspecto, se proporciona un método para cargar un stent en un forro generalmente tubular para suministrarse en un huésped biológico. El método se puede lograr proporcionando ondulaciones configuradas en una trayectoria helicoidal alrededor de un eje longitudinal y configurada en una primera forma tubular en una configuración expandida, localizando las ondulaciones y puentes interconectando las ondulaciones en una segunda forma tubular que tiene un diámetro interior con respecto al eje de aproximadamente 6 French (18 mm) y en una configuración comprimida menor a la primera forma tubular, y evitando la interferencia física entre las partes de las ondulaciones de puentes en la configuración comprimida. Estas y otras modalidades, características y ventajas podrán ser apreciadas por los expertos en la técnica, cuando sean tomadas con referencia a la descripción detallada que se encuentra más adelante y junto con los dibujos que la acompañan, los cuales se describen primero en forma breve. Breve Descripción de los Dibujos Los dibujos adjuntos, los cuales están incorporados a la presente invención y constituyen parte de la presente especificación, ilustran modalidades de ejemplo de la presente invención, y, junto con la descripción general que se proporcionó anteriormente a la descripción detallada que se proporciona más adelante, sirven para explicar las características de la presente invención. La figura 1, es una vista lateral de un stent tipo helicoidal de la modalidad preferida. La figura 2, es una vista en perspectiva de una parte de stent de la figura . La figura 3, es una vista en perspectiva, en acercamiento del stent de la figura 2. La figura 3A, es una vista en perspectiva, en acercamiento de una modalidad alternativa de una conexión de puente ilustrada en la figura 3. La figura 4, es una vista lateral en acercamiento de una conexión de puente del stent de la figura 1.

La figura 5A, es una vista lateral parcial en acercamiento de una parte del extremo del stent de la figura 1. La figura 5B, es una vista lateral parcial en acercamiento de una parte del extremo del stent de la figura 1 en una configuración no expandida. La figura 6, es una vista lateral parcial en acercamiento que ¡lustra las fuerzas de carga y distorsión de una modalidad alternativa de la conexión de puente. La figura 7, es una vista lateral parcial en acercamiento de una modalidad del stent en una configuración no expandida. La figura 8 es una vista lateral de una parte de un stent alternativo al stent de la figura 1. La figura 9, ilustra un stent de prueba para determinar la flexibilidad de un stent preferido en un catéter de suministro. La figura 10, es una vista lateral de una parte de otro stent alternativo al stent de la figura 1. Descripción Detallada de la Invención La descripción detallada que se encuentra a continuación debe ser leída con referencia a los dibujos, en los cuales los elementos similares en diferentes dibujos, se enumeran en forma idéntica. Los dibujos, los cuales no están necesariamente a escala, ilustran modalidades seleccionadas y no pretenden limitar el alcance de la presente invención. La descripción detallada ilustra, a manera de ejemplo, no a manera de limitación, los principios de la presente invención. Esta descripción permitirá claramente que un experto en la técnica, realizar y utilizar la presente invención, y describe varias modalidades, adaptaciones, variaciones, alternativas y usos de la presente invención, incluyendo lo que actualmente se considera el mejor modo de llevar a cabo la presente invención.

Tal como se utiliza en la presente invención los términos "aproximadamente" o "alrededor de" para cualesquiera valores numéricos o rangos indican una tolerancia de dimensión adecuada que permiten que parte o una recolección de componentes funcionen para su propósito proyectado como aquí se describe. Asimismo, tal como se utiliza en la presente invención, los términos "pacientes", "huésped", y "sujeto" se refiere a cualquier sujeto humano o animal y no pretende limitar los sistemas o métodos al uso humano, aunque el uso de la presente invención en un paciente humano, representa una modalidad preferida. Haciendo referencia a las figuras 1 y 2, el stent 100 se muestra teniendo una forma tubular de un primer extremo 10, y un segundo extremo 12, una parte intermedia 14, y un eje longitudinal 16. La parte intermedia 14 incluye un devanado helicoidal continuo 18. El devanado 18 en una pluralidad de secciones circunferenciales 20 (identificadas como 20a-20g en la figura 1) que se unen juntas extremo a extremo y circunscriben el eje 16 desde el primer extremo 10 hasta el segundo extremo 12, con la continuación de cada sección circunferencial 20 a lo largo de la trayectoria del devanado helicoidal 18 representado con las líneas punteadas en la figura 1. En las figuras 1, 2, 8, y 10, las partes del stent 100 (o stents 200 ó 300) en el fondo de la figura no se muestran en detalle, por claridad y muestran claramente características idénticas que ya presentadas en el fondo de la figura. Las secciones circunferenciales 20 se separan en forma longitudinal a lo largo del eje 16 y se colocan 360 grados alrededor del eje 16. Las distancias axiales entre las secciones circunferenciales adyacentes 20 el espaciamiento 22, y el espaciamiento 22 se muestra en la figura 1 con las mismas líneas punteadas que representan la continuación del devanado helicoidal 18 de cada sección circunferencial 20 en el fondo de la figura. El espaciamiento 22 de cada sección circunferencial 20 define un ángulo helicoidal 24 relativo a un plano colineal con el eje 16 (tal como se muestra) o relativo a un plano ortogonal que intersecta el eje 16, con cada sección circunferencial 20 que tiene un ángulo helicoidal en el lado que se orienta hacia el primer extremo y un lado que se orienta hacia el segundo extremo. Aunque en la figura 1 se ilustra únicamente un devanado helicoidal 18, se puede emplear más de un devanado helicoidal 18 en el- stent 100. Por ejemplo, el devanado helicoidal con un primer ángulo helicoidal puede conectarse o acoplarse con otro devanado helicoidal que tiene un segundo ángulo helicoidal diferente. Como alternativa, el devanado helicoidal 18 de la figura 1 puede ser utilizado como una parte central de la parte intermedia 14 y el devanado helicoidal 218 del stent 200 ilustrado en la figura 8 puede ser utilizado en forma próxima a cada extremo de la parte intermedia 14,- y viceversa. El stent 100 incluye al menos un puente 26 configurado para conectar una sección circunferencial 20 a una sección circunferencial adyacente separada en forma axial 20. El puente 26 se extiende generalmente en forma circunferencial alrededor del eje 16 en un plano generalmente ortogonal con respecto al eje 16. Esto es, el puente 26 forma un conector circunferencial o miembro de puente (por ejemplo, "puente circunferencial") entre las secciones circunferenciales 20 del devanado helicoidal 18. Preferentemente, existe una pluralidad de puentes 26 que interconectan las secciones circunferenciales 20 a las secciones circunferenciales adyacentes 20. Tal como se ilustra en la figura 3, en la parte intermedia 14, cada sección circunferencial 20 incluye una pluralidad de puntales 28 unidos juntos mediante vértices de puntal 30 y vértices de puente 31 colocados en los extremos de los puntales 28. Los vértices de puntal 30 conectan dos puntales 28 juntos, y los vértices de puente 31 conectan uno o dos puntales 28 y el puente 26 juntos. Los vértices de puente 31 son más grandes que los vértices de puntal 30 con el objeto de acomodar la conexión de los puentes 26 a los puntales 28. Los puentes 26 conectan los vértices del puente 31 en una sección circunferencial 20 a los vértices del puente 31 en una sección circunferencial adyacente 20. Los puentes 26 proporcionan una compensación circunferencial, igual a la longitud del puente 26, entre los vértices del puente conectados 31 que se enfrentan aproximadamente entre sí a través del espaciamiento 22 entre las secciones circunferenciales adyacentes 20. Al momento de la expansión del stent 100, los puentes 26 mantienen una orientación de compensación entre los vértices del puente 31, de modo que los vértices del puntal 30 y los vértices del puente 31 de una sección circunferencial 20 no se apoyan o están cerca de los vértices del puntal opuestos 30 o vértices de puente 31 de una sección circunferencial adyacente 20. Asimismo, cuando el stent 100, está siendo flexionado ligeramente y forzado para tomar la forma de una curva, los vértices de puntal 30 y los vértices de puente 31 colocados en la trayectoria interna de la curva se moverán hacia los otros y cierran el espaciamiento 22 entre secciones circunferenciales adyacentes 20 (y continúan moviéndose posiblemente hacia cada uno de los otros, de modo que una sección circunferencial 20 se mueve en la trayectoria del devanado helicoidal 18 ocupado en parte por otra sección circunferencial 20), aunque evitan o minimizan el contacto o interferencia directa debido a que los puentes 26 originan que los vértices de puntal 30 y los vértices de puente 31 de una sección circunferencial 20 se ¡nterdigiten con los de otra sección circunferencial 20. Esta interdigitación de las secciones circunferenciales 20 permite que el stent 100 se flexione fácilmente sin interferencia hacia los puntales 28, vértices de puntal 30, y vértices de puente 31 en secciones circunferenciales adyacentes 20 del devanado helicoidal 18. Esto es, cada uno de los puentes 26 está configurado de modo el extremo del puente 26 conectado a un vértice de puente 31 se alinee en forma circunferencial con el otro extremo del puente 26 conectado a otro vértice del puente 31 en un plano que es ortogonal al eje 16, si el stent 100 está en una configuración expandida o no expandida. Tal como se ilustra en la figura 3A, un puente alternativo 27a puede ser no lineal, aunque un extremo del puente 27b permanezca circunferencialmente alineado con el otro extremo del puente 27c (ilustrado a través de una línea punteada entre los extremos del puente 27b y 27c) en un plano ortogonal al eje 16. De esta forma, no se requiere que el puente 26 sea lineal tal como se ilustra en la presente invención, pero puede incluir configuraciones curvas, de zig-zag, de curvas serpenteadas, sinusoidales o curvilíneas, siempre que los puntos de extremos que se conectan a los vértices del puente 31, estén alineados con la circunferencia de un tubo definido por el stent 100. Como alternativa, tal como se ilustra en la figura 3A, los puentes 26 de las diversas modalidades también pueden proporcionar una extensión 27d que permite la extensión ligera en forma comparativa del stent 100 en la dirección del eje 16 o más allá de la periferia radial del stent 100 definida por la expansión de las secciones circunferenciales 20, tal como se describe y muestra en las Solicitudes de Patente Norteamericana Series Nos. 11/216,222; 11/216,228; 11/216,293; 11/216,362; y 11/216,554 presentada el 31 de Agosto, 2005, las cuales todas están incorporadas en su totalidad a la presente invención como referencia. Aunque se proporcionan estas ventajas antes mencionadas, los puentes circunferenciales 26 proporcionan una expansión generalmente más uniforme del stent 100 debido a que algunos de los puentes 26 están colocados lejos de las partes de expansión de las secciones circunferenciales 20 que definen el devanado helicoidal 18. Tal como se ilustra en la figura 3, en las modalidades preferidas, las secciones circunferenciales 20 tienen ondulaciones que se forman mediante puntales generalmente lineales 28 acoplados juntos en los vértices de puntal 30 o vértices de puente 31, los cuales se deforman durante la expansión y compresión del stent 100. Cuando el puente 26a está acoplado a los puntales 28a y 28b en la figura 3, el vértice de puente 31a es lo suficientemente rígido para aislar cualquier deformación de los puntales 28a y 28b (durante la expansión del stent 100, por ejemplo) procedentes del puente 26a, de modo que el puente 26a, no se deforma o se deforma únicamente en forma mínima.

Preferentemente, el stent 100 es un stent de auto-expansión Nitinol de aproximadamente 6 mm de diámetro final, y el puente 26 tiene aproximadamente 100 mieras de ancho en la dirección del eje 16, aproximadamente 200 mieras de grosor en la dirección radial desde el eje 16, y aproximadamente 130 mieras de largo en la dirección circunferencial entre los vértices de puente 31. Los vértices de puente 31, ilustrados en la figura 4, tienen aproximadamente 90 mieras de ancho en la dirección del eje 16, aproximadamente 200 mieras de grosor en la dirección radial del eje 16, y aproximadamente 1500 mieras de largo en la dirección circunferencial alrededor del eje 16. Se pueden utilizar otros materiales en lugar de Nitinol, tal como, por ejemplo, metales de memoria de forma débil (por ejemplo, acero inoxidable, platino, Elgiloy), polímeros de memoria de forma, metales bioerosionables y polímeros. Haciendo referencia a las figuras 1 y 2, se deberá observar que el número de puentes 26 y puntales 28 puede variar. En una modalidad, el número de 28 arriba y debajo de cualesquiera puentes 26 (dentro de una sección de ondulación arqueada simple 32) puede ser el mismo. Una sección de ondulación arqueada 32 es una serie de puntales 28 y vértices de puntal 30 que se extienden entre dos vértices de puente 31 en una sección circunferencial simple 20. Por ejemplo, con referencia a la sección circunferencial 20c de la figura 1, los vértices de puente 31a y 31b tienen cinco puntales 28 entre ellos (que definen cinco ondulaciones en la sección de ondulación arqueada 32a). Los puentes 26c y 26d unen la sección de ondulación arqueada 32a a secciones de ondulación arqueada 32 en secciones circunferenciales adyacentes 20b y 20d, respectivamente, las cuales se separan a una distancia predeterminada (espaciamiento 22) desde la sección circunferencial 20c. En particular, se colocan cinco puntales 28 a lo largo de cualesquiera de las secciones de ondulación arqueadas 32 entre cualquiera de un puente 26 y otro siguiente puente 26 en una parte intermedia 14, en una dirección circunferencial que es ya sea en dirección a las manecillas del reloj o en dirección contraria a las manecillas del reloj alrededor del eje 16. Se considera que el diseño que tiene un número de puntales 28 iguales proporciona características convenientes con respecto a flexibilidad y resistencia. En las modalidades preferidas, el número de puntales 28 en las direcciones circunferenciales en dirección a las manecillas del reloj o en dirección contraria a las manecillas del reloj puede fluctuar de tres a nueve, inclusive. Como alternativa, el número de puntales 28 en una dirección circunferencial puede ser diferente al número de puntales 28 en la otra dirección circunferencial. Por ejemplo, tal como se ilustra en la figura 8, existen siete puntales 28 colocados entre el vértice de puente 31c y el vértice de puente 31d en la dirección circunferencial contraria al reloj identificada con la flecha 34 y cinco puntales 28 colocados entre el vértice del puente 31c y el vértice del puente 31e en la dirección circunferencial de las manecillas del reloj identificada con la flecha 36. En las modalidades preferidas, se utiliza un patrón de tres puntales 28 en la dirección contraria al reloj y cinco puntales 28 en la dirección del reloj desde un vértice del puente simple 31 (un patrón tres-cinco), un patrón cinco-cinco, o un patrón cinco-siete. Con referencia a la figura 7, se muestra una parte del stent 100 en una configuración comprimida y no implantada. Con el objeto de describir las diversas características de los puntales 28 y puentes 26, se utiliza la siguiente definición de longitud de puntal. Una "longitud de puntal" es la longitud de un puntal 28 desde un centro 38 de un radio de curvatura de un extremo del puntal 28 (en un vértice de puntal 30 o vértice de puente 31) hasta otro centro 38 de un radio de curvatura localizado en el otro extremo del puntal 28 (en un vértice de puntal 30 o vértice de puente 31). De esta forma, tal como se ilustra en la figura 7, la longitud del puntal 28c (que se extiende entre dos vértices de puntal 30) es la longitud de puntal 40a, la longitud del puntal del puntal 28d (que se extiende entre el vértice del puntal 30 y una parte 42 de un vértice de puente 31) es la longitud de puntal 40b, y la longitud de puntal del puntal 28e (que se extiende entre un vértice de puntal 30 y una parte 43 del vértice de puente 31) es la longitud de puntal 40c. La parte 43 se coloca en forma más cercana al puente 26 que la parte 42. Utilizando esta definición, se puede apreciar que la longitud de puntal 40c es mayor a la longitud de puntal 40b, y la longitud de puntal 40b es mayor a la longitud de puntal 40a. En una modalidad alternativa, las longitudes de puntales en secuencia 28 en una sección circunferencial 20 pueden alternar entre un puntal relativamente corto 28 y un puntal relativamente largo 28 que permite el avance axial del devanado helicoidal 18. Además, el uso de puentes 26 para conectar las secciones circunferenciales adyacentes 20, no se limita a la configuración ilustrada en las figuras, pero puede incluir otras configuraciones en donde el puente 26 está en un plano de intersección oblicua al eje 16 o generalmente paralela al eje 16. Por ejemplo, tal como se muestra en la figura 10, un stent alternativo 300 incluye un puente axial 44 que se extiende substancialmente paralelo con respecto al eje 16 del stent. También se ilustra un puente de resorte tipo onda 45 (por ejemplo, curvilíneo en el perfil), un puente oblicuo 46 que se extiende en forma oblicua con respecto a un eje que se extiende en forma paralela al eje 16, y un puente largo 47 que se extiende lo suficientemente lejos entre los vértices de puente 31 de modo que exista un vértice de puntal "derivado" 30 u otro vértice de puente que pasa por y no encaja con el puente largo 47. Tal como se ilustra en la figura 10, el stent 300 puede utilizar una combinación de tipos de puente. Como alternativa, los puentes 26, 44, 45, 46, ó 47 pueden conectar directamente un pico 48 de una sección circunferencial 20 a otro pico 48 de una sección circunferencial adyacente, tal como se ilustra mediante el puente oblicuo 46. Aún en otra alternativa, los puentes 26, 44, 45, 46, ó 47 pueden conectar un pico 48 a un pilón 50 de una sección circunferencial adyacente 20, tal como se ilustra a través del puente axial 44 y el puente de resorte tipo onda 45. En una alternativa adicional, los puentes 26, 44, 45, 46, ó 47 pueden conectar un pilón 50 a un pilón 50, tal como se ilustra en el puente largo 47. Además, las ondulaciones dé la sección de ondulación arqueada 32 pueden tener un patrón tipo onda. El patrón tipo onda también puede ser generalmente sinusoidal, ya que el patrón puede tener la forma general de una onda sinusoide, ya sea que la onda pueda ser definida o no por una función matemática. Como alternativa, cualquier forma tipo onda puede ser empleada siempre que tenga amplitud y desplazamiento. Por ejemplo, una onda cuadrada, una onda de dientes de sierra, o cualquier patrón tipo onda aplicable definido por los puntales, en donde los puntales tengan longitudes substancialmente iguales o longitudes no iguales. Asimismo los stents 100, 200, ó 300 pueden ser stents que sean stents rasos, recubiertos, cubiertos, encapsulados, bio-reabsorbibles o cualquier parte de dichos stents. Se aprecia que los puntales 28 y las secciones circunferenciales 20 en la parte intermedia 14 del stent 100, están soportados directa o indirectamente en ambos lados axiales (los lados que se orientan hacia el espaciamiento 22) a través de puentes 26 debido a que caen entre otras secciones circunferenciales adyacentes 20. Sin embargo, las vueltas del extremo axial del devanado helicoidal 18 (las secciones circunferenciales del extremo axial 20, tal como la sección circunferencial 20a en la figura 1) están soportadas por puentes 26, únicamente en un lado de la sección circunferencial 20 que se orienta a otra sección circunferencial 20, y estas secciones circunferenciales del extremo 20 carecen de puentes 26 en los lados que no se orientan hacia una sección circunferencial adyacente 20, lo cual puede afectar la orientación adecuada y uniforme de los puntales 28 en estas secciones circunferenciales de extremo 20 durante la contracción o expansión del stent 100. Cualesquiera distorsiones atribuibles a este ajuste de puente de un lado 26, son pequeñas y normalmente no importantes. Sin embargo, cuando se adhieren marcadores a las vueltas de extremo del devanado 18 (las secciones circunferenciales del extremo 20) con extensiones, las longitudes de los marcadores y las extensiones se considera que amplifican cualquier distorsión de las vueltas del extremo. Esta no uniformidad es particularmente notable en un devanado helicoidal, debido a que los puntales tienen una longitud no igual, con el objeto de proporcionar un extremo de corte cuadrado al stent, y cualesquiera distorsiones de las vueltas del extremo se amplifican para diferenciar los grados a través de las diferentes longitudes de las extensiones del marcador. Existen varios efectos del movimiento del marcador referido anteriormente. En forma cosmética, el stent puede proporcionar una apariencia no uniforme que puede ser objetable para un especialista. Si las distorsiones son demasiado grandes, pueden tener interferencia entre, o traslapar los marcadores. Estas distorsiones pueden surgir durante la marcación del stent, cuando la pre-forma de un stent auto-expandido se expande a su tamaño final. Las distorsiones similares pueden surgir cuando un stent terminado es comprimido para inserción en un sistema de suministro, o cuando un stent se coloca in vivo pero se mantiene en una forma parcialmente comprimida por la anatomía. Haciendo referencia a las figuras 1 a 3 particularmente 5A-5B, en el primer extremo 10 y el segundo extremo 12 del stent 100 se proporcionan marcadores 60 que se extienden desde los vértices del puntal 30 del devanado helicoidal 18 con las extensiones 61. Se forman estructuras de refuerzo o conexión 62 en la pre-forma del stent (por ejemplo, en el estado de fabricación inicial del stent 100) y estabilizan la forma y orientación de los marcadores 60 durante la expansión del stent 100 y durante la fabricación del stent 100. Se considera que estas estructuras de conexión 62 sirven la función adicional de mejorar la estabilidad de los marcadores 60 cuando el stent 100 se colapsa para el propósito de suministrar el stent en un lugar dentro del cuerpo vivo. Además, estas estructuras de conexión 62 también se consideran que mejora la estabilidad del stent 100 in vivo, mejorando la resistencia a la deformación de los marcadores 60. Con el uso de las estructuras de conexión 62, las distorsiones en los extremos 10 y 12 del stent 100 pueden ser reducidas o casi eliminadas. En forma específica, la estructura de conexión 62 se forma a través de un anillo anular 64 que incluye una serie de puntales de extremo 66 y segmentos de flexión 68 (similares a los puntales 28 y a los vértices del puntal y puente 30 y 31) y se conecta entre marcadores adyacentes 60 con el objeto de presentar fuerzas de reacción, que resisten la distorsión procedente de la expansión y compresión de los puntales 28. Debido a que estos puntales 66 se conectan en un extremo exterior axial de los marcadores 60, presentan el mayor apalancamiento posible para mantener la alineación del eje longitudinal de los marcadores 60 y las extensiones 61 presentando al mismo tiempo fuerzas de compresión y expansión radiales similares a la de los puntales 28. Estos puntales de extremo 66 se cortan en la pre-forma del stent al mismo que se corta el patrón de puntal 28 y fuente 26 del stent 100, utilizando normalmente un aparato de corte láser, o a través de una técnica de formación adecuada (por ejemplo, grabado o EDM). Estos puntales de extremo 66 (junto con los segmentos de fricción 68) posteriormente tienden a mantener los marcadores 60 y las extensiones 61 en paralelo o generalmente en una alineación axial longitudinal con el eje 16, cuando la pre-forma del stent se expande durante el proceso de fabricación. Una vez que se ha expandido la pre-forma del stent^ los puntales de extremo 66 pueden ser ya sea eliminados o dejados en su lugar, para formar parte del stent terminado 100. Si se desea eliminar los puntales de extremo 66, entonces los puntales de extremo 66 pueden ser diseñados con puntas de sacrificio, es decir, puede haber muescas u otras características de debilitamiento en el cuerpo de los puntales de extremo 66, en donde los puntales de extremo 66 se adhieren a los marcadores 60, de este modo los puntales de extremo 66 pueden ser eliminados fácilmente del stent 100, cortando o rompiendo los puntales de extremo 66 en las puntas de sacrificio. Como alternativa, los puntales de extremo 66 pueden ser diseñados de modo que permanezcan como parte del stent 100. En este caso, puede no haber una punta de sacrificio debilitada en forma artificial en la conexión con los marcadores 60. Después de que se expande la pre-forma del stent, se pueden completar las operaciones de fabricación finales, incluyendo limpieza, tratamiento térmico, eliminación de rebaba, pulido y limpieza o recubrimiento final. Posteriormente el stent resultante puede tener los puntales de extremo 66 en su lugar, como una parte integral de la estructura del stent 100. En la modalidad preferida, mostrada en las figuras 5A y 5B, los marcadores 60 tienen aproximadamente 620 mieras de ancho en la dirección circunferencial y aproximadamente 1200 mieras de largo en la dirección del eje 16. Más preferentemente, los marcadores 60, son unitarios con la extensión 61 del devanado helicoidal 18, son generalmente rectangulares en su configuración, y pueden tener la superficie interna de cada marcador 60 curva para adaptarse a la forma tubular del stent 100. Como alternativa, los marcadores 60 pueden ser formados como marcadores en forma de cuchara unidos a las extensiones 61, mediante soldadura, unión, adhesión o estampado a parte o extremos de las extensiones 61. En una modalidad alternativa, los materiales pueden ser eliminados ya sea de la superficie luminal o de la superficie abluminal de los marcadores 60 para proporcionar un hueco, y se puede unir o llenar dentro del hueco un material radio-opaco. Los marcadores 60 pueden ser montados en el extremo de las extensiones 61. Los puntales de extremo 66 que unen los marcadores 60 pueden tener aproximadamente 80 mieras de ancho en la dirección circunferencial y aproximadamente 1500 mieras de largo en la dirección del eje 16, cuando el stent 100 está en un estado comprimido, tal como se ilustra en la figura 5B. En la modalidad ilustrada en las figuras 5A y 5B, existen cuatro puntales de extremo 66 entre dos marcadores adyacentes 60. En las modalidades preferidas, el marcador rectangular 60 puede tener su longitud extendiéndose generalmente en forma paralela al eje 16 y su ancho circunferencial siendo mayor a dos veces que el ancho de cualquier puntal 28 (por ejemplo, el ancho circunferencial en la configuración comprimida). En una modalidad, el ancho circunferencial de al menos un puntal 28 es de aproximadamente 65 mieras y el ancho circunferencial de al menos un puntal 28 es de aproximadamente 80-95% del ancho del puente 26 en la dirección del eje 16. Haciendo referencia a la figura 5B, la estructura de los puntales de extremo 66 que se conecta a los marcadores 60, se abastece preferentemente con una curvatura ligera 70 (y que corresponde a una curvatura en los marcadores 60) para proporcionar una liberación de deformación, conforme se expanden los puntales 66. En una modalidad alternativa, la estructura de conexión 62 incluye dos puntales de extremo 66 (en lugar de los cuatro de la modalidad preferida) de aproximadamente 90 mieras de ancho en la dirección circunferencial (cuando el stent 100 está en la configuración comprimida) y aproximadamente 2000 mieras de largo en la dirección del eje 16. Se deberá observar que pueden utilizar cuatro puntales de extremo 66, por ejemplo, cuando no se utiliza un marcador 60 o únicamente se necesita un número mínimo de marcadores 60. Los marcadores 60 en las modalidades tienen preferentemente de aproximadamente 620 mieras de ancho en la dirección circunferencial y aproximadamente 1200 mieras de largo en la dirección del eje 16. Los marcadores 60 se montan preferentemente en las extensiones 61 que tienen aproximadamente 200 mieras de ancho en la dirección circunferencial y aproximadamente 2000 mieras de largo en la dirección del eje 16. Preferentemente, el stent 100, en la forma de un stent raso, se fabrica de tubería Nitinol de aproximadamente 200 mieras de grosor y tiene aproximadamente 1730 mieras del diámetro exterior, y si diseña preferentemente para tener aproximadamente 6 mm de diámetro externo, expandido, y no implantado. Existen varias características del stent 100 que se consideran hasta ahora no disponibles en la técnica. En consecuencia, el estado de la técnica avanza en virtud de estas características, las cuales se describen a continuación. Primero, tal como se describe anteriormente, el devanado helicoidal continuo 18 puede tener una pluralidad de secciones circunferenciales 20. Una pluralidad de bordes 26 se extienden en un plano generalmente ortogonal con respecto al eje 16 para conectar las secciones circunferencial 20. A través de esta configuración de los puentes circunferenciales 26 para el devanado helicoidal 18, se logra una expansión más uniforme del stent 100.

Segundo, cada una de las secciones circunferenciales 20 puede configurarse como secciones de ondulación arqueadas 32 (figuras 1 y 2) colocadas alrededor del eje 16. Las secciones de ondulación arqueadas 32 pueden tener puentes 26 con puntales 28 conectados, de modo que los puntales 28 que se conectan a los puentes 26 tengan una longitud mayor a una longitud de los otros puntales 28 que no están conectados directamente a los puentes 26. Con referencia a la figura 7, se ha observado que los puntales 28 tener una longitud de puntal 40c que es mayor a una longitud de puntal 40b, y la longitud de puntal 40b que es mayor a una longitud de puntal 40a. Tercero, el puente 26 puede conectarse a la sección de ondulación arqueada adyacente 32 en las ubicaciones respectivas además de los picos 48 de la sección de ondulación arqueada adyacente 32. Por ejemplo, tal como se muestra en la figura 4, el puente 26 tiene un ancho axial seleccionado de modo que los bordos del puente 26 forman una compensación 71 que ajusta el puente 26 ligeramente atrás del borde externo 31 f de los vértices del puente 31. En virtud de dicho arreglo, se considera que la distorsión se reduce en los puntales 28, y se reduce substancialmente en los puntales 28 que se conectan directamente a los vértices del puente 31. En forma específica, la figura 6 ilustra las deformaciones de flexión incrementadas impuestas en los puntales tensos28f, cuando el puente 26 es tensionado por la flexión o por la distorsión del stent 100. En el ejemplo ilustrado en la figura 6, se aplica una fuerza en dirección al reloj en la dirección de las flechas 72, la cual resulta de la flexión o torsión del stent 100, y se considera que se desarrollará tensiones mayores en los puntos de alta tensión 76, en donde los puntales tensionados 28f se conectan en los vértices del puente 31. Se considera que la distorsión del patrón de puntal puede esperarse que de cómo resultado deformaciones locales intencionadas, lo cual puede originar que pequeñas regiones del patrón del puntal experimenten deformaciones mayores a las normales. También se considera que dichas deformaciones incrementadas pueden conducir a una falla prematura in vivo. Debido a que los puntos de alta tensión 76 en las modalidades preferidas se localizan lejos del puente 26 en una distancia que corresponde al ancho circunferencial del vértice del puente 31, tal como se ilustra en la figura 6, las deformaciones localizadas en el puente 26 que conectan los puntos 74 (en donde el puente 26 se conecta a los vértices del puente 31) son menores a las experimentadas en los puntos de alta tensión 76. Además, los puntales 28 pueden tener segmentos lineales, segmentos curvos o una combinación de segmentos curvos y lineales. Asimismo, en virtud de los puentes circunferenciales 26, los puntales 28 pueden tener una configuración curva entre los picos 48 del devanado 18 tal como se ilustra, por ejemplo, en la figura 6. Cuarto, en la modalidad en donde el puente 26 se extiende en un plano generalmente ortogonal con respecto al eje 16, existe al menos un anillo anular 64 a uno del primero y segundo extremos 10 y 12 del devanado helicoidal continuo 18. El anillo anular 64 se considera que reduce la distorsión de los marcadores 60 próximas al extremo o extremos del devanado helicoidal 18. Quinto, en la modalidad preferida, cuando el stent 100 incluye un devanado helicoidal continuo 18 y una pluralidad de secciones circunferenciales 20 que definen un tubo que tiene una longitud de aproximadamente 60 milímetros y un diámetro externo de aproximadamente 6 milímetros, se configura al menos un puente 26 para conectar dos secciones circunferenciales juntas 20 de modo que la fuerza requerida para desplazar una parte del stent 100 entre los dos puntos fijos localizados aproximadamente 30 milímetros separados sea menor a 3.2 Newton para un desplazamiento de aproximadamente 3 milímetros a lo largo de un eje longitudinal al eje 16 del stent 100. En particular, tal como se ilustra en la figura 9, el stent 100 se carga en los forros transportadores 80 elaborados de PEBAX, en donde el stent 100 está soportado por un catéter interno 82 y el catéter externo 84. El catéter externo 84 tiene un diámetro interno de aproximadamente 1.6 milímetros. Los catéteres tanto internos como externos 82 y 84 están comercialmente disponibles como catéteres de 6 French (18 mm) bajo el nombre comercial Luminexx® III fabricado por Angiomed GmbH & Co., Medizintechnik KG de Alemania, y disponibles en C.R. Bard, Inc. of Murray Hill, Nueva Jersey. Los dos catéteres 82 y 84 con el stent 100 entre ellos se colocan en una guía mecánica de flexión de 3 puntos, en donde el catéter externo 84 está soportado en dos lugares separados en la distancia L de aproximadamente 30 milímetros. Se coloca una carga F1 en el stent 100 próxima al centro de la distancia L y se mide la fuerza requerida para flexionar los catéteres 82 y 84 y el stent 100 en un desplazamiento D1 de aproximadamente 3 milímetros. Para el stent 100 de la modalidad preferida ilustrada en la figura 1, la fuerza requerida para lograr un desplazamiento D1 de 3 milímetros es menor a 3.2 Newtons. En comparación con un stent helicoidal conocido (vendido bajo el nombre comercial Lifestent® y que tiene un diámetro externo de aproximadamente 6 milímetros y una longitud de aproximadamente 40 milímetros), utilizando la misma configuración de prueba, la fuerza requerida para desplazar el stent conocido en un forro de catéter Luminexx® III en una distancia D1 de aproximadamente 3 milímetros, es de aproximadamente 3.2 Newtons o más. Se considera que entre menor es la fuerza requerida para desplazar el stent (cuando se contienen los catéteres 82 y 84) una distancia D1 (de aproximadamente 3 milímetros), mejor es la capacidad del stent y los catéteres de navegar en anatomías tortuosas. Al requerir menos de 3.2 Newtons de fuerza en esta prueba, el stent 100 de la modalidad preferida se considera que es altamente flexible durante el suministro e implante, en comparación con sistemas de stents y suministro conocidos, esta alta flexibilidad facilita la capacidad del especialista para navegar en un ducto o vaso necesario para suministrar e implantar el stent. En la modalidad particular probada, la fuerza F1 del stent 100 fue de aproximadamente 1.7 Newtons para un catéter Luminexx® III de 6 Frenen (18 mm). Sexto, en virtud de las estructuras aquí descritas, se proporciona una técnica conveniente para cargar un stent helicoidal 100 que no tiene interferencia física entre secciones de ondulación marcada 32 y puentes 26 en la configuración comprimida del stent 100 en un forro generalmente tubular desde un diámetro interno de aproximadamente 6 milímetros para la configuración del stent 100 comprimido de aproximadamente 2 milímetros (6 French (18 mm)). Es forma específica, cuando se utiliza un stent con aproximadamente 48 secciones de ondulación arqueadas (que incluye los puntales 28) en cada sección circunferencial 20, y 9 puentes 26 para conexión a secciones circunferenciales adyacentes 20, se ha determinado de manera conveniente que el stent 100 no requiere una parte de transición y una zona de extremo tubular, tal como se conoce en la técnica. En particular, el método puede lograrse mediante la utilización de una modalidad física del stent 100 (por ejemplo, figuras 1-5) y comprimir el stent 100. El stent 100 tiene un diámetro externo de aproximadamente 6 milímetros que debe ser comprimido para ajustarse dentro del forro generalmente tubular 80 que tiene un diámetro externo de aproximadamente 2 milímetros (6 French (18mm)) y un diámetro interno de aproximadamente 1.6 milímetros, sin cualesquiera de los puntales 28 del stent 100 cruzando entre sí, cuando se comprime e inserta dentro del forro 80. En otras palabras, en la configuración no implantada expandida del stent 100, ninguno de los puntales 28 y puentes 26 interfieren físicamente, por ejemplo, traslapar o cruzar, con otros puntales 28 o puentes 26 del stent 100. El stent 100 puede ser comprimido, sin el uso de segmentos de puntal de transición (o el uso de anillos anulares 64) en los extremos axiales del devanado helicoidal 18, a un diámetro externo menor de aproximadamente 3 milímetros o menos (y preferentemente menor a 2 milímetros) en donde las superficies internas de los puntales 28 y puentes 26 permanecen substancialmente contiguas sin interferencia física de un puntal 28 con otro puntal 28 o con un puente 26. Se pueden agregar al stent agentes bio-activos (por ejemplo, ya sea mediante recubrimiento o a través de un medio transportador tal como polímeros reasorbibles) para suministrar al vaso o ducto del huésped. Los agentes bio-activos también pueden ser utilizados para cubrir todo el stent. Un recubrimiento puede incluir uno o más agentes terapéuticos no genéticos, materiales genéticos y células y combinaciones de los mismos así como otros recubrimientos poliméricos. Los agentes terapéuticos no genéticos incluyen agentes anti-trombogénicos tales como heparina, derivados de heparina, urocinasa, y PPack (clorometilcetona de arginina de dextrofenilalanina prolina); agentes antiproliferativos tales como enoxaprina, angiopeptina, o anticuerpos monoclonales con la capacidad de bloquear la proliferación de células de músculos lisos, hirudina, y ácido acetilsalicílico; agentes anti-inflamatorios tales como dexametasona, prednisolona, corticosterona, budesonida, estrógeno, sulfasalazina, y mesalamina; agentes antineoplásticos/antiproliferativos/antimióticos tales como paclitaxel, 5-fluorouracilo, cisplatina, vinblastina, vincristina, epotilones, endostatina, angiostatina e inhibidores de cinasa de timidina; agentes anestésicos tales como lidocaina, bupivacaina, y ropivacaina; anti-coagulantes, un compuesto que contiene péptido RGD, compuestos heparina, antitrombiria, antagonistas de receptor de plaqueta, anticuerpos anti-trombina anticuerpos de receptor antl-plaqueta, aspirina, inhibidores de prostaglandina, inhibidores de plaqueta y péptidos antiplaquetas; promotores de crecimiento celular vascular celular tales como inhibidores de factor de crecimiento, antagonistas de receptor de factor de crecimiento, activadores de transcripción, y promotores de traducción; inhibidores de crecimiento de célula vascular tales como inhibidores de factor de crecimiento, antagonistas de receptor de factor de crecimiento, represores de transcripción, represores de traducción, inhibidores de réplica, anticuerpos inhibidores, anticuerpos dirigidos contra factores de crecimiento, moléculas bif uncionales que consisten en un factor de crecimiento y una citotoxina, moléculas bifuncionales que consisten en un anticuerpo y una citotoxina; agentes de disminución de colesterol, agentes de vasodilatación , y agentes que interfieren con los mecanismos vascoactivos endógenos. Los materiales genéticos incluyen ADN y ARN anti-sentido, ADN que codifica ARN, tARN o rARN anti-sentido para reemplazar moléculas endógenas defectuosas o deficientes, factores angiogénicos que incluyen factores de crecimiento tales como factores de crecimiento de fibroblasto ácidos o básicos, factor de crecimiento endotelial vascular, factor de crecimiento epidérmico, factor alfa y beta de transformación de crecimiento, factor de crecimiento endotelial de grado de plaquetas, factor de crecimiento de grado de plaquetas, factor alfa de necrosis de tumor, factor de crecimiento de hepatocito y factor de crecimiento tipo insulina, inhibidores de ciclo celular incluyen inhibidores CD, cinasa de timidina ("TK") y otros agentes útiles para interferir con la proliferación celular de la familia de proteínas morfogénicas de huesos ("BMPs"), BMP-2, BMP-3, BMP-4, BMP-5, BMP-6 (Vgr- ), BMP-7 (OP-1), BMP-8, BMP-9, BMP-10, BMP-1, BMP-12, BMP-13, BMP-14, BMP-15, y BMP-16. Los BMPs deseables son cualesquiera de BMP-2, BMP-3, B P-4, BMP-5, BMP-6 y BMP-7. Estas proteínas diméricas pueden ser proporcionadas como homodímeros, heterodímeros, o combinaciones de los mismos, solas o junto con otras moléculas. Como alternativa, o en adición, se proporcionan moléculas que tienen la capacidad de inducir un efecto de corriente ascendente o corriente descendente de BMP. Dichas moléculas incluyen cualesquiera de las proteínas de "erizo", o los ADNs que las codifican. Las células pueden ser de origen humano (autólogas o alogénicas) o de una fuente animal (xenogeneica), construidas en forma genética, si se desea para suministrar proteínas de interés en el sitio de despliegue. Las células pueden ser proporcionadas en un medio de suministro. El medio de suministro puede formularse según se necesite, para mantener la función y viabilidad celular. Los materiales de recubrimiento de polímero adecuados incluyen ácidos policarboxílicos, polímeros celulósicos, incluyendo acetato de celulosa y nitrato de celulosa, gelatina, polivinilpirrolidona, polivinilpirrolidona reticulada, poli-anhídridos incluyendo polímeros de anhídrido maleico, poliamidas, alcoholes polivinílicos, copolímeros de monómeros de vinilo tales como EVA, éteres polivinílicos, aromáticos de p o I i v i n i I o , óxidos de polietileno, glucosaminoglicanos, polisacáridos, poliésteres incluyendo tereftalato de polietileno, poliacrilamidas, poliésteres, sulfona de poliéter, policarbonato, polialquilenos incluyendo polipropileno, polietileno y polietileno de alto peso molecular, polialquilenos halogenados incluyendo politetrafluoroetileno, poliuretanos, poliortoésteres, proteínas, polipéptidos, siliconas, polímeros de siloxano, ácido poliláctico ácido poliglicólico, policaprolactona, valerato de polihidroxibutirato y combinaciones y combinaciones de los mismos, recubrimientos de dispersiones de polímero tal como dispersiones de poliuretano (por ejemplo, fibrina BAYHDROL®, colágeno y derivados de los mismos, polisacáridos tales como celulosas, almidones, dextranos, alginatos y derivados, ácido hialurónico, emulsiones de escualeno. Ácido poliacrílico, disponible como HIDROPLUS® (de Boston Scientific Corporation of Natick, Massachussets), y descritos en la Patente Norteamericana No. 5,091,205, cuya descripción está incorporada a la presente invención como referencia, es particularmente deseable. Incluso más deseable es un copolímero de ácido poliláctico y policaprolactona. Los stents preferidos también se pueden utilizar como la estructura de un injerto vascular. Las cubiertas adecuadas incluyen nylon, colágeno, PTFE y PTFE expandido, tereftalato de polietileno, poliaramida KEVLAR® polietileno de ultra-alto peso molecular. Más generalmente, se puede utilizar cualquier material de injerto conocido, incluyendo polímeros sintéticos tales como polietileno, polipropileno, poliuretano ácido poliglucólico, poliésteres, poliamidas, sus mezclas, combinaciones y copolímeros. En las modalidades preferidas, algunos o todos de los puentes 26 pueden ser bio-reabsorbidos, dejando al mismo tiempo la configuración del puntal ondulante 28, esencialmente sin cambio. En otras modalidades, sin embargo, todo el stent 100 puede ser reabsorbido en etapas a través de un recubrimiento adecuado sobre el material re-absorbible. Por ejemplo, los puentes 26 pueden re-absorberse en un período de tiempo corto después del implante, tal como por ejemplo, 30 días. La estructura de stent helicoidal restante (elaborada de material re-absorbible, tal como metal o polímeros) posteriormente puede re-absorberse en un período de tiempo subsecuente, tal como por ejemplo, 90 días a 2 años a partir del implante. Los marcadores 60 pueden ser proporcionados para todas las modalidades aquí descritas. El marcador 60 puede ser formado del mismo material que el stent 100 siempre que el material radiográfico o radio-opaco. El material del marcador también puede ser formado de oro, tántalo, platino. El marcador 60 puede ser formado de un material de marcador diferente al material utilizado para formar otro marcador 60. Los stents aquí descritos, con las modificaciones adecuadas, pueden ser suministrados a un sitio de implante en un huésped, con aparatos de suministro como los que se describen y muestran en las Solicitudes de Patente Norteamericana Nos. 2005/0090890 ó 2002/0183826, Patentes Norteamericanas Nos. 6,939,352 ó 6,866,669. Aunque las modalidades preferidas han sido descritas con relación a una estructura que define un tubo utilizando elementos tipo cable, otras variaciones están dentro del alcance de la presente invención. Por ejemplo, la estructura puede definir diferentes secciones tubulares con diferentes diámetros externos, la estructura puede definir una sección tubular acoplada a una sección cónica, la estructura puede definir un solo cono, y los elementos tipo cable pueden estar en secciones transversales además de en círculo, tal como por ejemplo, rectangular, cuadrado, o poligonal. Incluso aunque varios aspectos de las modalidades preferidas han sido descritos como stents Nitinol auto-expandibles adecuados para utilizarse en el ducto biliar o arteria femoral superficial, los expertos en la técnica deberán apreciar que estas mejorías pueden aplicar a stents de auto-expansión de todos los tamaños y elaborados de cualquier material adecuado. Además, dichos stents pueden ser aplicados a cualquier lumen del cuerpo en donde se desee colocar una estructura para mantener patencia, evitar la enfermedad oclusiva, o para otros propósitos médicos, tal como mantener aparatos de embolia en su lugar. Además, las características descritas en las modalidades pueden aplicarse a stents expandidos con balón elaborados de materiales maleables o que se pueden formar y proyectados para expandirse dentro de un lumen del cuerpo adecuado. Las características descritas en las modalidades también pueden aplicar a stents de metal rasos, stents elaborados de otros materiales metálicos, stents con o sin recubrimientos proyectados para propósitos tales como suministro de un medicamento o evitar procesos de enfermedad, y stents en donde algunos o todos los componentes (por ejemplo, puntales, puentes, paletas) de los stents son bio-degradables o bio-reabsorbibles. Las modalidades utilizan el ejemplo de un stent de auto-expansión de 6 mm, aunque se puede aplicar con igual mérito a otros tipos de stents, y stents de otros tamaños. En forma específica, los stents para utilizarse en arterias periféricas son elaborados de manera acostumbrada con diámetros externos que fluctúan de 3 mm a 12 mm, y longitudes que fluctúan de 10 mm a 200 mm. Los stents con diámetros y longitudes mayores y menores también pueden ser elaborados de manera correspondiente. Asimismo, los stents que representan las características de la presente invención pueden utilizarse en otras arterias, venas, el sistema biliar, esófago, tráquea, y otros lúmenes corporales. Aunque la presente invención ha sido descrita con referencia a ciertas modalidades, son posibles numerosas modificaciones, alteraciones y cambios a las modalidades descritas, sin apartarse del espíritu y alcance de la presente invención, tal como se define a través de las reivindicaciones adjuntas. Por consiguiente, se pretende que la presente invención no se limite a las modalidades descritas, sino que tenga el amplio alcance definido a través del lenguaje de las reivindicaciones adjuntas, y sus equivalentes.

Claims (36)

1. REIVINDICACIONES 1. Una prótesis implantable caracterizada porque comprende: un devanado helicoidal continuo que tiene una pluralidad de secciones circunferenciales que circunscriben un eje longitudinal desde un primer extremo hasta un segundo extremo para definir un tubo, estando separadas las secciones circunferenciales a lo largo el eje; y al menos un puente configurado para conectar una sección circunferencial a una sección circunferencial adyacente separada en forma axial, extendiéndose al menos un puente en un plano generalmente ortogonal con respecto al eje.
2. 2. Una prótesis implantable caracterizada porque comprende: un devanado helicoidal continuo que tiene una pluralidad de secciones circunferenciales que circunscriben un eje longitudinal desde un primer extremo hasta un segundo extremo para definir un tubo, estando separadas las secciones circunferenciales a lo largo el eje; y al menos un puente configurado para conectar una sección circunferencial a una sección circunferencial adyacente separada en forma axial, teniendo cada sección circunferencial ondulaciones colocadas alrededor del tubo, teniendo las ondulaciones al menos un segmento conectado al puente, en donde al menos un segmento tiene una longitud mayor a la longitud de otros segmentos no conectados al puente.
3. 3. Una prótesis implantable caracterizada porque comprende: un devanado helicoidal continuo que tiene una pluralidad de secciones circunferenciales que circunscriben un eje longitudinal desde un primer extremo hasta un segundo extremo para definir un tubo, estando separadas las secciones circunferenciales a lo largo el eje, teniendo cada sección circunferencial ondulaciones colocadas alrededor del tubo, estando definida cada ondulación por una intersección de dos segmentos que forman un vértice; y al menos un puente configurado para conectar una sección circunferencial a una sección circunferencial adyacente separada en forma axial, estando conectado al menos un puente a las ondulaciones adyacentes en ubicaciones respectivas además de los vértices de las ondulaciones adyacentes.
4. 4. Una prótesis implantable caracterizada porque comprende: un devanado helicoidal continuo que tiene una pluralidad de secciones circunferenciales que circunscriben un eje longitudinal desde un primer extremo hasta un segundo extremo para definir un tubo, estando separadas las secciones circunferenciales a lo largo el eje; al menos un puente configurado para conectar una sección circunferencial a una sección circunferencial adyacente separada en forma axial, al menos un puente extendido en un plano generalmente ortogonal con respecto al eje; y al menos un anillo anular conectado a uno del primer y segundo extremos del devanado helicoidal continuo.
5. 5. Una prótesis implantable caracterizada porque comprende: un devanado helicoidal que circunscribe un eje longitudinal desde un primer extremo hasta un segundo extremo para definir un tubo que tiene una longitud de aproximadamente 60 milímetros y un diámetro externo de aproximadamente 6 milímetros, y al menos un puente que conecta parte del devanado helicoidal de modo que la fuerza requerida para desplazar una parte del devanado helicoidal colocado en el catéter Luminexx® III entre dos partes fijas del devanado localizada aproximadamente 30 milímetros de separación, es menor a 3.2 Newtons, de fuerza para un desplazamiento de aproximadamente 3 milímetros a lo largo del eje ortogonal al eje.
6. 6. La prótesis implantable tal como se describe en cualesquiera de las reivindicaciones de la 1 a la 5, caracterizado porque el devanado helicoidal y los puentes están en una condición expandida y no implantada.
7. 7. La prótesis implantable tal como se describe en cualesquiera de las reivindicaciones de la 1 a la 5, caracterizado porque las ondulaciones comprenden puntales de zig-zag.
8. 8. La prótesis ¡mplantable tal como se describe en cualesquiera de las reivindicaciones de la 1 a la 5, caracterizado porque el puente comprende un ancho mínimo mayor al ancho de cualesquiera de los segmentos que definen las ondulaciones.
9. 9. La prótesis implantable tal como se describe con la reivindicación 5, caracterizada porque el devanado helicoidal comprende un devanado helicoidal simple.
10. 10. La prótesis ¡mplantable tal como se describe con la reivindicación 5, caracterizada porque el devanado helicoidal comprende una pluralidad de devanados helicoidales separados conectados entre sí.
11. 11. La prótesis implantable tal como se describe con la reivindicación 7, caracterizada porque los puntales de zig-zag comprende cuatro elementos generalmente lineales que se extienden en forma oblicua al eje para ¡ntersectar entre sí en dos vértices circunferencial y axialmente separados, y el al menos un puente conecta el puntal próximo al vértice del puntal zig-zag de una sección circunferencial con el puntal próximo al vértice del zig-zag de la sección circunferencial adyacente.
12. 12. La prótesis ¡mplantable tal como se describe con la reivindicación 11, caracterizada porque los puntales de zig-zag comprende cuatro elementos generalmente lineales que se extienden en forma oblicua al eje para ¡ntersectar entre sí en dos vértices separados circunferencial y axialmente, y al menos un puente conecta el vértice de puntal zig-zag de una sección circunferencial con el vértice del zig-zag de la sección circunferencial adyacente.
13. 13. La prótesis ¡mplantable tal como se describe en cualesquiera de las reivindicaciones 2, 4, ó 5, caracterizado porque un puente se extiende en forma substancialmente paralela con respecto al eje de la prótesis ¡mplantable.
14. 14. La prótesis implantable tal como se describe en cualesquiera de las reivindicaciones 2, 4, ó 5, caracterizado porque el puente se extiende en forma oblicua con respecto a un eje que se extiende en forma paralela al eje de la prótesis implantable.
15. 15. La prótesis implantable tal como se describe en cualesquiera de las reivindicaciones 2, 4, ó 5, caracterizado porque el al menos un puente conecta directamente un pico de una sección circunferencial a otro pico de una sección circunferencial adyacente.
16. 16. La prótesis ¡mplantable tal como se describe en cualesquiera de las reivindicaciones 2, 4, ó 5, caracterizado porque el al menos un puente conecta un pico de una sección circunferencial a un pilón de una sección circunferencial adyacente.
17. 17. La prótesis implantable tal como se describe en cualesquiera de las reivindicaciones 2, 4, ó 5, caracterizado porque el al menos un puente conecta directamente un pico de la sección circunferencial a un pilón de una sección circunferencial adyacente.
18. 18. La prótesis implantable tal como se describe en cualesquiera de las reivindicaciones 2, 4, ó 5, caracterizado porque el al menos un puente conecta un pilón de una sección circunferencial a un pilón de una sección circunferencial adyacente.
19. 19. La prótesis implantable tal como se describe en cualesquiera de las reivindicaciones 1 a la 5, caracterizada porque al menos un marcador generalmente rectangular se conecta a una sección circunferencial próxima a uno del primer y segundo extremos, teniendo el marcador rectangular su longitud extendiéndose en forma generalmente paralela al eje y su ancho es mayor a dos veces el ancho de cualesquiera segmentos de las ondulaciones del puntal.
20. 20. La prótesis implantable tal como se describe en cualesquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada porque el ancho de al menos un segmento del puntal es de aproximadamente 65 mieras.
21. 21. La prótesis implantable tal como se describe en la reivindicación 20, caracterizada porque el ancho de al menos un segmento del puntal es de aproximadamente 80% del ancho de un puente.
22. 22. La prótesis implantable tal como se describe en cualesquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada porque una proporción de un número de puntales alrededor de una sección circunferencial a una longitud del puntal en pulgadas es mayor a 800 por pulgada.
23. 23. La prótesis implantable tal como se describe en la reivindicación 22, caracterizada porque la proporción es mayor a 1000 por pulgada.
24. 24. La prótesis implantable tal como se describe en la reivindicación 22, caracterizada porque un diámetro externo del devanado helicoidal es entre aproximadamente 3 mm y aproximadamente 8 mm.
25. 25. La prótesis implantable tal como se describe en la reivindicación 22, caracterizada porque la longitud desde el primer extremo hasta el segundo extremo del devanado helicoidal es de entre aproximadamente 20 mm y aproximadamente 200 mm.
26. 26. La prótesis implantable tal como se describe en cualesquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada porque un número de puntales en una sección circunferencial del devanado helicoidal es entre 36 y 58.
27. 27. La prótesis implantable tal como se describe en cualesquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada porque un primer número de puntales entre cualesquiera de los dos puentes en una primera dirección a lo largo del devanado helicoidal de una sección circunferencial, es igual a un segundo número de puntales entre cualesquiera de los dos puentes en una segunda dirección opuesta a la primera a lo largo de la sección circunferencial del devanado helicoidal.
28. 28. La prótesis implantable tal como se describe en la reivindicación 27, caracterizada porque el primer número es seleccionado del grupo que consiste en 3, 5, 7, y 9, y el segundo número es seleccionado de un grupo que consiste de 3, 5, 7, y 9.
29. 29. La prótesis implantable tal como se describe en la reivindicación 27, caracterizada porque el primer y segundo número son iguales a cinco.
30. 30. La prótesis implantable tal como se describe en cualesquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque un primer número de puntales entre cualesquiera de los dos puentes en una primera dirección a lo largo del devanado helicoidal en una sección circunferencial no es igual a un segundo número de puntales entre cualesquiera de los dos puentes en una segunda dirección opuesta a la primera a lo largo de la sección circunferencial del devanado helicoidal.
31. 31. La prótesis implantable tal como se describe en la reivindicación 30, caracterizada porque el primer número es seleccionado de un grupo que consiste en 3, 5, 7, y 9, y el segundo número es seleccionado en un grupo que consiste de 3, 5, 7, y 9.
32. 32. La prótesis implantable tal como se describe en la reivindicación 31, caracterizada porque el primer número es igual a cinco y el segundo es igual a siete.
33. 33. La prótesis implantable tal como se describe en la reivindicación 31, caracterizada porque el primer número es igual a tres y el segundo número es igual a cinco.
34. 34. La prótesis implantable tal como se describe en la reivindicación 5, caracterizada porque la fuerza es de 1.7 Newtons.
35. 35. Un método para cargar una prótesis implacable en un forro generalmente tubular para suministro dentro de un huésped biológico, caracterizado porque comprende: proporcionar una prótesis implantable que incluye un devanado helicoidal continuo que tiene una pluralidad de secciones circunferenciales que circunscriben un eje longitudinal desde un primer extremo hasta un segundo extremo para definir un tubo, estando separadas las secciones circunferenciales a lo largo del eje en donde cada una de las secciones circunferenciales incluyen segmentos de repetición, y una pluralidad de puentes, estando configurado cada puente para conectar una sección circunferencial a una sección circunferencial adyacente separada en forma axial, extendiéndose el al menos un puente en un plano generalmente ortogonal con respecto al eje; y comprimir la prótesis implantable que tiene un diámetro externo de aproximadamente 6 milímetros para ajustar dentro de un forro generalmente tubular que tiene un diámetro externo de aproximadamente 2 milímetros y un diámetro interno de aproximadamente 1.6 milímetros sin cualesquiera de los segmentos de la prótesis implacable cruzando entre sí dentro del forro.
36. 36. Un método para cargar una prótesis implantable en un forro generalmente tubular para suministrarse dentro de un huésped biológico, caracterizado porque comprende: proporcionar ondulaciones configuradas en una trayectoria helicoidal alrededor de un eje longitudinal colocadas en una superficie externa de una primera forma tubular en una configuración expandida; localizar las ondulaciones y puentes que interconectan las ondulaciones en una segunda forma tubular que tiene un diámetro interno con respecto al eje de aproximadamente 6 French (18 mm) y en una configuración comprimida menor a la primera forma tubular; y evitar la interferencia física de las partes de las ondulaciones y puentes en la configuración comprimida.