PT2752172T - Stents de polímero recuperáveis de esmagamento - Google Patents

Description

DESCRIÇÃO

STENTS DE POLÍMERO RECUPERÁVEIS DE ESMAGAMENTO

Campo da Invenção A presente invenção refere-se a dispositivos médicos de eluição de fármaco; mais particularmente, esta invenção refere-se a armações poliméricas que são expandidas por um balão de entrega.

Antecedentes da Invenção

As endopróteses radialmente expansíveis são dispositivos artificiais adaptados para serem implantados num lúmen anatómico. Um "lúmen anatómico" refere-se a uma cavidade, canal, de um órgão tubular, tal como um vaso sanguíneo, trato urinário e canal biliar. Os stents são exemplos de endopróteses que têm um formato geralmente cilíndrico e funcionam para manter aberto, e por vezes expandir, um segmento de um lúmen anatómico (existe um exemplo de um stent na Patente de Estados Unidos N.2 6.066.167 de Lau et al.). Os stents são muitas vezes utilizados no tratamento de estenose aterosclerótica nos vasos sanguíneos. "Estenose" refere-se a um estreitamento ou uma constrição do diâmetro de uma passagem corporal ou um orifício. Nesses tratamentos, os stents reforçam as paredes do vaso sanguíneo e impedem a restenose após a angioplastia no sistema vascular. "Restenose" refere-se à recorrência de estenose num vaso sanguíneo ou numa válvula cardíaca após o respetivo tratamento (como por angioplastia por balão, colocação de stents ou valvuloplastia) com sucesso evidente. O tratamento de um local doente ou de uma lesão com um stent envolve tanto a entrega como a implementação do stent. "Entrega" refere-se à introdução e ao transporte do stent através de um lúmen anatómico até um local de tratamento desejado, tal como uma lesão. "Implementação" corresponde à expansão do stent dentro do lúmen na zona de tratamento. A entrega e a implementação de um stent são realizadas através do posicionamento do stent em torno de uma extremidade de um cateter, da inserção da extremidade do cateter através da pele num lúmen anatómico, do avanço do cateter no lúmen anatómico até uma localização de tratamento desejada, da expansão do stent na localização do tratamento, e da remoção do cateter do lúmen.

No caso de um stent expansível por balão, o stent é montado em torno de um balão disposto no cateter. A montagem do stent envolve habitualmente a compressão ou o engaste do stent no balão antes da inserção num lúmen anatómico. No local de tratamento dentro do lúmen, o stent é expandido através da insuflação do balão. 0 balão pode depois ser esvaziado e o cateter retirado do stent e do lúmen, deixando o stent no local de tratamento. No caso de um stent autoexpansível, o stent pode ser preso ao cateter através de uma cobertura retrátil. Quando o stent se encontra no local de tratamento, a cobertura pode ser retirada, o que permite a autoexpansão do stent. 0 stent tem de ser capaz de satisfazer uma quantidade de requisitos funcionais básicos. 0 stent tem de ser capaz de aguentar as cargas estruturais, por exemplo, forças de compressão radiais, impostas no stent, uma vez que o mesmo suporta as paredes de um vaso após a implementação. Por conseguinte, um stent tem de possuir força radial adequada. Após a implementação, o stent tem de manter adequadamente os respetivos tamanho e formato durante toda a respetiva vida útil apesar das várias forças que poderá ter de suportar. Em particular, o stent tem de manter adequadamente um vaso num diâmetro prescrito para um tempo de tratamento desejado apesar destas forças. 0 tempo de tratamento pode corresponder ao tempo necessário para as paredes do vaso se remodelarem, após o qual o stent deixa de ser necessário para o vaso manter um diâmetro desejado. A força radial, que é a capacidade de um stent para resistir a forças de compressão radiais, refere-se a um limite de elasticidade radial de um stent e à rigidez radial em torno de uma direção circunferencial do stent. 0 "limite de elasticidade radial" ou a "força radial" de um stent (para efeitos deste pedido de patente) pode ser compreendido como o carregamento de compressão que, se for excedido, cria uma condição de tensão de cedência fazendo com que o diâmetro do stent não regresse ao respetivo diâmetro descarregado, isto é, existe deformação irrecuperável do stent. Quando o limite de elasticidade radial é excedido, é esperado que o stent ceda mais severamente, e apenas é necessária uma força mínima para causar uma deformação maior.

Mesmo antes de o limite de elasticidade radial ser excedido, pode existir uma deformação permanente no stent após uma carga de compressão radial, mas este grau de deformação permanente algures no stent não é suficientemente grave para ter um efeito significativo na capacidade total do stent para suportar radialmente um vaso. Por conseguinte, em alguns casos, a técnica pode considerar o "limite de elasticidade radial" como o carregamento radial máximo, para além do qual a rigidez da armação muda drasticamente. As unidades de "limite de elasticidade radial" correspondem, por vezes, a força dividida pelo comprimento, que é uma expressão de limite de elasticidade radial numa base por unidade de comprimento. Deste modo, para um limite de elasticidade radial por unidade de comprimento, p. ex., F N/mm, a carga radial que, se exceder este valor, resultará numa mudança significativa na rigidez para um stent que tem dois comprimentos diferentes, LI e L2, corresponderá por isso ao produto F*L1 e F*L2, respetivamente. Contudo, o valor F é o mesmo em ambos os casos, de modo a ser possível utilizar uma expressão conveniente para avaliar o limite de elasticidade radial independente do comprimento do stent. Habitualmente, a força radial que identifica o ponto onde a rigidez se perde não muda muito numa base por unidade de comprimento quando o comprimento do stent muda.

Os stents implantados nas artérias coronárias são essencialmente submetidos a cargas radiais, habitualmente de natureza cíclica, que se devem à contração e expansão periódicas dos vasos à medida que o sangue é bombeado de e para um coração palpitante. Os stents implantados nos vasos sanguíneos periféricos, ou vasos sanguíneos fora das artérias coronárias, p. ex. , artérias ilíacas, femorais, poplíteas, renais e subclávias, contudo, têm de ser capazes de sustentar tanto as forças radiais como as cargas de esmagamento ou aperto. Estes tipos de stent são implantados nos vasos que se encontram mais próximos da superfície do corpo. Uma vez que estes stents se encontram próximos da superfície do corpo, os mesmos são particularmente vulneráveis às cargas de esmagamento ou aperto, que podem colapsar parcial ou completamente o stent e desse modo bloquear o fluxo de fluido no vaso.

Em comparação com um stent coronário, que é limitado a cargas radiais, um stent periférico tem de levar em consideração as diferenças significativas entre as cargas de aperto ou esmagamento e as cargas radiais, conforme documentado em Duerig, Tolomeo, Wholey, "OverView of superelastic stent Design", Min Invas Ther & Allied Technol 9(3/4), págs. 235 a 246 (2000) e Stoeckel, Pelton, Duerig, "Self Expanding Nitinol Stents - Material and Design Considerations", European Radiology (2003) . As propriedades de rigidez radial e esmagamento correspondentes do stent podem igualmente variar drasticamente. Como tal, um stent que possui um determinado grau de rigidez radial, de uma maneira geral, não indica igualmente o grau de rigidez de aperto possuído pelo stent. As duas propriedades de rigidez não são as mesmas, nem mesmo similares. A quantidade de esmagamento de corte transversal esperada para um stent periférico implantado dentro da artéria femoral foi estimado como sendo cerca de 5,8 +/- 7 %, 6,5 + /- 4,9 % e 5,1 +/- 6,4 % nas porções superior, média e inferior da artéria femoral em pacientes mais velhos e de 2,5 +/- 7,7 %, -0,8 +/- 9,4 % e -1,5 +/- 10,5 % para pacientes mais novos. Outras considerações para stents periféricos são o grau de flexão e a compressão axial que o stent pode aguentar sem perda mecânica de força/rigidez. Em comparação com os stents coronários, um stent periférico habitualmente tem comprimentos de entre cerca de 36 e 40 mm quando implantado na artéria femoral superficial, como um exemplo. Como tal, o stent tem de ser flexível o suficiente para aguentar a compressão axial e o carregamento de flexão sem falha. A quantidade de flexão e compressão axial esperada foi estudada e apresentada em Nikanorov, Alexander, M.D. et al., Assessment of self-expanding Nitinol stent deformation after chronic implantation into the superficial femoral artery.

Até à data, o tipo de stent periférico mais utilizado habitualmente corresponde aos stents autoexpansíveis feitos de material superelástico, tal como Nitinol. Este tipo de material é conhecido pela capacidade de regressar à respetiva configuração original após deformação grave, tal como uma carga de esmagamento ou flexão longitudinal. Contudo, esta variedade de stents autoexpansíveis tem qualidades indesejadas; mais especialmente, a elevada resiliência de material superelástico produz o que é geralmente referido como uma "força externa crónica" (COF -Chronic Outward Force) no vaso sanguíneo suportado pelo stent. As complicações resultantes da COF são descritas em Schwartz, Lewis B. et al. "Does Stent Placement have a learning curve: what mistakes do we as operators have to make and how can they be avoided?", Abbott Laboratories; Abbott Park, IL, E.U.A. Parte-se do princípio de que uma COF exercida num vaso sanguíneo por um stent autoexpansível é um principal contribuinte para os elevados graus de restenose de lesões tratadas pelo stent autoexpansível. Foi ilustrado gue nem mesmo um fármaco antiproliferativo distribuído a partir dos stents autoexpansíveis de eluição de fármaco pode mitigar a restenose causada pela COF do stent.

Os stents gue são plasticamente deformados por um balão para suportar um vaso não sofrem desta desvantagem. Na realidade, os stents expandidos por balão, em oposição aos stents autoexpansíveis feitos a partir de um material superelástico, têm a qualidade desejável de poderem ser implementados no diâmetro desejado para suportar o vaso sem exercer forças externas residuais no vaso. Contudo, o estado da técnica concluiu que os stents plasticamente deformados, depois de colapsados, apertados ou esmagados numa artéria periférica irão permanecer assim, bloqueando permanentemente o vaso. 0 estado da técnica concluiu, por conseguinte, que os stents plasticamente deformados constituem uma condição indesejável para o paciente e não devem ser utilizados para tratar vasos sanguíneos periféricos.

Uma armação de polímero, tal como a descrita no documento US 2010/0004735, é feita de um polímero biodegradável, bioabsorvível, biorreabsorvível ou biocorrosível. Os termos biodegradável, bioabsorvível, biorreabsorvível, biossolúvel ou biocorrosível referem-se à propriedade de um material ou stent para degradar, absorver, reabsorver ou corroer longe de um local de implante. A armação de polímero descrita no documento US 2010/0004735, em oposição a um stent de metal, pretende permanecer no corpo durante apenas um período limitado de tempo. A armação é feita de um polímero biodegradável ou biocorrosível. Em muitas aplicações de tratamento, a presença de um stent num corpo pode ser necessária durante um período limitado de tempo até ser realizada a respetiva função pretendida de, por exemplo, manter a permeabilidade vascular e/ou a distribuição de fármaco. Além disso, parte-se do princípio de que as armações biodegradáveis permitem uma melhor cura do lúmen anatómico em comparação com os stents de metal, o que pode originar uma incidência reduzida de trombose de fase tardia. Nestes casos, existe um desejo de tratar um vaso utilizando uma armação de polímero, em particular uma armação de polímero bioerodível, em oposição a um stent de metal, de modo a que a presença da prótese no vaso seja por uma duração limitada. Contudo, existem diversos desafios a superar no desenvolvimento de uma armação de polímero. A técnica reconhece uma variedade de fatores que afetam a capacidade de uma armação polimérica para manter o respetivo formato e/ou a integridade estrutural quando submetida a carregamentos externos, tal como forças de expansão por balão e engaste. Estas interações são complexas e os mecanismos de ação não são totalmente compreendidos. De acordo com a técnica, as características que diferenciam uma armação polimérica bioabsorvível do tipo expandido até um estado implementado por deformação plástica a partir de uma armação de metal de funcionamento semelhante são muitas e significativas. Na realidade, muitos dos métodos/modelos analíticos ou empíricos aceites utilizados para prever o comportamento de armações metálicas têm tendência para ser pouco fiáveis, se não inapropriados, como métodos/modelos para prever de forma fidedigna e consistente o comportamento altamente não linear dependente do tempo de uma estrutura polimérica de suporte de carga de uma armação expansível por balão. Os modelos não são geralmente capazes de fornecer um grau aceitável de certeza necessária para efeitos de implantação da armação dentro de um corpo, ou prever/antecipar os dados empíricos.

Além disso, é reconhecido que o estado da técnica no fabrico de balões relacionados com dispositivos médicos, p. ex., balões não compatíveis para a implementação de armação e/ou angioplastia, fornece apenas informações limitadas sobre como um material polimérico poderá comportar-se quando utilizado para suportar um lúmen dentro de um ser vivo através de deformação plástica de uma rede de anéis interligados por apoios. Resumindo, os métodos idealizados para melhorar as funcionalidades mecânicas de uma estrutura de paredes finas de balão insuflado, na maior parte análogas às propriedades mecânicas de uma membrana pré-carregada quando o balão é insuflado e suporta um lúmen, simplesmente fornecem pouco, se algum, conhecimento sobre o comportamento de uma armação polimérica implementada. Uma diferença, por exemplo, é a propensão para o desenvolvimento de fraturas ou fendas numa armação de polímero. Por conseguinte, a técnica reconhece o problema mecânico como demasiado diferente para fornecer conhecimentos úteis, apesar de uma semelhança partilhada na classe de material. Na melhor das hipóteses, a técnica de fabrico de balões fornece apenas orientação geral para quem pretende melhorar as características de uma armação polimérica bioabsorvível expandida por balão. 0 material de polímero considerado para a utilização como uma armação polimérica, p. ex. poli(L-lactida) ("PLLA"), poli(L-lactida-co-glicolida) ("PLGA"), poli (D-lactida-co-glicolida) ou poli(L-lactida-co-D-lactida) ("PLLA-co-PDLA") com menos de 10 % de D-lactida e complexo estéreo PLLD/PDLA, pode ser descrito, através da comparação com um material metálico utilizado para formar um stent, de alguma das seguintes formas. Um polímero adequado tem uma baixa relação de força-peso, o que significa que é necessário mais material para fornecer uma propriedade mecânica equivalente à de um metal. Por conseguinte, os apoios têm de ser feitos mais espessos e mais largos para terem a força necessária para um stent suportar paredes de lúmen num raio desejado. A armação feita a partir desses polímeros tem igualmente tendência para ser frágil ou ter resistência limitada à fratura. As propriedades inelásticas dependentes da taxa e anisotrópicas (isto é, a força/rigidez do material varia dependendo da taxa na qual o material é deformado) inerentes no material apenas combinam esta complexidade ao trabalhar com um polímero, particularmente, polímero bioabsorvível, tal como PLLA ou PLGA.

As etapas de processamento e as alterações de conceção efetuadas num stent de metal que habitualmente não levantaram preocupações nem necessitaram de atenção cuidadosa relativamente às alterações imprevistas nas propriedades mecânicas médias do material, por conseguinte, também não podem ser aplicadas a uma armação de polímero devido à natureza não linear e por vezes imprevisível das propriedades mecânicas do polímero numa condição de carregamento semelhante. Por vezes, é necessário realizar uma validação extensiva antes mesmo de ser possível prever mais geralmente se uma determinada condição se deve ou não a um fator ou a outro, p. ex. o resultado de uma ou mais etapas de um processo de fabricação, ou de uma ou mais etapas num processo que ocorre após a fabricação da armação, p. ex., engaste, foi um defeito? Como consequência, uma alteração num processo de fabricação, num processo de pós-fabricação ou até mesmo alterações relativamente pequenas numa conceção de padrão de armação têm, de um modo geral, de ser investigadas mais cuidadosamente do que se fosse utilizado um material metálico em vez do polímero. Por conseguinte, verifica-se que, ao escolher entre diferentes conceções de armação polimérica para um melhoramento da mesma, existem muito menos inferências, teorias ou métodos sistemáticos de descoberta disponíveis, como uma ferramenta para orientar um caminho claro de caminhos não produtivos e na direção de caminhos mais produtivos para o melhoramento, do que na realização de alterações num stent de metal.

Os presentes inventores reconhecem, por isso, que as conclusões anteriormente aceites na técnica para a validação ou viabilidade do stent quando foi utilizado um material metálico isotrópico e dúctil seriam inapropriadas para uma armação polimérica. Uma alteração num padrão de armação polimérica pode afetar não só a rigidez ou a cobertura do lúmen da armação no respetivo estado implementado que suporta um lúmen, como também a propensão para o desenvolvimento de fraturas quando a armação se encontra engastada ou está a ser implementada. Isto significa que, em comparação com um stent metálico, geralmente não é possível fazer nenhuma suposição relativamente a se um padrão de armação alterado pode ou não produzir um efeito adverso, ou necessitar de uma alteração significativa numa etapa de processamento (p. ex., formação de tubos, corte a laser, engaste, etc.) . De uma forma simples, as propriedades inerentes altamente favoráveis de um metal (geralmente propriedades invariantes de tensão/deformação relativamente à taxa de deformação ou à direção de carregamento e à natureza dúctil do material), que simplificam o processo de fabrico do stent, permitem que as conclusões sejam mais facilmente obtidas entre um padrão de stent alterado e/ou uma etapa de processamento e a capacidade de o stent ser fabricado de forma fidedigna com o novo padrão e sem defeitos quando implantado dentro de um ser vivo.

Uma alteração no padrão dos apoios e anéis de uma armação polimérica que é plasticamente deformada, quando engastada num balão e quando posteriormente implementada pelo mesmo, infelizmente, não é previsível no mesmo ou semelhante grau em comparação com um stent de metal. Na realidade, é reconhecido que podem surgir problemas inesperados nas etapas de fabricação da armação de polímero como resultado de um padrão alterado que não necessitaria de nenhumas alterações se o padrão tivesse sido em vez disso formado a partir de um tubo de metal. Em contraste com as alterações num padrão de stent metálico, uma alteração no padrão de armação de polímero pode necessitar de outras modificações nas etapas de fabricação ou processamento pós-fabricação, tais como engaste e esterilização.

Além de cumprir os requisitos descritos acima, é desejável que uma armação seja radiopaca, ou fluoroscopicamente visível sob raios X. A colocação precisa é facilitada através de visualização em tempo real da entrega de uma armação. Um cardiologista ou radiologista de intervenção pode seguir o cateter de entrega através da vasculatura do paciente e colocar de modo preciso a armação no local de uma lesão. Isto é habitualmente realizado através de fluoroscopia ou procedimentos de visualização por raios X semelhantes. Para uma armação ser fluoroscopicamente visível, a mesma tem de absorver mais raios X do que o tecido circundante. Os materiais radiopacos numa armação podem permitir a respetiva visualização direta. Contudo, uma lacuna significativa de uma armação de polímero biodegradável (e polímeros geralmente compostos por carbono, hidrogénio, oxigénio e azoto) é o facto de a mesma ser radiolúcida com nenhuma radiopacidade. Os polímeros biodegradáveis têm tendência para ter absorção de raios X semelhante ao tecido corporal. Uma forma de abordar este problema é ligar marcadores radiopacos a elementos estruturais do stent. Um marcador radiopaco pode ser disposto dentro de um elemento estrutural de modo a que o marcador fique preso ao elemento estrutural. Contudo, a utilização de marcadores de stent nos stents poliméricos implica diversos desafios. Um desafio refere-se à dificuldade de inserção de marcadores.

Estas e outras dificuldades relacionadas são descritas no documento US 2007/0156230.

Existe uma necessidade de desenvolver uma prótese para o tratamento de vasos sanguíneos periféricos que possua as qualidades desejáveis de um stent expandido por balão, que não exerça forças externas residuais no vaso (como no caso de um stent autoexpansível) enquanto é, ao mesmo tempo, suficientemente resiliente para se recuperar de uma carga de aperto ou esmagamento num vaso sanguíneo periférico, além dos outros eventos de carregamento esperados dentro de um vaso sanguíneo periférico que não são habitualmente experienciados por uma armação coronária. Existe igualmente uma necessidade de fabricar uma armação de polímero assim, de modo a que a prótese também seja capaz de possuir pelo menos uma rigidez e uma força radiais mínimas necessárias para suportar um vaso sanguíneo periférico; um baixo perfil de passagem; e uma presença limitada no vaso sanguíneo. Existe igualmente uma necessidade de uma armação que seja facilmente monitorizada durante a respetiva pendência utilizando técnicas de imagens normais, e seja capaz de elevada produção de elasticidade.

SUMÁRIO DA INVENÇÃO A invenção fornece um dispositivo médico de acordo coma reivindicação 1. Vários aspetos são apresentados nas reivindicações dependentes.

Até à data, a técnica baseou-se em metais ou ligas para o suporte e tratamento de vasos sanguíneos periféricos. Conforme mencionado anteriormente, depois de ser implantado um stent metálico, o mesmo permanece no corpo de forma permanente, o que não é desejado. Por conseguinte, uma armação feita de um material que se dissolve depois de tratar um vaso ocluído seria preferida em relação a um stent de metal. Um polímero, contudo, é muito mais suave do que um metal. Se o mesmo servir como uma substituição do metal, é necessária uma nova abordagem de conceção. A armação de polímero necessita de elevada força radial, um pequeno perfil engastado e recuperação de esmagamento. Se não for possível modificar suficientemente o material para cumprir estas necessidades, será necessária uma modificação à conceção da rede de armação dos apoios. Existem algumas abordagens conhecidas para aumentar o limite de elasticidade radial. Uma é aumentar a espessura da parede e a outra é aumentar a largura do apoio. Contudo, estas duas modificações irão resultar num maior perfil do dispositivo no estado engastado. Um pequeno perfil engastado do dispositivo e uma rigidez e uma força maiores são, por conseguinte, necessários, e não foram até agora abordados na técnica.

Como será entendido, os aspetos de uma armação de polímero aqui divulgados contradizem as conclusões que foram anteriormente feitas na técnica relativamente à adequação de um stent expansível por balão, ou armação para a utilização nos vasos sanguíneos periféricos. Os problemas respeitantes aos stents autoexpansíveis são conhecidos. Por conseguinte, é procurada uma substituição. Contudo, geralmente um stent expandido por balão com uma rigidez e uma força radiais suficientes, em oposição a um stent autoexpansível, não é uma substituição adequada, especialmente nos vasos que irão impor elevadas forças de flexão e/ou esmagamento na prótese implantada.

BREVE DESCRIÇÃO DAS FIGURAS A FIG. 1 é uma vista em perspetiva de um tubo de polímero deformado. 0 tubo é formado numa armação. A FIG. 2 é uma vista plana parcial de um padrão de armação de acordo com uma primeira forma de realização de uma armação. A FIG. 3 é uma vista em perspetiva parcial de uma estrutura de armação. A FIG. 4 é uma vista plana parcial de um padrão de armação de acordo com uma segunda forma de realização de uma armação. A FIG. 5A é uma vista plana de uma porção do padrão de armação da FIG. 4 obtida na secção VA-VA. A FIG. 5B é uma vista plana de uma porção do padrão de armação da FIG. 2 obtida na secção VB-VB.

As FIGs. 6A e 6B correspondem a tabelas que ilustram exemplos de funcionalidades de armação de acordo com aspetos da divulgação.

As FIGs. 7A e 7B ilustram uma formação de coroa de armação nos respetivos estados expandido e engastado.

As FIGs. 7C e 7D ilustram uma formação de coroa de armação nos respetivos estados expandido e engastado para uma armação de acordo com a primeira forma de realização.

As FIGs. 7E e 7F ilustram uma formação de coroa de armação nos respetivos estados expandido e engastado para uma armação de acordo com uma forma de realização alternativa.

As FIGs. 8B, 8C e 8D são fotografias de microscópio eletrónico de varrimento (SEM - Scanning Electron Microscope) de coroas de armação. As coroas têm um raio interior de cerca de 0,00025 polegadas. As fotografias são tiradas depois de a armação ser expandida por um balão.

As FIGs. 8A, 8F e 8G são fotografias de microscópio eletrónico de varrimento (SEM) de coroas de armação com um raio interno substancialmente superior ao raio interno das coroas de armação nas FIGs. 8B, 8C e 8D. As fotografias são tiradas depois de a armação ter sido expandida por um balão. A Fig. 8E é outra fotografia de microscópio eletrónico de varrimento (SEM) de uma coroa de armação.

As FIGs. 9A e 9B ilustram a primeira forma de realização de uma armação incluindo uma estrutura de marcador radiopaca formada numa ligação que liga anéis. A FIG. 9A ilustra a configuração expandida e a FIG. 9B ilustra a localização dos marcadores radiopacos em relação aos apoios dobrados dos anéis de armação da configuração engastada.

As FIGs. 10A e 10B ilustram um exemplo alternativo de uma armação não abrangida pelas reivindicações incluindo um marcador radiopaco disposto numa ligação que liga anéis. A FIG. 10A ilustra a configuração expandida e a FIG. 10B ilustra a localização do marcador radiopaco em relação aos apoios dobrados dos anéis de armação na configuração engastada.

As FIGs. 11A a 11E são diversos exemplos alternativos de uma armação incluindo um marcador radiopaco não abrangido pelas reivindicações. Para estes exemplos, o(s) marcador(es) radiopaco(s) encontra(m)-se na, ou junto da, coroa de uma coroa, em oposição a uma ligação que liga anéis. As FIGs. 11A, 11B e 11E representam exemplos de localizações para um marcador cilíndrico, enquanto as FIGs. 11C e 11D representam localizações para uma tira de material de marcador. A FIG. 11F representa um exemplo alternativo de uma armação com um marcador radiopaco (não abrangido pela reivindicação). Neste exemplo, a radiopacidade é fornecida através de material utilizado para reforçar a coroa num anel de extremidade. Como tal, as formas de realização fornecem mais visibilidade no anel de extremidade ao mesmo tempo que reforçam o anel de extremidade.

As FIGs. 12A, 12B e 12C são diagramas que descrevem uma relação entre a recuperabilidade de esmagamento e a espessura da parede para uma armação. A Fig. 12A ilustra um corte transversal de uma armação no respetivo estado não deformando (descarregado) e estado deformado quando submetida a uma carga de aperto (desenhado de forma ilusória). As FIGs. 12B e 12C são modelos de invólucros de meio cilindro equivalentes de espessura diferente para mostrar os efeitos da espessura da parede na recuperabilidade de esmagamento quando uma armação é submetida a uma carga de aperto. A FIG. 13 é um gráfico que ilustra a recuperação de esmagamento para uma armação após um esmagamento de 50 %. O gráfico ilustra a percentagem recuperada durante um período de 24 horas após um esmagamento breve de 1 minuto e de 5 minutos em 50 %.

As FIGs. 14A e 14B são vistas planas parciais de um padrão de armação de acordo com uma forma de realização alternativa de uma armação incluindo uma primeira forma de realização de um elemento de ligação enfraquecido ou flexível que liga anéis. A FIG. 14C é uma segunda forma de realização de um elemento de ligação enfraquecido ou flexível que liga anéis da armação.

As FIGs. 14D e 14F ilustram uma forma de realização alternativa de uma porção enfraquecida de uma ligação que liga anéis. A FIG. 14D ilustra uma porção de ligação enfraquecida assimétrica e a FIG. 14F ilustra uma porção de ligação enfraquecida simétrica. A FIG. 14E ilustra um exemplo de uma estrutura de ligação onde são formados espaços vazios na ligação para criar um ponto de fratura para a ligação nos espaços vazios . A FIG. 15 é uma vista plana parcial de um padrão de armação de acordo com uma estrutura de anel alternativa para uma armação onde a estrutura de anel tem apoios curvos que se estendem entre coroas.

As FIGs. 16 a 23 são gráficos que ilustram resultados de um primeiro estudo animal para uma armação implantada em 30, 90 e 180 dias após a implantação. O desempenho da armação é comparado com um stent de metal autoexpansível implantado dentro do mesmo animal.

As FIGs. 24 a 26 são gráficos que ilustram resultados de um segundo estudo animal que compara o desempenho da armação que tem espessuras de parede diferentes.

DESCRIÇÃO DETALHADA DAS FORMAS DE REALIZAÇÃO A divulgação prossegue conforme apresentado em seguida. Em primeiro lugar, são explicadas as definições dos termos que podem ser utilizados durante a divulgação subsequente. As formas de realização dos processos para a formação de um tubo de polímero deformado a partir de um precursor são fornecidas. De acordo com a divulgação, a armação recuperável de esmagamento e expansível por balão é cortada a partir de um tubo (FIG. 1) formado através de um processo que pretende melhorar as propriedades mecânicas da armação incluindo a resistência à fratura. A descrição dos padrões de armação de acordo com diversas formas de realização é feita em seguida. São fornecidos exemplos dos padrões de armação. Durante esta descrição, é feita referência aos aspetos de uma armação que demonstrou desempenhar um papel importante na rigidez, na força, no engaste e na implementação de uma armação de polímero, bem como outras propriedades, uma vez que as mesmas se relacionam com a recuperabilidade de esmagamento de uma estrutura de polímero de suporte de carga. São aqui incluídos aspetos da armação que são contrários e, em alguns casos, surpreendentes e inesperados, particularmente quando comparados com aspetos de um stent de metal periférico comparável que tem um padrão semelhante de apoios. Finalmente, são descritos resultados de teste em banco e in vivo, incluindo exemplos de formas de realização da invenção e a explicação dos resultados observados e dos problemas resolvidos. Nestes exemplos, é possível obter uma outra avaliação dos aspetos da invenção, uma armação de polímero recuperável de esmagamento e expansível por balão com propriedades desejadas de rigidez e força radiais e capaz de ser engastada num diâmetro adequado para a entrega através de um vaso sanguíneo por meio de um cateter balão.

Para efeitos desta divulgação, aplicam-se os termos e as definições seguintes: "Diâmetro insuflado" ou "diâmetro expandido" refere-se ao diâmetro máximo que a armação alcança quando o respetivo balão de suporte é insuflado para expandir a armação a partir da respetiva configuração engastada de modo a implantar a armação dentro de um vaso. 0 diâmetro insuflado pode referir-se a um diâmetro pós-dilatação que ultrapassa o diâmetro de balão nominal, p. ex., um balão PEBAX de 6,5 mm semicompatível tem um diâmetro de pós-dilatação de cerca de 7,4 mm. 0 diâmetro de armação, após alcançar o respetivo diâmetro insuflado através de pressão de balão, irá até certo ponto diminuir devido aos efeitos de recuo e/ou às forças de compressão impostas pela parede do vaso depois de o balão ser removido. Por exemplo, relativamente a uma expansão da armação V59 com as propriedades na Tabela 6B, quando colocada num balão PEBAX de 6,5 mm e o balão é expandido até uma condição pós-dilatação fora de um vaso, o diâmetro interior da armação será de cerca de 7,4 mm e cerca de (0, 955) x (7,4 mm) antes e depois, respetivamente, de ter ocorrido o recuo intenso. O diâmetro insuflado pode ser cerca de 1,2 vezes o diâmetro médio do vaso e os tamanhos do vaso periférico variam habitualmente entre cerca de 4 e 10 mm para efeitos desta divulgação. "Diâmetro mínimo teórico" significa o diâmetro mais pequeno para uma armação com base na respetiva geometria de comprimentos de apoio, espessura e larguras. Um "diâmetro mínimo teórico" não é definido em termos de um perfil engastado mínimo para uma armação ou um stent que pode ser posteriormente implementado e funcionar corretamente como uma prótese expandida por balão. Em vez disso, trata-se apenas de uma definição definida pela geometria ou volume mínimo de espaço que um dispositivo pode ocupar após uma redução uniforme de diâmetro. Como uma fórmula, o "diâmetro mínimo teórico" (Dmín) pode ser expressado da seguinte forma:

Dmín * (I Swi ♦ i; Crj + £ Lwk) + 2*WF (EQ, 3)

Quando as quantidades acima são retiradas de uma parte em corte transversal da armação, Σ Swi (i=l...n) corresponde à soma de n apoios de anel que têm largura Swi; Σ Crj (j=l...m) corresponde à soma de m raios interiores de coroa que têm raios Crj (vezes 2); Σ Lwk (k=l...p) corresponde à soma de p ligações que têm largura Lwk; e WT corresponde à espessura de parede da armação. A EQ. 3 assume que a largura para um par dobrado de apoios, p. ex., apoios 420, 422 na FIG. 7A, é a mesma se medida junto da coroa 410 ou da largura média do apoio. Quando a coroa é mais aumentada, de modo a que a largura seja mais larga aí do que a largura média do apoio de anel, Swi será medido pela largura na coroa. Igualmente, o espaço mínimo entre apoios é definido pelo dobro do raio interior da coroa adjacente (ou vale), isto é, Crj.

Para as dimensões da armação da FIG. 6B, a largura da coroa é maior do que a largura média do apoio. Por conseguinte, ao utilizar EQ. 3, Dmín corresponde a [16*(0, 013) + 12*(0, 0005) + 4 *(0, 0115) ] *(l/n) + 2 *(0,011) = 0,1048" ou 2,662 mm (diâmetro mínimo calculado no corte transversal que passa pelas coroas) . Se, em vez disso, o corte transversal fosse obtido na largura média do apoio (0,0116 em vez de 0,013), a EQ. 3 fornecia 0,0976" ou 2,479 mm.

Convém mencionar que EQ. 3 assume que os apoios têm essencialmente um corte transversal quadrado. Este é o caso para a armação da FIG. 6B (a dimensão do corte transversal do apoio na coroa é de 0,011 x 0,013). Para uma armação que tem apoios com um corte transversal trapezoidal, p. ex., um corte de armação de um diâmetro mais pequeno de modo a que a relação de espessura da parede-diâmetro exterior seja muito mais elevada do que no caso da FIG. 1, uma aproximação mais exata para Dmin seria (Σ Swi + Σ Crj + Σ Lwk) *(l/n), uma vez que as pontas dos apoios na superfície exterior iriam apoiar-se em Dmin antes de as superfícies que se estendem através da espessura de um apoio se apoiarem umas nas outras. A temperatura de transição vítrea (referida aqui como "Tg") corresponde à temperatura na qual os domínios amorfos de um polímero mudam de um estado vítreo frágil para um estado dúctil ou deformável sólido na pressão atmosférica. Por outras palavras, Tg corresponde à temperatura na qual ocorre o início do movimento segmentar nas cadeias do polímero. A Tg de um determinado polímero pode ser dependente da taxa de aquecimento e pode ser influenciada pela história térmica do polímero. Além disso, a estrutura química do polímero influencia fortemente a transição vítrea afetando a mobilidade das cadeias de polímero. "Tensão" refere-se à força por unidade de área, como na força que atua através de uma pequena área dentro de um plano dentro de um material sujeito. A tensão pode ser dividida em componentes, normais e paralelos em relação ao plano, denominados tensão normal e tensão de cisalhamento, respetivamente. A tensão de tração, por exemplo, é um componente normal de tensão que conduz à expansão (aumento no comprimento) do material sujeito. Além disso, a tensão de compressão é um componente normal de tensão resultando na compactação (diminuição no comprimento) do material sujeito. "Deformação" refere-se à quantidade de expansão ou compressão que ocorre num material numa determinada tensão ou carga. A tensão pode ser expressada como uma fração ou percentagem do comprimento original, isto é, a mudança no comprimento dividida pelo comprimento original. Por conseguinte, a deformação é positiva para a expansão e negativa para a compressão. "Módulo" pode ser definido como a relação de um componente de tensão ou força por unidade de área aplicado a um material dividido pelo esforço ao longo de um eixo de força aplicada que resulta da força aplicada. Por exemplo, um material tem um módulo de tração e um de compressão. "Resistência" ou "resistência à fratura" corresponde à quantidade de energia absorvida antes da fratura, ou de modo equivalente, à quantidade de trabalho necessária para fraturar um material. Uma medida de resistência é a área sob uma curva de tensão-deformação da deformação zero para a deformação na fratura. A tensão é proporcional à força de tração no material e a deformação é proporcional ao respetivo comprimento. A área sob a curva é então proporcional ao integral da força pela distância em que o polímero se estica antes de se quebrar. Este integral corresponde ao trabalho (energia) necessário para quebrar a amostra. A resistência é uma medida da energia que uma amostra pode absorver antes de se quebrar. Existe uma diferença entre resistência e força. Um material que seja forte, mas não resistente é denominado de frágil. Os materiais frágeis são fortes, mas não conseguem deformar-se muito antes de se quebrarem.

Conforme aqui utilizado, os termos "axial" e "longitudinal" são utilizados alternadamente e referem-se a uma direção, orientação ou linha que seja paralela ou substancialmente paralela em relação ao eixo central de um stent ou ao eixo central de uma construção tubular. 0 termo "circunferencial" refere-se à direção ao longo de uma circunferência do stent ou da construção tubular. 0 termo "radial" refere-se a uma direção, orientação ou linha que seja perpendicular ou substancialmente perpendicular em relação ao eixo central do stent ou ao eixo central de uma construção tubular e é, por vezes, utilizado para descrever uma propriedade circunferencial, isto é, força radial. 0 termo "recuperação de esmagamento" é utilizado para descrever como a armação recupera de um aperto ou carga de esmagamento, enquanto o termo "resistência ao esmagamento" é utilizado para descrever a força necessária para causar uma deformação permanente de uma armação. Uma armação ou um stent que não possua uma boa recuperação de esmagamento não regressa substancialmente ao respetivo diâmetro original após a remoção de uma força de esmagamento. Conforme mencionado anteriormente, uma armação ou um stent com uma força radial desejada pode ter uma recuperação de esmagamento inaceitável. Além disso, uma armação ou um stent com uma recuperação de esmagamento desejável pode ter uma força radial inaceitável. A armação de polímero ilustrada na FIG. 2 é formada a partir de um tubo de poli (L-lactida) ("PLLA") . 0 processo de formação deste tubo PLLA pode ser o processo descrito no Pedido de Patente de Estados Unidos N.2 12/558.105. É feita referência a um precursor que é "deformado" de modo a produzir o tubo da FIG. 1 que tem o diâmetro, a espessura e as propriedades de material da armação desejados conforme apresentado abaixo. Antes de o tubo se deformar ou, em algumas formas de realização, se expandir para produzir as propriedades desejadas no tubo inicial para a armação, é formado o precursor. O precursor pode ser formado através do processo de extrusão que começa com material de resina PLLA em bruto aquecido acima da temperatura de fusão do polímero que é depois obtido por extrusão através de um molde. Em seguida, num exemplo, um processo de expansão para a formação de um tubo PLLA expandido inclui o aquecimento de um precursor PLLA acima da temperatura de transição vítrea PLLA (isto é, 60 a 70 graus C), mas abaixo da temperatura de fusão (165 a 175 graus C), p. ex., cerca de 110 a 120 graus C.

Um tubo precursor é deformado nas direções radial e axial através de um processo de moldagem por insuflação, em que a deformação ocorre progressivamente numa velocidade longitudinal predeterminada ao longo do eixo longitudinal do tubo. Conforme explicado abaixo, a deformação melhora as propriedades mecânicas do tubo antes de o mesmo ser formado na armação da FIG. 2. O processo de deformação do tubo pretende orientar as cadeias de polímero nas direções radial e/ou biaxial. A orientação ou a deformação que causa o realinhamento é efetuada de acordo com uma seleção precisa de parâmetros de processamento, p. ex. pressão, calor (isto é, temperatura), taxa de deformação, para afetar a cristalinidade do material e o tipo de formação cristalina durante o processo de deformação.

Numa forma de realização alternativa, o tubo pode ser feito de poli (L-lactida-co-glicolida) , poli(D-lactida-co-glicolida) ("PLGA"), policaprolactona, ("PCL"), quaisquer copolímeros semicristalinos combinando qualquer um destes monómeros, ou quaisquer misturas destes polímeros. As escolhas de material para a armação devem levar em consideração o ambiente de carregamento complexo associado a muitas localizações de vasos periféricos, particularmente os localizados perto dos membros. A artéria femoral fornece um ambiente dinâmico para implantes vasculares, uma vez que várias forças podem esmagar, torcer, estender ou encurtar o dispositivo em simultâneo. A aplicação de força pode variar entre carga pontual e carga distribuída ou uma combinação das mesmas e igualmente como uma função de tempo. Os recentes resultados mostraram que as armações biorreabsorvíveis feitas de PLLA altamente cristalino podem fornecer recuperação de esmagamento sem causar uma força radial exterior permanente e constante no vaso. A força radial exterior permanente e constante pode ser a causa de problemas clinicos posteriores com stents autoexpansiveis de nitinol. Contudo, um desafio ainda existente com as armações biorreabsorviveis é torná-las idealmente resistentes à fratura como uma função de tempo; ou seja, melhorar a respetiva vida de fadiga ou capacidade de sobrevivência segundo uma variedade de ambientes de carregamento dinâmicos. Existe uma necessidade continua de melhorar a resistência à fratura de uma armação; e em particular uma armação perifericamente implantada. A resistência à fratura de uma armação vascular depende não só da conceção e do material, como também do processo de fabrico e dos parâmetros de implementação. Por conseguinte, é particularmente necessário ter um processo, uma conceção e um sistema de distribuição que permita que a armação seja uniformemente expandida e implementada. Como uma consequência da implementação não uniforme, os vários apoios e as várias coroas de uma armação irão ser potencialmente expostos a forças e movimentos muito diferentes, o que tem um efeito deletério na vida de fadiga.

Um número adimensional útil para caracterizar a resistência à fratura do material é designado por número de Deborah (Relação de constante de tempo de humedecimento de material intrínseco e constante de tempo de força aplicada externa). Quanto mais elevado for o número de Deborah, maior é o potencial de fratura esperado de um implante sob uma carga transitória ou carga de fadiga de uma determinada amplitude.

Os domínios de endurecimento podem ser introduzidos numa conceção de implante de várias formas: a) alteração da estrutura principal para incluir blocos de baixa Tg, p. ex. copolímeros em bloco, b) misturas de polímeros e c) introdução de reticulações leves na estrutura principal. A resistência à fratura de um homopolímero, tal como PLLA, pode igualmente ser melhorada através do controlo da microestrutura do implante final. Variáveis, tais como % de cristalinidade, tamanho e/ou distribuição de cristalitos, distribuição espacial e gradiente e formato dos domínios cristalinos. Uma combinação destes controlos microestruturais em conjunto com uma conceção macroscópica, p. ex., padrão da armação, processo de engaste, etc. pode melhorar a resistência à fratura sem efeitos adversos significativos noutras propriedades de material de armação, p. ex., rigidez radial e/ou de aperto.

Uma alternativa ao fornecimento de propriedades elastoméricas é a utilização de uma estrutura de múltiplas camadas com camadas "moles" e "rígidas", em que a(s) camada(s) mole(s) seria(m) feita(s) de um material de baixa Tg e as camadas rígidas teriam um material de elevada Tg. De uma forma semelhante, os domínios de alta e baixa Tg podem gerar morfologias típicas endurecidas com borracha através da utilização de copolímeros de bloco ou misturas de polímeros. A Tg de um determinado domínio/bloco pode ser gerada a partir de um determinado monómero ou através da utilização de diversos monómeros num copolímero aleatório. Os materiais de baixa Tg típicos podem ser feitos de caprolactona, derivados de lactona, carbonato, butilsuccinato, carbonato de trimetileno, dioxanona ou outros monómeros conhecidos de acordo com a divulgação. Outros materiais de baixa Tg que podem ser utilizados seriam um material que limpa os rins através de dissolução em vez de degradação. Esse material pode incluir polietilenoglicol (PEG), polivinilpirrolidona (PVP) ou álcool polivinílico (PVA), ou outros polímeros conhecidos de acordo com a divulgação.

As formas alternativas para melhorar as propriedades de fadiga são através da introdução de flexibilidade axial e a utilização de pontos de fratura preconcebidos, em particular nas ligações de conector. Os pontos de fratura podem funcionar como precursores de fraturas reais, p. ex. , fendas e rachas ou uma fratura de pequena dimensão distribuída no implante. Uma distribuição ou um padrão de rachas ou fendas pode estipular ou informar uma de uma resistência esperada da armação quando submetida a um carregamento específico, p. ex., torção, força radial, tração, etc. Embora seja compreendido que, devido à relação de um modo geral altamente não linear entre a formação de rachas e um ambiente de carregamento acoplado, ou seja, flexão simultaneamente aplicada e variável no tempo, torção e carregamento axial, esses métodos preditivos podem não ser aplicáveis a todas as situações.

As formas alternativas para melhorar as propriedades de fadiga são através da introdução de flexibilidade axial e a utilização de pontos de fratura preconcebidos, em particular, pontos de fratura nas, ou perto das, ligações de conector conforme descrito abaixo em maior detalhe.

Para um tubo da FIG. 1 com um diâmetro de cerca de 7 mm e uma espessura de parede superior a 200 micrómetros, e mais especificamente um diâmetro de 8 mm e uma espessura de parede de 280 micrómetros, a temperatura na expansão é de 235 +/- 5 graus Fahrenheit, a pressão de expansão é de 110 + /- 10 psi e a velocidade de expansão é de 0,68 +/- 0,20 mm/ s. O grau de expansão radial ao qual o tubo de polímero é submetido pode caracterizar parcialmente o grau de orientação cristalina e molecular circunferencial induzida, bem como força numa direção circunf erencial. O grau de expansão radial é quantificado por uma relação de expansão radial ("RE"), definida como relação RE = (Diâmetro Interior do Tubo Expandido)/(Diâmetro Interior Original do tubo). A relação RE pode igualmente ser expressada como uma percentagem, definida como % de RE = (RE relação-1) .vezes. 100 %. O grau de extensão axial ao gual o tubo de polímero é submetido pode caracterizar parcialmente a orientação cristalina e molecular axial induzida, bem como a força numa direção axial. O grau de extensão axial é guantificado por uma relação de extensão axial ("AE"), definida como Relação AE = (Comprimento do Tubo Estendido)/(Comprimento Original do Tubo). A relação AE pode igualmente ser expressada como uma percentagem, definida como % de AE = (AE relação-1) vezes 100 %. Numa forma de realização preferida, a RE é de cerca de 400 % e a AE é de 40 a 50 %. O tubo de polímero cilíndrico reforçado e endurecido da FIG. 1 é formado numa estrutura de armação, numa forma de realização uma estrutura com uma pluralidade de apoios 230 e ligações 234 formando um padrão 200 conforme ilustrado na FIG. 2 (o padrão 200 é ilustrado numa vista plana ou achatada), gue se encontra em torno do padrão para a armação antes do engaste e depois de a armação ser plástica ou irreversivelmente deformada a partir do respetivo estado engastado para o respetivo estado implementado dentro de um vaso através de expansão por balão. O padrão 200 da FIG. 2, por conseguinte, representa uma estrutura de armação tubular (conforme ilustrado parcialmente no espaço tridimensional na FIG. 3), de modo a gue um eixo A-A seja paralelo em relação ao eixo central ou longitudinal da armação. A FIG. 3 ilustra a armação num estado anterior ao engaste ou após a implementação. Tal como pode ser observado na FIG. 3, a armação compreende uma estrutura aberta de apoios e ligações que definem um corpo geralmente tubular. O tubo deformado cilíndrico da FIG. 1 pode ser formado nesta estrutura aberta de apoios e ligações descrita nas FIGs. 2 e 3 por um dispositivo de corte a laser, preferencialmente, um laser de luz verde de picossegundos que utiliza hélio como um refrigerante durante o corte.

Os detalhes de um processo de laser adequado podem ser encontrados no Pedido de Patente de Estados Unidos N.2 12/797.950. O hélio é necessário para evitar as propriedades de fusão ou alteração da estrutura da armação adjacente à trajetória de corte do laser. Os parâmetros de maquinação a laser de exemplo são fornecidos na Tabela 1. Tabela 1: Parâmetros de Maquinação a Laser para uma armação de polímero recuperável de esmagamento com uma espessura de parede entre cerca de 0,2032 mm (0,008") e 0,3556 mm (0,014")

Relativamente à FIG. 2, o padrão 200 inclui anéis longitudinalmente espaçados 212 formados por apoios 230. Um anel 212 é ligado a um anel adjacente através de diversas ligações 234, em que cada uma delas se estende de modo paralelo em relação ao eixo A-A. Nesta primeira forma de realização de um padrão de armação (padrão 200), quatro ligações 234 ligam o anel interior 212, que se refere a um anel que tem um anel à sua esquerda e direita na FIG. 2, a cada um dos dois anéis adjacentes. Deste modo, o anel 212b é ligado por quatro ligações 234 ao anel 212c e quatro ligações 234 ao anel 212a. 0 anel 212d é um anel de extremidade ligado apenas ao anel à sua esguerda na FIG. 2.

Um anel 212 é formado por apoios 230 ligados nas coroas 207, 209 e 210. Uma ligação 234 é unida aos apoios 230 numa coroa 209 (coroa W) e numa coroa 210 (coroa Y) . Uma coroa 207 (coroa livre) não tem uma ligação 234 ligada à mesma. Preferencialmente, os apoios 230 gue se estendem a partir de uma coroa 207, 209 e 210 num ângulo constante a partir do centro de coroa, isto é, os anéis 212 têm um formato aproximadamente em ziguezague, em oposição a sinusoidal para o padrão 200, embora noutras formas de realização seja contemplado um anel com apoios curvados. Como tal, nesta forma de realização, uma altura de anel 212, gue corresponde à distância longitudinal entre coroas adjacentes 207 e 209/210, pode derivar dos comprimentos dos dois apoios 230 gue se ligam na coroa e num ângulo de coroa Θ. Em algumas formas de realização, o ângulo Θ em coroas diferentes varia, dependendo do facto de uma ligação 234 ser ou não ligada a uma coroa livre ou não ligada, coroa W ou coroa Y. A variação em ziguezague dos anéis 212 ocorre sobretudo em torno da circunferência da armação (isto é, ao longo da direção B-B na FIG. 2) . Os eixos centrais dos apoios 212 assentam sobretudo em torno da mesma distância radial em relação ao eixo longitudinal da armação. De um modo ideal, substancialmente todo o movimento relativo entre apoios que formam anéis também ocorre axialmente, mas não radialmente, durante o engaste e a implementação. Se bem que, conforme explicado em maior detalhe abaixo, as armações de polímero muitas vezes não se deformam desta maneira devido a desalinhamentos e/ou cargas radiais desiguais que estão a ser aplicadas.

Os anéis 212 são capazes de ser colapsados até um diâmetro mais pequeno durante o engaste e expandidos até um diâmetro maior durante a implementação num vaso. De acordo com um aspeto da divulgação, o diâmetro de pré-engaste (p. ex., o diâmetro do tubo axial e radialmente expandido a partir do gual a armação é cortada) é sempre superior a um diâmetro de armação expandido máximo gue o balão de entrega pode ou é capaz de produzir guando insuflado. De acordo com uma forma de realização, um diâmetro de pré-engaste é superior ao diâmetro expandido de armação, mesmo guando o balão de entrega é hiperinsuflado, ou insuflado para além do respetivo diâmetro de utilização máximo para o cateter balão. 0 padrão 200 inclui guatro ligações 237 (duas em cada extremidade, apenas uma extremidade ilustrada na FIG. 2) com a estrutura formada para receber um material radiopaco em cada um de um par de orifícios transversalmente espaçados formados pela ligação 237. Estas ligações são construídas de modo a evitar a interferência com a dobragem dos apoios sobre a ligação durante o engaste que, conforme explicado em detalhe abaixo, é necessária para uma armação capaz de ser engastada num diâmetro de cerca de, no máximo, Dmín ou para uma armação que, quando engastada, não tem praticamente nenhum espaço disponível para uma estrutura radiopaca de retenção do marcador.

Uma segunda forma de realização de uma estrutura de armação tem o padrão 300 ilustrado na FIG. 4. Como o padrão 200, o padrão 300 inclui anéis longitudinalmente espaçados 312 formados por apoios 330. Um anel 312 é ligado a um anel adjacente por diversas ligações 334, cada uma delas estende-se paralelamente em relação ao eixo A-A. A descrição da estrutura associada aos anéis 212, aos apoios 230, às ligações 234 e às coroas 207, 209, 210 com respeito à FIG. 2, acima, também se aplica aos respetivos anéis 312, apoios 330, ligações 334 e coroas 307, 309 e 310 da segunda forma de realização, à exceção de que na segunda forma de realização existem apenas três apoios 334 a ligar cada par adjacente de anéis, em vez de quatro. Deste modo, na segunda forma de realização, o anel 312b é ligado ao anel 312c por apenas três ligações 234 e ao anel 312a por apenas três ligações 334. Uma ligação formada para receber um marcador radiopaco, similar à ligação 237, pode ser incluído entre 312c e o anel 312d.

As FIGs. 5A e 5B representam aspetos do padrão de repetição dos elementos de célula fechada associados a cada um dos padrões 300 e 200, respetivamente. A FIG. 5A ilustra a porção do padrão 300 ligado através da caixa ilusória VA, e a FIG. 5B ilustra a porção do padrão 200 ligada através da caixa ilusória VB. A célula 304 e a célula 204 são agui ilustradas, respetivamente. Nas FIGs. 5A e 5B, a referência de eixo vertical é indicada pelo eixo B-B e o eixo longitudinal A-A. Existem guatro células 204 formadas por cada par de anéis 212 no padrão 200, p. ex., guatro células 204 são formadas pelos anéis 212b e 212c e as ligações 234 que ligam este par de anéis, outras quatro células 204 são formadas pelos anéis 212a e 212b e as ligações que ligam este par de anéis, etc. Em oposição, existem três células 304 formadas por um par de anéis e respetivas ligações de conexão no padrão 300.

Relativamente à FIG. 5A, o espaço 336 e 336a da célula 304 é ligado através das porções de anéis longitudinalmente espaçados 312b e 312c ilustrados, e das ligações paralelas e espaçadas de modo circunferencial 334a e 334c que ligam os anéis 312b e 312c. As ligações 334b e 334d ligam a célula 304 ao anel adjacente direito e esquerdo na FIG. 3, respetivamente. A ligação 334b liga-se à célula 304 numa coroa W 309. A ligação 334d liga-se à célula 304 numa coroa Y 310. Uma "coroa Y" refere-se a uma coroa em que o ângulo que se estende entre um apoio 330 e a ligação 334 na coroa 310 é um ângulo obtuso (superior a 90 graus). Uma "coroa W" refere-se a uma coroa em que o ângulo que se estende entre um apoio 330 e a ligação 334 na coroa 309 é um ângulo agudo (inferior a 90 graus). As mesmas definições para a coroa Y e a coroa W aplicam-se igualmente à célula 204. Existem oito coroas ligadas ou livres 307 para a célula 304, gue podem ser compreendidas como oito coroas desprovidas de uma ligação 334 ligada na coroa. Existem uma ou três coroas livres entre uma coroa Y e uma coroa W para a célula 304.

Os aspetos adicionais da célula 304 da FIG. 5A incluem ângulos para as respetivas coroas 307, 309 e 310. Esses ângulos, gue de um modo geral não são iguais uns aos outros (consulte, p. ex., a FIG. 6A relativamente às formas de realização "V2" e "V23" de armação gue têm um padrão 300), são identificados na FIG. 5A como ângulos 366, 367 e 368, respetivamente associados às coroas 307, 309 e 310. Para a armação gue tem o padrão 300, os apoios 330 têm larguras de apoio 361 e comprimentos de apoio 364, as coroas 307, 309, 310 têm larguras de coroa 362, e as ligações 334 têm larguras de ligação 363. Cada um dos anéis 312 tem uma altura de anel 365. Os raios nas coroas não são, de um modo geral, iguais uns aos outros. Os raios das coroas são identificados na FIG. 5A como raios 369, 370, 371, 372, 373 e 374. A célula 304 pode ser considerada um elemento de célula fechada W-V. A porção "V" refere-se à área sombreada 336a que se parece com a letra "V" na FIG. 6A. A porção restante não sombreada 336, isto é, a porção "W", parece-se com a letra "W".

Relativamente à FIG. 5B, o espaço 236 da célula 204 é ligado através das porções de anéis longitudinalmente espaçados 212b e 212c conforme ilustrado, e as ligações paralelas e espaçadas de modo circunferencial 234a e 234c que ligam estes anéis. As ligações 234b e 234d ligam a célula 204 aos anéis adjacentes direito e esquerdo na FIG. 2, respetivamente. As ligações 234b ligam-se à célula 236 numa coroa W 209. A ligação 234d liga-se à célula 236 numa coroa Y 210. Existem quatro coroas 207 para a célula 204, que podem ser compreendidas como quatro coroas desprovidas de uma ligação 234 ligada na coroa. Existe apenas uma coroa livre entre cada coroa Y e coroa W para a célula 204.

Os aspetos adicionais da célula 204 da FIG. 5B incluem ângulos para as respetivas coroas 207, 209 e 210. Esses ângulos, gue de um modo geral não são iguais uns aos outros (consulte, p. ex., a FIG. 6B relativamente à forma de realização "V59" de uma armação gue tem um padrão 200), são identificados na FIG. 5B como ângulos 267, 269 e 268, respetivamente associados às coroas 207, 209 e 210. Para a armação gue tem o padrão 200, os apoios 230 têm larguras de apoio 261 e comprimentos de apoio 266, as coroas 207, 209, 210 têm larguras de coroa 270, e as ligações 234 têm larguras de ligação 264. Cada um dos anéis 212 tem uma altura de anel 265. Os raios nas coroas não são, de um modo geral, iguais uns aos outros. Os raios das coroas são identificados na FIG. 5B como raios interiores 262 e raios exteriores 263. A célula 204 pode ser considerada como um elemento de célula fechada W. O espaço 236 ligado pela célula 204 parece-se com a letra "W".

Comparando a FIG. 5A com a FIG. 5B, é possível entender gue a célula W 204 é simétrica em torno dos eixos B-B e A-A, ao passo que a célula W-V 304 é assimétrica em torno de ambos estes eixos. A célula W 204 é caracterizada como não tendo mais de uma coroa 207 entre as ligações 234. Deste modo, uma coroa Y ou uma coroa W encontra-se sempre entre cada coroa 207 para cada célula fechada do padrão 200. Neste sentido, o padrão 200 pode ser compreendido como tendo padrões de célula fechada repetidos, cada um não tendo mais de uma coroa que não seja suportada por uma ligação 234. Em oposição, a célula W-V 304 tem três coroas não suportadas 307 entre uma coroa W e uma coroa Y. Como pode ser entendido a partir da FIG. 5A, existem três coroas não suportadas 307 à esquerda da ligação 334d e três coroas não suportadas 307 à direita da ligação 334b. 0 comportamento mecânico de uma armação com um padrão 200 versus 300 difere nas formas apresentadas em seguida. Estas diferenças, juntamente com outras a serem descritas posteriormente, foram observadas em comparações entre a armação das FIGs. 6A e 6B, o que inclui testes in vivo. Em certos pontos de vista, estes testes demonstraram aspetos mecânicos de armação de acordo com a invenção que foram tanto inesperados como contrários à sabedoria convencional, tal como quando a sabedoria convencional teve origem nos stents metálicos do estado da técnica ou na armação coronária. Para uma determinada escolha de conceção, quer motivada por um requisito clinico, de rendimento de produção e/ou de perfil de entrega, convém manter presentes as caracteristicas apresentadas em seguida.

Em geral, uma armação de polímero que seja recuperável de esmagamento, possua uma rigidez e uma força radiais desejadas, uma resistência à fratura e seja capaz de ser engastada num diâmetro de entrega alvo, p. ex., pelo menos de cerca de Dmín, equilibra os três atributos de conceção concorrentes de força/rigidez radial versus resistência, desempenho in vivo versus compacidade para a entrega num local de vaso, e recuperação de esmagamento versus força/rigidez radial. O desempenho in vivo versus compacidade para a entrega no local de vaso refere-se à capacidade de engastar a armação no diâmetro de entrega. Os apoios de anel 230 que ligam coroas para formar a célula W 204 são mais impedidos de rodar em torno de um eixo tangente em relação à superfície abluminal (eixo A-A) . No caso da célula W-V da porção V, a coroa pode ter tendência para girar em torno do eixo A-A sob configurações específicas devido ao número reduzido de ligações de conexão 336. As porções de anel podem efetivamente "virar-se", o que significa que rodam ou se desviam fora do plano como um resultado de encurvadura (note que: "fora do plano" refere-se a deflexões fora da superfície arqueada tipo cilíndrica da armação; relativamente à FIG. 5A, "fora do plano" significa um apoio que se desvia de modo normal em relação à superfície desta figura). Quando existe uma ligação 234 em cada coroa ou vale como na FIG. 5B, qualquer tendência para a coroa encurvar ou virar é reduzida, uma vez que os apoios do anel são mais detidos pela ligação 236. Essencialmente, a ligação serve para equilibrar mais uniformemente a carga num anel. 0 fenómeno de "viragem" para uma armação construída de acordo com o padrão 300 tem sido observado durante o engaste, conforme explicado e ilustrado em maior detalhe no Pedido de Patente de Estados Unidos N.2 12/861.719. A célula W-V 304 é desprovida de uma ligação próxima 334 numa coroa 307 para impedir a torção excessiva da coroa ou do vale adjacente. Na essência, quando existem duas coroas 307 entre uma ligação 334, a limitação que impede a viragem ou a encurvadura da porção V do anel depende da força de encurvadura do apoio de anel individual 330, isto é, da força e rigidez do apoio de polímero em torção. Quando existe uma ligação 234 ligada a cada coroa/vale adjacente (FIG. 5B), as deflexões fora do plano na coroa 207 são mais detidas, por causa da rigidez à flexão adicionada pela ligação ligada 234, que impede a torção na coroa adjacente 207 .

Uma armação de acordo com o padrão 200 é correspondentemente mais rígida do que uma armação construída de modo semelhante de acordo com o padrão 300. A armação de acordo com o padrão 200 será mais rígida tanto axialmente como na flexão longitudinal, uma vez que são utilizadas mais ligações 236. Contudo, uma maior rigidez pode não ser desejável. Uma maior rigidez pode produzir uma maior formação de rachas numa armação menos rígida. Por exemplo, a rigidez adicionada pelas ligações adicionais pode induzir mais tensão nos anéis interligados através das ligações adicionais 234, especialmente quando a armação é submetida a uma flexão combinada (movimentação dos anéis uns em relação aos outros) e compressão e/ou aperto (esmagamento) radiais. A presença da ligação 234 introduz uma trajetória de carga adicional num anel, além de tornar o anel mais rígido.

Os requisitos in vivo podem favorecer uma armação de acordo com o padrão 200, mas uma armação de acordo com o padrão 300 pode ser mais facilmente engastada no diâmetro de entrega. Outros fatores afetam igualmente a capacidade para engastar uma armação. De acordo com a divulgação, foi verificado que os ângulos de coroa inferiores a cerca de 115 graus para a armação de pré-engaste podem produzir menos fraturas e problemas de implementação relacionados (p. ex., dobragem/desdobramento irregular dos apoios de anel) do que a armação com ângulos de coroa mais elevados (em relação ao diâmetro insuflado, num caso 6,5 mm) . A armação é engastada num balão que pode ser insuflado até cerca de 7,4 mm. Deste modo, quando o balão é hiperinsuflado, a armação alcança um diâmetro insuflado de, no máximo, cerca de 7 mm. Para uma montagem de armação de cateter balão de acordo com a divulgação, o maior diâmetro insuflado para o balão é igual ou inferior ao diâmetro de armação antes do engaste. Conforme mencionado acima, é preferido que o diâmetro insuflado máximo para a armação seja inferior ao diâmetro de armação antes do engaste.

Durante o período de conceção de uma armação de polímero recuperável de esmagamento com um perfil engastado desejado, foi verificado que, na formação da armação no diâmetro de 8 mm, foi difícil engastar a armação num perfil engastado desejado, p. ex., para engastar a armação a partir do diâmetro de 8 mm num perfil de cerca de 2 mm, por duas razões. Primeiro, ao impor o requisito de redução de diâmetro de 350 a 400 %, o material de polímero era mais suscetível à formação e propagação de rachas, simplesmente devido aos níveis de deformação experienciados pela armação quando submetida a esta redução de diâmetro extensiva. Esta preocupação foi abordada através do ajuste da rigidez, p. ex., reduzindo o ângulo de apoio, a espessura da parede e/ou o número de coroas. Adicionalmente, foi verificado que as etapas de processo utilizadas para formar o tubo (FIG. 1) ajudam a melhorar a resistência da armação à formação e propagação de rachas, conforme explicado anteriormente.

Segundo, mesmo quando as dimensões da armação foram ajustadas para limiar a formação de rachas, existia o problema do espaço limitado para a armação dentro do perfil engastado. Devido à massa de material associada à armação engastada, o espaço disponível para compressão dos anéis para o perfil engastado desejado não foi alcançado sem criar fraturas ou tensões de cedência inaceitáveis. Deste modo, quando foi alcançada uma redução de diâmetro de 350 a 400 % sem problemas de rachas de implementação, o padrão de armação não permitiu mais redução sem exceder a variação de articulação que a conceção da armação permite.

De acordo com outro aspeto da divulgação, existem conceções de coroa modificadas para uma armação destinadas a melhorar a resistência à fratura e/ou reduzir o diâmetro de entrega da armação. Foi descoberto que um alteração de conceção a um padrão de armação existente que supera uma limitação no perfil reduzido, e que pode ser implementada utilizando um polímero frágil como PLLA ou PLGA, foi uma redução significativa no tamanho do raio interior da coroa ou do vale que une os apoios que formam a coroa/o vale.

As FIGs. 7A e 7B ilustram um par de apoios 420, 422 junto de uma coroa 410. No estado de pré-engaste, os apoios 420, 422 são separados pelo ângulo de coroa φ e a coroa é formada com um raio interior ra. Esta é uma conceção típica de uma coroa. O raio interior é selecionado para evitar concentrações de esforço na coroa. Segundo a técnica, quando existe uma alteração drástica na geometria num ponto de articulação, tal como uma coroa, existe uma maior probabilidade de formação de rachas ou cedências no ponto de articulação (afetando assim a força radial), uma vez que o momento de inércia na flexão através da coroa é descontinuo.

No caso de um stent de metal, o ângulo φ antes do engaste é inferior ao ângulo quando o stent é implementado. Ao formar o stent com o diâmetro reduzido, o stent pode ser mais facilmente engastado num pequeno perfil. Devido à presença do raio interior, o ângulo φ é capaz de ser excedido na implementação sem perda de rigidez radial. Contudo, se este raio for demasiado pequeno, e o ângulo do apoio na implementação exceder φ, existe uma maior probabilidade de desenvolvimento de cedência ou outros problemas devido às concentrações de tensão no raio interior. Devido à ductilidade e resiliência do metal, os stents feitos de metal podem igualmente ser engastados mais do que o ilustrado na FIG. 7B. Os apoios 420, 422 podem tocar um no outro, isto é, S é inferior a 2 x ra, e contudo o stent pode ainda recuperar e manter a respetiva rigidez radial apesar da condição demasiado engastada.

Contudo, para a armação de polímero, verificou-se que a distância S (FIG. 7B) não deve ser geralmente inferior ao permitido para o raio ra, isto é, S igual ou superior a 2 ra. Para uma armação de polímero, se os apoios 420, 422 forem colocados mais próximos um do outro, isto é, S torna-se inferior a 2 x ra, a fragilidade do material pode resultar provavelmente em problemas de fratura quando a armação é implementada. Por conseguinte, a armação pode não ser capaz de manter a respetiva rigidez radial se for engastada para além da distância admissível para o raio. As fotografias de microscópio eletrónico de varrimento (SEM) incluídas como FIGs. 8A, 8F e 8G ilustram fraturas nas coroas quando a distância S na FIG. 7B é inferior a 2 x ra. Como pode ser observado nestas fotografias, existe uma falha de material significativa numa coroa W, coroa livre e coroa Y.

Com o objetivo de diminuir a distância S entre os apoios 420, 422 (FIG. 7B), os inventores decidiram reduzir o raio ra o mais possível, apesar do conselho oferecido pela técnica. Surpreendentemente, foi descoberto que a armação foi capaz de recuperar da condição engastada para a condição expandida sem perda significativa, visível, recorrente ou proibitiva na força radial. Os SEMs fornecidos como FIGs. 8B, 8C e 8D ilustram coroas/vales com raios reduzidos após serem engastados e depois expandidos pelo balão. Nestes exemplos, os raios interiores da coroa foram feitos no tamanho mais pequeno que a ferramenta de corte (um laser de luz verde de picossegundos, descrito acima) foi capaz de produzir. Conforme é possível verificar comparando as FIGs. 8A, 8F e 8G com as FIGs. 8B, 8C e 8D, a armação com raios reduzidos produziu alguns espaços vazios, mas não existe nenhuma propagação de fendas. A integridade estrutural foi mantida. A armação implementada nestas fotografias manteve uma boa rigidez radial.

As FIGs. 7C e 7D ilustram formas de realização da formação de uma coroa que produziu estes resultados inesperados. Um exemplo de uma célula W com um tipo de raios reduzidos de formação de coroa agora mesmo descrito é ilustrado nas FIGs. 5B e 6B. O raio rb é de cerca de 0,00635 mm (0,00025 polegadas), o que corresponde ao raio mais pequeno que pode ser formado pelo laser. O raio de 0,00635 mm (0,00025 polegadas) não é contemplado como um raio alvo ou limite no tamanho do raio, embora tenha produzido o resultado desejado para esta forma de realização. Em vez disso, é contemplado que o raio possa ser o mais próximo de zero possível para alcançar um tamanho de perfil reduzido. Por conseguinte, o raio nas formas de realização pode ser de cerca de 0,00635 mm (0,00025 polegadas) (dependendo da ferramenta de corte), superior a este raio, ou inferior a este raio para praticar a invenção de acordo com a divulgação, tal como será entendido por um perito na técnica. Por exemplo, é contemplado que os raios podem ser selecionados para reduzir o tamanho engastado conforme desejado.

Um raio interior em cerca de zero, para efeitos da divulgação, significa o raio mínimo possível para a ferramenta que forma a estrutura da coroa. Um raio interior de acordo com algumas formas de realização significa o raio que permite que a distância S seja reduzida para cerca de zero, isto é, os apoios são adjacentes e/ou tocam um no outro conforme ilustrado na FIG. 7D (S' corresponde a cerca de ou a zero).

Sem ser pretendida qualquer limitação a uma teoria específica relativamente a como a armação de acordo com a invenção é capaz de ser reduzida até ao diâmetro mínimo teórico e depois expandida sem perda de força, parte-se do principio de que a seleção do diâmetro inicial superior ao diâmetro insuflado foi importante para um resultado favorável. Em oposição ao exemplo anterior em que um stent de metal é formado a partir de um diâmetro inferior ao respetivo diâmetro insuflado, cujo diâmetro mais pequeno pode ser selecionado para facilitar um perfil engastado mais pequeno, é formada uma armação de polímero de acordo com formas de realização preferidas a partir de um diâmetro inicial superior ao diâmetro insuflado máximo para a montagem de armação de cateter balão (pode ser preferido um diâmetro inicial maior para reduzir o recuo intenso, conforme explicado abaixo, e/ou para melhorar as características de força radial no estado implementado conforme explicado anteriormente nas etapas de processamento do tubo para o tubo da FIG. 1) . Como tal, o pré-engaste do ângulo do apoio é preferencialmente superior ao ângulo máximo da coroa/do apoio quando a armação é implementada. Por outras palavras, o ângulo da coroa na FIG. 7C (ângulo de pré-engaste) nunca é excedido quando o balão expande a armação do estado engastado para o implementado. Parte-se do princípio de que esta característica da armação de polímero recuperável de esmagamento, isto é, ângulo da coroa de pré-engaste superior ao ângulo da coroa implementado, fornece pistas relativamente a como a armação de polímero nas fotografias SEM foi capaz de manter a força radial quando foi utilizado um raio interior mínimo para a formação da coroa, contrariamente ao ensinamento da técnica. Parte-se do princípio de que a compressão, mas não a expansão da armação quando carregada através do vaso, não irá induzir mais enfraquecimento, apesar da presença de espaços vazios. Quando a coroa experiencia apenas uma deformação de compressão em relação ao respetivo formato pré-engaste (FIG. 7C) , a área potencialmente mais fraca junto do raio interior é submetida apenas a tensões de compressão, que não têm tendência para despedaçar a coroa, isto é, induzir a propagação de rachas. 0 engaste da armação, conforme detalhado no Pedido de Patente de Estados Unidos N.2 12/861.719, inclui o aquecimento do material de polímero até uma temperatura inferior a, mas próxima da, temperatura de transição vítrea do polímero. Numa forma de realização, a temperatura da armação durante o engaste é aumentada até cerca de 5 a 10 graus abaixo da temperatura de transição vítrea para PLLA. Quando engastadas no diâmetro engastado final, as mandíbulas de engaste são mantidas no diâmetro de engaste final para o período de pausa final. Este método para o engaste de uma armação de polímero com recuperação de esmagamento é vantajoso para reduzir o recuo quando as mandíbulas de engaste são soltas. Contudo, verificou-se outro resultado inesperado relativamente ao aspeto de raio interior reduzido da divulgação. Foi verificado que durante o período de pausa, o perfil engastado da armação de polímero pode ser reduzido até um perfil inferior ao perfil mínimo teórico.

No exemplo fornecido anteriormente para a armação da FIG. 6B, o valor para Dmín é de 0, 1048" ou 2, 662 mm. No engaste desta armação de acordo com o procedimento de engaste resumido acima e descrito no Pedido de Patente de Estados Unidos N.2 12/861.719, verificou-se que a armação não pode ser reduzida até um perfil engastado de 0,079" ou 2,0066 mm. Por isso, o perfil engastado era inferior a Dmín para esta armação. Com este perfil, é possível colocar uma cobertura de proteção com um OD de 0,2159 mm (0,085") sobre a armação. Quando foi disposto um revestimento de fármaco sobre a armação, o perfil da armação com cobertura era de 0,23368 mm (0,092"). Para esta armação, a variação de força radial era de 0,45 a 0,65 N/mm, a variação de rigidez radial era de 1,00 a 1,20 N/mm e a recuperabilidade de esmagamento era de cerca de 90 % (50 % de esmagamento).

Parte-se do princípio de que foi alcançado um perfil reduzido inferior a Dmín devido a uma compressão do material durante o período de pausa. Essencialmente, a pressão imposta pelas mandíbulas de engaste durante o período de pausa na temperatura aumentada fez com que os apoios que formam o anel fossem apertados em conjunto para reduzir mais o perfil de armação engastada. De acordo com estas formas de realização, a armação engastada com um perfil inferior ao respetivo perfil mínimo teórico foi testada in vivo e implementada com êxito. Esta armação tinha as propriedades de rigidez radial desejadas, além da recuperação de esmagamento desejada superior a cerca de 90 % a seguir a uma redução de 50 % no diâmetro.

Noutro aspeto desta divulgação, a formação de apoios e coroas para uma armação de polímero recuperável de esmagamento é efetuada para assumir o formato representado na FIG. 7E, para efeitos de obtenção de um perfil engastado inferior ao perfil engastado para a armação que tem a formação de coroas ilustrada na FIG. 7A. De acordo com estas formas de realização, a coroa é formada com um raio rc conforme ilustrado. Quando esta armação é engastada, os apoios podem ser aproximados de modo a que a distância que os separada seja próxima de zero (S" corresponde a cerca de ou a zero). Em oposição às formas de realização da FIG. 7C, o raio rc criou alguns raios finitos ou maiores do que na formação de um orifício ou área alargada entre as extremidades dos apoios e a coroa. A espessura na coroa tc' que forma o raio interior ao longo da respetiva superfície interior pode ser inferior à largura do apoio (no exemplo da FIG. 7C e da FIG. 16, a espessura da coroa pode ser superior à largura do apoio) . Isto pode permitir que um raio interior maior seja utilizado na coroa sem aumentar o perfil engastado.

Nestas formas de realização, uma armação com a formação de coroas representada nas FIGs. 7E e 7F é referida como uma formação de coroas "de buraco de fechadura". 0 nome será compreendido sem mais clarificação através da referência à FIG. 7F, que ilustra uma abertura ou ranhura de buraco de fechadura formada pelas superfícies de parede interior. No perfil engastado, os apoios junto da coroa podem ser aproximados enquanto um orifício ou uma abertura com um raio rc é mais ou menos mantido na coroa. A distância S" é menos do dobro do raio rc para a formação de coroas de "buraco de fechadura".

Os exemplos de armação que incorpora padrões 300 e 200 são fornecidos nas FIGs. 6A e 6B (referido como a forma de realização V2, que tem uma espessura de parede de 0,2032 mm (0,008 polegadas), as formas de realização V23 com uma espessura de parede de 0,2032 e 0,3556 mm (0,008 e 0,014 polegadas) e a forma de realização V59, que tem uma espessura de parede de 0,2794 mm (0,011 polegadas)). Os valores específicos para os vários atributos de célula das FIGs. 5A e 5B são fornecidos. A armação V59 (padrão 200) com um diâmetro de pré-engaste de 8 mm é capaz de ser engastada num balão não compatível em que o perfil engastado é de cerca de 2 mm. O diâmetro insuflado é de cerca de 6,5 mm neste exemplo. As armações V2, V23 com diâmetros de pré-engaste 7 e 9, respetivamente, são expandidas até cerca de 6,5 mm por um balão não compatível. As armações V2 e V23 são capazes de ser engastadas nos diâmetros de cerca de 0,092 polegadas (2,3 mm) .

De acordo com a divulgação, verificou-se que a relação de aspeto (AR - Aspect Ration) de um apoio de uma armação pode ser entre cerca de 0,8 e 1,4, a AR de uma ligação pode ser entre cerca de 0,4 e 0,9, ou a AR tanto de uma ligação como de um apoio pode ser entre cerca de 0,9 e 1,1, ou cerca de 1. A relação de aspeto (AR) é definida como a relação de largura-espessura. Deste modo, para um apoio com uma largura de 0,0116 e uma espessura de parede de 0,011, a AR é de 1,05.

De acordo com a divulgação, a força radial de uma armação de polímero expandida por balão com recuperabilidade de esmagamento tem uma força radial superior a cerca de 0,3 N/mm, ou entre cerca de 0,32 e 0,68 N/mm, e uma rigidez radial superior a cerca de 0,5 N/mm ou entre cerca de 0,54 N/mm e 1,2 N/mm. De acordo com a divulgação, uma armação recuperável de esmagamento tem estas variações de rigidez e força para uma armação com uma espessura de parede de cerca de 0,2032 mm (0,008") a 0,3556 mm (0,014") e configurada para ser implementada por um balão não compatível de 6,5 mm a partir de um perfil engastado de cerca de 2 mm, ou implementada num diâmetro de entre cerca de 6,5 mm e 7 mm a partir de um perfil de passagem de cerca de 2 mm num cateter balão.

Um polímero biodegradável, tal como PLLA (e polímeros geralmente compostos por carbono, hidrogénio, oxigénio e azoto) é radiolúcido com nenhuma radiopacidade. É desejável que uma armação seja radiopaca, ou fluoroscopicamente visível sob raios X, de modo a que a colocação precisa dentro do vaso possa ser facilitada através de visualização em tempo real do corpo de armação, preferencialmente os anéis de extremidade. Um cardiologista ou radiologista de intervenção irá habitualmente seguir um cateter de entrega através da vasculatura do paciente e colocar de modo preciso a armação no local de uma lesão utilizando a fluoroscopia ou procedimentos semelhantes de visualização por raios X. Para uma armação ser fluoroscopicamente visível, a mesma tem de absorver mais raios X do que o tecido circundante. Os materiais radiopacos numa armação podem permitir a respetiva visualização direta. Uma forma de incluir estes materiais com uma armação de polímero biodegradável é através da ligação de marcadores radiopacos a elementos estruturais da armação, tal como através da utilização de técnicas descritas no pedido de patente de Estados Unidos n.2 11/325.973. Contudo, em oposição a outro stent ou outra armação, uma armação biodegradável, bioabsorvível, biorreabsorvível ou biocorrosível e perifericamente implantada com recuperabilidade de esmagamento de acordo com a divulgação tem requisitos especiais não adequadamente abordados no estado da técnica.

Existe a necessidade insatisfeita de manter uma propriedade de rigidez desejada nas proximidades do material de retenção do marcador (estrutura de marcador) sem aumentar o diâmetro engastado mínimo, p. ex., Dmín. 0 material de retenção do marcador não pode interferir com o espaço extremamente limitado disponível para alcançar o perfil de passagem necessário ou diâmetro de entrega para a armação engastada no cateter de entrega, particularmente no caso de uma armação que tem uma redução de diâmetro de 300 a 400 % ou mais quando engastada a partir do diâmetro de pré-engaste inicial no diâmetro de entrega, e/ou quando o diâmetro de entrega alvo corresponde a cerca de, no máximo, um diâmetro mínimo teórico (Dmín) para a armação. Foi verificado que, para ser capaz de alcançar um diâmetro de entrega desejado, p. ex., 300 a 400 % ou mais de redução de diâmetro durante o engaste, o material de marcador (quando localizado numa ligação) não deve interferir com a dobragem dos apoios que formam anéis da armação. Contudo, ao abordar esta necessidade sem considerar o efeito na rigidez radial, verificou-se que existiu uma perda inaceitável na rigidez nas proximidades da estrutura de marcador.

Relativamente às FIGs. 9A e 9B, são ilustradas porções da armação de acordo com o padrão 200. A FIG. 9A ilustra a porção da armação onde se encontra a ligação 237 que retém um material radiopaco 500 (marcador 500). A FIG. 9B ilustra esta mesma porção da armação quando configurada numa configuração engastada. Os anéis 212b, 212c, 212d e 212f são ilustrados na respetiva configuração comprimida, dobrada ou compacta como anéis engastados 212b', 2120', 212d' e 212f', respetivamente. Para que cada um dos anéis 212 possa ter as mesmas propriedades de rigidez radial (ignorando as conexões de ligação), o par de marcadores 500 situa-se preferencialmente na ligação 237, em oposição a num apoio de anel 230. Noutras formas de realização, o marcador 500 pode encontrar-se no anel 212 acomodando-se adequadamente na estrutura de anel.

Conforme pode ser entendido a partir da FIG. 9B, para manter o diâmetro mínimo, p. ex., cerca de, pelo menos, o diâmetro engastado mínimo teórico (Dmín) para a armação engastada, a presença da estrutura de marcador preferencialmente não tem nenhum efeito na distância entre os apoios dobrados 230. Para alcançar este resultado, o comprimento da ligação 237 pode ser aumentado, (L237 = Li + L2,) através do comprimento Li das outras ligações 234 que não têm os marcadores para transportar (o comprimento L2 sendo aproximadamente o comprimento necessário para acomodar a estrutura de marcador, depósitos 502 e o par de marcadores 500), sem interferir ou limitar a dobragem dos apoios 230 conforme for necessário para alcançar uma redução de diâmetro de 300 a 400 % ou mais. Os stents ou a armação que não têm um requisito de diâmetro engastado rigoroso ou um espaço mínimo entre elementos estruturais de uma armação, em oposição, podem ter a ligação que liga anéis aumentada em termos de tamanho por baixo dos apoios dobrados para reter um marcador 500, uma vez que continua a existir espaço disponível para a estrutura de marcador na configuração engastada.

Os depósitos 502 podem ser formados quando a armação é cortada a partir do tubo. Os depósitos 502 fornecem um orifício com um tamanho ligeiramente mais pequeno do que um diâmetro da esfera de um marcador 500, p. ex., uma esfera de platina, de modo a que a esfera possa ser colocada no orifício e presa aí à medida que um revestimento de fármaco/polímero é aplicado sobre a armação. O revestimento de fármaco/polímero pode servir como um adesivo ou barreira que retém o marcador 500 dentro do orifício de um depósito 502 .

Num aspeto da divulgação, o diâmetro de uma esfera que forma o marcador 500 necessário para alcançar iluminação adequada é inferior à espessura da parede (235, FIG. 3) da armação de polímero. Como tal, a esfera pode ser colocada dentro do orifício, e depois aplicado um revestimento sobre o mesmo. Uma vez que o diâmetro da esfera é aproximadamente igual ou inferior à espessura da parede 235, não é necessária nenhuma modificação ou modelação da esfera para alcançar o perfil plano. Por conseguinte, é simplificado um processo de aplicação do marcador.

Contudo, quando o comprimento de uma ligação com a estrutura de marcador é aumentado para manter o diâmetro engastado mínimo de acordo com as formas de realização da FIG. 9, as propriedades combinadas de rigidez radial dos anéis próximos são reduzidas uma vez que os mesmos se encontram mais afastados. Para minimizar esta perda de rigidez, particularmente com respeito ao anel de extremidade (que é inerentemente menos rigido, uma vez que é ligado a apenas um anel vizinho), a estrutura de marcador situa-se entre as ligações 212c e 212f, em oposição aos anéis 212d e 212f. Adicionalmente, a estrutura de marcador é disposta de modo a que o par de marcadores 500 seja colocado nos depósitos 502a, 502b orientados ao longo do eixo vertical B-B em oposição a longitudinalmente (eixo ΔΑ) . Ao colocar os depósitos 502a e 502b ao longo do eixo B-B, o comprimento L2 é preferencialmente inferior do que se os marcadores 500 fossem dispostos longitudinalmente, de modo a que a perda indesejável na rigidez radial combinada dos anéis adjacentes 212c, 212f (resultante do comprimento aumentado da ligação 237) e do anel de extremidade 212d seja mínima.

De acordo com outra forma de realização de um marcador para a armação de polímero, uma armação de acordo com o padrão 200 pode não ter a ligação 237 com a estrutura de marcador e o comprimento aumentado para acomodar requisitos de engaste. Relativamente às FIGs. 10A e 10B, em alternativa, uma chapa radiopaca de material 504, p. ex., uma folha de ouro, platina ou irídio com um comprimento de 0,635 mm (0,025") e uma espessura de 0,1016 mm (0,004") é enrolada à volta de uma ligação 234 e mantida no lugar através, p. ex., de um revestimento de fármaco/polímero depositado sobre a armação. Uma vez que a espessura da folha pode ser insignificante, ou o material compressível durante o engaste, a armação pode ser capaz de manter pelo menos cerca de um diâmetro engastado Dmín apesar da presença do marcador 504 entre apoios dobrados 230. De acordo com estes exemplos não abrangidos pelas reivindicações, uma vez que a folha não afeta a função da armação - o comprimento da ligação pode ser aproximadamente o mesmo de outras ligações 234 - a folha pode ser preferencialmente colocada mais perto da extremidade da armação para facilitar a identificação da extremidade da armação dentro do vaso. Por exemplo, o marcador 504 pode ser colocado na ligação que liga o anel 212d ao anel 212f, uma vez que as propriedades de rigidez não são afetadas pela presença do marcador 504.

De acordo com outros exemplos não abrangidos pelas reivindicações de um marcador para a armação de polímero, conforme representado nas FIGs. 11A e 11E, uma armação de acordo com o padrão 200 é modificada na estrutura de anel para reter um marcador radiopaco. Para a colocação de material de marcador(es) numa, ou junto de uma, coroa 207 do anel de extremidade 212d, conforme ilustrado nas FIGs. 11A a 11E, a localização do anel de extremidade 212d no vaso pode ser mais facilmente encontrada (uma vez que o marcador se encontra no anel de extremidade). De acordo com os exemplos representados nas FIGs. 11A, 11B e 11E, um ou mais marcadores com um formato cilíndrico 511, 516, 531, respetivamente, podem situar-se na coroa 207 (FIGs. 11A e 11B) ou junto da coroa 207 como na FIG. 11E. De acordo com os exemplos representados nas FIGs. 11C e 11D, uma ou mais tiras de material radiopaco 521, 526 são colocadas junto da coroa (FIG. 11 C) ou em torno da coroa (FIG. 11 D).

Um único marcador 511 pode ser recebido num orifício 512 formado na coroa 207, no caso da FIG. 11A, ou recebido num orifício fornecido por um ilhó 519 que se estende a partir da coroa 207, conforme ilustrado na FIG. 11B. No último caso, pode ser necessário aumentar a ductilidade ou resistência à fratura do material que forma a extensão 519 para evitar que o ilhó se desprenda da coroa 207. Uma vez que não existem nenhuns requisitos de força/rigidez para este ilhó, pode ser prático alterar o material localmente de modo a ser mais resistente à fratura sem afetar a rigidez da coroa. Por exemplo, a resistência pode ser alcançada através de tratamento térmico local, plastificação local ou uma aplicação de revestimento local. 0 tratamento térmico local pode ser particularmente útil se for utilizada uma mistura de polímeros ou um copolímero de bloco na estrutura principal da armação. A FIG. 11E ilustra três peças radiopacas 531 recebidas em três orifícios formados no apoio 532, que foi tornado mais espesso para compensar a perda na força do apoio 230 devido à presença dos orifícios 534.

As FIGs. 11C e 11D ilustram exemplos de uma tira de material radiopaco 521, 526 recebido nas ranhuras 522, 528, respetivamente, formadas no anel 212b. A tira 521 pode situar-se no apoio 524, ou a tira 526 pode encontrar-se em torno da coroa 207 para aumentar a visibilidade da coroa. Estas escolhas de conceção devem igualmente levar em consideração o efeito na rigidez à flexão desta coroa, o que é igualmente verdade na forma de realização da FIG. 11A. Preferencialmente, a ranhura 522, 528 coincide com o eixo neutro do apoio e da coroa para minimizar o efeito na rigidez à flexão na coroa.

Noutras formas de realização, as tiras 521, 526 podem ser feitas de um material que consiste em partículas radiopacas dispersas num material biorreabsorvível, p. ex., 60 % de partículas de tungsténio. Esta forma de realização tem a vantagem de dispersar o material radiopaco dentro do vaso depois de a armação ter sido biodegradada.

Noutra forma de realização, uma armação pode ter ligações que ligam os anéis de extremidade aumentados para acomodar um marcador, p. ex., conforme ilustrado nas FIGs. 9A e 9B, sem perder a força ou rigidez radial substancial no anel de extremidade (devido ao comprimento aumentado da ligação) ao ter elementos de mola metálica inseridos nas coroas. Deste modo, de acordo com esta forma de realização, existe um elemento de marcador.

Noutro exemplo, uma mola metálica ou de metal/polímero composto pode ter uma dupla função de fornecer maior visibilidade e reforçar o anel de extremidade. Relativamente à FIG. 11F, é ilustrada uma forma modificada da célula não simétrica 304' quando o anel de extremidade 312b' forma um dos respetivos lados. Na coroa livre 307, na coroa Y 309 e na coroa W 310, existe um elemento de reforço arqueado ou uma mola 460 incorporada na coroa. O material para o membro 460 pode ser, ou pode incluir, p. ex., ferro, magnésio, tungsténio para fornecer, além de força/rigidez adicional na coroa, maior visibilidade da extremidade da armação quando implantada dentro do corpo, uma vez que estes materiais são radiopacos. O posicionamento do membro 460 em relação a um eixo neutro do apoio pode ser mais próximo da respetiva ponta, tal como mais próximo da extremidade exterior da coroa, p. ex., mais afastado do raio interior da coroa de modo a que a última tensão de tração através do apoio quando o anel se encontra sob compressão seja aumentada principalmente devido à presença do membro 460. O membro 460 situa-se preferencialmente em cada uma das coroas no anel de extremidade para ter uma dupla função de fornecer maior visibilidade e adicionar força e rigidez radiais suplementares ao anel de extremidade (que de outro modo poderia ter menos rigidez radial do que a estrutura de anel interior, uma vez que o anel de extremidade é ligado a apenas um anel vizinho). Processo de Conceção

Conforme mencionado anteriormente, o problema pode ser referido em termos gerais como o alcance do equilíbrio correto entre três impulsionadores de conceção concorrentes: força/rigidez radial versus resistência, desempenho in vivo versus compacidade para a entrega a um local de vaso, e recuperação de esmagamento versus força/rigidez radial.

Verificou-se que as formas de realização que têm padrões 200 ou 300 produzem resultados desejados com combinações específicas de parâmetros aqui divulgados, ou facilmente reproduzíveis considerando a divulgação. Será reconhecido que não existiam nenhuns stents expansíveis por balão antecessores conhecidos com recuperação de esmagamento adequada para utilizar como um guia (na realidade, a técnica desencorajou essa trajetória de desenvolvimento para um stent periférico). Como tal, várias combinações de armação de polímero foram fabricadas de base e as seguintes propriedades avaliadas para compreender as relações mais apropriadas para alcançar os objetivos seguintes: recuperabilidade de esmagamento da armação sem sacrificar uma rigidez e uma força radiais mínimas, um recuo, uma capacidade de implementação e um perfil de engaste desejados; recuo intenso na implementação - a quantidade de redução de diâmetro em 1/2 hora de implementação pelo balão; perfil de entrega/implementado - isto é, a quantidade da armação pode ser reduzida em tamanho durante o engaste enquanto é mantida a integridade estrutural; rigidez radial e limite de elasticidade radial in vitro; formação de rachas/propagação/fratura quando engastada e expandida pelo balão, ou quando implantada dentro de um vaso e submetida a uma combinação de flexão, esmagamento axial e cargas de compressão radiais; uniformidade de implementação de anéis de armação quando expandida pelo balão; e rigidez de esmagamento/aperto.

Estes tópicos foram descritos anteriormente. Em seguida, são fornecidos exemplos e conclusões adicionais sobre o comportamento de uma armação de acordo com a divulgação, de modo a obter conhecimento adicional sobre os aspetos das formas de realização divulgadas.

Uma armação fabricada com um padrão semelhante ao padrão 300 (FIG. 4) tinha uma boa quantidade de recuperabilidade de esmagamento, contudo, as outras propriedades desta armação não eram ideais devido à memória no material após a expansão por balão. A armação, que foi inicialmente formada a partir de um tubo de 6,5 mm e implementada aproximadamente no mesmo diâmetro, apresentou problemas de recuo intenso - após a implementação em 6,5 mm recuou até cerca de 5,8 mm de diâmetro. A armação apresentou igualmente problemas durante a implementação, tal como expansão irregular de anéis da armação.

Uma tentativa de resolução do problema de conceção avançou da seguinte forma. As propriedades da armação foram alteradas para abordar problemas de rigidez, força, integridade estrutural, implementação e recuo ao mesmo tempo que é mantida a recuperabilidade de esmagamento desejada. Por fim, uma armação foi concebida (de acordo com a divulgação) com o conjunto desejado de propriedades de armação enquanto são mantidas boas propriedades de recuperação de esmagamento após uma deformação de aperto de 50 %, que se refere à capacidade da armação para recuperar o respetivo diâmetro exterior suficientemente, p. ex., até cerca de 90 a 95 %, após uma carga de esmagamento que baixa a armação até uma altura aproximadamente igual a 50 % da respetiva altura não deformada. A rigidez de aperto (em oposição à rigidez radial) é mais influenciada ou mais sensível a mudanças na espessura da parede da armação. À medida que a espessura da parede aumenta, a rigidez de aperto aumenta. Além disso, a recuperabilidade de esmagamento de uma armação é mais afetada pelas tensões criadas nas zonas que se desviam mais para fora em resposta à carga aplicada. Conforme explicado abaixo, à medida que a espessura da parede aumenta, a recuperabilidade de esmagamento diminui devido a uma maior concentração de energia de deformação nas extremidades desviadas para fora da armação. Por conseguinte, uma conceção de uma armação recuperável de esmagamento tem de eguilibrar a espessura da parede para uma maior rigidez de aperto contra a redução na recuperabilidade de esmagamento resultante de uma maior rigidez de aperto. De modo semelhante, embora a rigidez radial seja menos afetada pelas mudanças na espessura da parede (uma vez que as cargas são mais predominantemente cargas no plano em oposição a fora do plano durante o aperto) quando a espessura da parede é alterada para afetar a recuperabilidade de esmagamento, a rigidez radial tem de ser levada em consideração. A rigidez radial muda quando a espessura da parede muda.

Os diagramas ilustrados nas FIGs. 12A, 12B e 12C são fornecidos para ajudar a explicar uma relação entre as espessuras de parede e a recuperabilidade de esmagamento. A Fig. 12A ilustra um corte transversal de uma armação no respetivo estado não deformado (descarregado) e estado deformado quando submetido a uma carga de aperto (desenhado de forma ilusória). As extremidades da armação designadas por "S" e "S'" referem-se a zonas com a energia de deformação mais elevada, uma vez que é possível perceber, através do elevado grau de curvatura nestas áreas, quando a armação se encontra sob a carga de aperto. Se a armação não recuperar ou tiver uma redução na recuperação a partir da carga de aperto (F), isso será porque nestas zonas o material cedeu, o que evita ou reduz a recuperação novamente para o diâmetro de pré-esmagamento. As forças de esmagamento iguais e opostas na força F na FIG. 12A desviam a altura da armação da respetiva altura não deformada, isto é, o diâmetro de armação, para uma altura deformada conforme indicado por δ. A zona da armação que irá conter o grau mais elevado de energia de deformação quando a força de esmagamento F está a ser aplicada encontra-se perto do eixo de simetria para o formato deformado, que é ilustrado de forma ilusória. Na seguinte descrição, a reação de carga ou o estado de tensão/deformação do material nas zonas de armação S e S' será expressado em termos da energia de deformação.

As FIGs. 12B e 12C são modelos simplificados da estrutura carregada que pretende ilustrar os efeitos na energia de deformação na zona S quando a armação tem uma espessura de parede diferente. Essencialmente, o modelo tenta explorar a simetria do formato deformado na FIG. 12A para construir uma representação de tensão-deformação linear na zona S em termos de uma mola que tem uma constante de mola K. Em conformidade, as propriedades da armação são modeladas como arcos 10/20 (1/2 de um aro ou anel) ou invólucros de meio cilindro suportados nas extremidades. O arco não pode deslocar-se para baixo (direção Y) quando é aplicado o deslocamento forçado δ, o que se crê aceitável como uma condição de contorno devido à simetria na FIG. 12A. O movimento na direção x é impedido pela mola que tem a constante de mola K. O arco hemisférico 10 na FIG. 12C tem uma espessura ti e o arco hemisférico 20 na FIG. 12B tem uma espessura de t2 >> ti. À medida que a carga de aperto é aplicada nas FIGs. 12B e 12C, os arcos 10 e 20 são deformados (conforme ilustrado de forma ilusória). Isto é moldado por um deslocamento reforçado dos arcos 10/20 no respetivo centro em cerca da quantidade delta (δ) como na FIG. 12A. Contudo, o arco 10 deforma-se menos do que o arco 20 em termos da respetiva curvatura quando é aplicado o deslocamento reforçado, uma vez que a respetiva rigidez à flexão é superior à do arco 20. Como a curvatura é menos alterada no arco 10, mais da % de energia de deformação resultante do deslocamento reforçado será transportada pela mola nas extremidades, em que a força da mola impede o movimento para fora em S. Para o arco 20, é transportada mais % de energia de deformação no arco, uma vez que as alterações maiores de curvatura pretendem ser visíveis, em oposição ao movimento de detenção da mola nas extremidades.

Consequentemente, para uma determinada força aplicada, a % de energia de deformação nas extremidades será superior para o arco 10, uma vez que a rigidez à flexão do arco 10 é superior à do arco 20. Isto é representado através do deslocamento da mola (x2 > xi) A % de energia de deformação no arco de detenção da mola 20 (isto é, 1/2 K(x2)2/(energia de deformação total no arco 20) x 100) é superior à % de energia de deformação no arco 10 que detém a mola (isto é, 1/2 K(x1)2/ (energia de deformação total no arco 10) x 100). Por conseguinte, a partir deste exemplo, é possível obter uma apreciação básica para a relação entre as espessuras da parede e a recuperabilidade de esmagamento.

Numa forma de realização preferida, verificou-se que, para um diâmetro de pré-engaste de armação de 9 mm, uma espessura de parede entre 0,2032 mm (0,008") e 0,3556 mm (0,014"), ou mais minuciosamente 0,2032 mm (0,008") e 0,2794 mm (0,011"), forneceu a rigidez de aperto desejada enquanto mantém 50 % de recuperabilidade de esmagamento. Mais geralmente, foi descoberto que uma relação de diâmetro de pré-engaste (ou tubo)-espessura de parede entre cerca de 30 e 60, ou entre cerca de 20 e 45 forneceu 50 % de recuperabilidade de esmagamento enquanto apresenta uma rigidez de aperto e uma rigidez radial satisfatórias. Além disso, em algumas formas de realização, foi descoberto que uma relação de diâmetro insuflado-espessura de parede entre cerca de 25 e 50 ou entre cerca de 20 e 35 forneceu 50 % de recuperabilidade de esmagamento, enquanto apresenta uma rigidez de aperto e uma rigidez radial satisfatórias.

Os aumentos de espessura de parede para aumentar a rigidez de aperto podem ser igualmente limitados para manter o perfil engastado desejado. À medida que a espessura de parede aumenta, o perfil mínimo da armação engastada pode aumentar. Por conseguinte, verificou-se que uma espessura de parede pode ser limitada tanto pelos efeitos adversos que pode ter na recuperabilidade de esmagamento, como agora mesmo explicado, como por um aumento indesejado no perfil engastado.

Testes

Abaixo, são fornecidos resultados de vários testes efetuados em armações e stents para efeitos de medição de diferentes propriedades mecânicas e realização de comparações entre as propriedades dos stents e das armações. Os stents utilizados nos testes foram o stent autoexpansivel Cordis® S.M.A.R.T.® CONTROL® Iliac (8 x 40 mm) ("Stent de Controlo"), o stent REMEDY (6 x 40 mm) de Igaki-Tamai (''stent Igaki-Tamai") e o stent Omnilink Elite ® (6X40 mm).

Os dados apresentados nas Tabelas 2 a 6 para as armações V2, V23 e V59 destinam-se a armações que têm as propriedades indicadas nas Tabelas 6A e 6B, respetivamente. As armações foram engastadas num balão de entrega, e depois expandidas até ao respetivo diâmetro insuflado utilizando um processo semelhante ao processo descrito nos parágrafos [0071] a [0091] do Pedido de Patente de Estados Unidos N.2 12/861.719.

Os dados apresentados nas Tabelas 2 a 6 referem-se às propriedades das armações e dos stents depois de terem sido expandidos pelos respetivos balões de entrega. Para cada um dos testes apresentados nas Tabelas 2 a 6, infra, salvo indicação em contrário, a estatística é um valor médio. A Tabela 2 apresenta dados que ilustram a percentagem de recuperação de esmagamento para várias armações em comparação com outros tipos de stents. As armações e os stents foram esmagados utilizando um par de chapas de metal planas opostas deslocadas em conjunto para esmagar ou apertar os stents e as armações através das respetivas quantidades ilustradas nas tabelas. 0 teste foi realizado nos 20 graus Celsius. A Tabela 2 compara a recuperabilidade de esmagamento da armação V2, V23 e V59 com o stent Igaki-Tamai e o stent expansível por balão Omnilink Elite ® (6 mm de diâmetro exterior e 40 mm de comprimento) . O período de esmagamento foi breve (cerca de 0 segundos).

Tabela 2: Recuperação de esmagamento aproximada utilizando o teste de chapa plana nos 20 graus Celsius (como percentagem de diâmetro inicial, medido 12 horas após o esmagamento)

Tal como é possível observar nos resultados, existe uma diferença enorme entre a recuperação de esmagamento de V2, V23 e V59 em comparação com o stent coronário Omnilink Elite ®. Os melhores resultados são alcançados pelas armações V23 (espessura de parede de 0,2032 mm (0,008")) e V59 ao levar em consideração as propriedades de força e rigidez radiais desta armação em comparação com o stent Igaki-Tamai (consulte a Tabela 5). A Tabela 3 compara o comportamento de recuperação de esmagamento para uma armação V23 com uma espessura de parede de 0,2032 mm (0,008") (FIG. 6A) após um esmagamento de 50 %. Os dados ilustram a percentagem de recuperação de esmagamento da armação V23 após um esmagamento breve (aproximadamente 0 segundos), de 1 minuto e de 5 minutos em 50 % do diâmetro inicial.

Tabela 3: Recuperação de esmagamento aproximada de V23 (espessura de parede de 0,2032 mm (0,008") utilizando o teste de chapa plana nos 20 graus Celsius (como percentagem de diâmetro inicial, medido 24 horas após o esmagamento)

A FIG. 13 ilustra as propriedades de recuperação de esmagamento para a armação V59 quando esmagada até 50 % do respetivo diâmetro inicial durante um período de 24 horas após a remoção das chapas planas. São ilustrados três gráficos correspondentes à recuperação da armação após uma duração de esmagamento de 0 segundos, 1 minuto e 5 minutos. O diâmetro de armação foi medido em diferentes momentos até 24 horas depois de as chapas planas terem sido retiradas. Como é possível observar nesses gráficos, a maior parte da recuperação ocorre dentro de cerca de 5 minutos depois de as chapas planas serem retiradas. Por conseguinte, é compreendido que é possível uma recuperação de esmagamento de cerca de 90 % para períodos de tempo mais longos de esmagamento, p. ex., 10 minutos, 1/2 hora ou uma hora, para a armação construída de acordo com a divulgação.

Quando a força de aperto ou esmagamento é aplicada apenas durante um breve período de tempo (conforme indicado por "tempo de retenção de 0 segundos (50 %) " na FIG. 13), os testes indicam uma recuperação até cerca de 95 a 99 % do respetivo diâmetro inicial. Quando a força é retida durante 1 minuto ou 5 minutos, os testes indicam que a recuperabilidade é inferior. No exemplo da FIG. 13, verificou-se que a armação recuperou até cerca de 90 % do respetivo diâmetro inicial. Os períodos de tempo de 1 minuto e 5 minutos sendo praticamente iguais sugerem que ocorreram, na sua maior parte, quaisquer efeitos do material viscoelástico que cede a uma deformação plástica ou irrecuperável quando se encontra num estado carregado.

De acordo com a divulgação, uma armação de polímero recuperável de esmagamento (com propriedades adequadas de força e rigidez, p. ex., as propriedades de rigidez e força da armação na Tabela 4, infra) tem uma recuperabilidade de esmagamento superior a cerca de 90 % quando esmagada até cerca de 33 % do respetivo diâmetro inicial, e uma recuperabilidade de esmagamento superior a cerca de 80 % quando esmagada até cerca de 50 % do respetivo diâmetro inicial após um evento de esmagamento incidental (p. ex., inferior a um minuto) ; uma armação de polímero recuperável de esmagamento tem uma recuperabilidade de esmagamento superior a cerca de 90 % quando esmagada até cerca de 25 % do respetivo diâmetro inicial, e uma recuperabilidade de esmagamento superior a cerca de 80 % quando esmagada até cerca de 50 % do respetivo diâmetro inicial para períodos de esmagamento de maior duração (p. ex., entre cerca de 1 minuto e cinco minutos, ou mais do que cerca de 5 minutos).

Foi observado um problema de recuo intenso. Num exemplo, uma armação foi formada a partir de um tubo deformado de 7 mm com uma espessura de parede de 0,2032 mm (0,008"). Quando a armação foi implementada por balão em 6,5 mm, a armação recuou até cerca de 5,8 mm. Para abordar este problema, a armação foi formada a partir de tubos maiores de 8 mm, 9 mm e 10 mm. Verificou-se que um diâmetro de pré-engaste maior relativo ao diâmetro insuflado pretendido apresentou muito menos recuo quando implementado em 6,5 mm. Parte-se do principio de que a memória do material, formada quando o tubo deformado foi criado, reduziu o recuo intenso.

Um diâmetro de tubo inicial de 10 mm, por exemplo, para uma armação com um diâmetro insuflado de 7,4 mm deve apresentar menos recuo do que, por exemplo, um tubo de 8 mm, contudo, este tamanho de diâmetro maior introduziu outros problemas que desencorajam a utilização de um tamanho de tubo maior. Devido ao diâmetro maior, torna-se difícil, se não inviável, reduzir o diâmetro durante o engaste no diâmetro engastado desejado de cerca de 2 mm. Uma vez que existe mais material e uma maior redução de diâmetro, existe menos espaço disponível para reduzir o diâmetro. Como tal, quando o diâmetro inicial exceder um limiar, torna-se inviável manter o perfil engastado desejado. Verificou-se que um tamanho de tubo de 9 mm produziu resultados aceitáveis, uma vez que existiu menos recuo, e ainda foi possível obter um perfil engastado de cerca de 2 mm.

Um diâmetro inicial excessivo pode introduzir outros problemas durante a implementação. Em primeiro lugar, quando a redução de diâmetro a partir do diâmetro inicial para o diâmetro engastado for demasiado grande, as tensões locais nos elementos de articulação da armação, nas coroas ou nas calhas aumentam em conformidade. Uma vez que o material de polímero tem tendência para ser frágil, a preocupação é com o fracionamento ou a fratura dos apoios se os níveis de tensão forem excessivos. Verificou-se que a armação de diâmetro inicial com um diâmetro de 9 mm (em conjunto com outras dimensões de armação) pode ser reduzida até 2 mm e depois expandida até ao diâmetro insuflado de 7,4 mm sem rachas ou fraturas excessivas. A Tabela 4 compara o recuo intenso observado nas armações V2, V23 e V59 das FIGs. 6A e 6B.

Tabela 4: Comparações de recuo intenso

Conforme descrito anteriormente, ao contrário de um stent de metal, uma conceção para uma armação de polímero tem de levar em consideração a respetiva resistência à fratura tanto durante o engaste como quando implantada dentro de um vaso. Para uma armação situada dentro de uma artéria periférica, os tipos de carregamento encontrados são no geral mais graves em termos de flexão e carregamento axial do que uma armação coronária, além das forças de aperto ou esmagamento experienciadas pela armação, devido à proximidade da armação em relação à superfície da pele, e/ou a respetiva localização dentro ou junto de um acrescento do corpo. Consulte p. ex. Nikanorov, Alexander, M.D. et al., Assessment of self-expanding Nitinol stent deformation after chronic implantation into the superficial femoral artery.

Tal como é conhecido na técnica, uma armação concebida para ter propriedades de rigidez e força radiais maiores, de uma maneira geral, não apresenta igualmente a resistência à fratura necessária para manter a integridade estrutural. A necessidade de ter uma armação de polímero perifericamente implantada com resistência à fratura adequada refere-se tanto à necessidade de manter graus relativamente elevados de deformação nos, ou entre os, apoios e ligações da armação, como de manter eventos de carregamento cíclicos repetidos durante um período de tempo, o que se refere à falha por fadiga.

Os métodos de fabrico, descritos anteriormente, do tubo a partir do qual a armação é formada pretendem aumentar a resistência à fratura inerente do material de armação. Contudo, podem ser empregues medidas adicionais para reduzir ocorrências de propagação de fraturas ou rachas dentro da armação reduzindo a rigidez da armação nas ligações, ou adicionando elementos de coroa ou pontos de articulação suplementares ao anel. Em alternativa ou além disso, os pontos de fratura pré-designados podem ser formados na armação para impedir a propagação de fraturas ou rachas nas áreas mais críticas da armação. São fornecidos exemplos.

Conforme mencionado acima, uma armação de polímero perifericamente implantada é submetida, de um modo geral, a uma combinação de cargas de compressão radiais, de aperto ou esmagamento, de flexão e axiais. Os resultados de teste indicam que uma maioria das rachas pode ocorrer nos apoios que formam um anel, em oposição às ligações que ligam anéis para uma armação de polímero perifericamente implantada. Na realidade, enquanto o banco de dados pode sugerir que uma armação é bastante capaz de sobreviver a carregamentos cíclicos radiais, de flexão e axiais quando implantada num vaso periférico, quando a armação é submetida in vivo a carregamento combinado axial, de flexão e radial num vaso periférico, não existe contudo uma formação de rachas, uma fratura ou um enfraquecimento significativo inaceitáveis na força radial.

Com isto em mente, as formas de realização alternativas de um padrão de armação procuram enfraquecer, ou tornar mais flexível, a armação na compressão por flexão e axial sem afetar significativamente a força ou rigidez radial da armação. Ao tornar as ligações que ligam anéis mais flexíveis, o movimento relativo entre um anel e o respetivo vizinho, que ocorre quando uma armação é colocada em compressão por flexão ou axial quando os anéis não se encontram axialmente alinhados uns com os outros, p. ex., quando a armação reside num vaso curvo, não produz um carregamento tão elevado entre o anel e o respetivo vizinho, uma vez que a ligação tem tendência para se desviar mais em resposta ao movimento relativo entre os anéis, em vez de transferir a carga diretamente de um anel para outro.

Relativamente a uma forma de realização alternativa do padrão 200, é construída uma armação de acordo com o padrão representado nas FIGs. 14A e 14B. O padrão 400 é semelhante ao padrão 200, exceto o facto de uma ligação 434/440 que liga os anéis 212 ser modificada para criar maior flexibilidade na armação na compressão (ou tensão) por flexão e axial. Relativamente à FIG. 14B, a ligação 434 inclui uma primeira porção 435 com um primeiro momento de inércia na flexão (MOIi) mais perto de uma coroa Y de um anel e uma segunda porção 438 com um segundo momento de inércia (MOI2) na flexão mais perto de uma coroa W do anel vizinho, em que MOIi < MOI2. Adicionalmente, é formada uma porção de formato em U 436 na porção 435 para criar, efetivamente, um ponto de articulação de modo a reduzir mais a rigidez à flexão. A porção de formato em U 436 abre quando o anel 212 roda no sentido dos ponteiros do relógio na FIG. 14B. Como tal, a ligação é muito flexível na flexão no sentido dos ponteiros do relógio, uma vez que a rigidez à flexão em torno da articulação 436a é muito baixa. Para a rotação no sentido inverso ao dos ponteiros do relógio, as extremidades da porção de formato em U encostam-se, o que na realidade anula o efeito da articulação 436a.

Para construir uma armação que seja igualmente flexível tanto na flexão da armação no sentido dos ponteiros do relógio como no sentido inverso ao dos ponteiros do relógio, as porções de formato em U 434 podem ser removidas de modo a que a flexibilidade maior seja fornecida apenas através das porções MOI reduzidas das ligações, tal como através da substituição da porção de formato em U 436 na FIG. 14B por uma secção reta com um MOI reduzido. É representada uma alternativa na FIG. 14A, que ilustra a alternância entre ligações em U invertido 440b e ligações em U 440a. Quando a armação é submetida a um momento de flexão no sentido dos ponteiros do relógio (isto é, o anel 212d é deslocado para baixo na FIG. 14A em relação ao anel 212e) , as porções de formato em U das ligações em U 440a agem como pontos de articulação. O "U" abre em resposta ao movimento relativo entre os anéis adjacentes 212, ao passo que as ligações em U invertido 440b funcionam essencialmente como secções retas, uma vez que as extremidades do "U" invertido irão ficar em contacto umas com as outras. De modo semelhante, quando a armação é submetida a um momento de flexão no sentido inverso ao dos ponteiros do relógio (isto é, o anel 212d é deslocado para cima na FIG. 14A em relação ao anel 212e) , as porções de formato em U invertido das ligações em U invertido 440a agem como pontos de articulação. O "U" invertido abre em resposta ao movimento relativo entre os anéis adjacentes 212, ao passo que as ligações em U 440a funcionam essencialmente como secções retas, uma vez que as extremidades do "U" irão ficar em contacto umas com as outras quando a armação se desvia.

Noutra forma de realização, um MOI reduzido pode ser alcançado aumentando a distância entre cada anel, ou preferencialmente de dois em dois anéis. Por exemplo, a distância entre o anel 212a e 212b na FIG. 2 pode ser aumentada (enquanto a distância entre anéis 212c, 212b permanece a mesma). Neste exemplo, a ligação que liga os anéis 212a e 212b pode ter o mesmo MOI da ligação que liga os anéis 212b e 212c, mas a ligação anterior será menos rígida na flexão, uma vez que o respetivo comprimento é mais longo do que a última ligação.

Noutra alternativa, o padrão 400 inclui uma ligação 442 às porções de formato em "U" opostas ou a uma porção "S", conforme representado na FIG. 14C. A ligação S 442 tem o MOI i e MOI 2 como anteriormente, exceto o facto de a porção 435 da ligação 442 ter dois pontos de articulação, 444a e 444b, em vez de um na FIG. 14B. Com esta disposição, a ligação 442 fornece um ponto de articulação para aumentar a flexibilidade de flexão no sentido dos ponteiros do relógio e no sentido inverso ao dos ponteiros do relógio. Como tal, para um padrão 400 com ligações 442, a mesma ligação 442 pode ser utilizada em qualquer lugar para alcançar maior flexibilidade de flexão tanto no sentido dos ponteiros do relógio como no sentido inverso ao dos ponteiros do relógio.

As FIGs. 14D a 14F ilustram formas de realização adicionais de uma ligação 442 que se estende entre, e liga as, coroas Y e W. Estes exemplos ilustram ligações que têm MOIs variáveis, quer através da modelação da ligação à medida que o padrão é cortado a partir de um tubo quer através da modificação da ligação depois de a armação ter sido cortada a partir do tubo.

As FIGs. 14D e 14F ilustram ligações 450 e 454, respetivamente, formadas para terem uma secção com um MOI inferior ao das secções localizadas de modo adjacente às coroas de ligação. No caso da ligação 450, a secção 451 que tem o MOI inferior encontra-se desviada em relação ao, ou não simétrica em torno do, eixo neutro "X" na flexão para as secções adjacentes às coroas. No caso da ligação 454, a secção 455 é simétrica em torno do eixo neutro para as secções adjacentes às coroas. Este contraste de simetria/não simetria para as secções 451 e 452 pode igualmente ser descrito com respeito a um eixo de simetria para as coroas. Deste modo, para um eixo de simetria "X" para uma coroa Y (210) ou coroa W (209), que pode ser facilmente identificada a partir das figuras, a secção 451 é assimétrica em torno do eixo X, ao passo que a secção estrangulada 455 da ligação 454 é simétrica em torno deste eixo, o que pode ser considerado um eixo de coroa. A FIG. 14E ilustra um exemplo em que o material entre as extremidades das ligações é removido para formar dois espaços vazios curvos 433a, 433b na ligação 452. Estas formas de realização podem funcionar de uma maneira semelhante à da ligação "S" descrita anteriormente. De acordo com esta forma de realização, existe um ponto de fratura pré-designado (para falhar antes de os anéis falharem) entre os espaços vazios 433a, 433b. O material que forma os espaços vazios 433a, 433b pode encontrar-se à volta dos mesmos de modo a manter a simetria em torno do eixo X, ou estes podem ter um tamanho diferente para fazer com que o eixo de simetria não seja colinear com este eixo, tal como no caso da FIG. 14D. A seleção do tamanho do espaço vazio baseia-se nas caracteristicas de fratura desejadas relativas ao anel e se é preferido ter ou não uma ligação menos rígida para a flexão no sentido dos ponteiros do relógio ou no sentido inverso ao dos ponteiros do relógio, conforme explicado anteriormente.

Noutra forma de realização, pode ser alcançada uma maior resistência à fratura e/ou fadiga através da modificação dos apoios do anel. Relativamente à FIG. 15, é ilustrado um padrão semelhante ao padrão 300, com a exceção de os anéis 450 serem formados por apoios curvos 452 ligados nas coroas 451. Neste exemplo, os apoios 452 têm um formato que se aproxima de um período sinusoidal. Ao substituir os apoios retos da FIG. 4 por apoios sinusoidais, existem essencialmente pontos de articulação adicionais criados no anel. 0 número de elementos de ligação modificados, conforme descrito relativamente às FIGs. 14A a 14C, pode ser entre 5 e 100 % das ligações utilizadas para ligar anéis da armação. As ligações em U ou ligações em S, conforme descrito, podem ser colocadas entre cada anel, ou podem ser colocadas de dois em dois pares de anéis. Adicionalmente, as ligações podem ser modificadas por terem o respetivo MOI reduzido sem ligações em U ou em S. Adicionalmente, é possível remover uma ou mais ligações de conexão. Quando existem menos ligações de conexão, p. ex., 3 versus 4, a armação deve ter geralmente uma rigidez axial e à flexão reduzida (partindo do princípio de que tudo o resto na armação não é alterado). Contudo, conforme mencionado anteriormente, os efeitos completos ou globais no desempenho, na reprodutibilidade, no controlo de qualidade e na capacidade de produção para essa alteração numa armação são, infelizmente, não tão fáceis de prever como no caso de um stent de metal.

Noutro aspeto da divulgação, existe um padrão de armação com anéis formados por células fechadas. Cada uma das células fechadas de um anel partilha um elemento de ligação que liga as porções de apoio longitudinalmente espaçadas e que se estendem de um modo circunferencial da célula fechada. Cada um destes anéis de célula fechada é interligado por uma ligação de conexão, p. ex., ligações 434, 442, 450, 452 ou 454, com um momento de inércia (MOI) de flexão reduzida para reduzir a rigidez à flexão da estrutura que liga os anéis de célula fechada. Em alternativa, a ligação de conexão pode incluir um ponto de fratura pré-designado, tal como através da formação de uma alteração abrupta na geometria junto de uma zona de elevada deformação. Regressando novamente à FIG. 14A, o padrão de armação representado tem ligações 440a ligadas a cada anel de célula fechada. Para cada célula fechada 204 existe uma primeira e uma segunda ligações de conexão, que são colineares uma em relação à outra. A primeira ligação tem um MOIi disposto de modo adjacente em relação à coroa e a segunda ligação tem um MOI2 disposto de modo distai em relação à coroa para produzir o padrão ilustrado na FIG. 14A. Em alternativa, as ligações que ligam os anéis de célula fechada podem ter o MOIi disposto de modo equidistante em relação aos anéis de célula fechada interligados.

De acordo com um aspeto adicional da divulgação, existe uma armação que inclui pontos de fratura pré-designados nas ligações que ligam anéis. Os pontos de fratura pretendem reviver o carregamento entre anéis através de formação de rachas nas ligações que ligam anéis. Uma vez que o carregamento numa coroa é reduzido ou eliminado quando existe propagação de rachas suficiente através da ligação (a carga não consegue transferir através de uma racha), ao incluir uma localização de racha pré-designada, é possível manter a integridade da estrutura de anel à custa das ligações, p. ex., ligações 450, 452, no caso de o carregamento in vivo exceder a conceção, particularmente com respeito ao carregamento de fadiga. De acordo com este aspeto da divulgação, uma ligação tem um MOI reduzido junto de uma zona de elevada deformação e inclui uma alteração de geometria abrupta, p. ex. , uma amplitude média de cerca de 90 graus. Este ponto de fratura pré-designado na armação pode estender-se entre anéis de célula fechada, conforme descrito acima, ou entre cada apoio de anel.

Os problemas de rachas/fraturas são igualmente observados como uma consequência de engaste e/ou implementação irregulares da armação. A implementação irregular é problemática, não só do ponto de vista da armação não ser capaz de fornecer um suporte radial uniforme para um vaso, como também do ponto de vista da propagação de rachas, da fratura e cedência da estrutura resultando na perda de força e/ou rigidez in vivo. Os exemplos de implementação irregular incluem coroas sendo expandidas para além dos respetivos ângulos de conceção e, em casos extremos, a viragem ou encurvadura das coroas durante a implementação ou o engaste. Estes problemas foram observados durante o processo de engaste e durante a implementação, cujos exemplos são descritos em maior detalhe no Pedido de Patente de Estados Unidos N.2 12/861.719. 0 padrão 300 pode ser suscetível a mais destes tipos de problemas do que o padrão 200. As ligações do padrão fornecem menos suporte para os apoios de anel que formam o segmento V da célula fechada W-V 304, em comparação com o padrão 200. Parte-se do principio de que a célula fechada de formato em W 204 era mais capaz de implementar sem irregularidades, tal como viragem, devido à respetiva simetria. O carregamento assimétrico inerente na célula W-V 304 era mais suscetível a problemas de encurvadura durante o engaste ou a implementação. Contudo, estes problemas potenciais, no caso de surgirem, podem ser resolvidos adotando modificações no processo de engaste.

Por exemplo, uma armação com um diâmetro de 7 mm e células fechadas assimétricas (padrão 300) foi engastada e depois implementada sem qualquer viragem dos apoios observada. Uma segunda armação de 9 mm de diâmetro foi depois engastada num balão e implementada. Esta armação tinha o mesmo padrão 300 da armação de 7 mm. O ângulo do apoio ou da coroa foi aumentado através da relação dos diâmetros, isto é, aumentado em um fator de 9/7, para compensar pela alteração na rigidez radial resultante do diâmetro aumentado. Contudo, quando a armação de 9 mm foi engastada, a viragem ocorreu nos apoios de armação (essencialmente na secção V da célula fechada W-V) . Para corrigir este problema, foi testada a célula fechada W (padrão 200) . Esta modificação ajudou a reduzir as ocorrências de apoios virados. Surpreendentemente, os mesmos problemas de engaste/implementação irregular não foram observados relativamente ao stent de metal comparável com um padrão de célula fechada W-V. Por conseguinte, foi concluído gue o problema de viragem (em particular) é um fenómeno único para uma armação de polímero.

Para evitar o fenómeno de viragem, no caso de ocorrer num stent de metal, é possível considerar simplesmente o ajuste do momento de inércia de um apoio para impedir a deflexão fora do plano (fora da superfície abluminal argueada) de um apoio. Contudo, conforme referido anteriormente, o material de polímero introduz restrições ou limitações gue não se encontram presentes com um material metálico. No caso de minimização do movimento indesejado de um apoio através da modificação de propriedades de inércia de flexão do apoio, é necessário saber gue os apoios de polímero têm, de um modo geral, de ser mais espessos e/ou mais largos do que o apoio de metal equivalente. Isto significa que existe menos espaço disponível entre apoios adjacentes e espessuras de parede já mais elevadas do que o correspondente de metal. Este problema de espaço é ainda aumentado para as formas de realização que formam uma armação de polímero a partir de um tubo que corresponde ao tamanho implementado, ou superior ao implementado. É desejável ter a armação reduzida em termos de diâmetro durante o engaste para a passagem para os mesmos locais de vaso, tal como no caso do stent de metal. Deste modo, o perfil de entrega para a armação engastada deve ser aproximadamente o mesmo do stent de metal.

Um stent de metal pode ser cortado a partir de um tubo que se encontra entre os diâmetros implementado e engastado. Como tal, o espaçamento entre apoios é superior e o stent é mais facilmente comprimido no balão, uma vez que o pré-engaste do stent tem um diâmetro mais próximo do diâmetro engastado. Uma armação de polimero, em oposição, pode ser cortada a partir de um tubo de diâmetro igual ou superior ao estado implementado. Isto significa que existe mais volume de material que tem de ser comprimido no perfil de entrega para uma armação de polimero. Por conseguinte, uma armação de polimero tem mais restrições impostas à mesma, impulsionadas pelo perfil engastado e diâmetro do tubo inicial, que limitam as opções de conceção na largura ou espessura do apoio.

Um requisito de conceção bem conhecido para um vaso que suporta a prótese, quer um stent quer uma armação, é a respetiva capacidade para manter um diâmetro de lúmen desejado devido às forças radiais internas das paredes de lúmen incluindo as forças radiais in vivo esperadas transmitidas através de contrações do vaso sanguíneo. Relativamente aos exemplos nas FIGs. 6A e 6B, a rigidez radial e a força radial da armação são influenciadas pela largura dos apoios, pelos ângulos e raios da coroa, pelo comprimento dos apoios de anel que se estendem entre coroas e vales, pelo número de coroas e pela espessura da parede (espessura 235, FIG. 3) da armação. 0 último parâmetro (espessura da parede) influencia a rigidez de aperto, conforme explicado anteriormente. Durante o processo de conceção, por conseguinte, este parâmetro foi alterado para afetar a rigidez de aperto e a recuperabilidade de esmagamento, embora também tenha um efeito na rigidez radial. Para afetar a rigidez radial, um ou mais dos parâmetros anteriores (ângulo da coroa, raio da coroa, comprimento do apoio de anel, número de coroa e largura do apoio) podem ser alterados para aumentar ou diminuir a rigidez radial.

Por exemplo, quando se verificou que o problema de recuo de uma armação de 7 mm pode ser superado aumentando o diâmetro de tubo inicial para 8 mm, 9 mm ou talvez até 10 mm, uma aproximação inicial das alterações correspondentes às dimensões do padrão de armação envolveu caracteristicas de aumento, tais como comprimento do apoio de anel, ângulo da coroa e ligação através da relação dos diâmetros, p. ex., 8/7 ao aumentar OD de 7 mm para 8 mm. Contudo, esta aproximação não exata mostrou ser insuficiente na manutenção de outras propriedades desejadas, tais como recuperabilidade de esmagamento. Deste modo, foram necessárias outras melhorias.

As relações entre rigidez radial e os parâmetros mencionados acima são bem conhecidas. Contudo, a relação destes parâmetros de alteração de rigidez para recuperabilidade de esmagamento de um stent expansível por balão, muito menos uma armação expansível por balão, não é bem conhecida, se conhecida de alguma forma, na técnica existente. Em conformidade, o processo de conceção necessitava da comparação ou avaliação constante entre rigidez radial, rigidez de aperto e recuperabilidade de esmagamento (partindo do princípio de que as alterações não introduziram igualmente problemas de cedência ou fratura durante o engaste e a implementação) quando os parâmetros de rigidez foram alterados para determinar se estas propriedades de armação e relacionadas podem ser ou não melhoradas sem efeitos adversos significativos para a recuperabilidade de esmagamento.

Ao alterar estes parâmetros para afetar a rigidez, foram feitas as seguintes observações para uma coroa 9 e uma armação de coroa 8. Para um padrão de coroa 9 e um diâmetro exterior de 7 a 9 mm, um ângulo que excede 115 graus, enquanto produz uma rigidez radial elevada, apresentou igualmente problemas de fratura quando implementado e uma redução insatisfatória na recuperabilidade de esmagamento. Os ângulos de apoio ou coroa que demonstraram produzir resultados aceitáveis encontravam-se entre 105 e 95 graus. Para uma armação de coroa 8, foi preferido um ângulo inferior a 115 graus para a coroa. Para a armação de coroa 8, o ângulo é aproximadamente inferior a 110 graus. De um modo geral, guanto mais coroas mais compatível radialmente se torna a armação, e quanto mais elevado for o ângulo da coroa menos compatível radialmente se torna a armação.

As comparações foram efetuadas entre valores de força radial média (N/mm) e rigidez radial (N/mm) após a esterilização por feixe de eletrões de uma armação V2, V23 e V59 construída (com as propriedades resumidas nas FIGs. 6A e 6B) com o stent de controlo, stent Igaki-Tamai e stent absoluto (8,5 mm de diâmetro exterior, 36 mm de comprimento). A Tabela 5 resume as conclusões.

Tabela 5: Comparações de rigidez e força radiais

As V2, V23 e V59 apresentaram valores de força e rigidez muito superiores em relação ao stent Igaki-Tamai. A V23 com 0,3556 mm (0,014") apresentou a rigidez radial mais elevada. Os valores de força e rigidez de V2, V23 e V59 foram comparáveis com o stent autoexpansível.

As comparações foram igualmente feitas entre a rigidez de aperto da armação de acordo com a divulgação. Os valores representam valores médios em unidades de N/mm com base em três amostras. Os valores de rigidez foram calculados a partir da força medida necessária para esmagar a armação até 1/2 ou 50 % do respetivo diâmetro inicial, p. ex., diâmetro expandido ou insuflado, utilizando um teste de chapa plana nos 20 graus Celsius.

Tabela 6: Rigidez de Aperto

De acordo com um aspeto da divulgação, uma armação recuperável de esmagamento tem relações de rigidez de aperto-rigidez radial de entre cerca de 4 e 1, 3 e 1, ou mais minuciosamente de cerca de 2 a 1; relações de rigidez de aperto-espessura de parede de entre cerca de 10 e 70, ou mais minuciosamente de 20 a 50, ou ainda mais minuciosamente entre cerca de 25 e 50; e relações de diâmetro insuflado de armação-rigidez de aperto de entre cerca de 15 e 60 ou mais minuciosamente entre cerca de 20 e 40 .

De acordo com outro aspeto da divulgação, uma armação recuperável de esmagamento tem uma relação de rigidez de aperto-espessura de parede desejável de 0,6 a 1,8 N/mm2.

De acordo com outro aspeto da divulgação, uma armação recuperável de esmagamento tem uma relação de rigidez de aperto-espessura de parede*diâmetro de tubo desejável de 0,08 a 0,18 N/mm3 .

Estudos Animais

Dois estudos animais ("Estudo 1" e "Estudo 2") foram realizados para as armações descritas nas FIGs. 6A e 6B. As armações foram implantadas na artéria iliofemoral de um modelo suíno saudável nos dias 28, 90 e 180 para avaliar a eficiência da armação de polímero.

Estudo 1: compara a V2 com um stent autoexpansível Cordis® S.M.A.R.T.® CONTROL® Iliac que tem um diâmetro exterior de 8 mm e um comprimento de 4 0 mm (doravante o "stent de controlo"). Entre as funcionalidades do stent de controlo e V2 implantados investigadas no estudo encontrava-se o grau de um efeito de força exterior crónica, e as complicações relacionadas causadas pelo mesmo, da prótese implantada na artéria saudável nos dias 28, 90 e 180 após a implantação.

Estudo 2: compara a V23-008 e V23-014 para determinar o efeito que a espessura de parede tem no desempenho da armação, principalmente perda na área de lúmen, área de armação e crescimento na espessura da neoíntima.

Ao longo dos estudos, a prótese implantada foi submetida a vários graus de flexão e extensão do quadril pelo suíno, o que se crê que imponha uma flexão de cerca de 10 a 12 %, e uma compressão axial de cerca de 13 a 18 % da armação implantada e do stent de controlo durante uma flexão máxima do quadril e do joelho. A FIG. 16 é um gráfico que ilustra o diâmetro mínimo do lúmen (DML) médio da artéria para o stent de controlo e a armação conforme medido utilizando tomografia de coerência ótica (TCO). As medições foram efetuadas após 28, 90 e 180 dias. Após 28 dias, o DML médio da armação era de cerca de 3,6 mm (15 amostras) enquanto o DML médio do stent de controlo era de cerca de 4,7 mm (13 amostras) . Após 90 dias, o DML médio da armação era de cerca de 4,4 mm (7 amostras) enquanto o DML médio do stent de controlo era de cerca de 3,6 mm (5 amostras). Após 180 dias, o DML médio da armação era de cerca de 4,4 mm (9 amostras) e o DML médio do stent de controlo era de cerca de 4,0 mm (7 amostras). A variância no DML médio após 28, 90 e 180 dias para o stent de controlo era muito maior do que a variância no DML médio para a armação. A FIG. 17 ilustra a espessura da neointima média (conforme medido por TCO) após 28, 90 e 180 dias. Nos 28 dias, a espessura da neointima média do stent de controlo era de cerca de 0,4 mm (15 amostras), enquanto a espessura da neointima média da armação era inferior a 0,2 mm (13 amostras). Aos 90 dias, a espessura da neointima média do stent de controlo tinha aumentado para cerca de 0,43 (7 amostras) , ao passo que a espessura da neointima média da armação tinha diminuído para cerca de 0,1 mm (5 amostras). Aos 180 dias, a espessura da neointima média do stent de controlo tinha aumentado para 0,55 mm, ao passo que a espessura da neointima média da armação tinha aumentado para cerca de 0,19 mm. Nos dias 28, 90 e 180, a variância na espessura da neointima para o stent de controlo era muito mais elevada do que para a armação. Convém mencionar que a armação PLLA incluía um revestimento de fármaco para reduzir o crescimento do tecido, ao passo que o stent de controlo não tinha um revestimento de fármaco semelhante no mesmo. A FIG. 18 ilustra a quantidade de estenose medida após 28, 90 e 180 dias utilizando TCO. A quantidade de estenose era de cerca de 22 % e 18 % para o stent de controlo e a armação, respetivamente, após 28 dias. Após 90 dias, a quantidade de estenose para o stent de controlo tinha aumentado para cerca de 25 %, ao passo que a estenose da armação tinha diminuído para cerca de 5 %. Após 180 dias, a quantidade de estenose para o stent de controlo permaneceu em cerca de 25 %, ao passo que a estenose da armação diminuiu para cerca de 4%. A variância na estenose para o stent de controlo foi muito mais elevada do que para a armação após 28, 90 e 180 dias. A FIG. 19 ilustra imagens de angiografia da armação e do stent de controlo implantados, respetivamente, tiradas 180 dias após a implantação. As áreas escuras indicam o tamanho do lúmen onde a prótese foi implantada. Tal como pode ser entendido a partir destas imagens, o lúmen nas proximidades do stent de controlo foi estreitado consideravelmente. Parte-se do principio de que o aumento na espessura da neointima, o DML reduzido e a estenose aumentada medida nas proximidades do stent de controlo, as FIGs. 16, 17 e 18, respetivamente, são sintomas da força exterior crónica imposta na artéria pelo stent de controlo autoexpansivel.

As FIGs. 20 e 21 são gráficos nos dias 28, 90 e 180 utilizando a técnica de medição QVA (geralmente utilizada pelos médicos) . A FIG. 20 representa a média e a perda tardia de variância (perda no diâmetro do lúmen após a implantação) para o stent de controlo e a armação. A FIG. 21 ilustra a média e a variância para o DML para o stent de controlo e a armação.

As FIGs. 22 e 23 são gráficos nos dias 28 e 90 da estenose da área histomorfométrica e da espessura da neointima através de histomorfometria, respetivamente, para o stent de controlo e a armação V2. Ambos estes gráficos indicam um aumento constante e menos favorável na estenose da área e no crescimento da neointima, ao passo que a estenose da área e o crescimento da neointima para a armação eram aproximadamente constantes e menores do que para o stent de controlo. A FIG. 24 compara o lúmen mínimo e as áreas de armação mínimas para a V23 tendo uma espessura de parede de 0,2032 mm (0, 008") ("V23/008") com a V23 tendo uma espessura de parede de 0,3556 mm (0,014") ("v23/014") após 28 e 90 dias.

Tanto a área de lúmen mínima como as áreas de armação mínimas eram mais elevadas para a V23 com uma espessura de parede de 0,3556 mm (0,014"). A FIG. 25 ilustra a perda da área de lúmen após 28 e 90 dias. A V23 com uma espessura de parede de 0,3556 mm (0,014") tinha menos perda de área de lúmen do que a V23 com uma espessura de parede de 0,2032 mm (0,008"). Igualmente, existia menos variância entre as amostras para a V23 com uma espessura de parede de 0,3556 mm (0,014"). A FIG. 26 ilustra a espessura da neoíntima média entre a V23 com uma espessura de parede de 0,2032 mm (0,008") e de 0,3556 mm (0,014"). Existiu menos crescimento de tecido na superfície luminal da armação quando foi implantada a espessura de parede de 0,3556 mm (0,014") .

Os estudos animais de 30, 90 e 180 dias que comparam o stent de controlo com a armação V2 indicam que a armação apresenta visivelmente menos problemas associados a uma força exterior crónica em comparação com o stent de controlo. O estudo de 30 e 90 dias que compara uma armação com uma espessura de parede de 0,2032 mm (0,008") e 0,3556 mm (0,014") indica que existe mais provavelmente uma perda reduzida no diâmetro do lúmen e no diâmetro da armação e menos crescimento da neoíntima quando é utilizada uma espessura de parede mais elevada para a armação.

Embora determinadas formas de realização da presente invenção tenham sido ilustradas e descritas, será óbvio para os peritos na técnica que podem ser feitas alterações e modificações sem sair desta invenção, conforme definido pelas reivindicações em anexo.

DOCUMENTOS REFERIDOS NA DESCRIÇÃO

Esta lista de documentos referidos pelo autor do presente pedido de patente foi elaborada apenas para informação do leitor. Não é parte integrante do documento de patente europeia. Não obstante o cuidado na sua elaboração, o IEP não assume qualquer responsabilidade por eventuais erros ou omissões.

Documentos de patente referidos na descrição • US 6066167 A, Lau [0002] • US 20100004735 A [0013] • US 20070156230 A [0020] • US 558105 A [0040] • US 12797950 B [0054] • US 12861719 B [0073] [0086] [0087] [0122] [0151] • US 11325973 B [0095]

Documentos de não patente citados na descrição • DUERIG; TOLOMEO; WHOLEY. Ove rview of superelastic stent Design. Min Invas Ther &amp; Allied Technol, 2000, vol. 9 (3/4), 235-246 [0009] • STOECKEL; PELTON; DUERIG. Self Expanding Nitinol Stents -Material and Design Considerations. European Radiology, 2003 [0009] • NIKANOROV, ALEXANDER, M.D. et al. Assessment of self-expanding Nitinol stent deformation after chronic implantation into the superficial femoral artery [0010] [0135] • SCHWARTZ, LEWIS B. et al. Does Stent Placement have a learning curve: what mistakes do we as operators have to make and how can they be avoided?. Abbott Laboratories [0011]

Claims (4)

1. REIVINDICAÇÕES

   1. Um dispositivo médico implantável compreendendo: uma armação expansível por balão (200; 300), a armação tendo um eixo longitudinal (A-A), um conjunto de anéis longitudinalmente espaçados (212, 212a, 212b, 212c, 212d; 312, 312a, 312b, 312c, 312d) formados por apoios (230; 330) ligados nas coroas (207, 209, 210; 307, 309, 310), os apoios configurados para se dobrarem na direção e se desdobrarem para longe uns dos outros nas coroas, o conjunto de anéis longitudinalmente espaçados incluindo um anel de extremidade proximal (212d; 312d), um anel de extremidade distai oposto ao anel de extremidade proximal, e anéis interiores (212a, 212b, 212c; 312a, 312b, 312c) posicionados entre os anéis de extremidade, em que cada anel é associado ao respetivo anel vizinho direto através das ligações (234; 234a, 234b, 234c, 234d; 237; 334; 334a, 334b, 334c, 334d) que se estendem paralelamente em relação ao eixo longitudinal (A-A), e caracterizado por pelo menos uma das ligações da armação compreender uma estrutura de marcador para a retenção de um par de marcadores (500), e a estrutura de marcador incluir um par de depósitos (502a, 502b) no qual os marcadores são colocados, os depósitos sendo colocados numa vista plana ao longo de um eixo vertical (B-B) perpendicular em relação ao eixo longitudinal (A-A); e em que o conjunto de anéis inclui um diâmetro engastado mínimo, de modo a que, no diâmetro engastado mínimo, um par de anéis, entre os quais reside a estrutura de marcador, não fique em contacto com a estrutura de marcador. 2. 0 dispositivo médico implantável de acordo com a reivindicação 1, em que cada ligação junta um par dos anéis vizinhos numa coroa (207, 209, 210; 307, 309, 310) de cada anel, e em que o diâmetro engastado mínimo (MCD) é igual a um valor derivado da equação 1 para os apoios (230; 330) tendo um corte transversal essencialmente quadrado, ou da equação 2 para os apoios tendo um corte transversal trapezoidal: Mi^Dquadrado « | £» SWÍ Φ £ Of + .sLs td&amp;k) S |“1 t ( e®Uação 1) MCD^-apszoldai " (Σ Swí + Σ Cfj + Σ Lwk) *( π 3-1 (equação 2) em que E Swi (i=l...n) corresponde à soma de n apoios de anel com largura Swi; E Crj (j = l...m) corresponde à soma de m raios interiores de coroa com raios Crj (vezes 2); E Lwk (k=l...p) corresponde à soma de p ligações com largura Lwk; e WT corresponde a uma espessura de parede de anel.
2. 3. O dispositivo médico implantável de acordo com a reivindicação 1, em que um comprimento de uma ligação (237) tem a estrutura de marcador igual a LI + L2, em que LI corresponde a um comprimento das ligações que não têm estrutura de marcador e L2 corresponde ao comprimento necessário para acomodar a estrutura de marcador.
3. 4. O dispositivo médico implantável de acordo com a reivindicação 1, em que as coroas têm um ângulo de coroa pré-engastado inferior a 115 graus.
4. 5. O dispositivo médico implantável de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 4, em que a armação é feita de PLLA.