ES2257482T3 - Elemento de estructura variable para dispositivos de implante, dispositivo de implante correspondiente y procedimiento de fabricacion. - Google Patents
Elemento de estructura variable para dispositivos de implante, dispositivo de implante correspondiente y procedimiento de fabricacion.Info
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Abstract
Un método para marcar de forma detectable pestivirus, caracterizado porque se inactiva la actividad de RNasa que reside en la glicoproteína ERNS, en donde dicha actividad de RNasa se inactiva por deleciones y/o mutaciones de al menos un aminoácido de dicha glicoproteína, con la condición de que los aminoácidos en las posiciones 297 y/ó 346, según se describe en la figura 1 para la cepa Alfort de VFPC de una manera ejemplar o correspondiente a la misma en otras cepas, de dicha glicoproteína no sean lisina, y en donde la inactivación de dicha actividad de RNasa que reside en la glicoproteína ERNS resulta en un pestivirus atenuado.
Description
Elemento de estructura variable para dispositivos
de implante, dispositivo de implante correspondiente y
procedimiento de fabricación.
La presente invención está relacionada en general
con dispositivos de implantación y ha sido desarrollada prestando
particular atención a su posible aplicación a las prótesis
artificiales para el tratamiento percutáneo (cirugía poco invasiva)
de diversas enfermedades vasculares, tales como las enfermedades
vasculares periféricas que pueden aparecer en diversos lugares de
la anatomía.
Se conocen en la técnica diversos tipos de
prótesis vasculares (prótesis) que pueden combinarse con
estructuras soporte, comúnmente denominadas stents, para crear unas
prótesis que a veces se definen como "prótesis de stent".
El hecho real es que las prótesis que se utilizan
actualmente no han resuelto completamente el problema de la
retención mecánica y el consiguiente mantenimiento in
situ.
Se conocen soluciones (véanse, por ejemplo, los
documentos US-A-5.489.295 y
US-A-5.562.726) que contemplan el
uso, como elementos de fijación, de medios traumáticos
(consistentes, por ejemplo, en ganchos situados en los extremos de
la prótesis) que son propensos a dañar los tejidos de la zona de
implantación, con el riesgo de provocar fenómenos adversos, tales
como, en casos particularmente serios, hemorragias internas que
pueden requerir un inmediato tratamiento quirúrgico
tradicional.
Otro problema es el representado por la necesidad
de dotar a la prótesis con un sistema de sellado, localizado al
menos en uno de sus extremos, que está previsto para evitar, junto
con la misma, la infiltración de sangre por el espacio existente
entre la pared interna del vaso y la pared externa de la prótesis.
Este fenómeno puede aumentar la probabilidad de migración de la
prótesis y, en ciertos casos (por ejemplo, en el caso de prótesis
utilizadas para reducir aneu-
rismas), el citado fenómeno de infiltración puede ser el origen de una posterior expansión indeseable del aneurisma.
rismas), el citado fenómeno de infiltración puede ser el origen de una posterior expansión indeseable del aneurisma.
En el documento
US-A-5.534.024 se describe una
prótesis intraluminal (en lo sucesivo, los términos
"intraluminal" y "vascular" se considerarán de hecho
equivalentes entre si, independientemente de sus etimologías
correspondientes) que puede ser implantada en un vaso sanguíneo y
que tiene una estructura tubular. Específicamente, es una
estructura con una doble pared que puede formar una o más cámaras
que pueden recibir un fluido, tal como aire, con objeto de permitir
la dilatación y/o rigidización de la prótesis.
Además de la complejidad intrínseca de la
realización, el uso del aire -como fluido para inflar o
"hinchar" la prótesis- parece estar muy lejos de ser
compatible con una posible utilización en el marco del sistema
vascular en unas condiciones en las que un escape local de aire,
incluso en cantidades mínimas, puede provocar peligrosos fenómenos
de trombogénesis.
También son aplicables consideraciones
sustancialmente similares a las soluciones descritas en los
documentos US-A-5.156.620,
US-A-5.507.270 y
US-A-5.554.180. En todos los casos
se trata de soluciones basadas en la formación, en el cuerpo de una
prótesis, de unas bolsas que deberían permitir la dilatación de la
prótesis in situ, inflándola o hinchándola con aire y/o
consolidando la prótesis en la posición de implantación mediante
inyecciones de materiales plásticos endurecibles.
Como ya se ha dicho, la necesidad de insuflar
aire en un sitio vascular, con la posible provocación de fenómenos
de coagulación, hace que el correspondiente método de intervención
resulte crítico.
También son aplicables consideraciones de
naturaleza totalmente similar al problema relacionado con la
posible composición de los materiales plásticos y de los
catalizadores adoptados para endurecerlos in situ.
En el documento
US-A-6.117.168 se describe un
dispositivo tubular multicapa, que comprende al menos una primera
capa hecha de un material capaz de absorber líquido par aumentar su
volumen. Esta primera capa está acoplada a una capa de material no
absorbente o de un material con menor capacidad de absorción, dando
lugar a una estructura que puede dilatarse radialmente como
consecuencia de la absorción de un líquido, tal como un fluido
corporal (por ejemplo, sangre).
Por el documento
US-A-6.159.240 se conoce un
dispositivo para cirugía de anuloplastia que tiene una conformación
general de tipo cinta o tipo banda. El dispositivo es relativamente
rígido durante la manipulación y la implantación, y se hace más
adaptable después de su implantación.
Finalmente, en la solicitud de patente Italiana
TO99A000218, a nombre del presente solicitante, se describe una
prótesis intraluminal, por ejemplo para la corrección de aneurismas
aórticos, que comprende un cuerpo con una pared tubular, que puede
acoplarse a un medio de refuerzo para soportar la pared tubular en
una posición intraluminal desplegada. La pared tubular tiene una
estructura de tipo tela para un determinado espesor de pared, con al
menos una cavidad intraparietal que está delimitada por la
estructura de tipo tela y que puede recibir, con una relación de
proximidad, al menos una parte correspondiente del medio de
refuerzo, representado básicamente por uno o más elementos de
stent.
Las soluciones a las que se ha hecho referencia
anteriormente pertenecen todas ellas a una línea de investigación
muy extensa, según demuestran no sólo los documentos ya citados,
sino también, por ejemplo, las siguientes patentes
estadounidenses:
US-A-5.397.345,
5.104.399, 5.256.150, 5.275.622, 4.787.899, 5.507.771,
5.507.767, 5.041.126, 4.800.882,
4.580.568, 5.591.195, 5.042.707, 5.554.180, 4.655.771, 5.211.658, 4.878.906, 5.122.154, 4.562.596, 5.078.726,
4.740.207, 4.577.631, 5.456.712, 5.527.355, 5.556.414, 5.258.020, 4.512.338, 5.147.370, 5.549.635, 4.140.126,
5.123.917, 4.922.905, 5.769.887, 5.133.732, 4.886.062, 5.443.499, 5.562.725, 5.556.426, 5.522.883, 5.609.627,
4.950.227, 5.549.663, 5.639.278, 5.092.877, 5.019.090, 5.591.229, 5.571.173, 5.571.170, 5.360.443, 5.219.355,
5.464.449, 5.591.226.
4.580.568, 5.591.195, 5.042.707, 5.554.180, 4.655.771, 5.211.658, 4.878.906, 5.122.154, 4.562.596, 5.078.726,
4.740.207, 4.577.631, 5.456.712, 5.527.355, 5.556.414, 5.258.020, 4.512.338, 5.147.370, 5.549.635, 4.140.126,
5.123.917, 4.922.905, 5.769.887, 5.133.732, 4.886.062, 5.443.499, 5.562.725, 5.556.426, 5.522.883, 5.609.627,
4.950.227, 5.549.663, 5.639.278, 5.092.877, 5.019.090, 5.591.229, 5.571.173, 5.571.170, 5.360.443, 5.219.355,
5.464.449, 5.591.226.
Para completar la exposición, es aconsejable
mencionar también el documento italiano
IT-B-1.278.360. Es este último
documento se describe una prótesis vascular intraluminal, por
ejemplo para la corrección de aneurismas, que comprende un cuerpo
tubular provisto, al menos en uno de sus extremos, de una parte de
collarín que puede recibir en su interior una estructura tal como
un stent. Esta solución se obtiene normalmente doblando sobre si
mismo el cuerpo de la prótesis por el extremo afectado, o también
fijando, típicamente mediante sutura, un elemento añadido de tipo
collarín.
Aparecen otros ejemplos de estas soluciones en los documentos US-A-5.769.882, US-A-3.991.767 y EP-A-0.547.530.
Aparecen otros ejemplos de estas soluciones en los documentos US-A-5.769.882, US-A-3.991.767 y EP-A-0.547.530.
El propósito de la presente invención es
proporcionar un elemento con una estructura modificable para
dispositivos de implantación que pueda resolver los problemas
asociados a las soluciones según la técnica anterior, descritas
previamente.
Según la presente invención, el citado propósito
se consigue gracias a un elemento que tiene las características a
las que se refieren específicamente las reivindicaciones
siguientes.
La invención contempla el correspondiente
dispositivo de implantación, así como el correspondiente proceso de
fabricación.
Más específicamente, la presente invención se
refiere a un elemento que tiene los rasgos establecidos en el
preámbulo de la reivindicación 1, el cual es conocido por el
documento US-A-5.769.882.
Dicho brevemente, la solución según la invención
permite obtener una prótesis intraluminal artificial, recubierta
por un material polimérico sintético bioestable, biodegradable y/o
biorreabsorbible, capaz de modificar su propia estructura, cuando
se empapa, para garantizar un apriete mecánico adecuado, una acción
de sellado y/o una acción de soporte para la citada prótesis.
En particular, la solución según la invención
permite obtener prótesis intraluminales artificiales que tienen, al
menos en parte, una estructura tubular porosa hecha de un material,
en forma, por ejemplo, de un tejido de fibra biocompatible (tal
como PET, PTFE, etc.), al que está asociado al menos un elemento
que tiene una estructura modificable. El anterior elemento consiste,
por ejemplo, en un recubrimiento polimérico hidrófilo en el extremo
distal y/o el extremo proximal de la prótesis. Si este material es
sometido a un tratamiento, da lugar a una trama tridimensional y,
consecuentemente, a una estructura que en su conjunto es una
estructura agujereada que, en presencia de líquidos fisiológicos,
es capaz de absorber una masa de líquido (normalmente agua). El
elemento en cuestión presenta por lo tanto un comportamiento tal
que, aunque manteniendo un volumen sustancialmente constante,
adopta una buena consistencia mecánica, no traumática, durante un
periodo de tiempo deseado que depende particularmente de si debe
comportarse como polímero bioestable, biodegradable y/o
biorreabsorbible.
El citado hinchamiento (que sustancialmente se
asemeja al comportamiento de un cuerpo cavernoso) asegura un
apriete mecánico considerable, garantizando al mismo tiempo el
sellado del extremo distal y/o proximal de la prótesis, evitando
así cualquier posible infiltración de sangre entre la pared interna
del lumen tratado y la pared externa de la prótesis.
El material polimérico utilizado para recubrir el
extremo o los extremos de la prótesis está basado en una
combinación de alcohol de polivinilo y un polisacárido. Las
soluciones que hasta el momento han demostrado ser más ventajosas
prevén el uso de un alcohol de polivinilo y de sus mezclas con
polímeros naturales tales como gellan y/o alginato sódico.
También puede elegirse un polímero con probadas
características de termosensibilidad que permita la modificación de
su consistencia con la variación de la temperatura.
Una prótesis según la invención puede combinarse
o no con una estructura soporte tal como un stent. La acción de
soporte puede aumentarse o sustituirse completamente recubriendo la
prótesis, ya sea parcial o totalmente, con un polímero que tenga
las características citadas anteriormente, combinado con diversos
polímeros y/o copolímeros naturales, por ejemplo, ácido hialurónico,
chitosan y dextrán.
En la realización actualmente preferida, la
solución según la invención está basada en la reticulación física,
consistente en ciclos repetidos de congelación y descongelación de
las soluciones acuosas de alcohol de polivinilo (PVA) que, como
resultado final, producen un hidrogel con alta capacidad de
hinchamiento.
Otra característica de la invención prevé la
asociación, a la mezcla polimérica, de sustancias terapeúticas
diseñadas para evitar los fenómenos de trombogénesis y/o para
favorecer el nuevo crecimiento de tejido, y/o la asociación de
sustancias elastificadoras capaces de aumentar la bioestabilidad del
recubrimiento descrito.
Aunque en el curso de la siguiente descripción se
hará referencia principalmente a la aplicación de prótesis
intraluminales (tales como prótesis vasculares), se apreciará que
el elemento según la presente invención puede usarse también en
otros contextos de implantación relacionados, por ejemplo, con las
válvulas cardiacas (con la función de anillo protésico) y/o
relacionados con la más amplia gama de tipos y categorías de
dispositivos de implantación, incluyendo los conductores para
estimular el músculo cardiaco y/o para cartografiar las cavidades
del corazón.
A continuación se describirá la invención,
puramente a título de ejemplo no limitativo, con referencia a los
dibujos adjuntos, en los cuales:
- Las Figuras 1 y 2 son unas ilustraciones
esquemáticas de las modalidades de formación de un elemento según
la presente invención sobre un dispositivo de implantación
consistente en una prótesis intraluminal;
- Las Figuras 3 y 4 son dos vistas en sección
transversal tomada por las líneas III-III de la
Figura 1 y IV-IV de la Figura 2, respectivamente;
y
- Las Figuras 5 a 10 ilustran, sin intención
alguna de limitar el alcance, diferentes variantes de posibles
realizaciones de una solución según la invención.
Se recordará que, en los términos más generales,
la presente invención pretende proporcionar un elemento que tenga
una estructura modificable que pueda ser asociada a dispositivos de
implantación tales como prótesis intraluminales. La modificación de
la estructura del elemento es tal que origina un efecto de
soporte/apriete en el dispositivo de implantación como conjunto y,
particularmente en lo que respecta a las prótesis intraluminales, en
las zonas distal y/o proximal de la propia prótesis.
A modo de introducción a la siguiente descripción
detallada, y de integración de la misma, en lo que sigue se hacen
diversas consideraciones referidas a los materiales de probada
biocompatibilidad que se utilizan según los criterios subyacentes a
la presente invención y, en particular, para favorecer el anclaje
de una prótesis vascular intraluminal según los criterios que forman
la base de la invención.
En este documento se consideran materiales de
naturaleza sintética y/o biológica capaces de formar hidrogeles, o
películas que, en cualquier caso, se convierten en hidrogeles una
vez que han sido hidratadas. Los citados materiales consisten
generalmente en moléculas de polímeros hidrófilos que están
mutuamente reticuladas por medio de afinidad química u otras
fuerzas de cohesión.
Estos son unos materiales capaces de retener
grandes cantidades de agua pero que, sin embargo, una vez tratados
apropiadamente, son insolubles en ella. Estos materiales son
versátiles, dado que pueden hacerse más o menos hidrófilos mediante
la copolimerización de dos o más monómeros. Su capacidad para
absorber agua se deriva de la presencia de grupos funcionales
hidrófilos situados en la cadena polimérica, tales como, por
ejemplo, -OH, -NH_{2}, -SO_{3}H, -CONH_{2}, -COOH. En cambio,
el hecho de que estos materiales sean insolubles en agua depende de
la presencia de una estructura tridimensional debida a la
reticulación entre las cadenas del polímero. De hecho, son unas
redes tridimensionales en las que los puntos de reticulación están
constituidos, en general, por afinidades covalentes o iónicas.
La capacidad de estos materiales para absorber y
retener soluciones acuosas (a la que se denomina
"hinchamiento"), y a continuación mantener un volumen
constante, no sólo otorga a los hidrogeles un marcado parecido con
los tejidos altamente hidratados del cuerpo humano, sobre todo
desde el punto de vista mecánico, sino que además los hace
impermeables a las moléculas pequeñas tales como oxígeno,
sustancias nutrientes, y metabolitos. La consistencia suave y
gomosa de los hidrogeles hinchados minimiza la irritación de las
células y de los tejidos circundantes debida al rozamiento,
mientras que la baja tensión de interfaz con los disolventes
acuosos, debida a la gran cantidad de líquido contenido, reduce la
absorción de las proteínas.
El alcohol de polivinilo (PVA), conocido tanto
por sus buenas características de biocompatibilidad como por su
ausencia de toxicidad y por su disponibilidad comercial a bajo
costo, es ampliamente utilizado en la preparación de hidrogeles.
Entre las diversas técnicas utilizadas para fabricar hidrogeles de
PVA, una de las más interesantes es la descrita en la patente
japonesa 57130543 a nombre de Nanbu Masao, Nippon Oil Co. Ltd,
"Preparation of Gel (Preparación de gel)". Esta técnica está
basada en la reticulación física, que consiste en ciclos repetidos
de congelación y descongelación de las soluciones acuosas de PVA.
Los citados ciclos de congelación-descongelación
conducen a la formación de cristalitas, que actúan como centros de
reticulación entre las cadenas de PVA, y como resultado final se
obtiene un hidrogel con alta capacidad de linchamiento.
Pueden obtenerse películas a base de PVA y
macromoléculas biológicas de naturaleza polisacárida, tales como
gellan y alginato sódico, por medio de la técnica de evaporación de
disolvente a partir de soluciones acuosas de los dos polímeros
mezclados en unas cantidades que permitan obtener diversas
relaciones en peso.
En particular, en lo que respecta a las películas
a base de PVA y a las películas a base de gellan, las
caracterizaciones de las películas de gellan-PVA
revelan una buena estabilidad térmica y mecánica de las películas
obtenidas, las cuales presentan una estructura densa y uniforme.
Los ensayos de liberación de PVA indican que el tratamiento con
aldehido glutárico (GTA) es eficaz para estabilizar el material,
reduciéndose apreciablemente la pérdida en agua del polímero
sintético de las diversas películas.
Se efectuaron ensayos de hinchamiento midiendo el
diámetro y espesor de películas en forma de pequeños discos, tanto
antes como después de sumergir los discos en agua.
Los citados ensayos revelaron un considerable
aumento de espesor en las películas dependiendo de la composición,
mientras que el diámetro permaneció prácticamente constante para
todas las relaciones gellan/PVA superiores a
20/80.
20/80.
El gellan (GE) o goma gellan es el nombre de un
polisacárido extracelular producido por el microorganismo
Sphingomonas Elodea. Tal como es secretado, este polisacárido contiene grupos O-acetil que son eliminados fácilmente por tratamiento térmico con soluciones alcalinas.
Sphingomonas Elodea. Tal como es secretado, este polisacárido contiene grupos O-acetil que son eliminados fácilmente por tratamiento térmico con soluciones alcalinas.
El gellan es un
hétero-polisacárido aniónico con un peso molecular
de aproximadamente 0,5 x 10^{6} dalton. Es ampliamente utilizado
en la industria alimentaria. En particular, en 1992 la "U.S. Food
and Drug Administration" autorizó su uso como agente
estabilizador y espesante, y para las biotecnologías, debido a su
capacidad para formar geles transparentes que son resistentes a los
ácidos y resistentes al calor. Otras aplicaciones incluyen geles
desodorantes y geles y películas industriales.
La transformación de los geles es debida a una
transición conformacional térmicamente reversible, tras la cual
pasan de un estado de macromoléculas individuales desordenadas a un
estado ordenado en el cual dos macromoléculas se asocian para
formar una doble hélice. Una macromolécula puede estar involucrada
en la formación de más de una hélice. De esta manera se crean áreas
de unión entre hélices con alineación paralela y la consiguiente
formación del gel. La temperatura de transición
sol-gel depende de la concentración, y es de unos
30ºC para las concentraciones de gellan de aproximadamente 0,5% en
peso.
El gellan puede adquirirse, por ejemplo, a la
compañía Sigma Alrich s.r.l. de Milán, con el nombre comercial
"Gelrite Gellan Gum". En los ensayos documentados que siguen,
se utilizó el anterior material para la preparación de las membranas
y los elementos sumergidos.
El alcohol de polivinilo (PVA) es un producto
ampliamente disponible. Puede adquirirse, por ejemplo, a la
compañía Sigma Alrich s.r.l. de Milán, con un peso molecular
comprendido dentro de un margen muy amplio,
30.000-100.000.
Un primer grupo de ensayos experimentales
efectuados por el solicitante alumbraron el hecho de que, en el
caso del sistema a base de PVA y glicerina, el hidrogel de
PVA/glicerina con 10% de PVA y glicerina al 1:4 tiene los
requisitos particularmente preferenciales para ser usado como
recubrimiento de una prótesis según la invención, teniendo en cuenta
tanto su alto grado de elasticidad como su gran capacidad para
adherirse a la superficie de la prótesis.
En el caso de las mezclas a base de gellan/PVA,
se obtuvieron buenos resultados con la mezcla PVA/GE al 70/30. En
este caso, sin embargo, la capacidad de adhesión a la superficie de
la prótesis resulta menos satisfactoria.
Partiendo de los anteriores resultados, en
general resulta ventajoso poder optimizar el porcentaje de
hinchamiento (por ejemplo en la región del 30%), lo cual permite
una drástica reducción de las dimensiones totales del gel previas a
la implantación.
En lo que respecta a los hidrogeles de PVA, se ha
demostrado que es útil añadir gellan a la solución obtenida
previamente, precisamente para otorgarle un mayor porcentaje de
hinchamiento.
En cuanto a las películas de PVA, el hinchamiento
hallado es considerable. Por lo tanto es importante identificar una
relación porcentual con el gellan que pueda otorgar a la solución
una capacidad de adhesión a la superficie de la prótesis aún mejor
que la obtenida con la relación 70/30.
En ambos casos es ventajoso recurrir al método de
aplicación sobre la prótesis de la película o del gel para
optimizar el sistema de inmersión, es decir, identificar un sistema
alternativo, o incluso fabricar un molde especial.
A este respecto deberá observarse que:
- el espesor de la película o gel hinchado no
debe exceder preferiblemente de 1 mm;
- la película debe hincharse preferiblemente
hacia el exterior del dispositivo de implantación;
- el elemento (película o gel) no debe
normalmente recubrir la totalidad del injerto, sino sólo un corto
tramo del extremo (por ejemplo, aproximadamente 1 cm en las
prótesis que tengan un diámetro de 26 mm, y aproximadamente 5 mm en
las prótesis que tengan un diámetro de 12 mm).
El espesor de la película o gel debe ser lo más
uniforme posible a lo largo de toda la circunferencia de la
prótesis.
Se usa una solución de gellan y PVA para formar
una película delgada capaz de hincharse en una solución acuosa
aproximadamente un 100-200% de su propio espesor
original.
Los materiales usados para los ensayos fueron los
siguientes:
- alcohol de polivinilo (PVA), 99 + %
hidrolizado, peso molecular medio:
30.000-100.000;
- gellan (Gelrite Gellan Gum);
- agua destilada (o desionizada); y
- porciones de prótesis intraluminales.
Se preparan dos dosis de un gramo cada una de
gellan y PVA.
Se preparan dos vasos de 250 ml con 100 ml de
agua desionizada y se colocan sobre unas placas calentadas a una
temperatura superior a 70ºC.
Se pone la dosis de PVA, junto con un agitador,
en uno de los dos vasos, con el agua aún fría. Se deja calentar la
solución activando la rotación del agitador hasta la completa
disolución del producto en el agua (esto ocurre en un plazo de un
par de horas como máximo).
Se coloca un termómetro en el segundo vaso y,
cuando la temperatura supera 75ºC, se vierte la dosis de gellan. El
tiempo necesario para obtener una buena solución es del orden de
tres a cuatro horas.
Se toman muestras de cada una de las anteriores
soluciones y se vierten en unas placas Petri para controlar el
espesor en seco (las placas deben ponerse a secar sin las tapas,
bajo una campana, sobre una superficie perfectamente
horizontal).
Al mismo tiempo se preparan unos trozos tubulares
de prótesis (injertos de poliéster), de aproximadamente 25 mm de
longitud y, con ayuda de un soporte, se sumergen unas cuantas en
una solución y las demás en la otra solución. Luego se dejan
colgadas del soporte especial para que goteen, tras lo cual se ponen
a secar en un horno a 60ºC. Esta operación se repite varias veces
hasta obtener un espesor adecuado de gel sobre la prótesis. La
totalidad de la operación se define como "inmersión".
A continuación las muestras son sometidas a un
análisis en el microscopio electrónico de barrido (SEM) para
evaluar tanto la superficie como la sección transversal de las
mismas.
Con ayuda de par de pinzas, se desprenden las
muestras que se han secado en las placas de Petri, tras lo cual,
con ayuda de un molde de diámetro normalizado, se prepara un disco
con cada concentración. Se mide cada disco para detectar el espesor
inicial efectivo. A continuación se sumerge cada disco en 10 ml de
agua desionizada. Se mide el espesor a diferentes intervalos de
tiempo (5 min, 10 min, 20 min, 30 min, 1 h, 2 h, 4 h) para
comprobar el hinchamiento porcentual y la cinética del
hinchamiento.
El grado de hinchamiento del material en forma de
película puede expresarse por la relación entre la variación de
volumen tras la estancia en el agua y el volumen de la película
seca, según la siguiente relación:
S% = [(Vn -
Vo)/Vo] \ x \
100
en donde Vo es el volumen inicial
de la película en estado seco, Vn es el volumen correspondiente en
el tiempo n y S% es el grado de hinchamiento en
porcentaje.
Las mediciones se efectúan directamente sobre la
muestra (cada comprobación es la media de cinco mediciones hechas
una tras otra en unas posiciones ligeramente diferentes).
El aumento del porcentaje de gellan con respecto
al PVA determina un considerable aumento del porcentaje de
hinchamiento de la película. En los ensayos efectuados se hallaron
unos porcentajes de hinchamiento dentro del margen de
100% a 400%. A través de estos resultados es posible elegir la solución más adecuada para las necesidades particulares.
100% a 400%. A través de estos resultados es posible elegir la solución más adecuada para las necesidades particulares.
Para obtener un polímero estable se obtiene una
reticulación del mismo por medio de un tratamiento químico que
contempla el uso de aldehido glutámico.
En general, los materiales así obtenidos son
insolubles en un entorno acuoso, aunque conservan la capacidad de
absorber considerables cantidades de agua.
Para llevar a cabo los ensayos de hinchamiento,
los injertos recubiertos son sometidos a unos ensayos en todo
similares a los efectuados con las películas poliméricas.
Se cortaron pequeñas porciones de injerto
impregnado (cuadrados de aproximadamente 4 mm de lado), y se
pusieron las muestras en unas placas de Petri humedeciéndolas con
10 ml de agua desionizada.
A intervalos regulares (2,5 min, 5 min, 10 min,
30 min, 1 h, 2 h) se tomaron medidas del espesor para comprobar el
grado de hinchamiento.
Si se observa cuidadosamente la cinética de la
variación del espesor, se observa que:
- el porcentaje de hinchamiento disminuye
proporcionalmente en todas las diferentes soluciones ensayadas (la
reticulación no altera las características iniciales);
- las soluciones reticuladas, tras un rápido
crecimiento en los primeros diez minutos, tienden a estabilizarse
aproximadamente a la media hora, permaneciendo constantes hasta
transcurridas las dos horas;
- las soluciones no reticuladas, por el
contrario, aumentan más rápidamente (el máximo de hinchamiento se
alcanza en los primeros diez minutos), tras lo cual el espesor
tiende a disminuir a un ritmo constante.
Para poder comprender mejor la cinética de las
soluciones reticuladas y no reticuladas, se efectuó el ensayo en
varias muestras de injertos recubiertos con el mismo número de
capas de PVA/GE al 80/20. La mitad de las muestras estaban
reticuladas.
Los ensayos de hinchamiento siguieron el
procedimiento usado anteriormente.
Las muestras reticuladas así obtenidas eran mucho
más estables que las no reticuladas, las cuales, tras el
hinchamiento inicial, liberaron en los 10 ml de agua desionizada,
en donde estaban inmersas, unas sustancias que pudieron estimarse
aproximadamente en un 30%. Con objeto de determinar la cantidad de
gellan y de PVA que se había disuelto en el agua, se llevaron a cabo
ensayos de liberación.
La determinación cuantitativa del PVA se hizo con
un método que contempla el uso de iodina.
Esta última, en presencia de ácido bórico, que
actúa como estabilizador, se aglutina con el PVA, formando un
complejo coloreado que puede detectarse espectrofotométricamente a
690 nm. El método tiene una sensibilidad comprendida en un margen
de 0-20 mg/l. A continuación se describe el
procedimiento adoptado.
En presencia de PVA libre, aparece inmediatamente
una coloración verdosa que es detectada por el
espectrofotómetro.
La solución preparada con la muestra no
reticulada sufrió un cambio a color verde, mientras que la otra
solución conservó el mismo color que la solución básica.
La determinación cuantitativa del gellan liberado
por la película de gellan/PVA, tanto sin reticular como reticulada,
fue hecha usando un método espectrofotométrico conocido en la
literatura, que está basado en la hidrólisis acídica del
polisacárido.
La subsiguiente reacción de los monosacáridos,
que se produce con cobazol, produce una coloración púrpura que se
detecta a 530 nm.
El método tiene una sensibilidad comprendida en
un margen de 0-40 \mug/ml.
Los ensayos efectuados mostraron que la
reticulación actúa sobre ambos elementos de la solución, reduciendo
la cantidad liberada a los límites de sensibilidad de los métodos
de medida.
Los materiales utilizados para los ensayos de
preparación fueron los siguientes:
- alcohol de polivinilo (PVA), 99 + %
hidrolizado, peso molecular medio:
30.000-100.000;
- gellan (Gelrite Gellan Gum);
- alcohol glicílico (glicerol o glicerina)
comercializado por la compañía Sigma Alrich s.r.l. de Milán;
- agua destilada (o desionizada); y
- porciones de prótesis intraluminales.
Procedimiento para soluciones de PVA/GE al 80/20
y 70/30, con alcohol glicílico en una relación 1:4 de
PVA/glice-
rina.
rina.
Se preparan dos dosis de 5 g de PVA por 100 ml de
solución.
Si hay que preparar una solución de PVA/GE al
80/20, es preciso calcular la cantidad de gellan correspondiente,
la cual se obtiene de la siguiente relación:
5:80 =
x:20
en donde x es la cantidad de gellan
a
preparar:
x = (20 \ x \
5)/80 = 1,25 \ g \ de \
gellan.
Consecuentemente, se prepararon 1,25 g de
gellan.
En el caso de la solución 70/30, la cantidad de
gellan a preparar es 2,14 g. Puesto que la relación entre PVA y
glicerina es de 1:4, se vierten 20+20 g de glicerina en dos placas
de Petri.
Se preparan dos botellas de 200 ml con tapones,
cada una con 100 ml de agua desionizada, y se ponen sobre las
placas calientes a una temperatura de aproximadamente 95ºC.
En cuanto la temperatura del agua de las dos
botellas sobrepasa 80ºC, se añade la dosis de gellan a cada
botella.
Una vez que el gellan se ha disuelto
completamente en el agua, se añade el PVA.
Una vez que el PVA se ha disuelto completamente
en la solución de agua + gellan, se añade la glicerina. De estas
soluciones se toman 10 ml y 5 ml y se ponen en dos placas de Petri
para efectuar el control del espesor en seco.
Se preparan unos trozos de prótesis tubulares
(prótesis de poliéster) de aproximadamente 25 mm de largo y, con
ayuda de un soporte, se sumergen en las respectivas soluciones y
después se cuelgan a escurrir en el soporte especial, tras lo cual
se ponen a secar en un horno a 60ºC. Esta operación se lleva a cabo
varias veces hasta obtener un espesor adecuado de gel sobre la
prótesis.
Los hidrogeles se obtienen por el método de
congelación-descongelación, es decir, una serie de
ocho ciclos de congelación y descongelación, que otorgan a los
hidrogeles las características de hinchamiento requeridas.
Con excepción del primer ciclo, que consiste en
mantener las muestras en el congelador durante una noche a 20ºC
aproximadamente (lo que se denomina "ciclo de una noche") y la
consiguiente descongelación a temperatura ambiente durante
aproximadamente media hora, los otros siete ciclos contemplan una
etapa de congelación que dura una hora, de nuevo a -20ºC, seguida
de una etapa de descongelación a temperatura ambiente que dura 30
minutos.
Los hidrogeles así obtenidos están listos para
ser sometidos a ensayos de secado e hinchamiento en agua, con
objeto de evaluar el espesor y la elasticidad del material tras la
pérdida de agua y la consiguiente rehidratación.
La necesidad de depositar una capa uniforme de
polímero sobre la superficie de la prótesis sugiere la necesidad de
desarrollar un método para la aplicación del polímero que
constituya una alternativa a la mera inmersión.
El proceso garantiza además un espesor mínimo de
película en el interior de la prótesis que, en cualquier caso,
mantiene el contacto con la capa de película exterior.
El proceso contempla el uso de un husillo, unido
a un motor que lo arrastra a unas r.p.m. ajustables, encajándose la
prótesis sobre el husillo y dejando libre los dos extremos del
injerto (aproximadamente 5 mm por cada lado). Una vez extendida la
película sobre la superficie externa de los extremos libres, se
ajusta la velocidad del husillo a las mínimas r.p.m. con el fin de
distribuir uniformemente la capa de película.
La capa de película depositada tiende a secarse
en una hora aproximadamente. Por lo tanto es necesario añadir
solución cada 30 o 40 minutos durante un número de veces
adecuado.
Los análisis efectuados bajo microscopio
electrónico de barrido (SEM) o bajo microscopio óptico, por
ejemplo, indican que una muestra obtenida tras 8 deposiciones de
polímero (al final de las cuales la prótesis se pone a secar en un
horno y se mantiene a 37ºC durante una noche) revela una excelente
homogeneidad del polímero (aproximadamente 10 \mum) sobre la
superficie de la prótesis.
En particular, el método recién descrito puede
usarse para formar estructuras anulares de apoyo y/o sellado en uno
o ambos extremos (es decir, los extremos proximal y distal) de una
prótesis intraluminal, designada como conjunto 1 en las Figuras 1 y
2.
Precisamente si se tiene en cuenta la absoluta
generalidad del contexto de aplicación de la invención, la prótesis
1 en cuestión está representada simplemente en forma de una
estructura tubular y, por ello, totalmente independiente de los
modos específicos con que puedan fabricarse las prótesis (que se
estima son conocidos por la técnica anterior, y por tanto no
requieren ninguna descripción detallada en este documento).
En particular, los números de referencia 10 y 20
designan dos formaciones anulares, de tipo banda o tipo cinta,
hechas en el extremo proximal y/o el extremo distal de la prótesis
1. Se apreciará que cada una de las formaciones 10, 20 puede
extenderse exactamente sobre el extremo, o a una cierta distancia
del borde extremo o borde marginal del correspondiente extremo. A
este respecto, tanto en la Figura 1 como en la Figura 2 se observa
la presencia de un collarín 101 que separa el elemento anular 10
del extremo homólogo de la prótesis 1.
El número de referencia 40 designa el husillo
citado anteriormente, mientras que el 50 designa como conjunto a la
brocha (o elemento estructuralmente equivalente) utilizada para
formar los elementos 10, 20.
La solución ilustrada en las Figuras 1 y 3 es, en
su conjunto, y en lo que respecta a la presente invención,
equivalente a la ilustrada en las Figuras 2 y 4. Estas últimas
figuras difieren únicamente de las Figuras 1 y 3 en que la prótesis
o dispositivo 1 de implantación lleva asociado al mismo (colocado en
su interior, en el ejemplo aquí ilustrado) un elemento tubular para
dilatación y soporte del tipo comúnmente designado por
"stent". El citado elemento está designado por 30 en los
dibujos adjuntos.
Las Figuras 5 a 10 ilustran (de nuevo sin
intención alguna de limitar el alcance de esta invención) un número
de posibles variantes de aplicación de la solución según la
invención a las prótesis intraluminales que tengan una estructura
general tubular.
En particular, las Figuras 5 y 6 se refieren a la
posibilidad de proporcionar un elemento de soporte/sellado según la
invención tanto en un extremo (véase el elemento 20 de la Figura 5)
como en ambos extremos (véanse los elementos 10 y 20 de la Figura
6) de la prótesis 1.
La Figura 7 muestra que la solución según la
invención es adecuada para ser usada no sólo para efectuar una
acción de soporte/sellado en los extremos de la prótesis 1, sino
también en prácticamente todo el desarrollo longitudinal de la
prótesis 1.
En el caso específico del ejemplo ilustrado en la
Figura 7, además de los elementos extremos 10 y 20, se prevé la
aplicación sobre la prótesis 1 de un elemento 60 que, en si mismo,
es estructuralmente idéntico a los elementos 10 y/o 20, pero que se
extiende a través de todo el desarrollo longitudinal de la prótesis
1 según un recorrido generalmente helicoidal.
Es totalmente evidente que el desarrollo según un
recorrido helicoidal se ha citado puramente a título de ejemplo: de
hecho, el desarrollo podría ser totalmente diferente,
comprendiendo, por ejemplo, un conjunto de bandas o cintas anulares
básicamente similares a los elementos 10 y 20 distribuidas a todo lo
largo de la prótesis 1, o también un elemento sustancialmente
continuo que se extienda según un recorrido diferente al recorrido
helicoidal, por ejemplo un recorrido en zigzag.
Una vez más, el elemento intermedio 60 no tiene
necesariamente que extenderse sobre la totalidad del desarrollo
longitudinal de la prótesis 1, dado que tal elemento puede afectar
únicamente a una parte de la longitud total de la prótesis 1. Una
vez más, en el caso de un recorrido helicoidal (o un recorrido
equivalente), el elemento 60 puede estar colocado sobre la prótesis
1 con un paso diferente de un paso constante (como es el caso del
esquema ilustrado en las Figuras 7 y 8), de manera que presente
unos pasos electivamente variables para hacer que diferentes
porciones del desarrollo longitudinal de la prótesis 1 sean
alternativa y relativamente más resistentes y más adaptables.
Las soluciones ilustradas en las Figuras 8 a 10
son respectivamente similares a las soluciones representadas en las
Figuras 5 a 7, recién descritas, con la diferencia que representa
la presencia, dentro de la prótesis 1 de las Figuras 8 a 10, de un
elemento de stent designado por 30 en su conjunto.
La colocación y/o extensión in situ de
dispositivos tales como los ilustrados en las figuras de los
dibujos adjuntos puede hacerse según criterios perfectamente
conocidos, los cuales, consecuentemente, no necesitan ser
recordados en este documento.
Naturalmente, sin perjuicio del principio de la
invención, las realizaciones y los detalles de construcción pueden
variar ampliamente con respecto a lo que se ha descrito e ilustrado
en este documento, sin por ello salirse del alcance de la presente
invención según se describe en las reivindicaciones siguientes.
Claims (35)
1. Un elemento con estructura modificable para su
asociación a un dispositivo de implantación (1), en el cual el
elemento está hecho de un cuerpo capaz de absorber una masa de
líquido de tal modo que adopte, como resultado de la absorción de
dicha masa de líquido, un cierto grado de consistencia mecánica, y
dicho cuerpo (10, 20, 60) está basado en un polímero, estando el
elemento caracterizado porque dicho cuerpo (10, 20, 60)
tiene una base de alcohol de polivinilo (PVA) y porque en dicho
cuerpo (10, 20, 60) está presente, en combinación, un
polisacárido.
2. El elemento según la reivindicación 1,
caracterizado porque dicho cuerpo (10, 20, 60) tiene una
estructura agujereada.
3. El elemento según la reivindicación 2,
caracterizado porque dicha estructura agujereada tiene la
forma de una trama tridimensional.
4. El elemento según una cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, caracterizado porque dicho
cuerpo (10, 20, 60) está esencialmente configurado como un cuerpo
cavernoso.
5. El elemento según una cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, caracterizado porque, durante
la absorción de dicha masa de líquido, dicho cuerpo (10, 20, 60)
mantiene un volumen sustancialmente constante.
6. El elemento según una cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, caracterizado porque dicho
cuerpo (10, 20, 60) comprende mezclas de polímeros naturales.
7. El elemento según la reivindicación 6,
caracterizado porque dichos polímeros naturales se eligen
dentro del grupo constituido por gellan, alginato sódico, ácido
hialurónico, chitosan, dextrán, y combinaciones de los mismos.
8. El elemento según una cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, caracterizado porque dicho
cuerpo (10, 20, 60) está basado en un material con características
de termosensibilidad, de modo que es capaz de modificar su propia
consistencia con la variación de la temperatura.
9. El elemento según la reivindicación 1,
caracterizado porque dicho cuerpo (10, 20, 60) está basado
en un hidrogel.
10. El elemento según la reivindicación 9,
caracterizado porque dicho hidrogel se obtiene a partir de
soluciones acuosas sometidas a congelación y descongelación.
11. El elemento según una cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, caracterizado porque a dicho
cuerpo (10, 20, 60) se le añaden sustancias elegidas dentro del
grupo constituido por:
- sustancias capaces de evitar fenómenos de
trombogénesis;
- sustancias capaces de favorecer el nuevo
crecimiento del tejido; y/o
- sustancias elastificadoras.
12. El elemento según la reivindicación 1,
caracterizado porque dicho cuerpo (10, 20, 60) está basado
en unos materiales capaces de formar hidrogeles o películas que
pueden transformarse en hidrogeles por hidratación.
13. El elemento según la reivindicación 1 o la
reivindicación 12, caracterizado porque dicho cuerpo (10,
20, 60) está basado en moléculas de polímero hidrófilo reticuladas
entre si.
14. El elemento según la reivindicación 1 o la
reivindicación 6, caracterizado porque dicho cuerpo (10, 20,
60) está constituido a partir de soluciones acuosas de polímeros
mezclados en cantidades adecuadas para obtener las relaciones en
peso predeterminadas y la consiguiente evaporación del
disolvente.
15. El elemento según la reivindicación 1,
caracterizado porque dicho polisacárido se elige entre
gellan, alginato sódico y combinaciones de los mismos.
16. El elemento según la reivindicación 1,
caracterizado porque dicho cuerpo (10, 20, 60) está basado
en alcohol de polivinilo y gellan.
17. El elemento según una cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 16, caracterizado porque en dicho
cuerpo (10, 20, 60) está presente un añadido de glicerina.
18. El elemento según la reivindicación 16,
caracterizado porque la relación entre gellan y alcohol de
polivinilo se encuentra entre 5/95 y 20/80.
19. El elemento según la reivindicación 18,
caracterizado porque dicha relación es sustancialmente
20/80.
20. El elemento según la reivindicación 1,
caracterizado porque dicho cuerpo (10, 20, 60) está basado
en un polímero que ha sido sometido a reticulación
21. El elemento según la reivindicación 20,
caracterizado porque dicho cuerpo (10, 20, 60) consiste en
un polímero que ha sido sometido a reticulación mediante un
tratamiento químico.
22. El elemento según la reivindicación 21,
caracterizado porque dicho polímero es un polímero que ha
sido sometido a reticulación mediante el uso de aldehido glutárico
(GTA).
23. El elemento según la reivindicación 10,
caracterizado porque la preparación de dichos hidrogeles
comprende repetidos ciclos de congelación y descongelación.
24. Un dispositivo de implantación,
caracterizado por tener asociado al mismo un elemento con
una estructura modificable (10, 20, 60) según una cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 23.
25. El dispositivo de implantación según la
reivindicación 24, caracterizado porque dicho elemento es
aplicado en forma de una estructura anular (10, 20).
26. El dispositivo de implantación según la
reivindicación 24 o la reivindicación 30, caracterizado
porque dicho elemento con una estructura modificable es aplicado
según un recorrido general helicoidal (60).
27. El dispositivo de implantación según una
cualquiera de las reivindicaciones 24 a 26, caracterizado
porque el dispositivo 1 comprende una prótesis (1) de una forma
total tubular que lleva asociada a la misma dicho elemento con
estructura modificable (10, 20, 60) como elemento de consolidación
y/o apriete.
28. El dispositivo de implantación según la
reivindicación 27, caracterizado porque dicho elemento con
estructura modificable tiene una forma anular general (10, 20) y
está asociado al menos con uno de los extremos de dicha prótesis
tubular (1).
29. El dispositivo de implantación según la
reivindicación 24, caracterizado porque dicho elemento con
estructura modificable (60) consiste en un refuerzo que se extiende
sobre el desarrollo del cuerpo del dispositivo de implantación.
30. El dispositivo de implantación según una
cualquiera de las reivindicaciones 24 a 29, caracterizado
porque dicho elemento con estructura modificable (10, 20, 60) está
colocado, al menos en parte, sobre la superficie externa de dicho
dispositivo de implantación (1).
31. El dispositivo de implantación según la
reivindicación 30, caracterizado porque dicho elemento con
estructura modificable (10, 20) forma, sobre la superficie externa
de dicho dispositivo de implantación (1), una formación de sellado
entre el dispositivo de implantación y el lumen tratado.
32. El dispositivo de implantación según una
cualquiera de las reivindicaciones 24 a 31, caracterizado
porque comprende además una estructura soporte (30) de tipo
stent.
33. Un procedimiento para fabricar un dispositivo
de implantación según una cualquiera de las reivindicaciones 24 a
32, caracterizado porque el cuerpo (10, 20, 60) de dicho
elemento con estructura modificable es aplicado sobre el elemento
de implantación por inmersión.
34. El procedimiento para fabricar un dispositivo
de implantación según una cualquiera de las reivindicaciones 24 a
32, caracterizado porque el cuerpo (10, 20, 60) de dicho
elemento con estructura modificable es aplicado sobre el elemento
de implantación por extensión (50).
35. El procedimiento según la reivindicación 34,
aplicado a un dispositivo de implantación de forma tubular,
caracterizado porque comprende las operaciones de:
- montar el dispositivo de implantación (1) en
un husillo rotativo (40);
- controlar la rotación de dicho husillo (40) y
del dispositivo de implantación (1) montado en el mismo;
- proporcionar una fuente (50) de suministro de
material que pueda constituir el cuerpo (10, 20, 60) de dicho
elemento con estructura modificable; y
- aproximar dicha fuente (50) a dicho dispositivo
de implantación (1) puesto en rotación por dicho husillo (40),
determinando la aplicación de dicho material sobre el dispositivo
de implantación según un recorrido de rotación.
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| ITTO01A0465 | 2001-05-18 | ||
| IT2001TO000465A ITTO20010465A1 (it) | 2001-05-18 | 2001-05-18 | Elemento a struttura modificabile per dispositivi di impianto, relativo dispositivo di impianto e procedimento di realizzazione. |
| US10/299,034 US20040098076A1 (en) | 2001-05-18 | 2002-11-18 | Variable structure element for implant devices, corresponding implant device and method of manufacturing |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| ES2257482T3 true ES2257482T3 (es) | 2006-08-01 |
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ID=32871022
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| ES02010715T Expired - Lifetime ES2257482T3 (es) | 2001-05-18 | 2002-05-14 | Elemento de estructura variable para dispositivos de implante, dispositivo de implante correspondiente y procedimiento de fabricacion. |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US20040098076A1 (es) |
| EP (1) | EP1262201B1 (es) |
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Families Citing this family (32)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6656216B1 (en) | 2001-06-29 | 2003-12-02 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Composite stent with regioselective material |
| US7156871B2 (en) * | 2004-10-28 | 2007-01-02 | Cordis Neurovascular, Inc. | Expandable stent having a stabilized portion |
| DE102005003632A1 (de) | 2005-01-20 | 2006-08-17 | Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. | Katheter für die transvaskuläre Implantation von Herzklappenprothesen |
| EP1954327A4 (en) * | 2005-12-01 | 2012-03-28 | Innograft Llc | METHOD FOR IONIC RETICULATION OF POLYSACCHARIDE MATERIAL FOR THIN FILM APPLICATIONS AND PRODUCTS OBTAINED THEREBY |
| US20070213813A1 (en) | 2005-12-22 | 2007-09-13 | Symetis Sa | Stent-valves for valve replacement and associated methods and systems for surgery |
| US20080073022A1 (en) * | 2006-05-12 | 2008-03-27 | Abbott Laboratories | Multi-piece pva models with non-brittle connections |
| US8246973B2 (en) | 2006-06-21 | 2012-08-21 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Freeze-thaw method for modifying stent coating |
| US20080132991A1 (en) * | 2006-11-30 | 2008-06-05 | Leonard Pinchuk | Method for Ionically Cross-Linking Gellan Gum for Thin Film Applications and Medical Devices Produced Therefrom |
| US7896915B2 (en) | 2007-04-13 | 2011-03-01 | Jenavalve Technology, Inc. | Medical device for treating a heart valve insufficiency |
| EP3492043B1 (en) | 2007-08-21 | 2025-09-24 | Boston Scientific Medical Device Limited | A replacement valve |
| CA2703665C (en) | 2007-10-25 | 2016-05-10 | Symetis Sa | Stents, valved-stents and methods and systems for delivery thereof |
| PT103970A (pt) * | 2008-02-15 | 2009-08-17 | Ass For The Advancement Of Tis | Hidrogéis à base de goma gelana para utilização em medicina regenerativa e engenharia de tecidos, seu sistema e dispositivos de processamento |
| US9044318B2 (en) | 2008-02-26 | 2015-06-02 | Jenavalve Technology Gmbh | Stent for the positioning and anchoring of a valvular prosthesis |
| WO2011104269A1 (en) | 2008-02-26 | 2011-09-01 | Jenavalve Technology Inc. | Stent for the positioning and anchoring of a valvular prosthesis in an implantation site in the heart of a patient |
| CA2764378C (en) * | 2009-06-04 | 2020-09-08 | Retec F3 Technologies, Sec | Fast film forming water based barrier coating |
| RU140821U1 (ru) | 2009-11-02 | 2014-05-20 | Симетис Са | Аортальный биопротез и системы для его доставки в место имплантации |
| US10856978B2 (en) | 2010-05-20 | 2020-12-08 | Jenavalve Technology, Inc. | Catheter system |
| CA2799459A1 (en) | 2010-05-25 | 2011-12-01 | Jenavalve Technology Inc. | Prosthetic heart valve and transcatheter delivered endoprosthesis comprising a prosthetic heart valve and a stent |
| US20130274873A1 (en) | 2012-03-22 | 2013-10-17 | Symetis Sa | Transcatheter Stent-Valves and Methods, Systems and Devices for Addressing Para-Valve Leakage |
| US11207176B2 (en) | 2012-03-22 | 2021-12-28 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Transcatheter stent-valves and methods, systems and devices for addressing para-valve leakage |
| US20140350668A1 (en) | 2013-03-13 | 2014-11-27 | Symetis Sa | Prosthesis Seals and Methods for Sealing an Expandable Prosthesis |
| CN105491978A (zh) | 2013-08-30 | 2016-04-13 | 耶拿阀门科技股份有限公司 | 用于假体瓣膜的径向可折叠框架及其制造方法 |
| WO2015055652A1 (en) | 2013-10-14 | 2015-04-23 | Symetis Sa | Prosthesis seal |
| EP2907530B1 (en) * | 2014-02-12 | 2019-01-02 | Niob, Sagl | Kit to create gelled structures inside the human or animal body for medical purposes |
| EP3270825B1 (en) | 2015-03-20 | 2020-04-22 | JenaValve Technology, Inc. | Heart valve prosthesis delivery system |
| EP3632378B1 (en) | 2015-05-01 | 2024-05-29 | JenaValve Technology, Inc. | Device with reduced pacemaker rate in heart valve replacement |
| US11065138B2 (en) | 2016-05-13 | 2021-07-20 | Jenavalve Technology, Inc. | Heart valve prosthesis delivery system and method for delivery of heart valve prosthesis with introducer sheath and loading system |
| EP3471659B1 (en) | 2016-06-21 | 2024-10-16 | Medtronic Vascular Inc. | Coated endovascular prostheses for aneurism treatment |
| US10758380B2 (en) * | 2016-12-30 | 2020-09-01 | Bvw Holding Ag | Stents with improved fixation |
| CN110392557A (zh) | 2017-01-27 | 2019-10-29 | 耶拿阀门科技股份有限公司 | 心脏瓣膜模拟 |
| CN109942905B (zh) * | 2019-03-01 | 2021-06-08 | 昆明理工大学 | 一种复合水凝胶材料及其制备方法 |
| US12171658B2 (en) | 2022-11-09 | 2024-12-24 | Jenavalve Technology, Inc. | Catheter system for sequential deployment of an expandable implant |
Family Cites Families (60)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3991767A (en) * | 1973-11-02 | 1976-11-16 | Cutter Laboratories, Inc. | Tubular unit with vessel engaging cuff structure |
| US4140126A (en) * | 1977-02-18 | 1979-02-20 | Choudhury M Hasan | Method for performing aneurysm repair |
| SE445884B (sv) * | 1982-04-30 | 1986-07-28 | Medinvent Sa | Anordning for implantation av en rorformig protes |
| US4512338A (en) * | 1983-01-25 | 1985-04-23 | Balko Alexander B | Process for restoring patency to body vessels |
| US5104399A (en) * | 1986-12-10 | 1992-04-14 | Endovascular Technologies, Inc. | Artificial graft and implantation method |
| US4787899A (en) * | 1983-12-09 | 1988-11-29 | Lazarus Harrison M | Intraluminal graft device, system and method |
| US5275622A (en) * | 1983-12-09 | 1994-01-04 | Harrison Medical Technologies, Inc. | Endovascular grafting apparatus, system and method and devices for use therewith |
| US4562596A (en) * | 1984-04-25 | 1986-01-07 | Elliot Kornberg | Aortic graft, device and method for performing an intraluminal abdominal aortic aneurysm repair |
| US4580568A (en) * | 1984-10-01 | 1986-04-08 | Cook, Incorporated | Percutaneous endovascular stent and method for insertion thereof |
| US4577631A (en) * | 1984-11-16 | 1986-03-25 | Kreamer Jeffry W | Aneurysm repair apparatus and method |
| DE3640745A1 (de) * | 1985-11-30 | 1987-06-04 | Ernst Peter Prof Dr M Strecker | Katheter zum herstellen oder erweitern von verbindungen zu oder zwischen koerperhohlraeumen |
| US4878906A (en) * | 1986-03-25 | 1989-11-07 | Servetus Partnership | Endoprosthesis for repairing a damaged vessel |
| US4740207A (en) * | 1986-09-10 | 1988-04-26 | Kreamer Jeffry W | Intralumenal graft |
| US4800882A (en) * | 1987-03-13 | 1989-01-31 | Cook Incorporated | Endovascular stent and delivery system |
| US5041126A (en) * | 1987-03-13 | 1991-08-20 | Cook Incorporated | Endovascular stent and delivery system |
| US4886062A (en) * | 1987-10-19 | 1989-12-12 | Medtronic, Inc. | Intravascular radially expandable stent and method of implant |
| US5133732A (en) * | 1987-10-19 | 1992-07-28 | Medtronic, Inc. | Intravascular stent |
| US5019090A (en) * | 1988-09-01 | 1991-05-28 | Corvita Corporation | Radially expandable endoprosthesis and the like |
| US5092877A (en) * | 1988-09-01 | 1992-03-03 | Corvita Corporation | Radially expandable endoprosthesis |
| US4950227A (en) * | 1988-11-07 | 1990-08-21 | Boston Scientific Corporation | Stent delivery system |
| US5078726A (en) * | 1989-02-01 | 1992-01-07 | Kreamer Jeffry W | Graft stent and method of repairing blood vessels |
| US5123917A (en) * | 1990-04-27 | 1992-06-23 | Lee Peter Y | Expandable intraluminal vascular graft |
| US5360443A (en) * | 1990-06-11 | 1994-11-01 | Barone Hector D | Aortic graft for repairing an abdominal aortic aneurysm |
| US5578071A (en) * | 1990-06-11 | 1996-11-26 | Parodi; Juan C. | Aortic graft |
| US5122154A (en) * | 1990-08-15 | 1992-06-16 | Rhodes Valentine J | Endovascular bypass graft |
| US5258020A (en) * | 1990-09-14 | 1993-11-02 | Michael Froix | Method of using expandable polymeric stent with memory |
| AR246020A1 (es) * | 1990-10-03 | 1994-03-30 | Hector Daniel Barone Juan Carl | Un dispositivo de balon para implantar una protesis intraluminal aortica para reparar aneurismas. |
| US5042707A (en) * | 1990-10-16 | 1991-08-27 | Taheri Syde A | Intravascular stapler, and method of operating same |
| US5156620A (en) | 1991-02-04 | 1992-10-20 | Pigott John P | Intraluminal graft/stent and balloon catheter for insertion thereof |
| CA2065634C (en) | 1991-04-11 | 1997-06-03 | Alec A. Piplani | Endovascular graft having bifurcation and apparatus and method for deploying the same |
| US5147370A (en) * | 1991-06-12 | 1992-09-15 | Mcnamara Thomas O | Nitinol stent for hollow body conduits |
| US5304220A (en) * | 1991-07-03 | 1994-04-19 | Maginot Thomas J | Method and apparatus for implanting a graft prosthesis in the body of a patient |
| CA2081424C (en) | 1991-10-25 | 2008-12-30 | Timothy A. Chuter | Expandable transluminal graft prosthesis for repair of aneurysm |
| US5211658A (en) * | 1991-11-05 | 1993-05-18 | New England Deaconess Hospital Corporation | Method and device for performing endovascular repair of aneurysms |
| US5256150A (en) * | 1991-12-13 | 1993-10-26 | Endovascular Technologies, Inc. | Large-diameter expandable sheath and method |
| US5258042A (en) * | 1991-12-16 | 1993-11-02 | Henry Ford Health System | Intravascular hydrogel implant |
| US5316023A (en) * | 1992-01-08 | 1994-05-31 | Expandable Grafts Partnership | Method for bilateral intra-aortic bypass |
| US5507767A (en) * | 1992-01-15 | 1996-04-16 | Cook Incorporated | Spiral stent |
| US5507771A (en) * | 1992-06-15 | 1996-04-16 | Cook Incorporated | Stent assembly |
| US5562725A (en) * | 1992-09-14 | 1996-10-08 | Meadox Medicals Inc. | Radially self-expanding implantable intraluminal device |
| ES2170093T3 (es) * | 1993-01-14 | 2002-08-01 | Meadox Medicals Inc | Protesis tubular expandible radialmente. |
| US5464449A (en) * | 1993-07-08 | 1995-11-07 | Thomas J. Fogarty | Internal graft prosthesis and delivery system |
| US5639278A (en) * | 1993-10-21 | 1997-06-17 | Corvita Corporation | Expandable supportive bifurcated endoluminal grafts |
| US5549635A (en) * | 1994-01-24 | 1996-08-27 | Solar, Rita & Gaterud, Ltd. | Non-deformable self-expanding parallel flow endovascular stent and deployment apparatus therefore |
| US5609627A (en) * | 1994-02-09 | 1997-03-11 | Boston Scientific Technology, Inc. | Method for delivering a bifurcated endoluminal prosthesis |
| US5549663A (en) * | 1994-03-09 | 1996-08-27 | Cordis Corporation | Endoprosthesis having graft member and exposed welded end junctions, method and procedure |
| US5556426A (en) * | 1994-08-02 | 1996-09-17 | Meadox Medicals, Inc. | PTFE implantable tubular prostheses with external coil support |
| US5527355A (en) * | 1994-09-02 | 1996-06-18 | Ahn; Sam S. | Apparatus and method for performing aneurysm repair |
| US5507270A (en) | 1994-09-06 | 1996-04-16 | Precision Shooting Equipment, Inc. | Limb pocket and pocket liner for archery bow |
| US5534024A (en) | 1994-11-04 | 1996-07-09 | Aeroquip Corporation | Intraluminal stenting graft |
| JP3611578B2 (ja) * | 1994-11-09 | 2005-01-19 | エンドテックス インターベンショナル システムズ，インコーポレイテッド | 動脈瘤治療のための送達カテーテルおよび移植片 |
| US5591226A (en) * | 1995-01-23 | 1997-01-07 | Schneider (Usa) Inc. | Percutaneous stent-graft and method for delivery thereof |
| US5522883A (en) * | 1995-02-17 | 1996-06-04 | Meadox Medicals, Inc. | Endoprosthesis stent/graft deployment system |
| US5556414A (en) * | 1995-03-08 | 1996-09-17 | Wayne State University | Composite intraluminal graft |
| US5554180A (en) | 1995-07-07 | 1996-09-10 | Aeroquip Corporation | Intraluminal stenting graft |
| US5769882A (en) * | 1995-09-08 | 1998-06-23 | Medtronic, Inc. | Methods and apparatus for conformably sealing prostheses within body lumens |
| US5591195A (en) * | 1995-10-30 | 1997-01-07 | Taheri; Syde | Apparatus and method for engrafting a blood vessel |
| US5833651A (en) * | 1996-11-08 | 1998-11-10 | Medtronic, Inc. | Therapeutic intraluminal stents |
| US6117168A (en) | 1996-12-31 | 2000-09-12 | Scimed Life Systems, Inc. | Multilayer liquid absorption and deformation devices |
| US6159240A (en) | 1998-08-31 | 2000-12-12 | Medtronic, Inc. | Rigid annuloplasty device that becomes compliant after implantation |
-
2001
- 2001-05-18 IT IT2001TO000465A patent/ITTO20010465A1/it unknown
-
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