ES2645065T3

ES2645065T3 - Dispositivos implantables con reducción de fuga en el sitio de punción de aguja

Info

Publication number: ES2645065T3
Application number: ES05852364.8T
Authority: ES
Inventors: Wayne D. House; Edward H. Cully; Daniel B. Pond
Original assignee: WL Gore and Associates Inc
Current assignee: WL Gore and Associates Inc
Priority date: 2004-11-29
Filing date: 2005-11-28
Publication date: 2017-12-04
Anticipated expiration: 2025-11-28
Also published as: US20120058249A1; WO2006058322A3; US20060118236A1; EP1890640A2; US8906087B2; EP1890640B1; WO2006058322A2; CA2601134C; US8029563B2; CA2601134A1; EP1890640A4

Abstract

Dispositivo implantable (30) que comprende: a) una capa interna (34) de material poroso provista de una microestructura de nodos (2) y fibrillas (14) en la que una parte sustancial de dichas fibrillas (14) tienen una configuración curvada; b) una capa intermedia (35) que comprende un material elastomérico; y c) una capa externa (32) de material poroso provista de una microestructura de nodos (2) y fibrillas (14) en la que una parte sustancial de dichas fibrillas (14) tienen una configuración curvada, en el que cada una de dichas capas interna y externa (34, 32) de material poroso tiene un espesor y dicho material elastomérico se extiende en espacios vacíos del material poroso sobre una parte de dicho espesor, y en el que una parte sustancial de dichas fibrillas (14) tiene una configuración curvada cuando la relación V/H es mayor de 0,15, en el que V es la distancia internodal de fibrilla, H es el desplazamiento vertical de fibrilla y la relación V/H se determina de acuerdo con el procedimiento definido en el párrafo de la descripción titulada "Cuantificación de la naturaleza curvada de las fibrillas".

Description

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DESCRIPCION

Dispositivos implantables con reduccion de fuga en el sitio de puncion de aguja Campo de la invencion

La presente invencion se refiere al campo de dispositivos implantables tales como injertos vasculares, parches y similares.

Antecedentes de la invencion

Un problema comun con los injertos vasculares es el sangrado a traves de orificios perforados en la pared de un injerto mediante agujas de sutura o agujas de dialisis. Los injertos vasculares comercialmente disponibles se fabrican de manera mas convencional de tejido de tereftalato de polietileno o de tubo de politetrafluoroetileno poroso, aunque tambien se han utilizado materiales de origen biologico tales como arterias o venas humanas o bovinas. Las agujas de sutura utilizadas para crear una anastomosis con estos injertos vasculares normalmente dan lugar a un sangrado significativo, a traves de los orificios resultantes, que debe detenerse antes del cierre de la incision quirurgica. El tratamiento de dialisis en individuos que sufren de insuficiencia renal requiere que la sangre del individuo sea retirada, ciclada a traves de una maquina de dialisis y devuelta al individuo. Una propuesta comun para proporcionar el acceso necesario a hemodialisis es el uso de un injerto vascular arteriovenoso implantado que puede ser canulado subcutaneamente mediante una aguja de dialisis conectada a una maquina de dialisis a traves de longitudes de tubo. Estas agujas de dialisis tambien pueden producir sangrado no deseado en el lugar de la puncion despues de su retirada.

Los injertos vasculares actualmente utilizados para acceder a hemodialisis se implantan normalmente durante aproximadamente 14 dfas antes de la canulacion con una aguja de dialisis de modo que el injerto haya tenido tiempo de quedar rodeado de tejido fibrotico y de ese modo reducir el riesgo de hemorragia alrededor de la superficie externa del injerto despues de la extraccion de la aguja de dialisis. Un injerto vascular para aplicaciones de dialisis que permita una canulacion temprana despues de la implantacion sin afectar a otras caractensticas positivas sena un paso importante en el campo del acceso a hemodialisis.

El sangrado de la lmea de sutura resultante de la introduccion de una aguja de sutura en un injerto se agrava frecuentemente por la tension aplicada a las suturas durante la construccion de la anastomosis, derivando generalmente la tension en un alargamiento y agrandamiento del orificio creado por la penetracion de la aguja de sutura. El sangrado a traves de orificios de sutura debe ser detenido antes de que la incision de acceso pueda cerrarse. Por tanto, el sangrado del orificio de sutura es responsable tanto del aumento de la perdida de sangre como del aumento del tiempo de operacion. Un injerto vascular que ofrezca un menor sangrado de sutura sena util en ambos aspectos.

Un injerto vascular de acceso arteriovenoso se describe en la patente US 4.619.641 de Schanzer, que ensena la construccion de un injerto de acceso que comprende dos injertos vasculares tubulares de politetrafluoroetileno expandido (ePTFE) comercialmente disponibles, en relacion coaxial con un espacio de aproximadamente 1 mm dispuesto entre los injertos interno y externo. El espacio se llena con un elastomero tal como silicona. Si bien esta construccion puede ofrecer un sangrado reducido despues de retirar una aguja de dialisis, el injerto es ngido y, por consiguiente, es diffcil trabajar con el durante la implantacion. Una construccion similar se describe en el documento US 6.719.783 de Lentz et al., que ensena expresamente que los injertos interno y externo de ePTFE tienen una porosidad diferente.

Delia Coma et al., en la Patente US 4.955.899, ensenan la fabricacion de un injerto tubular de ePTFE que tiene un revestimiento de un elastomero. El injerto se realiza comprimiendo longitudinalmente un tubo de ePTFE sobre un mandril, y revistiendo el tubo comprimido con el elastomero. Despues de la retirada del mandril, el injerto resultante tiene cierto grado de compatibilidad longitudinal. Sin embargo, la provision de una superficie externa expuesta de elastomero generalmente se considera no deseable.

House et al., en la patente US 4.877.661, ensenan un injerto de ePTFE que ofrece compatibilidad longitudinal sin requerir un elastomero. Este injerto se realiza colocando un tubo de ePTFE sobre un mandril y comprimiendolo longitudinalmente, y posteriormente exponiendolo al calor. El tubo de ePTFE resultante tiene fibrillas curvadas (de la compresion longitudinal y la termo fijacion) que actuan como muelles de horquilla, permitiendo buenas propiedades de flexion con resistencia al acodamiento y compatibilidad longitudinal. Aunque este injerto es eficaz como injerto de dialisis que sangra menos que un injerto de ePTFE convencional despues de la retirada de una aguja, sena deseable menos sangrado.

Sowinski et al., WO 2004/000375 y US 2004/0024442, ensenan un injerto tubular de ePTFE en el que un tubo de ePTFE se reviste con un elastomero interpenetrante y se comprime longitudinalmente. Se ensena ademas que las etapas de revestimiento y compresion son intercambiables. Tu et al., EP 0256748 ensenan un proceso y un tubo similares. La Patente US 5.529.820 de Nomi et al. muestra un tubo de ePTFE provisto de un revestimiento interpenetrante de un elastomero sobre una superficie, para su uso como tubo de endoscopio.

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La Patente US 5.061.276 de Tu et al. describe un injerto vascular que comprende un tubo compuesto de ePTFE y un elastomero, que tiene una capa externa de fibras polimericas elastomericas enrolladas bajo tension alrededor de la circunferencia del injerto para provocar la retraccion del tubo desde su tamano original. La envoltura de fibras elastomericas se proporciona con la intencion de hacer que el injerto sea mas compatible.

Myers et al., Patente US 5.628.782, ensenan un injerto vascular de ePTFE para dialisis que proporciona una capa de fibras alrededor de la superficie externa de un injerto tubular de ePTFE. De preferencia, las fibras estan provistas de una cubierta exterior de pelfcula de ePTFE para retener las fibras en la superficie de injerto. La presencia de las fibras proporciona un area de superficie grande a cualquier sangre que se escape de un sitio de puncion, estimulando la hemostasis. Las fibras dan lugar a un injerto algo voluminoso con peores propiedades de manipulacion de injerto que muchos injertos vasculares convencionales. Otro injerto vascular de ePTFE para dialisis es ensenado por Silverman et al. en la patente US 5.931.865. Se describe una construccion tubular de multiples capas, en la que una capa esta bajo compresion longitudinal con relacion a otra capa.

A pesar de las ventajas de los dispositivos anteriormente descritos, sigue existiendo la necesidad de injertos vasculares y de otros dispositivos implantables que ofrezcan propiedades de manipulacion mejoradas al cirujano y reduzcan aun mas la fuga de fluidos corporales tales como sangre despues de una puncion con una aguja de sutura o una aguja de dialisis.

Breve descripcion de la invencion

La presente invencion se refiere a dispositivos implantables tales como injertos vasculares protesicos que, comparados con los dispositivos convencionales disponibles comercialmente, ofrecen una reduccion de la perdida de sangre o de otros fluidos cuando el dispositivo es perforado con una aguja y la aguja se retira a continuacion. El dispositivo puede hacerse de manera que sea relativamente delgado y flexible y con compatibilidad longitudinal (estiramiento), para que tambien ofrezca buena resistencia a la manipulacion y al acodamiento. Aunque el dispositivo tiene preferiblemente forma tubular, tambien pueden fabricarse laminas planas o hacerse con otras formas.

El dispositivo tiene una utilidad concreta como injerto vascular, y mas particularmente como injerto vascular para dialisis renal. Tambien puede ser util para otras muchas aplicaciones de dispositivos implantables tales como biliares o traqueales donde puede ser deseado un dispositivo que sea resistente a la fuga de fluido despues de una perforacion con una aguja, por ejemplo, para limitar la formacion de orificios al montar un estent y un injerto juntos utilizando una sutura.

Los ejemplos que se proporcionan en el presente documento proporcionan dispositivos implantables y metodos para fabricar dispositivos tubulares implantables de acuerdo con las reivindicaciones adjuntas.

El dispositivo comprende al menos unas capas interna y externa de un material poroso que tiene una microestructura de nodos interconectados por fibrillas curvadas y espacios vados entre fibrillas curvadas adyacentes. Las capas interna y externa estan unidas por un adhesivo elastomerico que interpenetra en los espacios vados de las superficies adyacentes de las capas interna y externa, es decir, la superficie interna de la capa externa y la superficie externa de la capa interna. Tambien se proporciona una capa intermedia de material elastomerico. La capa intermedia se une a las capas porosas interna y externa mediante el adhesivo elastomerico interpenetrante.

Se ha encontrado que se obtiene una buena adhesion entre capas con solo una pequena profundidad de interpenetracion en la pared del material poroso.

Preferiblemente, las capas interna y externa de material poroso que tienen una microestructura de nodos interconectados por fibrillas curvadas son de politetrafluoroetileno expandido (ePTFE). Este material tiene una larga historia de uso en varias aplicaciones de implantes, incluidas aplicaciones de contacto con la sangre tales como suturas, injertos vasculares e injertos de estent. Se cree que tambien se pueden usar otros materiales biocompatibles con microestructuras de nodulos y fibrillas, tales como polipropileno o polietileno de peso molecular ultra alto. El material elastomerico puede ser un material tal como cauchos de silicona, poliuretanos o fluoroelastomeros (tales como, por ejemplo, los ensenados en la solicitud de patente publicada WO 2004/012783). No se requiere que el material elastomerico sea un material reticulado. El material elastomerico puede ser opcionalmente poroso. Para la presente invencion, se considera que los «materiales elastomericos» son materiales polimericos que pueden estirarse en una direccion al menos un diez por ciento mediante la aplicacion de una fuerza relativamente baja y, al liberar la fuerza, volvera rapidamente a mas o menos la dimension original (es decir, la dimension que tema el material antes de la aplicacion de la fuerza de estiramiento).

Tambien, o ademas de, el material elastomerico como capa intermedia, el injerto puede incorporar un componente adicional (por ejemplo, metal o plastico) en la construccion de manera que proporcione a la construccion estiramiento y un comportamiento de fuga reducido en el sitio de puncion de aguja. Esto puede conseguirse, por ejemplo, con un metal superelastico tal como un alambre de nitinol formado como un estent, tal como una estructura trenzada tubular o un alambre metalico formado como una estructura de anillo o helicoidal. Esto ofrece una buena

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flexibilidad para la curvatura, resistencia a la compresion transversal y proporciona “estiramiento” longitudinal a la construccion.

Aunque la realizacion preferida del injerto se hace con dos capas de material de injerto y un revestimiento elastomerico intermedio, el injerto tambien puede tener capas adicionales. Por ejemplo, pueden usarse tres capas de material de injerto alternando con dos capas de material elastomerico. Para todas las realizaciones, las capas de injerto pueden ser todas del mismo material o las capas de injerto pueden tener una o mas caractensticas diferentes (por ejemplo, espesor de pared o longitud media de fibrilla). Igualmente, si se utiliza mas de una capa elastomerica, las capas pueden ser iguales o pueden tener caractensticas diferentes. Tambien es evidente que un injerto puede hacerse con diferentes estructuras a lo largo de diferentes partes de su longitud.

El injerto de la presente invencion se extiende longitudinalmente. La longitud del injerto puede extenderse aplicando una ligera cantidad de tension al injerto (por ejemplo, manualmente). Despues de liberar la tension, el injerto se recuperara rapidamente hasta aproximadamente la longitud original antes de la aplicacion de tension.

Los injertos tubulares pueden tener un diametro constante entre los extremos del injerto, o alternativamente pueden ser ahusados, por lo que un extremo de un injerto tubular tiene un diametro menor que el extremo opuesto. Otras configuraciones tambien pueden ser adecuadas, incluyendo dispositivos bifurcados y configuraciones de pared escalonada.

La combinacion de tubos porosos internos y externos con fibrillas curvadas y la capa intermedia de material elastomerico ofrece la combinacion altamente deseable y hasta ahora no alcanzada de reduccion de fuga despues de la retirada de una aguja de un sitio de puncion, junto con una buena biocompatibilidad, estiramiento longitudinal y buenas propiedades de manipulacion y flexion. Las buenas propiedades de flexion parecen ser el resultado del uso de tubos porosos internos y externos que tienen fibrillas curvadas a cada lado del material elastomerico. Las fibrillas curvadas adyacentes al meridiano externo de un tubo curvado pueden extenderse (enderezarse o estirarse) mientras que las fibrillas adyacentes al meridiano interno del tubo curvado pueden curvarse aun mas, permitiendo de ese modo que el tubo se curve suavemente sin acodarse. Tambien ofrece una buena retencion de sutura, junto con una reduccion de sangrado de la lmea de sutura. Debido a la reduccion de sangrado producido por la penetracion de la aguja, un injerto vascular fabricado de acuerdo con la presente invencion, cuando se usa para aplicaciones de dialisis, puede permitir una canulacion temprana durante el penodo de tiempo posterior a la implantacion que normalmente se reserva para la cicatrizacion antes de la canulacion inicial.

Breve descripcion de los dibujos

La figura 1 es una vista de un injerto vascular tfpico despues de la implantacion en un antebrazo humano para su uso como injerto de dialisis.

La figura 2A describe una representacion esquematica de un nodo y una microestructura de fibrillas de la tecnica anterior en la que las fibrillas son relativamente rectas.

La figura 2B es una fotomicrograffa electronica de barrido (aumento de 500X) de una microestructura de nodulos y fibrillas de la tecnica anterior en la que las fibrillas son relativamente rectas.

La figura 2C describe una representacion esquematica de un nodo y una microestructura de fibrillas de la tecnica anterior en la que las fibrillas estan curvadas.

La figura 2D es una fotomicrograffa electronica de barrido (aumento de 500X) de una microestructura de nodulos y fibrillas de la tecnica anterior en la que las fibrillas estan curvadas.

La figura 3A describe una vista esquematica en seccion transversal longitudinal de la pared de un dispositivo de la presente invencion que tiene dos capas de material poroso que tienen fibrillas curvadas, en la que las dos capas estan unidas por un adhesivo elastomerico.

La figura 3B describe una vista en seccion transversal de un dispositivo tubular fabricado segun la figura 3A.

La figura 3C es una vista en perspectiva de un dispositivo tubular mostrado con una aguja de dialisis.

La figura 3D es una vista en perspectiva de un injerto de lamina.

La figura 4A describe una vista esquematica en seccion transversal longitudinal de la pared de un dispositivo de la presente invencion que tiene dos capas de material poroso que tienen fibrillas curvadas, en la que las dos capas estan unidas por un adhesivo elastomerico y en la que el adhesivo elastomerico separa las dos capas de material poroso.

La figura 4B describe una vista en seccion transversal de un dispositivo tubular fabricado segun la figura 4A.

La figura 5A describe una vista esquematica en seccion transversal longitudinal de la pared de un dispositivo de la presente invencion que tiene dos capas de material poroso que tienen fibrillas curvadas, en la que las dos capas

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estan separadas por una capa de un material elastomerico y en la que todas las capas estan unidas con adhesivo elastomerico.

La figura 5B describe una vista en seccion transversal de un dispositivo tubular fabricado segun la figura 5A.

La figura 5C es una vista esquematica en seccion transversal longitudinal de la pared de un dispositivo fabricado como se muestra en figura 5a, que difiere solamente en que tiene capas adicionales de material poroso y de material elastomerico.

Las figuras 6A y 6B son analogas a las figuras 5A y 5B respectivamente, con la diferencia de que hay poco o ningun adhesivo elastomerico interpenetrante; los tubos se ajustan entre sf mediante interferencia diametral o mediante el uso de un adhesivo no interpenetrante o mediante union termica.

Las figuras 7A y 7B son fotomicrograffas electronicas de barrido (50X) que muestran una seccion transversal longitudinal de un sitio de canulacion de un injerto tubular comercialmente disponible de la tecnica anterior.

Las figuras 8, 9 y 10 son fotomicrograffas electronicas de barrido (50X) de secciones transversales longitudinales de sitios de canulacion de diferentes realizaciones de injertos tubulares de la presente invencion.

Descripcion detallada de los dibujos

La figura 1 es una vista de un injerto vascular ffpico despues de la implantacion en un antebrazo humano para su uso como un injerto de dialisis 1. La curvatura de radio relativamente pequeno del injerto 1 en su extremo distal es evidente.

La figura 2A es una representacion esquematica de una seccion transversal de un material poroso que tiene una microestructura de nodos 2 interconectados por fibrillas finas 4, con espacios vacfos entre fibrillas adyacentes. Esta microestructura, segun se muestra, es generalmente de ePTFE. Las fibrillas de interconexion son relativamente rectas (la rectitud se exagera en figura 2A).

La figura 2C describe una representacion esquematica de una seccion transversal de un material poroso que tiene una microestructura de nodos 2 interconectados por fibrillas curvadas finas 14, de nuevo con espacios vacms entre fibrillas adyacentes.

La figura 2D es una fotomicrograffa electronica de barrido (aumento de 500X) de una microestructura de nodulos y fibrillas de la tecnica anterior en la que las fibrillas estan curvadas. Estos materiales se fabrican generalmente utilizando materiales, como se muestra en figuras 2A y 2B, como precursores. Los materiales precursores se comprimen longitudinalmente (por ejemplo, hasta aproximadamente la mitad de la longitud del precursor) para hacer que las fibrillas se curven, y luego se tratan termicamente (por ejemplo, durante 3 minutos en un horno programado a 380°C). Los precursores tubulares se comprimen longitudinalmente colocandolos sobre un mandril (preferiblemente de acero inoxidable, Inconel (R) u otro material resistente al calor) sobre el cual se ajustan completamente antes de someter el tubo a compresion longitudinal y tratamiento termico; el mandril se retira despues de dejarlo enfriar. Estos materiales muestran un estiramiento longitudinal resultante de las fibrillas curvadas 14. Los tubos fabricados segun este metodo tienen buenas propiedades de flexion y manipulacion y una buena resistencia al acodamiento. Para formas tubulares extruidas y expandidas longitudinalmente, las figuras 2C y 2D describen ffpicamente vistas en seccion transversal longitudinal.

Las longitudes medias de fibrilla de estos materiales se pueden cambiar usando metodos de fabricacion conocidos, y pueden variar, por ejemplo, de unas pocas micras o menos, a cien micras o mas. La longitud media de fibrilla se determina a partir de una fotomicrograffa de preferiblemente una seccion transversal longitudinal de la pared de muestra, o alternativamente, de una superficie representativa de la muestra. Se considera que la longitud media de fibrilla es el promedio de diez mediciones, realizadas en la direccion predominante de las fibrillas, de la distancia entre nodos conectados por fibrillas. Las diez mediciones se realizan verificando primero que la fotomicrograffa de una zona representativa de la muestra tiene una ampliacion adecuada para mostrar al menos cinco fibrillas secuenciales dentro de la longitud de la fotomicrograffa. Una serie de cinco mediciones se toman a lo largo de una lmea recta trazada a traves de la superficie de la fotomicrograffa en la direccion predominante de las fibrillas seguido de una segunda serie de cinco mediciones realizadas a lo largo de una segunda lmea trazada paralela a la primera. Cada medicion constituye la distancia entre nodos adyacentes conectados por al menos una fibrilla. Se calcula la media de las diez mediciones obtenidas con este metodo para obtener la longitud media de fibrilla de la zona.

Las muestras que tienen fibrillas curvadas deben ser tensadas de forma moderada segun sea necesario para enderezar sustancialmente las fibrillas antes de determinar la longitud media de fibrilla. Para materiales de ePTFE muy delgados tales como pelmulas delgadas, se pueden estimar longitudes medias de fibrilla mediante examen visual de fotomicrograffas electronicas de barrido de ampliacion adecuada para mostrar numerosas fibrillas de longitud completa dentro del lfmite de la fotomicrograffa.

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Cuantificacion de la curvatura de las fibrillas

La curvatura de las fibrillas tambien puede cuantificarse utilizando ademas una fotomicrograffa como la descrita anteriormente que tenga una ampliacion adecuada para mostrar al menos cinco fibrillas secuenciales a lo largo de la longitud de la fotomicrograffa. La muestra de material debe estar en su estado relajado (es decir, sin tension o compresion) cuando se fotograffe; se debe permitir que este durante 24 horas en estado relajado a temperatura ambiente antes de ser fotografiada. La fotomicrograffa se marca con dos lmeas dibujadas paralelas separadas 24 mm entre ellas, aproximadamente centradas en la fotograffa y orientadas de manera que las lmeas sean sustancialmente paralelas a la direccion de las fibrillas. Moviendose de izquierda a derecha a lo largo de la lmea trazada superior, se determina que la distancia internodal “H” es la distancia entre los puntos de union de nodo de la primera fibrilla distinta mas cercana a la lmea trazada. Una fibrilla distinta es aquella cuya longitud completa puede distinguirse visualmente. El desplazamiento vertical, una distancia “V”, se mide a continuacion como la longitud perpendicular desde la distancia “H” hasta el punto mas lejano de la fibrilla. Si la fibrilla cruza la distancia “H” una o mas veces, entonces se determina que la distancia “V” es la suma de las mediciones perpendiculares “V” maximas. La relacion V/H se calcula para la fibrilla. Moviendose hacia la derecha a lo largo de la lmea trazada, se determinan las mediciones “V” y “H” para cuatro fibrillas adicionales. La fotograffa se gira 180 grados y el proceso se repite para cinco fibrillas adicionales. Los valores medios de “V”, “H” y V/H se calculan para las diez fibrillas examinadas. Las muestras con fibrillas curvadas tendran normalmente una relacion V/H mayor de aproximadamente 0,15.

La figura 3A describe una representacion esquematica de una seccion transversal de la presente invencion 30. Dos capas de ePTFE 32 y 34, ambas con fibrillas curvadas 14, se unen mediante un revestimiento elastomerico mostrado como una zona sombreada 35 que se extiende dentro del espacio vado de una parte del espesor de ambas capas adyacentes a las superficies en contacto de las dos capas de ePTFE 32 y 34. Para la forma tubular preferida (mostrada en seccion transversal en la figura 3B), figura 3A puede considerarse que representa esquematicamente una vista en seccion transversal longitudinal en la que la capa 32 es una capa externa y la capa 34 es una capa interna.

La figura 3C ilustra una vista en perspectiva de una realizacion tubular (que muestra capas intermedias opcionales 38 o 39, descritas posteriormente en detalle), tal como parece estar canulada mediante una aguja ffpica de dialisis 31. Las realizaciones planas o de lamina del injerto 30, tal como se muestra mediante la vista en perspectiva de figura 3D, pueden hacerse simplemente cortando tubos acabados longitudinalmente, o fabricandolas en forma de lamina inicialmente. Tales laminas son relativamente flexibles y pueden curvarse de manera adecuada para adaptarse a las formas de varios componentes de cuerpo.

Un metodo preferido para hacer la realizacion tubular comienza con la instalacion de un tubo precursor de ePTFE sobre un mandril (preferiblemente acero inoxidable o aleacion de mquel-cromo-hierro tal como Inconel®) con un ligero ajuste con apriete entre el diametro exterior del mandril y el diametro interior del tubo de ePTFE. El tubo se instala sin compresion longitudinal, es decir, en un estado extendido longitudinalmente con las fibrillas en su estado convencional sustancialmente rectas (de acuerdo con figura 1). Aunque pueden usarse tubos precursores de ePTFE que tienen fibrillas curvadas, no son necesarios. Despues se aplica un revestimiento relativamente delgado de un material elastomerico deseado sobre la superficie externa del tubo de ePTFE instalado sobre el mandril. Un material elastomerico preferido es una Silicona Adhesiva MED-1137 Tipo A de NuSil Silicone Technology (Carpenteria, CA). La aplicacion del adhesivo elastomerico puede realizarse por diversos medios tales como pulverizacion, revestimiento por inmersion, cepillado o por distribucion con dedos enguantados. Despues de que la superficie externa del tubo de ePTFE interior se ha revestido con el adhesivo elastomerico, se instala un segundo tubo de ePTFE sobre el primero, preferiblemente con una pequena cantidad de interferencia entre el diametro interior del tubo exterior de ePTFE y el diametro exterior del tubo interior. El par de tubos de ePTFE instalados coaxialmente se comprimen despues longitudinalmente mientras estan todavfa instalados sobre el mandril. La cantidad de compresion longitudinal es una funcion de la cantidad deseada de estiramiento longitudinal en el injerto terminado; una compresion mas longitudinal proporciona una mayor cantidad de estiramiento longitudinal. Una cantidad deseable de compresion longitudinal puede ser, por ejemplo, de aproximadamente 100 por cien (es decir, los tubos coaxiales se comprimen a la mitad de su longitud original). Por tanto, la cantidad de compresion longitudinal puede ser de 10 %, 20 %, 30 %, 40 %, 50 %, 60 %, 70 %, 80 %, 90 %, 100 %, 110 %, 120 %, 130 %, 140 % 150 %, 160 %, 170 %, 180 %, 190 %, 200 %, etc. (es decir, hasta que se producen arrugas y una deformacion no uniforme significativa del tubo).

Despues de la compresion longitudinal, el adhesivo se cura. Se puede dejar curar a temperatura ambiente o puede curarse por otros medios tales como el uso de calor por encima de la temperatura ambiente.

Despues del curado, los tubos coaxiales 32 y 34 se retiran del mandril. El adhesivo habra interpenetrado en las superficies ajustadas de los tubos hasta una parte del espesor de cada tubo. Esto da como resultado una buena adhesion mecanica de los tubos coaxiales. La presencia del material elastomerico curado mantiene los tubos coaxiales 32 y 34 en un estado de compresion longitudinal por lo que la longitud del injerto coaxial resultante 30 es menor que la longitud longitudinalmente extendida de los tubos precursores instalados sobre el mandril antes de la etapa de compresion longitudinal. Tanto el tubo interior 34 como el tubo exterior 32 tienen fibrillas curvadas 14 que resultan del material elastomerico curado que mantiene los tubos coaxiales en un estado comprimido longitudinalmente.

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Las fibrillas curvadas 14 proporcionan al injerto resultante 30 buenas propiedades de manipulacion y flexion, asf como resistencia al acodamiento. La combinacion de las fibrillas curvadas 14 de las dos capas de ePTFE 32 y 34 y la presencia del adhesivo de silicona en las superficies unidas de los dos tubos de ePTFE (zona 35 de la figura 3A) proporciona menos sangrado en un sitio de puncion hecho con una aguja durante el uso.

Los tubos elegidos pueden tener longitudes de fibrilla segun se desee; no se requiere que ambos tubos tengan longitudes de fibrilla equivalentes. Se conocen tubos que tienen diferentes longitudes de fibrilla en sus superficies interna y externa y se pueden usar para uno o ambos tubos.

Los tubos seleccionados pueden tener segmentos densificados anulares u orientados helicoidalmente que alternan con segmentos no densificados a lo largo de su longitud para obtener una resistencia tangencial adicional si se desea. Un proceso preferido para hacer dicha estructura tubular de ePTFE soportada radialmente se describe de manera secuencial como sigue. Se obtiene un tubo de ePTFE expandido y extruido longitudinalmente y se instala coaxialmente sobre un mandril que tiene un diametro exterior igual o ligeramente mayor que el diametro interior del tubo de ePTFE. Los extremos del tubo se empujan despues juntos de manera que la longitud del tubo sea al menos aproximadamente 50 %, y preferiblemente aproximadamente 20 %, de la longitud original del tubo antes de esta compresion longitudinal. El tubo y el mandril se calientan despues en un horno de conveccion de aire programado a 380 °C durante aproximadamente 50 segundos. A continuacion, se tratan termicamente zonas predeterminadas del tubo comprimido mediante el uso de un laser (por ejemplo, un laser de CO2 de 20 W modelo 2010, con una lente de longitud focal de 6,35 mm, Applied Laser Technology, Inc., Scottsdale, AZ) dirigido hacia la superficie giratoria del tubo donde se desea una zona densificada. Despues del tratamiento con laser y del enfriamiento, el injerto se retira del mandril. Con una tension moderada aplicada a los extremos del injerto, las partes no tratadas con el laser se extienden facilmente hasta su longitud original. Las partes tratadas con el laser, sin embargo, no se pueden extender facilmente. Estas partes mas densas proporcionan el soporte radial al injerto.

Opcionalmente, uno o ambos tubos pueden tener una envoltura helicoidal de pelfcula de ePTFE para aumentar la resistencia tangencial. La superficie externa del injerto coaxial tambien puede estar provista de una estructura de refuerzo tal como anillos o de una estructura helicoidal de un material tal como PTFE no poroso o etileno propileno fluorado (FEP). Los anillos de refuerzo (o la estructura helicoidal de refuerzo) pueden proporcionarse opcionalmente de manera que puedan retirarse durante la cirugfa. El material de refuerzo puede ser metal, tal como alambre de nitinol (por ejemplo, como estructura trenzada con alambre fino) o acero inoxidable, o puede ser plastico u otro material adecuado. Es evidente que se puede proporcionar una estructura de refuerzo dentro de la estructura coaxial, entre las superficies unidas de los tubos interno y externo.

Tambien es evidente que la estructura tubular puede usarse como componente de injerto de un injerto de estent cuando se ajusta en un componente de estent. El estent puede estar fuera del injerto o el injerto puede estar fuera del estent. Del mismo modo, el componente de estent puede estar previsto entre los dos tubos coaxiales, en la zona de la interfaz.

El injerto puede estar provisto de una variedad de agentes terapeuticos para una variedad de propositos, tales como farmacos antiinflamatorios, antibacterianos o antitrombogenicos. Tales agentes y tratamientos son conocidos en los campos de injertos vasculares y estents.

Los tubos elegidos pueden tener espesores de pared deseados. Sus espesores de pared pueden ser iguales o pueden elegirse para que sean diferentes. Generalmente, se prefiere que los espesores de pared combinados sean relativamente delgados para obtener una buena manipulacion, por ejemplo, aproximadamente 0,8 mm o menos en un espesor combinado (por ejemplo, un espesor de pared de aproximadamente 0,7 mm, 0,6 mm, 0,5 mm, 0,4 mm, 0,3 mm, 0,2 mm o 0,1 mm). Es evidente que un espesor de pared mayor generalmente mejora la reduccion del sangrado del sitio de puncion, aunque a expensas de las propiedades de manipulacion quirurgica del injerto. Por tanto, el espesor de pared total elegido puede ser en cierto sentido una solucion intermedia entre esas caractensticas.

La cantidad de interpenetracion del adhesivo elastomerico en las superficies unidas de los tubos porosos instalados coaxialmente es una funcion de variables que incluyen la cantidad de material elastomerico aplicado, el metodo de aplicacion, el tipo de material elastomerico elegido, la tecnica de curado y la viscosidad del material elastomerico. Es evidente que estas variables tambien afectaran a la manipulacion del injerto y a la cantidad de reduccion de fuga del sitio de puncion que se lograra. Tambien es evidente que el grado de interpenetracion puede mantenerse al mmimo con el fin de que se vea afectado solo un pequeno porcentaje del espesor de cada uno de los tubos interno y externo. El adhesivo puede proporcionarse para mantener la naturaleza porosa del injerto a traves de su espesor (es decir, entre las superficies interna y externa).

Como se muestra mediante la seccion transversal longitudinal esquematica de la figura 4A y la seccion transversal de la realizacion tubular de la figura 4B, el adhesivo puede aplicarse en una cantidad que de como resultado una capa 38 de adhesivo entre la capa interna 34 y la capa externa 32, de manera que la superficie interna de la capa externa 32 este separada y no este en contacto con la superficie externa de la capa interna 34 El adhesivo puede todavfa interpenetrar en los espacios vacfos de ambas capas 32 y 34 mas alla de estas superficies, como se indica con la zona 36 recubierta de adhesivo y sombreada.

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La figura 5A describe una representacion esquematica de una seccion transversal de una realizacion alternativa en la que un injerto 30 incluye una capa espedfica 39 de material elastomerico. La realizacion preferida es de nuevo tubular (mostrada mediante la seccion transversal de figura 5B), para la cual la figura 5A representa una seccion transversal longitudinal de la pared de tal injerto tubular 30. La capa espedfica 39 de material elastomerico esta unida con adhesivo a la superficie interna del tubo exterior 32 y a la superficie externa del tubo interior 34 mediante un adhesivo elastomerico.

La realizacion tubular de las figuras 5A y 5B se realiza mediante la instalacion de un tubo de ePTFE seleccionado sobre un mandril con un ligero ajuste con apriete. El tubo de ePTFE se instala en su estado extendido (sin compresion longitudinal) de modo que las fibrillas esten en un estado sustancialmente recto. La superficie externa del tubo de ePTFE se reviste con adhesivo elastomerico como se ha descrito anteriormente. Se obtiene una longitud de tubo elastomerico (por ejemplo, tubo de silicona) que tiene un diametro interior de aproximadamente la misma dimension que el diametro exterior del tubo de ePTFE instalado sobre el mandril. La longitud del tubo elastomerico debe ser mayor que la longitud del mandril. La longitud del tubo elastomerico se ajusta cuidadosamente sobre la superficie externa recubierta de adhesivo del tubo de ePTFE. Los extremos del tubo elastomerico deben extenderse mas alla de los extremos del mandril. Se hace un nudo simple en un extremo del tubo elastomerico que se extiende mas alla del extremo del mandril. Se aplica tension a la longitud del tubo elastomerico desde el extremo opuesto hasta el nudo. La tension se mantiene asegurando el extremo tensado al mismo extremo del mandril con medios adecuados. Por ejemplo, mientras se mantiene la tension de manera que el tubo elastomerico este en un estado longitudinalmente estirado, se hace otro nudo simple en el extremo opuesto del tubo elastomerico que se extiende mas alla del extremo del mandril opuesto al primer nudo, manteniendo asf la tension en el tubo elastomerico mediante el par de nudos que aseguran el tubo elastomerico mas alla de los extremos del mandril.

La superficie externa del tubo elastomerico tensado se reviste a continuacion con adhesivo elastomerico, despues de lo cual se instala un segundo tubo de ePTFE bajo una pequena cantidad de tension sobre el tubo elastomerico tensado. Ambos revestimientos del adhesivo elastomerico se curan despues (o se dejan curar) mientras que la capa intermedia de tubo elastomerico permanece en tension. Una vez terminado el curado, uno de los nudos en el tubo elastomerico puede deshacerse desde un extremo del mandril o, alternativamente, puede liberarse transversalmente del resto de la construccion coaxial, permitiendo que la construccion sea retirada del extremo opuesto del mandril. Despues de la retirada, ambos extremos de la construccion pueden cortarse transversalmente para deshacer el segundo nudo y proporcionar un injerto con extremos perfectos cortados en angulo recto.

Cuando se retira el primer nudo del tubo elastomerico deshaciendolo o cortandolo, se libera la tension en la longitud del tubo elastomerico y el tubo elastomerico recupera la mayor parte o la totalidad de su longitud pretensada original mas corta. Esta recuperacion aplica compresion a los tubos de ePTFE interior 34 y exterior 32, haciendo que las fibrillas de los tubos ePTFE 32 y 34 se conviertan en fibrillas curvadas 14.

Es evidente que la cantidad de estiramiento longitudinal disponible en el injerto terminado 30 sera una funcion de la cantidad de tension o estiramiento aplicada al tubo elastomerico durante el proceso de construccion. Esta cantidad se puede describir como una funcion del cambio de longitud entre los extremos cortados transversalmente del injerto medido antes de cortar y liberar la tension sobre el tubo elastomerico estirado y medido nuevamente despues de cortar y retirar el injerto terminado del mandril.

Las fibrillas curvadas 14 del injerto resultante 30 proporcionan tambien a esta realizacion buenas propiedades de manipulacion y flexion, asf como resistencia al acodamiento. La combinacion de las fibrillas curvadas 14 de las dos capas de ePTFE 32 y 34 y la presencia del adhesivo elastomerico en las superficies unidas de los dos tubos de ePTFE y la capa espedfica 39 del tubo elastomerico proporciona, durante el uso, una reduccion de sangrado en un sitio de puncion hecho con una aguja.

Aunque la realizacion preferida del injerto se hace con dos capas de material de injerto y una capa elastomerica intermedia, el injerto tambien puede tener capas adicionales. Por ejemplo, pueden usarse tres capas de material de injerto alternando con dos capas de material elastomerico. La figura 5C es una vista esquematica en seccion transversal longitudinal de la pared de un injerto hecha como se muestra en figura 5A, que difiere solamente porque tiene capas adicionales de material poroso y de material elastomerico. Es evidente que se pueden crear varias combinaciones de capas multiples segun se desee para cualquiera de las diferentes realizaciones.

Para todas las realizaciones, las capas de injerto pueden ser todas del mismo material o las capas de injerto pueden tener una o mas caractensticas diferentes (por ejemplo, espesor de pared o longitud media de fibrilla). Igualmente, si se utiliza mas de una unica capa elastomerica, las capas pueden ser iguales o pueden tener caractensticas diferentes.

Las figuras 6A y 6B describen una representacion esquematica en seccion transversal de una alternativa a la de la figura 4A en la que no se usa ningun adhesivo elastomerico interpenetrante y los tubos ePTFE son simplemente un ajuste con apriete con la capa tubular elastomerica 39. Igualmente, se puede usar un adhesivo en lugar del ajuste con apriete en el que el adhesivo se aplica como un patron discontinuo tal como una matriz de puntos, y por tanto solo interpenetra en el area que entra en contacto con las superficies del tubo de ePTFE. No se requiere que dicho adhesivo discontinuo sea un adhesivo elastomerico.

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Varios ejemplos de la presente invencion se fabricaron utilizando materiales de injerto tubular de diferentes tipos (por ejemplo, espesor de pared) y con diferentes materiales elastomericos para la capa intermedia. Despues de la fabricacion (incluido el curado de los materiales elastomericos), los injertos terminados fueron sometidos a una prueba de canulacion en la que el injerto se sometio a presion de agua y se canulo con una aguja. Los resultados de tal prueba se consideran unicamente como indicadores comparativos, debido al comportamiento totalmente diferente de tales injertos canulados cuando se implantan y contienen sangre que circula bajo presion.

Las pruebas consistieron generalmente en presurizar cada ejemplo individualmente con agua a 150 mm Hg a temperatura ambiente, canular el dispositivo de muestra con una aguja de dialisis de calibre 15, retirar la aguja y aplicar presion digital al orificio de la aguja durante un periodo de tiempo corto, normalmente de aproximadamente 10 segundos. Despues de la retirada de la presion digital, el caudal (ml/minuto) de agua que sale por el orificio de la aguja se midio usando un sensor de flujo de desplazamiento positivo (Cole-Parmer Instruments Modelo No. MA0- 125-T-20-AA conectado a una pantalla digital). Debido a la no linealidad del medidor de flujo, el sistema calibrado se uso con factores de correccion aplicados segun se requiera.

Se utilizo una columna vertical de agua para suministrar la presion para esta prueba de fugas de cada ejemplo. Cada ejemplo se probo en una posicion horizontal y a la misma altura con respecto a la columna de agua. El injerto de ejemplo para probar se conecto a la base de la columna de agua por una longitud corta de tubo que tiene un conector dentado en el extremo del tubo al que se ajusto el injerto mediante apriete. El extremo opuesto del injerto de ejemplo se cerro sujetandolo con forceps. Cada ejemplo probado se comprobo para asegurarse de que no se habfa escapado agua antes de la canulacion. Un lugar seleccionado al azar entre los extremos de injerto se canulo con una nueva aguja de acero inoxidable de calibre 15 (cono de aguja hipodermica de aluminio Monoject 200 38,1 X 3,8 cm (15 X 1,5 pulgadas) bisel B, Sherwood Medical, St. Louis, MO). A continuacion, se retiro la aguja y se aplico presion digital a la ubicacion del orificio de la aguja durante unos diez segundos y se libero durante 40 segundos. Este uso de presion digital tema como finalidad simular cualquier efecto resultante del uso convencional de presion digital en pacientes de dialisis. Se aplico de nuevo presion digital durante aproximadamente un segundo, se libero durante un segundo, se aplico de nuevo durante un segundo y se libero. Setenta segundos despues de la liberacion definitiva de presion digital, se registro el caudal indicado.

La canulacion se llevo a cabo insertando la punta de la aguja en una superficie superior del injerto con el bisel de la aguja orientado hacia arriba, es decir, en direccion opuesta a la superficie del injerto. La punta de la aguja se inserto a traves del injerto para intersectar el eje longitudinal del injerto. La aguja siempre estaba alineada con el injerto de modo que el eje longitudinal de la aguja y el eje longitudinal del injerto vascular estaban situados en un plano comun durante la canulacion. Cada aguja se oriento en un angulo de unos 45 grados con respecto al eje longitudinal del injerto. Se tuvo cuidado de no danar la superficie opuesta o inferior de cualquier ejemplo probado durante la canulacion de la superficie superior.

Injertos vasculares de ePTFE convencionales de 6 mm de diametro interior mostraran un caudal de fuga normalmente mayor de aproximadamente 200 ml/minuto cuando se canulan en este aparato de prueba segun el metodo descrito.

Ejemplo 1

Un ejemplo se hizo generalmente de acuerdo con las figuras 5A y 5B. Dos longitudes de 15cm con un diametro interior de tubo de ePTFE de 6 mm, hechas mediante extrusion longitudinal y expansion (es decir, con fibrillas que son sustancialmente paralelas entre sf y orientadas en una direccion paralela a la longitud del tubo), se cortaron de una longitud mayor. Este tubo tema un espesor de pared de aproximadamente 0,4 mm y una longitud media de fibrilla de aproximadamente 22 micras.

Una de las longitudes de 15cm de tubo de ePTFE se ajusto sobre un mandril de acero inoxidable que proporciono un ligero ajuste con apriete. Se aplico tension a los extremos del tubo de ePTFE con la mano para asegurar que el tubo no estuviera bajo ninguna compresion longitudinal y que las fibrillas de la microestructura estuvieran sustancialmente rectas. Esta etapa de tensado no se considero fundamental, pero ayudo a asegurar la uniformidad del injerto resultante.

Ambos extremos del tubo de ePTFE se aseguraron temporalmente al mandril envolviendo helicoidalmente una tira de pelfcula de ePTFE fina alrededor de cada extremo del tubo. Un revestimiento de adhesivo de silicona de calidad medica (adhesivo de silicona Tipo A, Med-1137, Tecnologfa de silicona NuSil, Carpenteria CA, diluido en 20 % en volumen con heptano) se aplico a la superficie externa del tubo de ePTFE usando dedos humanos enguantados.

Se obtuvo una longitud de 30 cm de tubo de silicona (Parte T050PLAT374X354, Jamak Corp., Weatherford, TX). Este tubo tema un diametro interior de aproximadamente 9,0 mm y un diametro exterior de aproximadamente 9,5 mm. Esta longitud de tubo de silicona se ajusto cuidadosamente sobre la superficie externa recubierta de adhesivo del tubo de ePTFE. Se hizo un nudo simple en un extremo del tubo de silicona que sobresalfa mas alla del extremo del mandril. Se aplico tension al extremo opuesto del tubo de silicona que sobresalfa mas alla del extremo opuesto del mandril, haciendo que el tubo de silicona se redujera con respecto a su diametro interior y entrara en contacto completo con la superficie recubierta de adhesivo subyacente del tubo de ePTFE. A continuacion, este extremo opuesto del tubo de silicona tensado se aseguro temporalmente a la superficie externa del mandril (que se extiende

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mas alia del extremo del tubo de ePTFE) mediante una envoltura hermetica de una tira de pelfcula de ePTFE delgada, aplicada a mano. Un revestimiento del mismo adhesivo de silicona se aplico despues a la superficie externa del tubo de silicona tensado.

La segunda longitud de 15 cm de tubo de ePTFE fue forzada sobre la superficie externa de un mandril de acero inoxidable de 8 mm de diametro, distendiendo asf diametralmente el tubo de ePTFE que tema un diametro interior de 6 mm. La longitud de 15 mm diametralmente distendida de tubo de ePTFE se ajusto a continuacion con cuidado sobre el tubo de silicona tensado recubierto con adhesivo funcionando desde el extremo asegurado al mandril mediante la envoltura de pelfcula de ePTFE. Cuando era coaxial con el tubo de ePTFE interior, se aplico una ligera tension a los extremos del tubo de ePTFE exterior para asegurar que no hubiera ninguna compresion longitudinal en el tubo de ePTFE y que las fibrillas de la microestructura fueran sustancialmente rectas. Por ultimo, se aplico temporalmente una envoltura helicoidal externa de pelfcula de ePTFE a la superficie externa del tubo de ePTFE exterior para asegurar un buen contacto entre las tres capas subyacentes.

Todo el proceso de construccion se completo de forma relativamente rapida, antes de que se efectuara cualquier tipo de curado sustancial de las capas de adhesivo de silicona. Una vez terminada esta construccion, se reservo durante la noche en un entorno a temperatura ambiente para permitir que las dos capas de adhesion de silicona se curaran.

Despues del curado de adhesivo, se retiro la envoltura helicoidal externa de ePTFE. Ambos extremos del injerto resultante se recortaron cortando transversalmente, a traves de las tres capas adyacentes, los extremos de los tubos de ePTFE con una cuchilla afilada, despues de lo cual se retiro el injerto del mandril. La longitud del injerto resultante fue aproximadamente 55 % de la longitud original de los tubos de ePTFE debido a la compresion axial aplicada a esos tubos mediante la liberacion de la tension axial aplicada previamente sobre el tubo de silicona. El injerto resultante tema un espesor de pared de aproximadamente 1,0 mm, medido por las caras planas opuestas de las mordazas de calibradores digitales calibrados (utilizados para todas las mediciones del espesor de pared de ejemplo descritas en este documento). Cuando se sometio a la prueba de canulacion de aguja de dialisis, el injerto demostro una fuga de aproximadamente 16 ml/minuto. El injerto mostro buenas propiedades de flexion y ofrecio estiramiento longitudinal.

Ejemplo 2

Se creo otro ejemplo de la misma manera que se describe para el Ejemplo 1, excepto que los dos tubos de ePTFE eran tubos de mayor espesor de pared y habfan sido procesados comprimiendolos longitudinalmente y tratados termicamente para proporcionarles fibrillas curvadas antes de la construccion del ejemplo. Estos tubos precursores teman un espesor de pared de aproximadamente 0,6 mm.

El injerto resultante tema un espesor de pared de aproximadamente 1,0 mm. Parecfa que el espesor de pared fue el resultado de la envoltura relativamente ajustada de la envoltura de pelfcula helicoidal aplicada temporalmente utilizada durante la construccion. Cuando se sometio a la prueba de la canulacion de aguja de dialisis, el injerto demostro una fuga de aproximadamente 19 ml/minuto. El injerto mostro buenas propiedades de flexion y ofrecio estiramiento longitudinal.

Ejemplo 3

Un ejemplo de un injerto tubular generalmente segun las figuras 3A y 3B se hizo utilizando el mismo tubo de ePTFE que el utilizado para el Ejemplo 1. Una longitud de este tubo de ePTFE se ajusto sobre un mandril y se aseguro como se ha descrito para el Ejemplo 1, y se revistio con el mismo adhesivo de silicona de la misma manera. El segundo tubo, tambien como se ha descrito para el Ejemplo 1, se distendio a un diametro interior de 8 mm. A continuacion, el segundo tubo de ePTFE se instalo coaxialmente sobre el primer tubo de ePTFE recubierto con adhesivo, con tension aplicada a los extremos del segundo tubo para asegurar que se extendiera completamente de manera longitudinal (con las fibrillas de la microestructura en una condicion sustancialmente recta). Una envoltura helicoidal temporal de una tira de pelfcula delgada ePTFE se aplico de manera uniforme alrededor de la superficie externa del tubo exterior. Los tubos coaxiales se comprimieron despues juntos longitudinalmente, mediante la aplicacion de una fuerza de compresion a ambos tubos empujando los extremos opuestos de los tubos uno hacia otro con la mano. No se formaron arrugas o grandes deformaciones en los tubos, debido en parte a la envoltura helicoidal temporal de la pelfcula de ePTFE. La longitud comprimida de los tubos coaxiales fue un poco menor de la mitad de la longitud antes de la compresion longitudinal. El conjunto resultante se reservo durante la noche a temperatura ambiente para permitir que el adhesivo de silicona se curara.

Despues del curado durante la noche, se retiro la envoltura de pelfcula helicoidal de ePTFE temporal. Los extremos del injerto se recortaron cortando transversalmente con una cuchilla afilada, despues de lo cual el injerto se retiro del mandril.

El injerto resultante tema un espesor de pared de aproximadamente 0,9 mm. Cuando se sometio a la prueba de canulacion de aguja de dialisis, el injerto demostro una fuga de aproximadamente 50 ml/minuto. El injerto mostro propiedades de flexion razonablemente buenas y ofrecio estiramiento longitudinal.

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Cuando dos muestras hechas de acuerdo con esta descripcion se estiraron usando una maquina para pruebas de traccion Instron® a una velocidad de 100 mm/min, las muestras se estiraron un promedio de aproximadamente 12,5 % bajo una fuerza de 0,25 kg, aproximadamente 36.5 % bajo una fuerza de 0,5 kg y aproximadamente 54 % bajo una fuerza de 1 kg (Instron® modelo 5564 (Canton, MA) equipado con una celula de carga 10N y pinzas accionadas neumaticamente 2712- 002 (presion suministrada a 276 KPa) con caras de 25 mm por 12 mm moleteadas 2702-003, con el eje largo de la cara orientado para quedar paralelo al eje de prueba). Ambos injertos se recuperaron rapidamente a aproximadamente su longitud original con la liberacion de la fuerza de extension de longitud.

Se hicieron dos muestras mas de acuerdo con esta descripcion, con una de las dos muestras comprimida longitudinalmente como se describe para este ejemplo y la otra no comprimida. El resultado fue que el primero de estos dos injertos tema fibrillas curvadas y el segundo no. Su comportamiento de flexion se comparo curvando de manera suave y progresiva cada muestra en comparacion con plantillas de plastico con cortes semicirculares de diferentes radios, en incrementos de 1,6 mm (1/16 pulgadas), teniendo en cuenta el radio en el que se acodaba cada muestra. Cada uno de estos medidores definio de ese modo el radio exterior de la curva, es decir, el radio del meridiano exterior del tubo curvado. La muestra tubular con las fibrillas curvadas se acodo en un radio de curvatura de aproximadamente 14,3 mm, mientras que la muestra con las fibrillas rectas se acodo en un radio de curvatura de aproximadamente 31,8 mm. La muestra tubular de la presente invencion pudo curvase asf en radios de 30 mm, 25 mm, 22 mm, 20 mm, 19 mm, 18 mm, 17 mm, 16 mm y 15 mm sin acodamiento. La ventaja de las fibrillas curvadas en la construccion compuesta era evidente. Se preve que es posible perfeccionar mas las propiedades de flexion.

Ejemplo 4

Un ejemplo se hizo de manera similar al Ejemplo 1, excepto que el tubo de ePTFE exterior se sustituyo por un tubo de pelfcula de ePTFE mas delgada hecha envolviendo helicoidalmente dos capas de una tira de pelfcula de ePTFE (aproximadamente 2,5 cm de anchura, 50 micras de longitud de fibrilla, espesor de 0,01 mm y 0,3 g/cc de densidad) alrededor de la superficie de un mandril de 10 mm de diametro. La pelfcula se aplico “en diagonal” envolviendo helicoidalmente primero en una direccion, y a continuacion volviendo de nuevo sobre la primera envoltura. El paso de la envoltura helicoidal hizo que bordes adyacentes de la envoltura helicoidal quedaran separados aproximadamente 2,5 mm segun se midio en la direccion de la longitud de tubo. El mandril envuelto con pelfcula se calento durante 10 minutos en un horno de convencion de aire a 370 °C, se retiro del horno y se dejo enfriar. Despues de enfriarse, el tubo de pelfcula envuelto helicoidalmente se retiro del mandril.

El tubo de pelfcula se instalo cuidadosamente sobre la superficie externa del tubo de silicona tensado recubierto con adhesivo. Se aplico tension a los extremos del tubo de pelfcula, haciendo que se redujera su diametro y se adaptara a la superficie externa del tubo de silicona recubierto con adhesivo subyacente. La superficie externa de este conjunto se envolvio despues helicoidalmente de manera temporal con otra capa de pelfcula de ePTFE y se reservo durante la noche para que curara. Despues del curado, se retiro la envoltura de pelfcula exterior temporal. Los extremos del injerto se recortaron transversalmente como se describe anteriormente y el injerto se retiro del mandril.

El injerto resultante tema un espesor de pared de aproximadamente 0,8 mm. Cuando se sometio a la prueba de canulacion de aguja de dialisis, el injerto mostro una fuga de aproximadamente 50 ml/minuto. El injerto mostro buenas propiedades de flexion y ofrecio estiramiento longitudinal.

Ejemplo 5

Un ejemplo se hizo como se ha descrito para el Ejemplo 1 con la diferencia de que los dos tubos de ePTFE eran mas delgados, con un espesor de pared de aproximadamente 0,1 mm. Al final del proceso de construccion, mientras que el injerto ensamblado estaba todavfa en el mandril, a la superficie externa se le proporciono marcas a lo largo de sus intervalos de longitud de marcado de 1,0 cm de longitud. Despues del curado del adhesivo elastomerico y de la retirada del injerto terminado del mandril y del recorte transversal de los extremos de injerto, se midio de nuevo la distancia entre las marcas. Esta distancia, sin ninguna tension sobre el injerto (es decir, en un estado relajado), fue de aproximadamente 5,5 mm.

El injerto resultante tema un espesor de pared de aproximadamente 0,6 mm. Cuando se sometio a la prueba de canulacion de aguja de dialisis, el injerto demostro una fuga de aproximadamente 10 ml/minuto. El injerto mostro buenas propiedades de flexion y ofrecio estiramiento longitudinal.

Ejemplo 6

Un ejemplo se hizo como se ha descrito para el Ejemplo 4 con la diferencia de que el tubo de ePTFE interior era mas delgado, con un espesor de pared de aproximadamente 0,1 mm. Al final del proceso de construccion, mientras que el injerto ensamblado estaba todavfa en el mandril, a la superficie externa se le proporciono marcas a lo largo de sus intervalos de longitud de marcado de 10 mm de longitud. Despues del curado del adhesivo elastomerico y de la retirada del injerto terminado del mandril y del recorte transversal de los extremos de injerto, se midio de nuevo la distancia entre las marcas. Esta distancia, sin ninguna tension sobre el injerto (es decir, en un estado relajado), fue de aproximadamente 5,5 mm.

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El injerto resultante tema un espesor de pared de aproximadamente 0,4 mm. Cuando se sometio a la prueba de canulacion de aguja de dialisis, el injerto demostro una fuga de aproximadamente 28 ml/minuto. El injerto mostro buenas propiedades de flexion y ofrecio estiramiento longitudinal.

Ejemplo 7

Un ejemplo se hizo generalmente como se ha descrito en el Ejemplo 3, excepto que, antes de instalar el tubo de silicona sobre el tubo de ePTFE interior recubierto con adhesivo, un tubo de alambre de nitinol trenzado se instalo sobre el tubo de ePTFE interior. No se proporciono ningun tubo de ePTFE exterior, dejando el tubo de silicona como tubo exterior (esta realizacion no forma parte de la invencion).

El tubo de alambre trenzado se hizo de alambre de nitinol de 0,1 mm de diametro (Parte SE 508, NDC, Inc., Fremont, CA). El trenzado se llevo a cabo en una maquina convencional para hacer trenzas tubulares (Steeger USA, Inc., Spartanburg, SC), utilizando 32 hilos individuales de este alambre con una densidad de trenzado de aproximadamente 16 pasadas por cm.

Era evidente que esta muestra podfa haber estado provista opcionalmente de un revestimiento tubular de ePTFE exterior.

El injerto resultante tema un espesor de pared de aproximadamente 0,8 mm. Cuando se sometio a la prueba de canulacion de aguja de dialisis, el injerto demostro cero fugas. El injerto mostro buenas propiedades de flexion y ofrecio estiramiento longitudinal.

Las figuras 7A-10 son fotomicrograffas electronicas de barrido (50X) de secciones transversales longitudinales de sitios de canulacion de varios injertos vasculares tubulares. Todos los injertos mostrados en estas fotomicrograffas fueron canulados por la misma persona, mientras que los injertos fueron presurizados con agua a temperatura ambiente como se describe anteriormente para las pruebas de los diferentes ejemplos. Las agujas de dialisis teman 1,5 mm de diametro y eran del mismo tipo que se describe anteriormente para las pruebas de los ejemplos. Se utilizaron agujas de dialisis para un maximo de dos pinchazos y luego se desecharon. La canulacion se realizo con la misma tecnica descrita anteriormente para los ejemplos. Las figuras 7A y 7B son fotomicrograffas electronicas de barrido de una seccion transversal longitudinal a traves del mismo sitio de canulacion de un injerto disponible comercialmente de la tecnica anterior, un Injerto Vascular de Pared Delgada Estirada GORE-TEX® de 6mm. Aunque la canulacion de esta muestra dio como resultado un orificio restante relativamente pequeno a traves de la pared de injerto despues de la retirada de la aguja de dialisis, como se ve en la microfotograffa, la anchura del orificio era todavfa significativa (parece ser mayor de aproximadamente 200 micras, en comparacion con el diametro de aguja de 1500 micras). Las figuras 8, 9 y 10 son fotomicrograffas de secciones transversales longitudinales de sitios de canulacion de realizaciones de injertos de la presente invencion realizadas, respectivamente, como se describe anteriormente en los Ejemplos 1, 3 y 5. Se ve que, despues de la retirada de la aguja de dialisis, la abertura resultante aparece cerrada. Como se ha descrito anteriormente, todos estos injertos mostraron poca fuga cuando se probaron y al mismo tiempo ofrecieron buenas propiedades de manipulacion a un cirujano.

Aunque los principios de la invencion se han puesto de manifiesto en las realizaciones ilustrativas expuestas en este documento, sera evidente para los expertos en la tecnica hacer varias modificaciones en la estructura, disposicion, proporcion, elementos, materiales y componentes utilizados en la practica de la invencion. En la medida en que estas modificaciones no se aparten del ambito de aplicacion de las reivindicaciones adjuntas, se pretende que queden incluidas en las mismas.

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REIVINDICACIONES

1. Dispositivo implantable (30) que comprende:

a) una capa interna (34) de material poroso provista de una microestructura de nodos (2) y fibrillas (14) en la que una parte sustancial de dichas fibrillas (14) tienen una configuracion curvada;

b) una capa intermedia (35) que comprende un material elastomerico; y

c) una capa externa (32) de material poroso provista de una microestructura de nodos (2) y fibrillas (14) en la que una parte sustancial de dichas fibrillas (14) tienen una configuracion curvada,

en el que cada una de dichas capas interna y externa (34, 32) de material poroso tiene un espesor y dicho material elastomerico se extiende en espacios vados del material poroso sobre una parte de dicho espesor, y

en el que una parte sustancial de dichas fibrillas (14) tiene una configuracion curvada cuando la relacion V/H es mayor de 0,15, en el que V es la distancia internodal de fibrilla, H es el desplazamiento vertical de fibrilla y la relacion V/H se determina de acuerdo con el procedimiento definido en el parrafo de la descripcion titulada «Cuantificacion de la naturaleza curvada de las fibrillas».
2. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 1, en el que dicho dispositivo (30) es tubular.
3. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 1, en el que al menos una de dichas capas interna y externa (34, 32) comprende politetrafluoroetileno expandido.
4. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 3, en el que dicho dispositivo (30) es tubular.
5. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 4, en el que al menos una de dichas capas interna y externa (34, 32) esta provista de una envoltura helicoidal de pelfcula de politetrafluoroetileno expandido alrededor de al menos una parte de una superficie externa de dicha capa (34, 32).
6. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 4, en el que dicho material elastomerico comprende silicona.
7. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 4, en el que dicho material elastomerico comprende poliuretano.
8. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 4, en el que dicho material elastomerico comprende un fluoroelastomero.
9. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 4, en el que dicho dispositivo comprende ademas nitinol.
10. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 4, en el que cada una de dichas capas interna y externa (34, 32) tiene una longitud y al menos una de dichas capas interna y externa (34, 32) tiene zonas de mayor densidad que se alternan con zonas de menor densidad que se alternan a lo largo de dicha longitud.
11. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 4, en el que al menos una de dichas capas interna y externa (34, 32) comprende una pelfcula de politetrafluoroetileno expandido.
12. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 1, en el que dicho material elastomerico comprende silicona.
13. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 1, en el que dicho material elastomerico comprende poliuretano.
14. Dispositivo implantable (30) de acuerdo con la reivindicacion 1, en el que dicho material elastomerico comprende un fluoroelastomero.
15. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 1, en el que dicho dispositivo comprende ademas nitinol.
16. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 1, en el que cada una de dichas capas interna y externa (34, 32) tiene una longitud y al menos una de dichas capas interna y externa (34, 32) tiene zonas de mayor densidad que se alternan con zonas de menor densidad a lo largo de dicha longitud.
17. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 1, en el que la capa intermedia comprende un tubo elastomerico (39).
18. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 1, en el que el dispositivo es un injerto vascular.
19. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 1, en el que la capa interna (34) y la capa externa (32) son capas de politetrafluoroetileno expandido y estan en contacto, estando unidas dichas capas interna (34) y externa (32) por un revestimiento elastomerico como capa intermedia (35) y dicho revestimiento elastomerico se extiende en

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el espacio vado de una parte del espesor de ambas capas adyacentes a las superficies en contacto de las dos capas (34, 32).
20. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 1, en el que el dispositivo implantable es un injerto tubular (30), la capa interna (34) y la capa externa (32) son tubos de politetrafluoroetileno expandido y el material elastomerico de la capa intermedia (35) comprende una capa espedfica (39) de material elastomerico y un aditivo adhesivo, estando el material elastomerico unido con adhesivo a la superficie interna de la capa externa (32) y a la superficie externa de la capa interna (34).
21. Dispositivo implantable (30) segun la reivindicacion 1, en el que el dispositivo implantable es un injerto (30) provisto de capas adicionales de material poroso (14) y de material elastomerico (37), estando el material poroso adicional (14) previsto entre capas de material elastomerico (37).
22. Metodo para hacer un dispositivo implantable tubular (30) que comprende:

a) proporcionar unos tubos de politetrafluoroetileno expandido primero y segundo (34, 32), teniendo dichos tubos superficies externas, y teniendo cada tubo (34, 32) un espesor;

b) instalar dicho primer tubo de politetrafluoroetileno expandido (34) sobre un mandril con un ligero ajuste con apriete;

c) revestir al menos una parte de la superficie externa de dicho primer tubo (34) con un material elastomerico de manera que dicho material elastomerico se extienda en espacios vados del primer tubo (34) para una parte de dicho espesor de dicho primer tubo (34);

d) instalar dicho segundo tubo de politetrafluoroetileno expandido (32) sobre la superficie revestida de dicho primer tubo (34) de manera que dicho material elastomerico se extienda en espacios vados del segundo tubo (32) para una parte de dicho espesor de dicho segundo tubo (32);

e) comprimir longitudinalmente dichos tubos primero y segundo de politetrafluoroetileno expandido (34, 32);

f) curar dicho material elastomerico; y

g) retirar dichos tubos primero y segundo (34, 32) de dicho mandril.
23. Metodo para hacer un dispositivo implantable tubular (30) que comprende:

a) proporcionar unos tubos primero y segundo (34, 32) de politetrafluoroetileno expandido, teniendo dichos tubos superficies externas, y teniendo cada uno un espesor;

b) proporcionar un tubo elastomerico (37) provisto de una superficie externa;

c) instalar dicho primer tubo (34) de politetrafluoroetileno expandido sobre un mandril con un ligero ajuste con apriete;

d) revestir al menos una parte de la superficie externa de dicho primer tubo con un material elastomerico de manera que dicho material elastomerico se extienda en espacios vados del primer tubo (34) para una parte de dicho espesor de dicho primer tubo (34);

e) instalar dicho tubo elastomerico (37) sobre el primer tubo de politetrafluoroetileno expandido;

f) aplicar tension longitudinalmente a dicho tubo elastomerico (37) y retener ambos extremos de dicho tubo elastomerico (37) para mantener dicho tubo elastomerico (37) en tension;

g) revestir al menos una parte de la superficie externa de dicho tubo elastomerico (37) con un material elastomerico;

h) instalar dicho segundo tubo de politetrafluoroetileno expandido (32) sobre la superficie revestida de dicho tubo elastomerico (37) de manera que dicho material elastomerico se extienda en espacios vados del segundo tubo (32) para una parte de dicho espesor de dicho segundo tubo (32);

i) curar dicho material elastomerico; y

j) retirar los tres tubos (34, 37, 32) de dicho mandril y recortar ambos extremos del dispositivo implantable tubular resultante (30).
24. Dispositivo implantable (30) que se puede obtener de acuerdo con el metodo de la reivindicacion 22 o de la reivindicacion 23.