ES2338560T3 - Implantes metalicos implantables y procedimientos para fabricarlos. - Google Patents

Abstract

Un implante médico implantable que comprende: a. un elemento principal generalmente tubular (12) que comprende una película seleccionada del grupo que consiste en materiales metálicos y pseudometálicos, y que tiene una primera superficie (14), una segunda superficie (16) y un grosor (18) intermedio entre la primera superficie y la segunda superficie; y caracterizado porque b. al menos una parte del elemento principal tiene una pluralidad de ondulaciones circunferenciales formadas en las paredes del elemento principal (62).

Description

Implantes metálicos implantables y procedimientos para fabricarlos.

Antecedentes de la invención

La presente invención se refiere en general a dispositivos médicos metálicos implantables. Más específicamente, la presente invención se refiere a dispositivos médicos implantables, incluyendo, por ejemplo, implantes vasculares quirúrgicos y endoluminales, endoprótesis cubiertas, endoprótesis vasculares cubiertas, implantes de piel, derivaciones, implantes óseos, parches quirúrgicos, conductos no vasculares, valvas valvulares, filtros, membranas de oclusión, esfínteres, tendones artificiales y ligamentos. Más específicamente, la presente invención se refiere a implantes médicos implantables fabricados de películas metálicas o pseudometálicas de materiales biocompatibles y que tienen una pluralidad de pliegues o arrugas en la película. Cuando el implante es de una forma generalmente tubular, los pliegues o arrugas están colocados preferiblemente en forma circunferencial y axial a lo largo del eje longitudinal del implante. De acuerdo con una realización preferida de la invención, los implantes médicos de la invención tienen una pluralidad de microperforaciones que pasan a través de la película. La pluralidad de microperforaciones puede servir para múltiples propósitos, incluyendo, por ejemplo, permitir la deformación geométrica de la película, impartiendo una cualidad de tipo tela a la película, impartir flexibilidad a la película, permitiendo el crecimiento hacia dentro del tejido y promoviendo la curación. La expresión "de tipo tela" se pretende que signifique la cualidad de que es plegable y/o adaptable de una forma similar a la que se encuentra en las telas tejidas naturales o sintéticas. Los implantes médicos de la invención pueden tener regiones tanto perforadas como no perforadas a lo largo de al menos partes del área superficial del implante.

Los implantes implantables de la invención se fabrican por entero de películas coherentes, autosoportadas, hechas de metales biocompatibles o pseudometales biocompatibles. Hasta ahora, en el campo de los dispositivos médicos implantables, es desconocida la fabricación de un dispositivo médico implantable que comprende un implante, como al menos uno de sus elementos, tal como una endoprótesis cubierta o endoprótesis vascular cubierta, fabricadas enteramente de materiales metálicos o pseudometálicos coherentes y autosoportados. Tal como se usa en el presente documento, el término "implante" se usa para indicar cualquier tipo de dispositivo o parte de un dispositivo que comprende esencialmente un material delimitado por dos superficies, en el que la distancia entre dichas superficies es el grosor del implante y presenta resistencia dimensional integral para estar autosoportado, de modo que se puede usar in vivo sin necesidad de una estructura de soporte auxiliar, tal como una endoprótesis vascular u otro refuerzo estructural para mantener un diámetro in vivo agrandado. El implante de la invención puede tener microperforaciones que pasan a través de regiones del grosor del implante, de modo que el implante tiene regiones no perforadas y regiones microperforadas, o puede tener microperforaciones en todas las superficies de pared del implante o puede no tener perforaciones en absoluto. Los implantes de la invención se pueden conformar en láminas planas, toroides y en otras formas que puedan justificar las aplicaciones particulares. Sin embargo, para propósitos de ilustración solo, la presente solicitud se referirá a implantes tubulares. Para los propósitos de esta solicitud, los términos "pseudometal" y "pseudometálico" se pretende que signifiquen un material biocompatible que presenta una respuesta biológica y características del material sustancialmente iguales a las de metales biocompatibles. Los ejemplos de materiales pseudometálicos incluyen, por ejemplo, materiales compuestos y cerámicos. Los materiales compuestos están compuestos de un material matriz reforzado con una variedad de fibras hechas de materiales cerámicos, metales, carbón o
polímeros.

Cuando se implantan en el cuerpo, se considera que en general los metales tienen biocompatibilidad superior que la que presentan los polímeros usados para fabricar implantes poliméricos disponibles en el comercio. Se ha encontrado que cuando se implantan materiales prostéticos, los receptores de integrina sobre las superficies celulares interaccionan con la superficie prostética. Los receptores de integrina son específicos para determinados ligandos in vivo. Si una proteína específica es adsorbida sobre una superficie prostética y el ligando es expuesto, se puede producir la unión celular a la superficie prostética por acoplamiento integrina-ligando. También se ha observado que las proteínas se unen a metales de una forma más permanente que la de los polímeros, proporcionado así una superficie adhesiva más estable. Parece que la conformación de las proteínas acopladas a las superficies de la mayoría de los metales y aleaciones médicos, expone un mayor número de ligandos y atrae con preferencia a las células endoteliales que tienen grupos de integrinas de superficie, a la superficie de metal o aleación, frente a los leucocitos. Finalmente, los metales y las aleaciones metálicas presentan una mayor resistencia a la degradación de los metales respecto a los polímeros, proporcionando así una mayor integridad estructural a largo plazo y condiciones de interfase estables.

Debido a sus perfiles de superficies relativamente más adhesivas, los metales también son susceptibles a la actividad de plaquetas a corto plazo y/o trombogenicidad. Estas propiedades perjudiciales se pueden contrarrestar por la administración de agentes antitrombogénicos farmacológicamente activos en el uso diario rutinario. La trombogenicidad de la superficie normalmente desaparece 1-3 semanas después de la exposición inicial. La cobertura antitrombótica se proporciona habitualmente durante este periodo de tiempo para la colocación de endoprótesis coronaria. En aplicaciones no vasculares tales como musculoesqueléticas y dentales, los metales también tienen una compatibilidad mayor con tejidos que los polímeros debido a consideraciones moleculares similares. El mejor artículo para demostrar el hecho de que todos los polímeros son inferiores a los metales es el de van der Giessen, WJ. y col. Marked inflammatory sequelae to implantation of biodegradable and non-biodegradable polymers in porcine coronary arteries, Circulation, 1996:94(7): 1690-7.

Normalmente, las células endoteliales (CE) migran y proliferan para cubrir zonas desnudas hasta que se logra la confluencia. La migración, que es cuantitativamente más importante que la proliferación, se desarrolla en el flujo sanguíneo normal a una velocidad de aproximadamente 25 \mum/h o 2,5 veces el diámetro de una CE, que normalmente es 10 \mum. Las CE migran por un movimiento giratorio de la membrana celular, coordinado por un sistema complejo de filamentos intracelulares unidos a los grupos de receptores de integrina de las membranas celulares, específicamente puntos de contacto focales. Las integrinas en los sitios de contacto focal son expresadas de acuerdo con mecanismos de señalización complejos y finalmente se acoplan a secuencias de aminoácidos específicas en las moléculas de adhesión al sustrato. Una CE tiene aproximadamente 16-22% de su superficie celular representada por grupos de integrinas. Davies, P.F., Robotewskyi A., Griem M.L. Endothelial cell adhesion in real time. J.Clin.Invest. 1993; 91:2640-2652, Davies, P.F., Robotewski, A., Griem, M.L., Qualitiative studies of endothelial cell adhesion, J.Clin.Invest. 1994; 93:2031-2038. Este es un proceso dinámico, que implica más de 50% de remodelado en 30 minutos. Los contactos de adhesión focal varían de tamaño y distribución, pero 80% de ellos miden menos de 6 \mum^{2}, siendo la mayoría de ellos de aproximadamente 1 \mum^{2}, y tienden a alargarse en la dirección del flujo y concentrarse en los bordes sobresalientes de la célula. Aunque el proceso de reconocimiento y señalización para determinar la respuesta de unión del receptor a los sitios de unión no se entiende en absoluto, la disponibilidad de sitios de unión influirá favorablemente en la unión y migración. Se sabe que los materiales usados habitualmente como implantes médicos, tales como polímeros, no se cubren con CE y por lo tanto no curan después de ponerlos en las arterias. Por lo tanto, un objeto de esta invención es sustituir implantes poliméricos por implantes metálicos que pueden cubrirse potencialmente con CE y curar completamente. Además, las heterogeneidades de los materiales en contacto con el flujo sanguíneo pueden controlarse usando técnicas de deposición al vacío para formar los materiales para hacer los implantes de la invención.

Ha habido numerosos intentos de aumentar la endotelización de los dispositivos médicos implantados, tales como endoprótesis vasculares, que incluyen cubrir la endoprótesis vascular con un material polimérico (patente de EE.UU. nº 5.897.911), impartir un recubrimiento de carbono tipo diamante sobre la endoprótesis (patente de EE.UU. nº 5.725.573), unir covalentemente restos hidrófobos a una molécula de heparina (patente de EE.UU. nº 5.955.588), recubrir una endoprótesis vascular con una capa de óxido de circonio de azul a negro o nitruro de circonio (patente de EE.UU. nº 5.649.951), recubrir una endoprótesis vascular con una capa de carbono turbostático (patente de EE.UU. nº 5.387.247), recubrir la superficie en contacto con tejido de una endoprótesis vascular con una capa fina de un metal del Grupo VB (patente de EE.UU. nº 5.607.463), impartir un recubrimiento poroso de titanio o de una aleación de titanio, tal como aleación de Ti-Nb-Zr, sobre la superficie de una endoprótesis (patente de EE.UU. nº 5.690.670), recubrir la endoprótesis vascular en condiciones de ultrasonidos, con un agente sintético o biológico, activo o inactivo, tal como heparina, factor de crecimiento derivado de endotelio, factores de crecimiento vasculares, silicona, poliuretano o politetrafluoroetileno (patente de EE.UU. nº 5.891.507), recubrir una endoprótesis vascular con un compuesto de silano con funcionalidad vinilo, formando después un polímero de implante por polimerización con los grupos vinilo del compuesto de silano (patente de EE.UU. nº 5.782.908), injertar monómeros, oligómeros o polímeros en la superficie de una endoprótesis vascular usando radiación infrarroja, radiación de microondas o polimerización de alto voltaje, para impartir la propiedad del monómero, oligómero o polímero a la endoprótesis vascular (patente de EE.UU. nº 5.932.299). El documento US 2003/028246 describe implantes médicos implantables fabricados de películas metálicas o pseudometálicas de materiales biocompatibles, que tienen una pluralidad de microperforaciones que pasan a través de la película, en un patrón que imparte cualidades de tipo tela al implante, o permite la deformación geométrica del implante. El documento US 5.895.419 describe proporcionar un recubrimiento metálico antimicrobiano en partes de la prótesis para potenciar la aceptabilidad general del dispositivo implantable. El documento US 6.358.275 describe implantes vasculares que comprenden un tejido de implante derivado de una fuente biológica, que está encerrado dentro de un manguito sintético externo; el manguito está longitudinalmente comprimido para formar arrugas a lo largo del manguito, para reducir la tendencia del implante a retorcerse o colapsar. El documento US 6.193.754, describe endoprótesis vasculares tubulares intraluminales modulares, en las que las secciones modulares se pueden combinar selectivamente para formar una prótesis compuesta que tiene las características que están diseñadas para los requisitos específicos del paciente. Sin embargo, estos procedimientos no pueden remediar la falta de endotelización clínicamente aceptable de los implantes poliméricos.

Por lo tanto, es conveniente que el implante de la invención esté fabricado enteramente de materiales metálicos y/o pseudometálicos, en los que al menos una parte de las superficies de las paredes del implante tienen una pluralidad de pliegues u ondulaciones para proporcionar un implante que se mantiene solo, autosoportado, que presenta una mayor capacidad para la endotelización que la de los implantes poliméricos convencionales.

Los dispositivos metálicos de la invención se fabrican preferiblemente por técnicas de deposición al vacío de película fina tales como procedimientos de deposición de vapor física o pulverización catódica. De acuerdo con la presente invención, se prefiere fabricar los dispositivos implantables de la invención por deposición al vacío. La deposición al vacío permite un control mayor sobre muchas características y propiedades del material del dispositivo formado resultante. Por ejemplo, la deposición al vacío permite controlar el tamaño de granos, fase de granos, composición del material de los granos, composición del material en volumen, topografía de la superficie, propiedades mecánicas, tales como temperaturas de transición en el caso de una aleación con memoria de forma. Además, los procedimientos de deposición al vacío permiten crear dispositivos con mayor pureza del material sin introducir grandes cantidades de contaminantes que afectan de forma adversa a las propiedades del material, mecánicas o biológicas del dispositivo implantado. Las técnicas de deposición al vacío conducen ellas mismas a la fabricación de dispositivos más complejos que los susceptibles de fabricar por las técnicas convencionales de trabajo en frío. Por ejemplo, las estructuras de multicapas, las configuraciones geométricas complejas, el control extremadamente preciso de las tolerancias del material, tales como la uniformidad del grosor o superficie, son todas ventajas del procedimiento de deposición al vacío.

En las tecnologías de deposición al vacío, los materiales se forman directamente con la geometría deseada, p. ej., plana, tubular, etc., y tienen una topografía de la superficie predeterminada basada en la topografía de la superficie de un sustrato de deposición, sobre el que se va a depositar el metal o pseudometal, adaptándose a la topografía del sustrato. El principio común del procedimiento de deposición al vacío es tomar un material en una forma mínimamente procesada, tal como gránulos o láminas gruesas, conocido como material fuente, y atomizarlo. La atomización se puede llevar a cabo usando calor, como es el caso de la deposición de vapor física, o usando el efecto del procedimiento de colisión, como es el caso de la deposición por pulverización catódica, por ejemplo. En algunas formas de deposición, un procedimiento, tal como la ablación por láser, que crea micropartículas que consisten típicamente en uno o más átomos, puede sustituir a la atomización; el número de átomos por partícula puede ser de miles o más. Los átomos o partículas del material fuente se depositan entonces sobre un sustrato o mandril para formar directamente el objeto deseado. En otras metodologías de deposición, las reacciones químicas entre el gas ambiente introducido en la cámara de vacío, es decir, la fuente de gas, y los átomos y/o partículas depositados son parte del procedimiento de deposición. El material depositado incluye especies de compuestos que se forman debido a la reacción de la fuente sólida y la fuente gaseosa, como es el caso de la deposición química de vapor. En la mayoría de los casos, después el material depositado se saca parcial o completamente del sustrato, para formar el producto
deseado.

Una primera ventaja del procedimiento de deposición al vacío es que la deposición al vacío de películas metálicas y/o pseudometálicas permite un estrecho control del procedimiento y se pueden depositar películas que tienen un patrón atómico y molecular regular y homogéneo de la distribución a lo largo de sus superficies de contacto con fluido. Esto evita las notables variaciones en la composición de la superficie, creando patrones de adsorción orgánica y oxidación predecibles, y tiene interacciones predecibles con agua, electrolitos, proteínas y células. En particular, la migración de CE es soportada por una distribución homogénea de los dominios de unión que sirve como sitios de unión de células naturales o implantados, con el fin de promover la migración y unión sin impedimentos.

Segundo, además de los materiales y dispositivos que están hechos de un solo metal o aleación metálica, en lo sucesivo denominado una capa, los implantes de la invención pueden comprender una capa de material biocompatible o una pluralidad de capas de materiales biocompatibles formadas una sobre otra en una estructura de multicapas autosoportada. Se sabe que en general, las estructuras de multicapas aumentan la resistencia mecánica de los materiales en láminas, o proporcionan cualidades especiales incluyendo capas que tienen propiedades especiales tales como superelasticidad, memoria de forma, radiopacidad, resistencia a la corrosión, etc. Una ventaja especial de las tecnologías de deposición al vacío es que se pueden depositar materiales en capas y así producir películas que tienen cualidades excepcionales (véase., H. Holleck, V. Schier: Multilayer PVD coatings for wear protection, Surface and Coatings Technology, Vol. 76-77 (1995) págs. 328-336). Los materiales en capas, tales como las superestructuras o multicapas, habitualmente se depositan para aprovechar algunas propiedades químicas, electrónicas u ópticas del material como recubrimiento; un ejemplo común es un recubrimiento antirreflectante en una lente óptica. Las multicapas también se usan en el campo de la fabricación de películas finas para aumentar las propiedades mecánicas de la película fina, específicamente dureza y tenacidad.

En tercer lugar, las posibilidades de diseño para las posibles configuraciones y aplicaciones del implante de la invención, están muy potenciadas usando las tecnologías de deposición al vacío. Específicamente, la deposición al vacío es una técnica aditiva que se presta para la fabricación de materiales finos sustancialmente uniformes, con geometrías tridimensionales potencialmente complejas y estructuras que no se pueden lograr con un coste eficaz, o en algunos casos no se pueden conseguir en absoluto, usando las técnicas de fabricación de forjado convencionales. Las técnicas de fabricación de metales de forjado convencionales pueden conllevar fundición, trabajo en caliente, trabajo en frío, tratamiento térmico, recocido a alta temperatura, recocido con precipitación, trituración, ablación, grabado húmedo, grabado seco, cortado y soldado. Todas estas etapas del procedimiento tienen desventajas que incluyen contaminación, degradación de propiedades del material, configuraciones, dimensiones y tolerancias finales que pueden obtenerse, biocompatibilidad y coste. Por ejemplo, los procedimientos de forjado convencionales no son adecuados para fabricar tubos que tienen diámetros mayores que aproximadamente 20 mm de diámetro, ni tampoco son adecuados estos procedimientos para fabricar materiales que tienen grosores de la pared inferiores a aproximadamente 5 \mum con tolerancias de sub-\mum.

Aunque el implante metálico o pseudometálico autosoportado de la invención se puede fabricar con materiales forjados fabricados de forma convencional, de acuerdo con el mejor modo contemplado en la presente invención, el implante de la invención se fabrica preferiblemente por técnicas de deposición al vacío. Mediante deposición al vacío de la película metálica y/o pseudometálica como el material precursor para el implante de la invención, se puede controlar de forma más estricta el material, biocompatibilidad y propiedades mecánicas del material de película resultante y el implante, de lo que es posible con los materiales que forman implantes fabricados de modo convencional. El implante autosoportado de la invención se puede usar solo, es decir el dispositivo implantable entero puede estar hecho de un solo implante, o puede ser parte de una estructura en la que el implante se usa junto con otros implantes, o junto con otros elementos estructurales, tales como andamios, endoprótesis vasculares y otros dispositivos. La expresión "en conjunto con" puede significar la conexión real, tal como la hecha por soldadura, fusión u otros procedimientos de unión, así como la hecha de la misma pieza de material conformando alguna región de la pieza en un implante y alguna otra región de la pieza en otro elemento o parte del dispositivo.

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Resumen de la invención

De acuerdo con una realización preferida de la invención, se proporciona un elemento de implante autosoportado que tiene una pluralidad de pliegues o arrugas en las superficies de sus paredes y puede tener una pluralidad de microperforaciones que pasan a través del grosor de la pared del implante. Aunque los elementos de implante de la invención pueden implicar prácticamente cualquier configuración geométrica, incluidos láminas, tubos o anillos, las geometrías preferidas para el elemento de implante son en general planas y en general tubulares. Cuando están presentes, la pluralidad de microperforaciones sirve para impartir adaptabilidad geométrica al implante, distensabilidad geométrica al implante y/o limitación o permiso de paso de fluidos corporales o materia biológica a través del implante, tal como facilitar la endotelización transmural mientras que se previene que el fluido fluya a través de la pared del implante en condiciones fisiológicas normales. La pluralidad de microperforaciones también puede impartir una cualidad de tipo tela al implante, impartiendo flexibilidad y/o adaptabilidad elástica, plástica o superelástica al implante, tal como la que se requiere para la flexibilidad longitudinal en el caso de un implante vascular.

En una primera realización, el implante puede estar hecho de materiales plásticamente deformables, tales que tras la aplicación de una fuerza, las microperforaciones se deforman geométricamente para impartir agrandamiento permanente de uno o más ejes del implante, tal como la longitud en el caso de un implante plano, p. ej., un implante de parche quirúrgico, o el diámetro, tal como en el caso de un implante tubular, p. ej., un implante vascular. En una segunda realización, el implante se puede fabricar de materiales elásticos o superelásticos. Los materiales elásticos y/o superelásticos permitirán que las microperforaciones se deformen geométricamente bajo una fuerza aplicada de una forma que permite un cambio recuperable en uno o más ejes del implante.

En cada una de la primera y segunda realizaciones de la invención, el implante se puede fabricar de forma que tenga cualidades de tipo tela controlando el grosor de la película, las propiedades del material y la geometría de la pluralidad de microperforaciones. Además, en los casos en los que se requiere un suministro mínimamente invasivo, tal como para el suministro endoluminal de implantes vasculares, la primera y segunda realizaciones permiten el suministro usando la expansión con balón y la autoexpansión, respectivamente, o una combinación de ambos. El suministro mínimamente invasivo se puede llevar a cabo también doblando el implante para el suministro de manera similar a la que una angioplastia con balón se pliega y acanala o dobla. El implante se puede suministrar desplegando el dispositivo in vivo sea mediante ayuda usando un balón, o por las propiedades plásticas, elásticas o superelásticas del material del implante o por una combinación de las mismas. Después del suministro, la pluralidad de microperforaciones puede tener un patrón tal que permita el agrandamiento adicional de las dimensiones del elemento de implante por deformación elástica o plástica, tal como por una presión positiva expansiva radial.

El implante metálico o pseudometálico de la invención se puede usar como un implante implantado quirúrgicamente, tal como para aplicaciones de implantes de derivación que requieren el acceso por procedimientos quirúrgicos y sutura del implante a una estructura anatómica existente. El implante de la invención es muy suturable y presenta resistencias de retención de la sutura comparables a los implantes poliméricos sintéticos convencionales, tales como los fabricados de poliéster o politetrafluoroetileno expandido.

Para algunas aplicaciones es preferible que el tamaño de cada una de la pluralidad de microperforaciones sea tal que permita la migración celular a través de cada abertura, sin permitir el flujo de fluido a través de las mismas. De esta forma, por ejemplo, la sangre no puede fluir a través de la pluralidad de microperforaciones, sea en su estado deformado o no deformado, pero pueden pasar libremente diferentes células o proteínas a través de la pluralidad de microperforaciones para promover la curación del implante in vivo. Para otras aplicaciones, puede ser aceptable el flujo de cantidades moderadas de fluido a través de la pluralidad de microperforaciones deformadas o no deformadas. Por ejemplo, los implantes endoluminales de vena safena se puede fabricar con microperforaciones que sirven para la doble función de permitir la endotelización transmural mientras que se excluyen también los residuos biológicos, tal como el paso de trombo a través del grosor de la pared del implante, excluyendo eficazmente la entrada de la circulación de materia perjudicial. En este ejemplo, cada una de la pluralidad de microperforaciones en su estado deformado o no deformado, puede superar varios cientos de micrómetros.

Los expertos en la materia entenderán que existe una relación directa entre el tamaño de los poros y la relación general de expansión o deformabilidad de un implante implantable. Por lo tanto, en general, se aprecia que los tamaños de poros deben aumentar con el fin de aumentar el grado eficaz de expansión o deformación del implante que se puede alcanzar.

Para aplicaciones en las que son requisitos tanto la deformación grande como el tamaño de poros pequeño, de acuerdo con otro aspecto de la realización del implante de la invención, se contempla que se usen dos o más elementos de implante, tales como implantes diametralmente concéntricos para configuraciones tubulares. Los dos o más elementos de implantes tienen un patrón de una pluralidad de microperforaciones que pasan a través de los mismos, estando situada la pluralidad de microperforaciones del patrón fuera de fase unas con respecto a otras, para crear así una ruta de migración celular tortuosa a través de la pared del primer y segundo elementos de implante acoplados de forma concéntrica, así como un tamaño de poros efectivo más pequeño. Con el fin de facilitar la migración celular a través de y la curación del primero y segundo elementos de implante in vivo, puede ser preferido proporcionar rutas de migración celular adicionales que comuniquen la pluralidad de microperforaciones en el primero y segundo elementos de implante. Estas rutas de migración celular adicionales, si es necesario, se pueden impartir como 1) una pluralidad de proyecciones formadas o en la superficie interior del segundo implante o en la superficie exterior del primer implante, o en ambos, que sirven como espaciadores y actúan para mantener una abertura anular entre el primer y segundo elementos de implante, que permite la migración celular y la comunicación celular entre la pluralidad de microperforaciones en el primer y segundo elementos de implante, 2) una pluralidad de microsurcos, que pueden ser aleatorios, radiales, helicoidales o longitudinales con respecto al eje longitudinal del primer y segundo elementos de implante, siendo la pluralidad de microsurcos de un tamaño suficiente para permitir la migración y propagación celular a lo largo del surco, sirviendo los microsurcos como conductos de migración celular entre la pluralidad de microperforaciones y el primer y segundo elementos de implante, o 3) cuando las microperforaciones están diseñadas para impartir un movimiento fuera del plano del material de implante tras la deformación, manteniendo un buen espacio definido entre los planos que definen originalmente las superficies de los implantes que se enfrentan.

El elemento o elementos de implante pueden estar formados como una película monocapa, o pueden estar formados de una pluralidad de capas de películas formadas una tras otra. El material particular usado para formara cada capa de metal y/o pseudometal biocompatible, se elige por su biocompatibilidad, resistencia a la corrosión-fatiga y propiedades mecánicas, es decir, resistencia a la tensión, resistencia elástica. Los metales incluyen, sin limitación, los siguientes: titanio, vanadio, aluminio, níquel, tántalo, circonio, cromo, plata, oro, silicio, magnesio, niobio, escandio, platino, cobalto, paladio, manganeso, molibdeno y aleaciones de los mismos, tales como aleaciones de circonio-titanio-tántalo, nitinol y acero inoxidable. Adicionalmente, cada capa de material usado para formar el implante se puede dopar con otro material con el propósito de mejorar las propiedades del material, tales como la radiopacidad o radiactividad, mediante el dopado con tántalo, oro o isótopos radiactivos.

Breve descripción de los dibujos

la fig. 1 es una vista en perspectiva del implante de la invención;

la fig. 2A es una vista en planta fragmentada que representa un primer patrón de microperforaciones útil en la presente invención;

la fig. 2B es una vista en planta fragmentada que representa un segundo patrón de microperforaciones útil en la presente invención;

la fig. 2C es una vista en planta fragmentada que representa un tercer patrón de microperforaciones útil en la presente invención;

la fig. 2D es una vista en planta fragmentada que representa un cuarto patrón de microperforaciones útil en la presente invención;

la fig. 3A es una fotomicrografía que representa el implante de la invención que tiene el primer patrón de microperforaciones representado en la figura 2A en un estado geométricamente no deformado;

la fig. 3B es una fotomicrografía del implante de la invención ilustrado en la figura 3A que muestra las microperforaciones en un estado geométricamente deformado;

la fig. 4 es una ilustración en diagrama que representa la deformación geométrica del cuarto patrón de microperforaciones en la figura 2D;

la fig. 5 es una ilustración del corte transversal en diagrama, que representa el implante de la invención adoptando un estado plegado adecuado para el suministro endoluminal;

la fig. 6 es una ilustración fotográfica del implante de la invención usado como un recubrimiento de endoprótesis vascular;

la fig. 7 es una ilustración fotográfica del implante de la invención deformado aproximadamente 180 grados a lo largo de su eje longitudinal, que ilustra la cualidad de tipo tela del implante;

la fig. 8A es una ilustración fotográfica del implante de la invención que cubre circunferencialmente un elemento de expansión entrelazado y montado en una guía metálica de expansión que ejerce una fuerza compresora a lo largo del eje longitudinal del elemento de expansión entrelazado y que expande radialmente el elemento de expansión entrelazado;

la fig. 8B es una ilustración fotográfica del implante de la invención que presenta una adaptabilidad radial bajo influencia de una fuerza de expansión radial;

la fig. 9 es un diagrama de flujo que representa realizaciones alternativas de fabricación del implante de la invención;

la fig. 10A es un portaobjetos de histología, teñido con hematoxilina y eosina, de una arteria carótida de cerdo explantada el día 28, que tiene implantado en la misma el implante de la invención;

la fig. 10B es un portaobjetos de histología, teñido con hematoxilina y eosina, de una arteria carótida de cerdo explantada el día 28, que tiene implantado en la misma el implante de la invención;

la fig. 11 es una vista en perspectiva de una realización alternativa del implante de la invención;

la fig. 12 es un corte transversal tomado a lo largo de la línea 12-12 de la figura 11;

la fig. 13 es una vista aumentada de la región 13 de la figura 12;

la fig. 14 es una vista en perspectiva de un mandril de conformación para hacer la realización alternativa del implante de la invención;

la fig. 15 es un corte transversal tomado a lo largo de la línea 15-15 de la figura 14;

la fig. 16 es una vista en perspectiva de una segunda realización alternativa del implante de la invención;

la fig. 17 es una vista en perspectiva tomada a lo largo de la línea 17-17 de la figura 16.

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Descripción detallada de las realizaciones preferidas

Con lo anterior como antecedente, los autores de la invención describen ahora la presente invención con referencia a las realizaciones preferidas de la misma y con referencia a las figuras que acompañan. Como se ha indicado antes, los dispositivos implantables metálicos microporosos de la invención pueden adoptar una amplia serie de configuraciones geométricas, incluyendo, por ejemplo, láminas planas, tubos o toroides. Sin embargo, para facilidad de referencia, las figuras que acompañan y la siguiente descripción de la invención se referirán a elementos de implante implantables tubulares. Sin embargo, los expertos en la materia, entenderán que es simplemente una configuración geométrica de ejemplo y no se pretende que limite el alcance de la invención a elementos tubulares o que se limita la aplicación a elementos de implante.

Con referencia particular a la figura 1, el dispositivo médico implantable de la invención se ilustra como un implante 10. El implante 10 consiste en general, en un elemento principal 12 que tiene una primera superficie 14 y una segunda superficie 16 y un grosor 18 intermedio de la primera superficie 14 y la segunda superficie 16. Se proporcionan una pluralidad de microperforaciones 20 que pasan a través del grosor 18 del elemento principal 12, con regiones entre perforaciones 22 del elemento principal 12 entre microperforaciones adyacentes 20. La pluralidad de microperforaciones 20 tiene cada una preferiblemente una configuración geométrica que es susceptible de cambio geométrico, de modo que el área superficial abierta de cada microperforación 20, puede cambiar bajo una carga externa aplicada. Cada una de la pluralidad de microperforaciones 20 en el estado no deformado, tiene preferiblemente un área superficial abierta menor que aproximadamente 2 mm^{2}, siendo el área superficial abierta total del implante en el estado no deformado entre 0,001 y 99%. El área superficial abierta de la pluralidad de microperforaciones y el área superficial abierta del implante pueden cambiar considerablemente tras la deformación de la pluralidad de microperforaciones 20. Tanto el tamaño de las microperforaciones 20 en el estado deformado y el no deformado como el área total abierta del implante 12 en el estado deformado y el no deformado, se pueden seleccionar en vista de los siguientes factores no exclusivos basados en la aplicación del implante: 1) la adaptabilidad deseada del implante 10, 2) la resistencia deseada del implante 10, 3) la rigidez deseada del implante 10, 4) el grado de agrandamiento geométrico deseado de las microperforaciones 20 tras la deformación, y 5) en algunos casos, tal como con implantes vasculares, el perfil de suministro deseado y el perfil posterior al suministro.

De acuerdo con una realización preferida de la presente invención, la pluralidad de microperforaciones 20 tiene un patrón de modo que define regiones de deformación del elemento principal 12. El grosor 18 es entre 0,1 \mum y 75 \mum, preferiblemente entre 1 \mum y 50 \mum, y lo más preferiblemente entre aproximadamente 2 \mum y 25 \mum. Cuando se fabrica dentro de estos intervalos de grosor, el implante 10 tiene un grosor 18 que es más fino que el grosor de la pared de los implantes implantables no metálicos convencionales y que el de las endoprótesis vasculares endoluminales metálicas convencionales.

La pluralidad de microperforaciones tiene un patrón de una matriz regular que forma una matriz regular de microperforaciones 20 tanto en el eje longitudinal como circunferencial del elemento principal 12. Con el propósito de referencia, el patrón de las microperforaciones 20, en lo sucesivo se describirá con referencia a los ejes del plano X-Y, que en un elemento tubular corresponde a los ejes longitudinal y circunferencial de elemento tubular. Los expertos en la materia entenderán que la referencia al eje X o eje Y cuando se aplica a un elemento tubular, se puede usar de modo que el término "eje X" puede corresponder al eje longitudinal o dirección circunferencial del elemento tubular, y el término "eje Y" se puede referir a la correspondiente dirección circunferencial o eje longitudinal del elemento tubular.

Los expertos en la materia apreciarán que diferentes patrones geométricos individuales pueden tener asociados usos deseados, requisitos de función o mecánicos de un dispositivo particular. Por lo tanto, el uso deseado particular el elemento implantable 12 será una consideración en la selección del patrón geométrico particular para la pluralidad de microperforaciones 20. Por ejemplo, cuando el elemento implantable 12 tenga un uso deseado como implante vascular endoluminal implantable libre de sujeción, puede ser deseable una relación de expansión circunferencial y flexibilidad longitudinal grande. Por lo tanto, se seleccionará una geometría particular de la pluralidad de microperforaciones 20 que ofrezca estas propiedades. La pluralidad de microperforaciones 20 también afectará a las propiedades materiales del elemento implantable 10. Por ejemplo, la geometría de cada microperforación 20 se puede alterar de modo que cada microperforación 20 presente capacidad de liberación de tensión-alargamiento o las microperforaciones 20 pueden controlar si la deformación geométrica de las microperforaciones 20 es deformación plástica, elástica o superelástica. Así pues, tanto la geometría de las microperforaciones individuales 20, la orientación de las microperforaciones 20 con respecto al eje X-Y del elemento implantable 10, como el patrón de las microperforaciones 20, se pueden seleccionar para impartir, afectar o controlar directamente las propiedades mecánicas y materiales del elemento implantable 10.

En las figuras 2A-2C se ilustran diferentes patrones geométricos para la pluralidad de microperforaciones 20 de acuerdo con las realizaciones preferidas de la invención. La figura 2A ilustra una primera geometría para cada una de la pluralidad de microperforaciones 30. De acuerdo con esta primera geometría, cada una de la pluralidad de microperforaciones 30 consiste en ranuras generalmente alargadas 32a, 32b. Cada una de las ranuras generalmente alargadas 32a, 32b, incluye preferiblemente bandas terminales 34 en los extremos opuestos de cada una de las ranuras alargadas 32a, 32b. Las bandas terminales 34 tienen la función de aliviar la tensión, que ayuda a distribuir la tensión por las regiones entre perforaciones 22 entre ranuras adyacentes 32. La figura 2A ilustra además un primer patrón geométrico para la pluralidad de microperforaciones 32a, 32b, en el que se proporciona una primer fila de una pluralidad de microperforaciones 32a con las microperforaciones adyacentes 32a dispuestas en una forma de extremo a extremo a lo largo de un eje común, y se proporciona una segunda fila de una pluralidad de microperforaciones 32b con microperforaciones adyacentes 32b dispuestas en una forma de extremo a extremo a lo largo de un eje común una con respecto a otra y con las microperforaciones 32a. La primera fila de microperforaciones 32a y la segunda fila de microperforaciones 32b están desplazadas o escalonadas una con respecto a otra, estando un extremo de una microperforación 32a lateralmente adyacente a una sección intermedia de una microperforación 32b, y estando un extremo de una microperforación 32b lateralmente adyacente a una sección intermedia de una microperforación 32a.

La primera geometría 30 de la pluralidad de microperforaciones 32a, 32b ilustrada en la figura 2A, permite una gran deformación a lo largo de un eje perpendicular a un eje longitudinal de las ranuras. Por lo tanto, cuando el eje longitudinal de las ranuras 32a, 32b, es coaxial con el eje longitudinal del elemento implantable 10, la deformación de las ranuras 32a, 32b permitirá la adaptabilidad circunferencial y/o expansión del elemento implantable 10. Alternativamente, cuando el eje longitudinal de las ranuras 32a, 32b es paralelo al eje circunferencial del elemento implantable 10, las ranuras 32a, 32b permiten la adaptabilidad longitudinal, flexibilidad y expansión del elemento implantable 10.

La figura 2B ilustra una segunda geometría 40 para la pluralidad de microperforaciones 20, y consiste en una pluralidad de microperforaciones 42a, 44b, otra vez con una configuración de tipo ranura generalmente alargada, tal como las de la primera geometría 30. De acuerdo con esta segunda geometría 40, las microperforaciones individuales 42a y 44b están orientadas de forma ortogonal unas con respecto a otras. Específicamente, una primera microperforación 42a está orientada paralela a un eje X del elemento implantable 10, mientras que una primera perforación 44b está situada adyacente a la primera perforación 44a a lo largo del eje X, pero la primera perforación 44b está orientada perpendicular al eje X del elemento implantable 10 y paralela al eje Y del elemento implantable 10. Como en la primera geometría, cada una de la pluralidad de microperforaciones 42a, 44b puede incluir una banda terminal 44 en los extremo opuestos de la ranura de cada microperforación, con el fin de tener una función de alivio de la tensión y transmitir la tensión a la región entre perforaciones 22 entre microperforaciones adyacentes. Esta segunda geometría 40 ofrece un equilibrio tanto en la adaptabilidad como en el grado de expansión tanto en el eje X como en el Y del dispositivo implantable 12.

En cada una de las figuras 2A y 2B, cada una de las microperforaciones 32a, 32b, 42a, 44b, tiene una configuración de ranura generalmente longitudinal. Cada una de las ranuras generalmente longitudinales puede estar configurada como una ranura generalmente lineal o curvilínea. Sin embargo, de acuerdo con las realizaciones preferidas de la invención, se prefiere usar las ranuras generalmente lineales.

La figura 2C ilustra una tercera geometría preferida 50 para la pluralidad de microperforaciones. De acuerdo con esta tercera geometría 50, cada una de la pluralidad de microperforaciones 52 tiene una forma generalmente trapezoidal o romboidal con regiones del implante entre perforaciones 56 entre parejas adyacentes de microperforaciones 52. Se observará que la tercera geometría 50 se puede lograr deformando geométricamente la primera geometría 30 a lo largo de un eje perpendicular al eje longitudinal de la pluralidad de microperforaciones 32a, 32b. Igualmente, la primera geometría 30 se puede lograr deformando las microperforaciones 52 en una tercera geometría 50 a lo largo de un eje X o de un eje Y del elemento implantable 10.

Las figuras 3A y 3B son fotomicrografías que ilustran el dispositivo implantable 12 de la invención que tiene una pluralidad de microperforaciones formadas como ranuras generalmente longitudinales 32a, 32b, de acuerdo con la primera geometría representada en la figura 2A. Cada una de la pluralidad de microperforaciones estaba formada con una orientación paralela al eje longitudinal del dispositivo implantable 12. El dispositivo implantable 12 consiste en un elemento de implante tubular con memoria de forma, de NiTi, de 6 mm de diámetro interno, que tiene un grosor de pared de 5 \mum. La figura 3A representa la pluralidad de microperforaciones 32a y 32b en su estado no deformado, mientras que la figura 3B representa la pluralidad de microperforaciones 32a y 32b en su estado geométricamente deformado, bajo la influencia de tensión aplicada en perpendicular al eje longitudinal del implante implantable 12. Se puede entender claramente, que la deformación geométrica de la pluralidad de microperforaciones 32a, 32b permitía la expansión circunferencial del implante de la invención. Las dimensiones de cada una de la pluralidad de microperforaciones en su estado no deformado representado en las figuras 3A y 3B, era 430 \mum de longitud, 50 \mum de ancho, con bandas terminales que tienen un diámetro de 50 \mum.

De acuerdo con una cuarta geometría de la pluralidad de microperforaciones 20 ilustrada en las figuras 2D y 4, cada una de la pluralidad de microperforaciones 20 tiene una configuración generalmente en forma de Y o de tres patas. La configuración en forma de Y de cada una de la pluralidad de microperforaciones 20 tiene tres patas coplanares que se proyectan radialmente 31a, 31b, 31c, cada una desplazada de la otra en un ángulo de aproximadamente 120 grados, formando así una forma generalmente de Y. Cada una de las patas coplanares que se proyectan radialmente 31a, 31b, 31c puede ser simétrica o asimétrica con respecto a otra. Sin embargo, con el fin de lograr una deformación geométrica uniforme a lo largo de todo el elemento principal del implante 12, se prefiere que cada una de la pluralidad de microperforaciones 20 tenga simetría geométrica. Los expertos en la materia reconocerán que además de los dos patrones descritos aquí, se puede usar cualquiera de una serie de diferentes patrones sin salirse del concepto de implante de la invención descrito en la presente patente.

Los expertos en la materia entenderán que cada una de las microperforaciones 20 es capaz de sufrir deformación tras la aplicación de una fuerza suficiente. En una geometría tubular, el implante 12 puede deformarse tanto circunferencial como longitudinalmente. Como se ilustra en la figura 3a, cada una de la pluralidad de ranuras alargadas puede deformarse en microperforaciones abiertas que adoptan una forma generalmente romboidal. Igualmente, las microperforaciones 20 en forma de Y mostradas en 4 pueden deformarse en microperforaciones abiertas 21 generalmente circulares u ovaladas. Las regiones de deformación 22 entre microperforaciones 20 adyacentes facilitan la deformación de cada una de la pluralidad de microperforaciones 20, deformándose para acomodar la abertura de cada una de la pluralidad de microperforaciones 20.

El implante médico implantable de la invención puede comprender además al menos una de una pluralidad de regiones circunferenciales no onduladas del elemento principal; el implante puede comprender además al menos una de una pluralidad de elementos de púas que se proyectan radialmente.

Como se representa en la figura 5, el implante 12 de la invención puede estar plegado para adoptar un perfil geométrico menor para el suministro endoluminal. Con el fin de facilitar el plegado, el patrón de la pluralidad de microperforaciones 20 puede estar modelado para crear una pluralidad de regiones de plegado 23, que constituyen regiones relativamente debilitadas del implante 12, para permitir el plegado del implante 12 a lo largo de las regiones de plegado 23.

La figura 6 es una ilustración fotográfica del implante microporoso 12 de la invención montado circunferencialmente sobre una endoprótesis endoluminal 5. Se puede ver fácilmente que el implante microporoso 12 presenta propiedades mecánicas de alta flexibilidad longitudinal y adaptabilidad tanto radial como circunferencial.

La figura 7 es una ilustración fotográfica del implante microporoso 12 de la invención montado sobre mandril y doblado aproximadamente 180 grados a lo largo de su eje longitudinal. Tras la flexión longitudinal, el implante 12 de la invención sufre un alto grado de plegado con una pluralidad de plegados 7 orientados circunferencialmente, característicos de sus cualidades de tipo tela.

Las figuras 8A y 8B son reproducciones fotográficas que ilustran el alto grado de adaptabilidad circunferencial del implante microporoso 12 de la invención. Se montó un implante microporoso de 6 mm que tenía un grosor de pared de 5 \mum concéntricamente sobre una pseudoendoprótesis entrelazada. Se aplicó una fuerza axial a lo largo del eje longitudinal de la pseudoendoprótesis entrelazada produciendo la expansión radial de la pseudoendoprótesis y ejerciendo una fuerza expansiva circunferencial en el implante 12 de la invención. Como se representa claramente en las figuras 8A y 8B, la pluralidad de microporos en el implante 12 de la invención, se deforman geométricamente permitiendo la expansión circunferencial del implante 12.

Por lo tanto, una realización de la presente invención proporciona un nuevo implante implantable metálico y/o pseudometálico que es biocompatible, de geometría cambiable por plegado o desplegado o por aplicación de una fuerza deformante plástica, elástica o superelástica, y capaz de suministro endoluminal con un perfil de suministro adecuadamente pequeño. Los materiales metálicos adecuados para fabricar el implante de la invención se eligen por su biocompatibilidad, propiedades mecánicas, es decir, resistencia a la tensión, resistencia elástica, y su facilidad de fabricación. La naturaleza adaptable del material del implante de la invención se puede usar para formar el implante en formas complejas deformando el implante de la invención sobre un mandril o fijación del diseño adecuado. Se puede usar la deformación plástica y los tratamientos térmicos de fijación de la forma para asegurar que los elementos implantables 10 de la invención retienen una conformación deseada.

De acuerdo con un primer procedimiento preferido de fabricación del implante de la presente invención, el implante está hecho de películas metálicas y/o pseudometálicas depositadas al vacío. Con referencia particular a la figura 9, se ilustra el procedimiento de fabricación 100 de la presente invención. En la etapa 102 se puede usar una preforma precursora de un material metálico o pseudometálico biocompatible fabricado de forma convencional. Alternativamente, en la etapa 104 se puede usar una preforma precursora de una película metálica o pseudometálica depositada al vacío. Después el material de la preforma precursora obtenido en la etapa 102 o 104 preferiblemente se enmascara en la etapa 108 dejando expuestas solo las regiones que definen la pluralidad de microperforaciones. Las regiones expuestas de la etapa 108 después se someten a eliminación por grabado en la etapa 110, tal como por procedimientos de grabado químico húmedo o seco, seleccionándose el grabado basándose en el material de la preforma precursora, o por mecanizado en la etapa 112, tal como por ablación por láser o EDM (mecanizado por descarga eléctrica). Alternativamente, cuando se usa la etapa 104 de deposición al vacío, se puede interponer una máscara del patrón correspondiente a la pluralidad de microperforaciones en la etapa 106, entre el objetivo y la fuente, y el metal o pseudometal se deposita a través de la máscara del patrón para formar las microperforaciones con el patrón. Además, cuando se usa la etapa de deposición al vacío 104, se pueden depositar múltiples capas de películas para formar una estructura de película de multicapas de la película antes o simultáneamente con la formación de la pluralidad de microperforaciones.

Por lo tanto, la presente invención proporciona un nuevo implante implantable metálico y/o pseudometálico que es biocompatible, adaptable, de geometría cambiable por plegado o desplegado o por aplicación de una fuerza deformante plástica, elástica o superelásica, y en algunos casos, capaz de suministro endoluminal con un perfil de suministro adecuadamente pequeño y perfil posterior al suministro adecuadamente bajo. Los materiales metálicos adecuados para fabricar el implante de la invención se eligen por su biocompatibilidad, propiedades mecánicas, es decir, resistencia a la tensión, resistencia elástica, y en el caso de que se use la deposición de vapor, por su facilidad de deposición, e incluyen, sin limitación, los siguientes: titanio, vanadio, aluminio níquel, tántalo, circonio, cromo, plata, oro, silicio, magnesio, niobio, escandio, platino, cobalto, paladio, manganeso, molibdeno y aleaciones de los mismos, tales como aleaciones de circonio-titanio-tántalo, nitinol y acero inoxidable. Los ejemplos de materiales pseudometálicos potencialmente útiles en la presente invención incluyen, por ejemplo, materiales compuestos y cerámicos.

La presente invención también proporciona un procedimiento para hacer el implante metálico expandible de la invención por deposición al vacío de un metal o pseudometal formador de implante y formación de microperforaciones por eliminación de secciones de material depositado, tal como por grabado, EDM, ablación u otros procedimientos similares, o por interposición de una máscara del patrón correspondiente a las microperforaciones entre el objetivo y la fuente durante el procedimiento de deposición. Alternativamente, se puede obtener una película metálica y/o pseudometálica preexistente fabricada por metodologías de deposición convencionales sin vacío, tales como hipotubo o lámina forjados, y formar las microperforaciones en la película metálica y/o pseudometálica preexistente, eliminando secciones de la película, tal como por grabado, EDM, ablación u otros procedimientos similares. Una ventaja de usar estructuras de películas de multicapas para formar el implante de la invención es que se pueden impartir funcionalidades diferentes en las capas discretas. Por ejemplo, un material radiopaco tal como tántalo puede formar una capa de una estructura, mientras que otras capas se eligen para proporcionar al implante las propiedades mecánicas y estructurales deseadas.

De acuerdo con la realización preferida de fabricación del dispositivo implantable, metálico, microporoso de la invención, en el que el dispositivo se fabrica a partir de un tubo de nitinol depositado al vacío, se proporciona un sustrato cilíndrico de cobre desoxigenado. El sustrato se pule mecánicamente y/o por electropulido para proporcionar una topografía de la superficie sustancialmente uniforme para acomodar sobre la misma la deposición metálica. Se usó un dispositivo de deposición por pulverización catódica con magnetrón de cátodo hueco cilíndrico, en el que el cátodo estaba en el exterior y el sustrato estaba colocado a lo largo del eje longitudinal del cátodo. Se proporciona un objetivo cilíndrico que consiste en una aleación de níquel-titanio que tiene una relación atómica de níquel a titanio de aproximadamente 50-50% y que se puede ajustar al objetivo por alambres de níquel o titanio por soldadura por puntos, o un cilindro de níquel que tiene una pluralidad de tiras de titano soldadas por puntos a la superficie interior del cilindro de níquel, o un cilindro de titanio que tiene una pluralidad de tiras de níquel soldadas por puntos en la superficie interior del cilindro de titanio. En la técnica de deposición por pulverización catódica se sabe enfriar un objetivo en la cámara de deposición manteniendo un contacto térmico entre el objetivo y una camisa de enfriamiento en el cátodo. De acuerdo con la presente invención, se ha encontrado que es útil reducir el enfriamiento térmico aislando térmicamente el objetivo de la camisa de enfriamiento en el cátodo, mientras que se sigue proporcionando contacto eléctrico con el mismo. Aislando el objetivo de la camisa de enfriamiento, se deja que el objetivo se caliente dentro de la cámara de reacción. Se usaron 2 procedimientos de aislamiento térmico del objetivo cilíndrico de la camisa de enfriamiento del cátodo. Primero, se soldaron por puntos una pluralidad de alambres que tenían un diámetro de 0,0381 mm alrededor de la circunferencia exterior del objetivo, para proporcionar un espacio equivalente entre el objetivo y la camisa de enfriamiento del cátodo. Segundo, se interpuso un manguito aislante cerámico tubular entre la circunferencia exterior del objetivo y la camisa de enfriamiento del cátodo. Además, debido a que el rendimiento de la pulverización catódica de Ni-Ti puede depender de la temperatura del objetivo, se prefieren los procedimientos que permiten que el objetivo se caliente uniformemente.

La cámara de deposición se evacuó a una presión menor o aproximadamente de 2-5 x 10^{-7} Torr y la limpieza previa del sustrato se llevó a cabo a vacío. Durante la deposición, la temperatura del sustrato se mantiene preferiblemente en el intervalo entre 300 y 700ºC. Se prefiere aplicar una tensión de polarización negativa entre 0 y -1000 voltios al sustrato, y preferiblemente entre -50 y -150 V, que es suficiente para producir especies energéticas que llegan a la superficie del sustrato. Durante la deposición, la presión del gas se mantiene entre 0,1 y 40 mTorr, pero preferiblemente entre 1 y 20 mTorr. La pulverización catódica preferiblemente se produce en presencia de una atmósfera de argón. El gas argón debe ser de alta pureza y deben usarse bombas especiales para reducir la presión parcial del oxígeno. Los tiempos de deposición variarán dependiendo del grosor deseado de la película tubular depositada. Después de la deposición, se forman en el tubo la pluralidad de microperforaciones eliminando regiones de la película depositada por grabado, tal como grabado químico, ablación, tal como por láser excímero o por mecanizado por descarga eléctrica (EDM), o similares. Después de formar la pluralidad de microperforaciones, la película microporosa formada se saca del sustrato de cobre exponiendo el sustrato y película a un baño de ácido nítrico durante un periodo de tiempo suficiente para eliminar el sustrato de cobre disuelto.

Ejemplo

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Un implante de NiTi de 5 \mum de grosor que tenía un patrón de microperforaciones que consistía en ranuras lineales orientadas longitudinalmente, escalonadas y paralelas, siendo cada ranura de 430 \mum de longitud, 25 \mum de ancho y teniendo bandas de 50 \mum de diámetro en cada extremo de la ranura lineal, se montó sobre una endoprótesis vascular de NiTi de 6 mm y se suministró vía endoluminal a la arteria carótida izquierda de un cerdo. Después de 28 días, se practicó la eutanasia al cerdo, y se explantó el implante de la arteria carótida izquierda. Las muestras se prepararon usando procedimientos de tinción con hematoxilina y eosina estándar, y se prepararon los portaobjetos para el microscopio. Como se ilustra en las figuras 10A, la histología de las muestras explantadas puso de manifiesto la endotelización completa alrededor del implante 12, proliferación de la neoíntima insignificante con ausencia de traumatismo en la lámina elástica interna. La figura 10B es una muestra que indica el entrecruzamiento entre las capas superficial y profunda de la arteria con la formación transmural de capilares pequeños.

Se representan realizaciones alternativas del implante de la invención en las figuras 11-13 y figuras 16-17, y en las figuras 14-15 se representa un sustrato de conformación para hacer las realizaciones alternativas. Con referencia particular a las figuras 11-13, se representa un implante 60 que tiene una configuración generalmente tubular con un lumen longitudinal central 61. El implante 60 consiste en general en un elemento principal del implante 62 que está formado preferiblemente enteramente de al menos un material metálico o pseudometálico depositado al vacío como se ha descrito antes con referencia a los materiales del implante de la invención descritos previamente. El elemento principal del implante 62 tiene una primera y segunda superficies de pared que forman las superficies interior y exterior del elemento principal del implante y una pluralidad de arrugas o pliegues 64 que forman un patrón ondulado de picos 65 y valles 67 en las superficies de la pared del elemento principal del implante 62.

Como se ilustra en la figura 13, el implante 60 preferiblemente tiene una pluralidad de microperforaciones 66, que pasan a través de las superficies de la pared del elemento principal del implante 62 y comunican las superficies de la pared interior y exterior del implante 60. Como en las realizaciones previamente descritas del implante de la invención, la pluralidad de microperforaciones 66 del implante 60 de la invención, puede formarse con una amplia variedad de geometrías y dimensiones, para así impartir adaptabilidad geométrica al implante, distensabilidad geométrica al implante y/o limitar o permitir el paso de fluidos corporales o materia biológica a través del implante, tal como para facilitar la endotelización transmural mientras que se previene el flujo de fluido a través de la pared del implante en condiciones fisiológicas normales. La pluralidad de microperforaciones también puede impartir una cualidad de tipo tela al implante, impartiendo capacidad de plegado y/o adaptabilidad elástica, plástica o superelástica al implante, tal como la requerida para la flexibilidad longitudinal en el caso de un implante vascular.

La pluralidad de microperforaciones 66 puede estar presente a lo largo de toda la longitud del elemento principal del implante 62 y alrededor de todo el eje circunferencial del elemento de implante 62. Alternativamente, la pluralidad de microperforaciones 66 puede estar presente solo en regiones seleccionadas a lo largo de la longitud o del eje circunferencial del elemento principal del implante 62. La posición de la pluralidad de microperforaciones 62 se puede seleccionar basándose en diferentes criterios que incluyen, sin limitación, la indicación de uso del implante, colocación anatómica del implante y si el implante está implantado quirúrgicamente y requiere sutura o si se usa por vía endoluminal sin suturas.

Volviendo a las figuras 16-17, se representa una segunda realización alternativa del implante de la invención 70. Como el implante 60 representado en las figuras 11-13, el implante 70 consiste en un elemento principal del implante generalmente tubular 72 que tiene una primera y segunda superficies de pared que forman las superficies interior y exterior del elemento principal del implante tubular 72, y una pluralidad de arrugas y pliegues circunferenciales 74 que forman un patrón ondulado de picos 75 y valles 77 en las superficies de las paredes del elemento principal del implante tubular 72. La pluralidad de arrugas y pliegues 74 están situados preferiblemente a lo largo de la región intermedia 76 del implante 70, con regiones opuestas en los extremos 71, 73 que forman los extremos distal y proximal del implante 70, que no tienen arrugas o pliegues 74. Alternativamente, los extremos proximal y distal del implante 70 pueden tener regiones longitudinales con arrugas o pliegues circunferenciales 74 y otras regiones longitudinales sin arrugas o pliegues circunferenciales 74, teniendo así conjuntos escalonados de regiones arrugadas y no arrugadas en los extremos opuestos 71, 73 del implante 70.

En un aspecto del implante de la invención 70, las regiones de los extremos opuestos 71, 73 del elemento principal del implante 72 pueden tener un grosor en el eje z que es mayor o menor que el grosor en el eje z de la región intermedia 76. Además, se proporciona una pluralidad de aberturas de sutura 78 y preferiblemente pasan por los extremos opuestos 71, 73 del implante 70 y permiten que las suturas 79 pasen por las aberturas de sutura 78 con el propósito de fijar el implante 70 a estructuras anatómicas in vivo.

Como cada una de las realizaciones anteriores, los implantes 60 y 70 se fabrican preferiblemente, enteramente de materiales metálicos y/o pseudometálicos biocompatibles. Mediante el modelado de los implantes de la invención 60, 70 enteramente de materiales metálicos y/o pseudometálicos biocompatibles, los implantes 60, 70 presentan una mayor capacidad para la endotelización sin necesidad de coagulación previa, como es el caso con los implantes de polietileno o DACRON, y proporcionan superficies muy adecuadas para la reendotelización similar a muchas endoprótesis vasculares metálicas.

Los expertos en la materia entenderán que el proporcionar las arrugas o pliegues circunferenciales 64, 74 en los implantes 60, 70, imparte un grado alto de flexibilidad longitudinal a los implantes 60, 70, y permite que los implantes se doblen en más de 180 grados sobre su eje longitudinal. Este alto grado de flexibilidad longitudinal en todos los implantes metálicos o pseudometálicos permite que el implante atraviese rutas de suministro tortuosas cuando se usan sea como un implante endoluminal o como un implante implantado quirúrgicamente, y que sean muy adaptables y flexibles después del implante, para acomodarse a la flexión y extensión normales durante el movimiento ambulatorio del paciente.

Como se ha indicado antes, el procedimiento preferido de fabricación de los implantes de la invención 60,70 es por deposición física de vapor de un material metálico o pseudometálico sobre un mandril o sustrato sacrificial. En las figuras 14-15 se ilustra un mandril o sustrato sacrificial adecuado para fabricar los implantes de la invención 60, 70. Se proporciona un sustrato generalmente cilíndrico 69 para la deposición al vacío. El sustrato generalmente cilíndrico puede ser un sólido o una preforma tubular de un material metálico 66 que es susceptible de degradación diferencial con respecto al implante metálico depositado sobre el mismo durante la deposición al vacío. Con el fin de formar los implantes de la invención 60, 70, el sustrato generalmente cilíndrico 69 se forma con una pluralidad de ondulaciones circunferenciales que definen una pluralidad de picos 66 y valles 68. La pluralidad de picos 66 y valles 68 en el sustrato cilíndrico 69 están colocados para corresponder con la posición de los picos y valles formados en la capa de conformación depositada que forma los implantes 60, 70. Se pueden seguir el resto de los parámetros del procedimiento anterior para formar una pluralidad de microperforaciones en los implantes 60, 70.

Aunque la presente invención se ha descrito con referencia a sus realizaciones preferidas, los expertos en la materia entenderán y apreciarán que las variaciones de materiales, dimensiones, geometrías y procedimientos de fabricación pueden ser conocidas en la técnica, pero están dentro del alcance de la presente invención, que solo está limitada por las reivindicaciones adjuntas.

Claims (16)

1. Un implante médico implantable que comprende:

a. un elemento principal generalmente tubular (12) que comprende una película seleccionada del grupo que consiste en materiales metálicos y pseudometálicos, y que tiene una primera superficie (14), una segunda superficie (16) y un grosor (18) intermedio entre la primera superficie y la segunda superficie; y

caracterizado porque

b. al menos una parte del elemento principal tiene una pluralidad de ondulaciones circunferenciales formadas en las paredes del elemento principal (62).

2. El implante médico implantable según la reivindicación 1, que además comprende una pluralidad de microperforaciones (20, 32a, 32b) que pasan a través del grosor del elemento principal y comunican la primera superficie y la segunda superficie.

3. El implante médico implantable según la reivindicación 1, en el que la película está hecha de un material metálico seleccionado del grupo que consiste en titanio, vanadio, aluminio, níquel, tántalo, circonio, cromo, plata, oro, silicio, magnesio, niobio, escandio, platino, cobalto, paladio, manganeso, molibdeno y aleaciones de los mismos.

4. El implante médico implantable según la reivindicación 2, que además comprende al menos una de una pluralidad de regiones circunferenciales no onduladas del elemento principal.

5. El implante médico implantable según la reivindicación 4, que además comprende al menos una de una pluralidad de aberturas de sutura que pasan a través del grosor de la pared de al menos una de una pluralidad de regiones no onduladas del elemento principal.

6. El implante médico implantable según la reivindicación 4, en el que el grosor de la pared de las regiones onduladas es menor que el grosor de la pared de las regiones no onduladas.

7. El implante médico implantable según la reivindicación 6, en el que el grosor de las regiones onduladas es entre aproximadamente 3-7 \mum y el grosor de la pared de las regiones no onduladas es entre aproximadamente 10-20 \mum.

8. El implante médico implantable según la reivindicación 7, en el que al menos una parte de una región no ondulada comprende además al menos una de una pluralidad de aberturas de sutura que pasan a través del grosor de la pared.

9. El implante médico implantable según la reivindicación 8, en el que al menos una de una pluralidad de aberturas de sutura comprende además un patrón de ranuras en forma generalmente de cruz.

10. El implante médico implantable según la reivindicación 8, en el que al menos una de una pluralidad de aberturas de sutura comprende además un patrón de ranuras en forma de Y.

11. El implante médico implantable según la reivindicación 4, que además comprende al menos uno de una pluralidad de elementos de púas que se proyectan radialmente.

12. El implante médico implantable según la reivindicación 4, que además comprende al menos uno de una pluralidad de elementos de sutura que se extienden integralmente a lo largo de un eje longitudinal del elemento principal.

13. Un procedimiento para fabricar un implante médico implantable caracterizado porque comprende las etapas de:

a. proporcionar un sustrato generalmente cilíndrico (69) que tiene una pluralidad de ondulaciones que se extienden circunferencialmente (66, 68) que forman un patrón a lo largo de al menos una parte de un eje longitudinal del sustrato generalmente cilíndrico;

b. depositar al vacío (106) un material formador de implante sobre el sustrato generalmente cilíndrico; y

c. liberar el material formador de implante depositado (70) del sustrato.

14. El procedimiento según la reivindicación 13, en el que el material formador de implante se selecciona del grupo que consiste en metales y pseudometales biocompatibles.

15. El procedimiento según la reivindicación 13, que además comprende la etapa de formar (112) una pluralidad de microperforaciones (20, 32a, 32b) que pasan a través del grosor del material formador de implante depositado (70).

16. El procedimiento según la reivindicación 13, que además comprende la etapa de formar al menos una de una pluralidad de aberturas de sutura (78) a través del grosor de la pared de al menos una región no ondulada (71, 73) del material formador de implante depositado.