ES2253752T3 - Soporte de valvula cardiaca biorreabsorbible. - Google Patents

Abstract

ESTA INVENCION TRATA DE IMPLANTES DE ESTENOSIS DE VALVULA CARDIACA BIOPROTESICOS QUE ESTAN FABRICADOS CON MATERIALES BIOABSORBIBLES. ESTOS IMPLANTES DE ESTENOSIS PUEDEN CONFIGURARSE COMO REVESTIMIENTOS O MARCOS MODELADOS SEGUN LA FORMA DE UN INJERTO VALVULAR. LOS IMPLANTES DE ESTENOSIS SON FINALMENTE ABSORBIDOS POR EL PACIENTE, DEJANDO UNA VALVULA FUNCIONAL SIN IMPLANTE DE ESTENOSIS CON MEJORES CARACTERISTICAS HEMODINAMICAS COMPARADA CON IMPLANTES DE VALVULA CON IMPLANTES DE ESTENOSIS.

Description

Soporte de válvula cardiaca biorreabsorbible.

Campo de la invención

Esta invención se relaciona con válvulas cardíacas bioprotésicas que combinan las ventajas de las válvulas con stent y sin stent. Más concretamente, la invención se relaciona con stents de válvulas cardíacas biocompatibles que se reabsorben por el paciente tras la implantación.

Antecedentes de la invención

Se pueden usar válvulas cardíacas protésicas para reemplazar válvulas cardíacas naturales enfermas en pacientes humanos. Las válvulas cardíacas mecánicas tienen típicamente un anillo con orificio rígido y laminillas articuladas revestidas con una substancia compatible con la sangre, tal como carbón pirolítico. También se han usado otras configuraciones, tales como montajes de bola y caja, para dichas válvulas mecánicas.

Contrariamente a las válvulas cardíacas mecánicas, las válvulas cardíacas bioprotésicas consisten en laminillas de válvulas formadas de material biológico. Muchas válvulas bioprotésicas incluyen una estructura de soporte, o stent, para soportar las laminillas y mantener la estructura anatómica de la válvula. Las válvulas bioprotésicas con stent son generalmente preparadas de una de dos formas. En un primer método de preparación, se obtiene una válvula completa de un humano difunto o de un cerdo u otro mamífero sacrificado. Se hace aquí referencia a las válvulas o componentes de válvulas humanas implantados en un paciente humano como "homoinjertos", mientras que se llama a las válvulas o componentes de válvulas animales correspondientes "xenoinjertos". En el caso de los homoinjertos, se trata típicamente la válvula retirada con antibióticos y luego se criopreserva en una solución de medio nutriente (v.g. RPMI), suero de ternera fetal y DMSO al 10%. En el caso de los xenoinjertos, se recorta la válvula retirada para eliminar la raíz aórtica y se entrecruza químicamente la válvula, típicamente en una solución de glutaraldehído. Se une entonces la válvula entrecruzada a un stent. El stent proporciona soporte estructural a la válvula y, con un puño de costura, facilita la unión de la válvula al paciente por sutura. En un segundo método de preparación, se extraen las laminillas de válvulas individuales de una válvula donante o se confeccionan a partir de otras fuentes de material biológico, por ejemplo, de pericardio bovino. Se montan entonces las laminillas individuales suturando las laminillas de la válvula tanto entre sí como con el stent. Cuando se usa pericardio bovino, se confecciona la válvula (de tres laminillas o de dos laminillas) a partir de una pieza de pericardio. Se recubre entonces el stent con el material para formar las "cúspides".

Una de las funciones principales de los stents es servir como marco para la unión de la válvula y para suturar la válvula en su sitio en el paciente humano. Con ese fin, los stents son frecuentemente recubiertos con un tejido que puede ser cosido y tienen un puño de costura o sutura del paño, típicamente un anillo de costura anular, unido a ellos. El anillo de costura anular sirve como anclaje para las suturas mediante las cuales se une la válvula al paciente. Se han utilizado diversos diseños de stents en un continuo esfuerzo por hacer que la implantación de válvulas sea más simple y más eficiente. Inevitablemente, sin embargo, un stent limita las interacciones con la dinámica de la pared aórtica y tiende a inhibir el movimiento natural de la válvula. Esto da lugar a gradientes transvalvulares post-operatorios, con una carga de trabajo adicional resultante sobre el corazón. Además, un stent provoca una reducción en el tamaño de la válvula bioprotésica que puede ser colocada en una localización particular, ya que el stent y el puño de costura ocupan espacio, que de otro modo estaría disponible para el flujo sanguíneo.

Las válvulas sin stent han demostrado tener una mejor función hemodinámica que las válvulas con stent. Esto es debido a que las válvulas sin stent son directamente cosidas en los tejidos del hospedador, sin necesidad de una estructura extraña, tal como un puño de costura. Dichas estructuras extrañas comprometen la hemodinámica de manera inevitable. Las válvulas sin stent guardan un estrecho parecido a las válvulas nativas en su aspecto y función y se basan en los tejidos del paciente para suministrar el soporte estructural normalmente aportado por un stent. El principal inconveniente de las válvulas sin stent ha sido su dificultad de implantación. Las válvulas sin stent requieren sutura tanto de flujo hacia el interior como de flujo hacia el exterior y los médicos cualificados para implantar válvulas con stent pueden carecer del entrenamiento quirúrgico y de la experiencia necesaria para la implantación de válvulas sin stent.

Algunos fabricantes de válvulas bioprotésicas han intentado desarrollar métodos y materiales para facilitar la implantación de válvulas sin stent, incluyendo soportes, técnicas de sutura diferentes o ayudas de sutura. Ninguna de estas aproximaciones ha acortado significativamente los tiempos de implantación sin afectar de forma adversa al rendimiento de la válvula.

Se han formado stents para válvulas bioprotésicas a partir de una variedad de materiales no reabsorbibles, incluyendo metales y polímeros. Con los materiales no reabsorbibles, las características de fatiga a largo plazo del material tienen una importancia crítica. Un uso inusualmente corto o desigual de un material de stent puede necesitar la pronta e indeseable substitución de la válvula. El material seleccionado debe ser también biocompatible y tener las características de estrés/tensión deseadas.

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Se han sugerido o propuesto diversos materiales biodegradables para uso con implantes vasculares o no vasculares. Por ejemplo, Goldberg y col., Patente EE.UU. Nº 5.085.629, describen un stent de infusión biodegradable para uso en el tratamiento de obstrucciones ureterales. Stack y col., Patente EE.UU. Nº 5.306.286, describen un stent absorbible para colocación en un vaso sanguíneo durante la angioplastia coronaria. Duran, Patente EE.UU. Nº 5.376.112, describe un anillo de anuloplastia para ser implantado en el corazón con objeto de funcionar junto con la válvula cardíaca nativa. Duran sugiere (Col. 6, líneas 6-8), sin mayor elaboración, que el anillo de anuloplastia puede ser confeccionado con materiales reabsorbibles.

Los stents de la técnica anterior están diseñados primariamente para mantener una permeabilidad de flujo fluido durante un período de tiempo seleccionado. Estos stents no están diseñados para soportar un tejido secundariamente funcional, tal como un aparato de válvula. Así, la técnica anterior no muestra o sugiere que los stents de válvulas cardíacas, con su configuración y requerimientos de estrés/tensión particulares, puedan ser confeccionados de materiales biorreabsorbibles.

Resumen de la invención

La invención se relaciona con una válvula cardíaca bioprotésica consistente en un injerto de tejido valvular asegurado a un stent de válvula cardíaca reabsorbible biocompatible. El stent facilita la unión quirúrgica de la válvula cardíaca bioprotésica con el tejido cardíaco receptor de la válvula de un paciente cardíaco. Es importante el hecho de que el stent es reabsorbido operativamente por el paciente tras la curación substancialmente completa de dicha válvula cardíaca con dicho tejido cardíaco receptor de la válvula. Es decir, que el material del stent se destruye y reabsorbe o metaboliza por el organismo del paciente hasta el punto de que el stent ya no contribuye substancialmente a la estructura o la función de la bioprótesis implantada.

El injerto de tejido valvular de la válvula cardíaca bioprotésica puede adaptarse para funcionar en las posiciones de las válvulas aórtica, mitral, tricúspide o pulmonar del corazón. Más aún, el stent de la presente invención puede tener una estructura de stent de tipo vaina o de tipo marco de configuración generalmente anular, estando adaptado el contorno de cualquiera de las estructuras a la forma del injerto de tejido valvular.

La vaina o marco puede consistir en un polímero reabsorbible biocompatible, incluyendo, sin limitación, dextrano, hidroxietilalmidón, gelatina, derivados de gelatina, polivinilpirrolidona, alcohol polivinílico, poli[N-(2-hidroxipropil)metacrilamida], poliglicoles, poliésteres, poli(ortoésteres), poli(éster-amidas) y polianhídridos. Los poliésteres pueden incluir sin limitación poli(hidroxiácidos) y sus copolímeros, poli([épsilon]caprolactona), poli(ácido dimetilglicólico) y poli(hidroxibutirato). Más preferiblemente, el polímero consiste en ácido D,L-poliláctico, ácido L-poliláctico o ácido glicólico, o copolímeros de ácido D,L-poliláctico, ácido L-poliláctico y ácido glicólico.

Se puede fabricar un stent de tipo vaina o de tipo marco de la presente invención para que tenga una rigidez no uniforme con objeto de que se adapte a las características estructurales y funcionales de un injerto valvular particular. Más aún, se puede dotar a un material polimérico de un stent reabsorbible de la presente invención con uno o más modificadores de la respuesta biológica. Los modificadores de la respuesta biológica pueden incluir, sin limitación, moléculas de adhesión celular, factores de crecimiento y factores de diferenciación.

La válvula cardíaca bioprotésica de la invención puede ser usada para tratar a un paciente que tenga una válvula aórtica defectuosa, disponiendo de una válvula cardíaca bioprotésica como se ha descrito antes e implantando quirúrgicamente la válvula cardíaca en el corazón del paciente. La invención es aplicable a pacientes que requieren implantación de una válvula cardíaca bioprotésica adaptada para funcionar en las posiciones de las válvulas aórtica, mitral, tricúspide o pulmonar del corazón.

Breve descripción de las figuras

La Fig. 1 es una vista en perspectiva de una válvula cardíaca bioprotésica de la presente invención consistente en un injerto valvular porcino y un stent de tipo vaina reabsorbible.

La Fig. 2 es una vista en perspectiva de un stent de tipo vaina reabsorbible de la presente invención visto aisladamente de un tejido de injerto valvular.

La Fig. 3 representa un stent de tipo marco usado en la presente invención.

Descripción detallada

Las válvulas cardíacas protésicas de la presente invención crean una nueva clase de válvulas cardíacas implantables, que reúnen los beneficios de las válvulas con stent y sin stent. Utilizando el stent y la válvula cardíaca de la presente invención, el cirujano puede implantar una válvula bioprotésica usando un procedimiento relativamente simple, comparable al utilizado para las válvulas con stent. A lo largo del tiempo, el stent se reabsorbe, aportando así los beneficios hemodinámicos ahora observados con las válvulas sin stent. Los pacientes se benefician adicionalmente de tiempos de clampaje cruzado y de bypass reducidos, así como de la mejora en la calidad de vida que resulta de una mejor hemodinámica.

El stent reabsorbible sirve para soportar la válvula bioprotésica y proporciona una estrecha aproximación de la válvula y de las estructuras hospedadoras adyacentes, permitiendo un rápido crecimiento del tejido hacia el interior y una remodelación efectiva del tejido por el hospedador. El stent reabsorbible proporciona un andamiaje mecánico que facilita la implantación con un mínimo de sutura en la cara de flujo hacia el exterior de la válvula. Esto proporciona una abertura y cierre relativamente natural de las laminillas de la válvula sin prolapso o fugas perivalvulares. Preferiblemente, el stent tiene el mínimo grosor posible permitido por el material reabsorbible particular usado para la construcción, posibilitando el uso de la válvula bioprotésica más grande posible para el implante.

El stent reabsorbible tiene propiedades mecánicas suficientes para soportar la válvula durante la implantación y durante el período de curación post-implante, permitiendo al mismo tiempo mantener la función de las estructuras adyacentes, por ejemplo la aorta. Preferiblemente, el stent tiene suficiente flexibilidad, de tal forma que el rendimiento nativo de las estructuras hospedadoras adyacentes (v.g., aorta) y de las comisuras de la válvula no se reducen significativamente.

Preferiblemente, el material biorreabsorbible del stent se degrada, después de la implantación, a un ritmo que permite una buena incorporación de tejido, pero que también da lugar a suficiente reabsorción dentro del período post-operatorio normal, aproximadamente 4-6 meses. Se puede emplear una variedad de materiales biocompatibles reabsorbibles, por ejemplo polímeros, para la fabricación del stent de la presente invención. Homopolímeros y copolímeros tales como los descritos en la patente EE.UU. Nº 5.412.068 son apropiados para los stents reabsorbibles de la presente invención. Otros polímeros incluyen, sin limitación, dextrano, hidroxietilalmidón, gelatina, derivados de gelatina, polivinilpirrolidona, alcohol polivinílico, poli[N-(2-hidroxipropil)metacrilamida], poliglicoles, poliésteres, poli(ortoésteres), poli(éster-amidas) y polianhídridos. Preferiblemente, los stents de la presente invención son confeccionados con poliésteres tales como poli(hidroxiácidos) y copolímeros de los mismos, poli(e-caprolactona), poli(ácido dimetilglicólico) o poli(hidroxibutirato).

Más preferiblemente, los stents son fabricados con polímeros de ácido D,L-poliláctico, ácido L-poliláctico o ácido glicólico o copolímeros (dos o más) de ácido D,L-poliláctico, ácido L-poliláctico y ácido glicólico. Dichos polímeros pueden ser fabricados y configurados como se describe, por ejemplo, en la Patente EE.UU. Nº 5.133.755.

Será evidente para el experto medio en la técnica que se pueden seleccionar materiales biorreabsorbibles particulares para atender necesidades de pacientes particulares. Por ejemplo, se pueden seleccionar polímeros que se reabsorban en el intervalo normal de 4-6 meses al que se ha hecho referencia antes, pero se pueden seleccionar otros polímeros que se reabsorban en intervalos más cortos o más largos. Las variaciones en los tiempos seleccionados para la reabsorción pueden depender, por ejemplo, de la salud global del paciente, de variaciones en las reacciones inmunes anticipadas del paciente al implante, del sitio de implantación y de otros indicios clínicos evidentes para el experto en la técnica.

Preferiblemente, el stent reabsorbible fabricado tiene una porosidad interconectada abierta que permite la rápida estabilización del coágulo y el posterior crecimiento del tejido hacia el interior. El stent reabsorbible poroso puede ser fabricado usando cualquiera de una variedad de procedimientos conocidos para quienes tienen conocimientos medios en la técnica, incluyendo un procedimiento de "replamineforme", un procedimiento de replicación positiva o procedimientos de tejidos comunes.

El procedimiento de replamineforme conlleva la infiltración de una estructura inorgánica porosa (típicamente, carbonato de calcio) con cera, la disolución del carbonato de calcio, la adición del monómero o mezcla de monómeros apropiados, la polimerización de los monómeros y finalmente el aumento de la temperatura para retirar la cera. Véase, por ejemplo, Hiratzka y col., Arch. Surgery 114: 698-702 (1979). Este procedimiento da una copia positiva de la estructura inorgánica porosa. Se pueden hacer copias negativas o vaciados de la estructura inorgánica porosa llenando los poros con un polímero seleccionado y disolviendo luego la matriz inorgánica (v.g., carbonato de calcio) como etapa final. Lo que queda tras completarse las etapas de vaciado positivo o negativo del procedimiento de replamineforme es un polímero con porosidad definida.

Se describe un procedimiento de replicación positiva, por ejemplo, en Jamshidi y col., Resorbable Structured Porous Materials in The Healing Process of Hard Tissue Defects, ASAIO 34: 755-60 (1988). En principio, un procedimiento de replicación positiva es muy similar al procedimiento de replamineforme.

En otra realización alternativa, también se puede introducir porosidad mezclando el polímero con partículas de un rango de tamaño específico (v.g., 20 a 300 micras de diámetro) y disolviendo luego esas partículas durante una etapa final del proceso de fabricación. Por ejemplo, se pueden incorporar cristales de cloruro de sodio a un polímero o copolímero añadiendo cristales de la sal a una solución de polímero disuelto. Tras evaporar el solvente, recocer el polímero o copolímero por calentamiento y enfriar a velocidades controladas, los cristales de cloruro de sodio pueden lixiviarse usando agua. Esto deja una matriz polimérica porosa. La porosidad y el tamaño de poro pueden ser controlados variando la concentración y el tamaño de los cristales. Véase, por ejemplo, Hubbell y Langer, Chem. & Engineering News, 13 de Marzo de 1995, páginas 47-50.

La porosidad abierta de los stents reabsorbibles antes descritos proporciona un andamiaje para el crecimiento interno celular. Para facilitar el crecimiento interno de células huésped u otras células antes o después de la implantación, se pueden incorporar una variedad de modificadores de la respuesta biológica a la estructura del stent reabsorbible. Las moléculas de los modificadores de la respuesta biológica pueden copularse covalente o no covalentemente a las diversas superficies internas y externas que definen la porosidad del stent reabsorbible, o pueden incorporarse directamente en el material reabsorbible durante, por ejemplo, el proceso de polimerización. En este último caso, el modificador de la respuesta biológica se libera lentamente a medida que se reabsorbe el stent.

Como modificadores de la respuesta biológica apropiados, se pueden incluir, por ejemplo, moléculas de adhesión celular, citokinas, incluyendo factores de crecimiento, y factores de diferenciación. Las células de mamífero, incluyendo aquellos tipos celulares útiles o necesarios para poblar el stent reabsorbible de la presente invención, son dependientes del anclaje. Es decir, que dichas células requieren un substrato sobre el cual migrar, proliferar y diferenciarse.

Se pueden incorporar moléculas de adhesión celular ("CAM") en el stent reabsorbible para estimular la unión celular, que es crítica para la función celular normal. Diversas CAM útiles para incorporación incluyen, sin limitación, fibronectina, vitronectina, fibrinógeno, colágeno y laminina. Véanse, por ejemplo, Beck y col., J. FASEB 4: 148-160 (1990), y Ruoslahti y col., Science 238: 491-97 (1987). La actividad de unión celular ha sido aislada a secuencias específicas de aminoácidos (aquí expresadas con código estándar de una sola letra), por ejemplo RGD en el caso de la fibronectina, del fibrinógeno, del colágeno, de la osteopontina y de otras; REDV de la fibronectina e YIGSR de la laminina. Hubbell y col., Bio/Technology 9: 586-72 (1991); Humphries y col., J. Cell Biol. 103: 2637-47 (1986), y Graf y col., Cell 48: 989-96 (1987). Otros ejemplos de dominios de unión celular incluyen los dominios de unión a heparina de la fibronectina, péptidos que contienen KQAGDV y GPRP del fibrinógeno y péptidos que contienen EILDV de la fibronectina. Hynes y col., Cell 69: 11-25 (1992); Loike y col., Proc. Natl. Acad. Sci. USA 88: 1044-48 (1991). Así, se puede incorporar cualquier molécula que contenga péptidos de unión celular funcional como CAM para las células sembradas sobre, o que migran hacia, el stent reabsorbible en la estructura del stent durante o después de la fabricación.

También se puede fabricar el stent biorreabsorbible de forma que tenga una estructura que lleve a la formación de un coágulo sanguíneo estabilizado tras la implantación. Éstos incluyen, sin limitación, stents con relativamente alta porosidad, es decir, con un área superficial interna relativamente alta. Alternativamente, se puede inducir la formación del coágulo estabilizado por inclusión de agentes químicos, v.g., coagulantes, en la estructura del stent como se ha descrito antes. La inducción de la formación de una capa de coágulo estabilizado sobre la superficie tras la implantación facilita el crecimiento interno celular y la curación, funcionando potencialmente la capa de coágulo como matriz provisional para la curación, comparable a lo que ocurre durante la reparación normal de los vasos. Van Der Lei y col., Int. Angiol. 10: 202-08 (1991), por ejemplo, describieron la pobre curación de prótesis expandidas de politetrafluoroetileno en general, pero también describieron el éxito en la estimulación de la completa curación induciendo la formación de una capa de coágulo sobre la superficie del injerto tras la implantación.

Se puede facilitar aún más el crecimiento interno celular mediante el uso de factores de crecimiento, incluyendo, sin limitación, los factores de crecimiento de los fibroblastos, incluyendo el ácido (1), el básico (2) y los FGF 3 a 9; los factores de crecimiento derivados de plaquetas, incluyendo PDGF, PDGF-AA, PDGF-BB y PDGF-AB; los factores de crecimiento transformante (\beta1-\beta5); los factores de crecimiento epidérmico, incluyendo el EGF de unión a heparina, el factor de crecimiento transformante a y otros miembros de la familia de los factores de crecimiento epidérmico; los factores de crecimiento de tipo insulina I y II; el factor de crecimiento celular endotelial derivado de plaquetas, y el factor de crecimiento endotelial vascular. Estos factores han mostrado estimular la migración celular (útil para atraer la(s) población(es) celular(es) apropiada(s) al stent), la proliferación (replicación celular) y la síntesis de proteínas (requerida para la producción de matriz extracelular a medida que las células recién alojadas en su interior remodelan la estructura reabsorbente del stent). Se puede añadir albúmina a un factor de crecimiento particular para aumentar su efectividad. Murray y col., Cancer Drug Delivery 1: 119 (1984).

Otros modificadores de la respuesta biológica que pueden ser incorporados al stent reabsorbible de la presente invención incluyen, sin limitación, polisacáridos, mucopolisacáridos, glicoproteínas y glicosaminoglicanos, tales como el ácido hialurónico, la condroitina, el condroitin-4-sulfato, el dermatán sulfato, el queratán sulfato, la heparina, el heparansulfato, el alginato, la poli-D-lisina, la laminina y el colágeno de los tipos I, III y IV. Será evidente para el experto medio en la técnica que se pueden emplear variaciones en los modificadores de la respuesta biológica individuales o en combinaciones de modificadores de la respuesta biológica para adecuarse a los requerimientos de tipos celulares particulares, materiales de stents, configuraciones de stents, sitios de implantación y necesidades de los pacientes.

Haciendo ahora referencia a las Figuras, se puede confeccionar una válvula cardíaca bioprotésica con un stent reabsorbible de forma que tenga un aspecto muy similar a la válvula actual Toronto SPV® (véase, v.g., la Fig. 1), comercializada por St. Jude Medical Inc., St. Paul, Minnesota. La válvula Toronto SPV® está diseñada para implantación en la posición de la válvula aórtica. Véase, por ejemplo, David y col., J. Heart Valve Dis. 1: 244-48 (1992). El experto en la técnica apreciará, sin embargo, que el stent de la presente invención es aplicable a cualquier válvula cardíaca que haya sido adaptada o sea adaptable a una configuración con stent.

Tal como se representa en la Fig. 1 y en la Fig. 2, la válvula 10 consiste en un stent reabsorbible 12 y un injerto valvular 14 adaptados para implantación en la posición aórtica. Típicamente, el injerto constituiría un xenoinjerto porcino entrecruzado. Sin embargo, el stent puede ser usado para soportar injertos de otras especies y, cuando sea apropiado, puede proporcionar soporte para un homoinjerto.

El injerto 14 tiene tres laminillas 16, 18 y 20 que se encuentran a lo largo de las comisuras 22. El stent reabsorbible 12 puede tener una vaina con contorno adaptado a la superficie externa del injerto valvular, según se representa en la Fig. 1. En esta configuración, el stent 12 consiste en una base generalmente anular 24 y una tríada de soportes de comisura 26, 28 y 30 que se proyectan axialmente y espaciados circunferencialmente, que se comunican en sus extremos inferiores espaciados por porciones de conexión curvadas 32.

El material reabsorbible del stent 12 es preferiblemente flexible, permitiendo la flexión hacia dentro y hacia fuera de los soportes de comisura 26, 28 y 30, así como la deformabilidad limitada de la base 24. Preferiblemente, la flexibilidad del stent 12 es seleccionada y fabricada para aproximarse a la del injerto valvular y su estructura de soporte nativa. Según se desee, la rigidez del stent (que refleja la flexibilidad) puede variar de un punto a otro del stent, es decir, que el stent puede ser de rigidez no uniforme. Por ejemplo, el stent puede ser fabricado con un polímero reabsorbible, de tal forma que la base 24 sea más o menos rígida que los soportes de comisura 26, 28 y 30. Alternativamente, la rigidez del material del stent polimérico reabsorbible puede variar de forma continua de una región del stent 12 a otra región, o puede variar en múltiples incrementos graduales de una región a otra.

El stent de tipo vaina biorreabsorbible 12 es preferiblemente unido al injerto valvular 14 usando una técnica de sutura continua similar a la usada para unir un paño de poliéster no reabsorbible a la válvula actual Toronto SPV®. Haciendo referencia a la Fig. 1, las suturas 34 se encuentran a lo largo de todos los bordes de flujo hacia el interior 36 y de flujo hacia el exterior 38 de la válvula 10 para asegurar la adecuada unión del stent 12 al injerto valvular 14. Otras técnicas, incluyendo las técnicas sin sutura, son adaptables a la unión del stent de tipo vaina al injerto valvular. Éstas incluyen, sin limitación, la soldadura inducida por láser del stent reabsorbible al injerto valvular.

En una realización alternativa representada en la Fig. 3, la invención consiste en un stent de tipo marco 40. El marco tiene un contorno que se conforma a la forma de un injerto valvular. En la realización representada en la Fig. 3, el marco está adaptado para su uso con una válvula similar en configuración a la válvula actual Toronto SPV®. El experto en la técnica apreciará, sin embargo, que el stent de tipo marco 40 puede tener una amplia gama de formas para conformarse a cualquier configuración de injerto valvular seleccionada.

Tal como se representa en la Fig. 3, el stent 40 tiene un miembro de marco flexible alargado 42 de configuración global generalmente anular. El miembro de marco 42 puede ser de sección transversal generalmente circular, o puede ser de sección transversal oval o aplanada. El miembro de marco 42 está formado de manera que define una tríada de soportes de comisura 44, 46 y 48 que se proyectan axialmente y que están circunferencialmente espaciados. Como se muestra en la Fig. 3, cada soporte de comisura tiene una configuración generalmente en forma de U, con patas 50 que se doblan uniformemente en sus extremos inferiores espaciados con porciones de conexión curvadas 52.

El material reabsorbible del miembro de marco 42 es preferiblemente flexible, permitiendo la flexión hacia dentro y hacia fuera de los soportes de comisura 44, 46 y 48, así como la deformabilidad limitada del stent de tipo marco 40 en conjunto. Preferiblemente, la flexibilidad del miembro de marco 42 es seleccionada y fabricada para aproximarse a la del injerto valvular y su estructura de soporte nativa. Según se desee, la rigidez del stent de tipo marco 40 (que refleja la flexibilidad) puede variar de un punto a otro sobre el stent, es decir, que el stent 40 puede ser de rigidez no uniforme. Por ejemplo, se puede fabricar el stent con un polímero reabsorbible, de tal forma que las porciones de conexión curvadas 52 sean más o menos rígidas que las patas 50. Alternativamente, la rigidez del material del stent polimérico reabsorbible puede variar de forma continua de una región del stent 40 a otra región, o puede variar en múltiples incrementos graduales de una región a otra.

El stent de tipo marco biorreabsorbible es preferiblemente unido al injerto valvular usando una sutura enrollable alrededor del marco, pasando la sutura a través del tejido del injerto valvular con cada vuelta. Como con el stent reabsorbible de tipo vaina, el stent de tipo marco puede unirse al injerto valvular mediante otros procedimientos, incluyendo, sin limitación, la soldadura inducida por láser.

Tanto en los casos de stents de tipo vaina como en los de tipo marco de la presente invención, cualquier sutura usada para la unión a un injerto valvular y al paciente pueden ser biorreabsorbibles. Preferiblemente, la velocidad de reabsorción de las suturas es similar a la del stent.

Una válvula cardíaca bioprotésica con un stent reabsorbible de la presente invención es implantable con una variedad de técnicas quirúrgicas apropiadas para la configuración del tejido valvular y el stent y para el sitio de implantación. Estos procedimientos quirúrgicos serán evidentes para el experto en la técnica y pueden incluir, sin limitación, técnicas de implantación subcoronaria similares a las usadas para las técnicas de implante de válvulas de homoinjertos hecho a pulso. Dichas técnicas están descritas, por ejemplo, en R.A. Hopkins, Cardiac Reconstructions with Allograft Valves, Springer-Verlag (1989), páginas 97-122. En general, se pone una serie de suturas interrumpidas alrededor del anillo de tejido. Se hace descender entonces a la válvula sobre las suturas y se liga en posición. A continuación de esto, se colocan suturas de fijación en las comisuras para estabilizarlas en el tejido hospedador adyacente, v.g., la pared aórtica. Se cierra entonces la incisión cardiovascular (v.g., aortotomía) y se reinicia el
corazón.

Con la válvula bioprotésica y el stent reabsorbible de la presente invención, los tiempos de clampaje cruzado para la implantación se aproximarán a los requeridos con las válvulas con stent actuales, en donde el stent consiste en materiales no reabsorbibles. Esto abre los procedimientos de válvulas "sin stent" a cirujanos menos expertos, quienes de otro modo pueden no tener la experiencia técnica para manipular una técnica quirúrgica más exigente de válvulas sin stent típica. Así, más pacientes reciben el beneficio hemodinámico de un implante de válvula "sin stent".

La descripción detallada que antecede ha sido facilitada para una mayor comprensión de la invención únicamente y no se ha de entender a partir de ella ninguna limitación innecesaria, ya que algunas modificaciones serán evidentes para los expertos en la técnica sin desviarse del alcance de las reivindicaciones adjuntas.

Claims (14)

1. Una válvula cardíaca bioprotésica (10) consistente en un injerto de tejido valvular (14) asegurado a un stent de válvula cardíaca reabsorbible biocompatible (12) para formar dicha válvula cardíaca bioprotésica (10), facilitando dicho stent (12) la unión quirúrgica de dicha válvula cardíaca bioprotésica (10) con el tejido cardíaco receptor de la válvula de un paciente cardíaco, donde dicho stent consiste en una vaina o marco cuyo contorno se adapta a la forma de dicho injerto de tejido valvular y dicho stent es operativamente reabsorbido por dicho paciente tras la curación substancialmente completa de dicha válvula cardíaca con dicho tejido cardíaco receptor de la válvula.

2. Una válvula cardíaca bioprotésica (10) según la reivindicación 1, donde el stent adopta la forma de una vaina cuyo contorno se adapta a la forma de dicho injerto de tejido valvular.

3. Una válvula cardíaca bioprotésica (10) según la reivindicación 1, donde el stent adopta la forma de un marco anular cuyo contorno se adapta a la forma de dicho injerto de tejido valvular.

4. Una válvula cardíaca bioprotésica (10) según cualquier reivindicación precedente, donde la vaina o el marco consisten en un polímero reabsorbible compatible.

5. Una válvula cardíaca bioprotésica (10) según la reivindicación 4, donde dicho polímero es seleccionado entre dextrano, hidroxietilalmidón, gelatina, derivados de gelatina, polivinilpirrolidona, alcohol polivinílico, poli[N-(2-hidroxipropil)metacrilamida], poliglicoles, poliésteres, poli(ortoésteres), poli(éster-amidas), polianhídridos, ácido D,L-poliláctico, ácido L-poliláctico, ácido glicólico y copolímeros de ácido D,L-poliláctico, ácido L-poliláctico y ácido glicólico.

6. Una válvula cardíaca bioprotésica (10) según la reivindicación 5, donde dichos poliésteres son seleccionados entre poli(hidroxiácidos) y copolímeros de los mismos, poli([épsilon]-caprolactona), poli(ácido dimetilglicólico) y poli(hidroxibutirato).

7. Una válvula cardíaca bioprotésica (10) según cualquier reivindicación precedente, donde dicha vaina o marco tiene una rigidez no uniforme.

8. Una válvula cardíaca bioprotésica (10) según las reivindicaciones 4 a 7, donde dicho polímero está provisto de uno o más modificadores de la respuesta biológica.

9. Una válvula cardíaca bioprotésica (10) según la reivindicación 8, donde dichos uno o más modificadores de la respuesta biológica son seleccionados entre moléculas de adhesión celular, factores de crecimiento y factores de diferenciación.

10. Una válvula cardíaca bioprotésica (10) según cualquier reivindicación precedente, donde el stent (12) tiene una porosidad interconectada abierta.

11. Una válvula cardíaca bioprotésica (10) según cualquier reivindicación precedente, donde dicho injerto de tejido valvular está adaptado para funcionar en la posición de la válvula aórtica del corazón.

12. Una válvula cardíaca bioprotésica (10) según las reivindicaciones 1 a 10, donde dicho injerto de tejido valvular está adaptado para funcionar en la posición de la válvula mitral del corazón.

13. Una válvula cardíaca bioprotésica (10) según las reivindicaciones 1 a 10, donde dicho injerto de tejido valvular está adaptado para funcionar en la posición de la válvula tricúspide del corazón.

14. Una válvula cardíaca bioprotésica (10) según las reivindicaciones 1 a 10, donde dicho injerto de tejido valvular está adaptado para funcionar en la posición de la válvula pulmonar del corazón.