El sirolimus y el paclitaxel fueron los 2 fármacos antiproliferativos utilizados inicialmente en los SFA de primera generación: respectivamente, CYPHER (Cordis, Milpitas, California, Estados Unidos) y TAXUS (Boston Scientific; Marlborough, Massachusetts, Estados Unidos). Ambos eran de acero inoxidable, tenían un grosor de los struts > 130 μm y se han evaluado en numerosos ensayos controlados y aleatorizados (ECA) (tabla 1)4, que han mostrado una reducción significativa de la RES, la pérdida de luz tardía y la tasa de revascularización de la lesión/vaso diana en comparación con los SM7,9,10. El entusiasmo inicial se vio alterado en 2006 cuando Camenzind publicó un metanálisis que indicaba un aumento del riesgo de muerte e infarto de miocardio (IM) relacionado con la trombosis del stent (TS) tardía y muy tardía11, relacionada posiblemente con un retraso de la endotelización secundario a la liberación del fármaco antiproliferativo y una reacción de hipersensibilidad contra el recubrimiento de polímero. La TS muy tardía, aunque actualmente se acepta que es una posible complicación de los SFA de primera generación, es una entidad muy poco frecuente, y numerosos metanálisis y registros han aportado datos tranquilizadores respecto al uso de estos dispositivos12.

En los SFA de segunda generación, la plataforma se sustituyó por aleaciones metálicas (es decir, cobalto-cromo o platino-cromo), lo que permitió una reducción del grosor de los struts y una mayor flexibilidad (tabla 2). Los polímeros se hicieron de nuevas moléculas más biocompatibles, como zotarolimus, everolimus y novolimus (los fármacos de la familia limus), con una liberación del fármaco más rápida y, por lo tanto, una cobertura endotelial más temprana.

Tabla 2.

Actuales stents farmacoactivos de segunda generación con polímero duradero, con polímero biodegradable y sin polímero

Fabricante	Nombre	Diseño	Aleación de la plataforma	Grosor de los struts	Tipo de polímero y grosor	Fármaco	ECA
SFA con polímero duradero
Medtronic	Endeavor		MP35N Cobalto-cromo (Driver)	91 μm	PC (4,1 μm)	Zotarolimus	ENDEAVOR IV [NCT00217269]
	Resolute		MP35N Cobalto-cromo (Driver)	91 μm	BioLinx (4,1 μm)	Zotarolimus	RESOLUTE [NCT00248079]
Abbot Vascular	Familia XIENCE*		L605 Cobalto-cromo (Vision)	81 μm	PBMA, PVDF-HPF (7,6 μm)	Everolimus	SPIRIT I-V [NCT00180453; NCT00180310; NCT00180479NCT00307047; NCT01171820]
Boston Scientific	Promus PREMIERE		Platino-cromo (Omega)	81 μm	PBMA, PVDF-HFP (6 μm)	Everolimus	PLATINUM [NCT00823212]
SFA con polímero biodegradable o sin polímero
Biosensors International	BioMatrix Flex		Acero inoxidable (Juno)	112 μm	AP (10 μm)	Umirolimus (Biolimus-A9)	LEADERS [NCT00823212]
	BioFreedom		Acero inoxidable (Juno)	112 μm	Ninguno	Umirolimus (Biolimus-A9)	LEADERS FREE [NCT01623180]
Biotronik	Orsiro		L605 Cobalto-cromo (Pro-kinetic)	61 μm	Poli-L-lactato (BIOlute) (7,5 μm)	Sirolimus	BIOFLOW [NCT02389946]
Terumo	Nobori		Acero inoxidable (Gazelle)	125 μm	AP (20 μm)	Umirolimus (Biolimus-A9)	NEXT [NCT01303640]
Boston Scientific	SYNERGY		Platino-cromo	74 μm	Poli-D,L-lacto-coglucolato (4 μm)	Everolimus	EVOLVE [NCT01665053]

AP: ácido poliláctico; BIOlute: poli-L-lactato bioabsorbible liberadora de un fármaco limus; ECA: ensayo controlado y aleatorizado; HFP: hexafluoropropileno; L605: cobalto-cromo-tungsteno-níquel; MP35N: níquel, cobalto, cromo y molibdeno; PBMA: poli-(n-butilmetacrilato); PC: fosforilcolina; PVDF: fluoruro de polivinilideno.

*

La familia XIENCE incluye: XIENCE V, XIENCE nano, XIENCE PRIME, XIENCE PRIME LL, XIENCE Xpedition, XIENCE Xpedition SV, XIENCE Xpedition LL y XIENCE Alpine.

La seguridad y la eficacia de los SFA de segunda generación se han evaluado en numerosos ECA, que han mostrado reducciones significativas de las tasas de IM, revascularización de la lesión diana y TS en comparación con los SFA de primera generación13–15. Como consecuencia de estos avances clínicos, los SFA de segunda generación han pasado a ser los más ampliamente utilizados en todo el mundo, y actualmente se acepta su uso como tratamiento percutáneo de elección para la EC, tras haber sustituido por completo a los SM y los SFA de primera generación (tabla 1)16. Sin embargo, a pesar de los importantes perfeccionamientos técnicos, sigue habiendo motivos de preocupación respecto a su seguridad a largo plazo. La TS tardía y muy tardía se redujo, con una incidencia inferior al 1% a 5 años, lo cual es inferior a la que se producía con los SM, pero continúa siendo motivo de preocupación, dado que conlleva la necesidad de TAPD durante 1 año e incluso más17,18. La persistencia de eventos tardíos y el intento de reducir al mínimo la duración y la intensidad del TAPD han impulsado el desarrollo de los dispositivos de tercera generación.

La cubierta de polímero interviene en la patogenia del fallo del stent a largo plazo, al desencadenar un posible estímulo inflamatorio crónico causante de un retraso en el recubrimiento endotelial y TS. Así pues, se ha desarrollado una nueva estrategia para eliminar las complicaciones que se producen como consecuencia del polímero que ha conducido a los SFA sin polímero, que teóricamente pueden evitar estos efectos negativos a largo plazo, con lo que se reduce la tasa de TS y permite un TAPD más breve.

Sin embargo, dado que el polímero no solo actúa como portador del fármaco, sino que también modula su liberación, el desarrollo de los SFA sin polímero requería una nueva tecnología para mantener sin un vehículo de polímero la suficiente concentración del fármaco antiproliferativo con el paso del tiempo (tabla 2).

Por consiguiente, se modificó la superficie metálica del stent para que fuera porosa (poros de 5-15 nm) y se cargó el fármaco antiproliferativo directamente en esos poros durante el proceso de fabricación del SFA. Sin embargo, la liberación del fármaco era difícil de controlar y en algunos ECA pequeños, aunque se demostró la no inferioridad, no se documentó una mejora de los resultados clínicos en comparación con los SFA de segunda generación19. El fármaco puede transportarse también por nanopartículas en un compuesto de matriz, lo que puede facilitar la penetración más profunda del fármaco en las paredes vasculares en las que se produce una elución rápida (stent Cre8, CID Vascular; Saluggia, VC, Italia; y BioFreedom, Biosensors; Morges, Suiza) o puede aplicarse en microgotas mediante cristalización (VESTAsync, MIV therapeutics, Vancouver, Canadá). Hasta la fecha hay pocos ECA que hayan evaluado el rendimiento de los SFA sin polímero y serán necesarios ensayos más grandes sobre la eficacia y la seguridad a largo plazo. Otros stents de tercera generación parecen alcanzar el mismo objetivo con pequeñas manchas de polímero biodegradable en la superficie abluminal del stent (SYNERGY, Boston Scientific; Minneapolis, Minnesota, Estados Unidos).

Los SFA recubiertos de polímeros biodegradables (como PLLA) pueden aportar las ventajas de un SFA convencional en la fase inicial y comportarse como un SM en fases posteriores.

La degradación del polímero bioabsorbible se produce simultáneamente a la liberación controlada del fármaco antiproliferativo en la fase inicial tras el implante. Tras la liberación completa del fármaco y la biodegradación del polímero, en la arteria coronaria solo queda la plataforma metálica (tabla 2). Actualmente se usan varios polímeros bioabsorbibles que difieren en su biocompatibilidad, el tiempo de degradación y su distinta repercusión en la función endotelial, el crecimiento de las células de músculo liso y la trombogenicidad20,21.

A pesar de las ventajas teóricas y de los resultados iniciales alentadores, que muestran menores tasas de TS muy tardía que los SFA de primera generación y no inferioridad en eficacia y seguridad en comparación con los SFA de segunda generación, son necesarios resultados a largo plazo22,23.

La preocupación existente sobre los eventos adversos tardíos relacionados con la persistencia de las plataformas metálicas en el vaso coronario ha generado durante la última década cierto interés por la tecnología de stents totalmente bioabsorbibles, y es posible que esto constituya la cuarta revolución en la cardiología intervencionista. El fundamento que subyace a su uso consiste en crear un sostén mecánico transitorio en el vaso sanguíneo, con objeto de evitar la reestenosis inmediata y la retracción vascular, y permitir luego que se degrade con el paso del tiempo, con lo que se elimina el riesgo a largo plazo asociado con la presencia de un armazón metálico.

Estos dispositivos, denominados AB, aportan la liberación local del fármaco y el soporte mecánico de un SFA metálico permanente durante los primeros 12 meses y luego se reabsorben por completo al cabo de 24-36 meses, lo cual permite el restablecimiento de un diámetro luminal y una función vasomotora normales a lo largo de los años; de esta forma se elimina posibles fuentes de eventos adversos tardíos, con lo que podría reducirse la necesidad de un TAPD a largo plazo y podría realizarse una revascularización quirúrgica si fuera necesario.

Los AB pueden ser de una aleación metálica (aleación de magnesio o hierro) o una plataforma polimérica de un L-isómero de PLLA, cubierta por un polímero y un fármaco antiproliferativo. El primer AB farmacoactivo se implantó en 1995 y desde entonces se han estudiado aproximadamente 9 AB en ensayos clínicos (primer uso en el ser humano o ECA), pero la FDA o la CE han autorizado el uso solo de algunos, y el dispositivo con el que hay más experiencia y más larga (BVS ABSORB, ABSORB, Abbott; Minneapolis, Minnesota, Estados Unidos) ha sido retirado del mercado.

Cuando se realiza una angioplastia con un AB, la técnica utilizada para el implante, la elección de las lesiones y los pacientes apropiados, la técnica de predilatación y posdilatación y la elección de un TAPD individualizado se consideran cruciales para reducir la incidencia de TS24.

A pesar del optimismo inicial, continúan existiendo retos importantes para los AB de PLLA de primera generación. La fuerza radial de un AB es más débil que la de un SFA, por lo que la retracción puede ser un problema a causa de la rápida absorción. Para superar este problema, el diseño del stent requiere struts gruesos para mantener la fuerza radial, y esto podría conducir a una expansión incompleta y una reducción del diámetro de la luz tras el despliegue25. Los SM bioabsorbibles son cada vez más atractivos, puesto que tienen la posibilidad de superar la limitación de los stents de polímero biodegradable, con mayor fuerza radial y unos struts menos gruesos26.

La generación actual de AB de PLLA ha mostrado al año unas tasas de trombosis del dispositivo y de IM superiores. Estos datos se han confirmado en metanálisis y registros clínicos27 y corresponden principalmente al Absorb BVS, que hasta el momento es el armazón más utilizado y el único que dispone de la marca CE y la aprobación de la FDA. Dada la mayor incidencia de TS observada con el Absorb, Abbott ha limitado recientemente su uso a ensayos clínicos controlados o registros. Todavía queda mucho camino por recorrer antes de que los AB puedan utilizarse sistemáticamente en la práctica clínica.