ES2297530T3 - Revestimientos biologicamente absorbibles para dispositivos implantables basados en amidas de poliester y metodos para fabricar los mismos. - Google Patents

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ES2297530T3 ES04813290T ES04813290T ES2297530T3 ES 2297530 T3 ES2297530 T3 ES 2297530T3 ES 04813290 T ES04813290 T ES 04813290T ES 04813290 T ES04813290 T ES 04813290T ES 2297530 T3 ES2297530 T3 ES 2297530T3
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Abstract

Un artículo médico que comprende un sustrato implantable que tienen un revestimiento, incluyendo el revestimiento el producto polimérico de la reacción entre una diol-diamina y un ácido dicarboxílico, en el que la diol-diamina tiene la estructura de en la que: R es hidrógeno, metilo, isopropilo, sec-butilo, isobutilo, bencilo, metil mercaptoetilo, metilen amida o etilen amida, y x es un número entero entre 2 y 16; en el que el producto polimérico tiene la estructura de en la que: R es hidrógeno, metilo, isopropilo, sec-butilo, isobutilo, bencilo, metil mercaptoetilo, metilen amida o etilen amida, y x es un número entero entre 2 y 16; y es un número entero entre 0 y 16; y n es un número entero entre 35 y 1.100.

Description

Revestimientos biológicamente absorbibles para dispositivos implantables basados en amidas de poliéster y métodos para fabricar los mismos.
Antecedentes 1. Campo de la invención
Esta invención se refiere a revestimientos para dispositivos de suministro de fármacos tales como stents vasculares que liberan fármacos y métodos para producir los mismos.
2. Descripción del estado de la técnica
La angioplastia coronaria transluminal percutánea (ACTP) es un procedimiento para tratar enfermedades cardiacas. Un ensamblaje de catéter que tiene una porción de globo se introduce por vía percutánea en el sistema cardiovascular de un paciente mediante la arteria braquial o femoral. El ensamblaje de catéter se hace avanzar a través de la vasculatura coronoria hasta que la porción del globo se sitúa a través de la lesión oclusiva. Una vez en posición a través de la lesión, el globo se hincha hasta un tamaño predeterminado para comprimir de forma radial la placa aterosclerótica de la lesión para remodelar la pared del lumen. Después se deshincha el globo hasta un perfil más pequeño para permitir retirar el catéter de la vasculatura del paciente.
Un problema asociado con el procedimiento anterior incluye la formación de flap intimal o desgarros del revestimiento arterial que pueden plegarse y ocluir el conducto después de que se deshincha el balón. Además pueden desarrollarse trombosis y reestenosis de la arteria varios meses después del procedimiento, lo que puede requerir otro procedimiento de angioplastia o una operación quirúrgica de by-pass. Para reducir la oclusión parcial o total de la arteria mediante el pliegue del revestimiento arterial y para reducir las posibilidades de desarrollo de trombosis y reestenosis, se implanta un stent en el lumen para mantener la patencia vascular.
Los stents se usan no solamente como una intervención mecánica sino también como un vehículo para proporcionar terapia farmacológica. Como intervención mecánica, los stents actúan como armazones, para mantener abiertos de forma física y, si se desea, para expandir la pared del pasaje. Típicamente, los stents pueden comprimirse de modo que pueden insertarse a través de vasos sanguíneos pequeños mediante catéteres y después expandirse hasta un diámetro mayor una vez que están en la ubicación deseada. Los ejemplos en la bibliografía de patentes que describen stents que se han aplicado en procedimientos de ACTP incluyen los stents ilustrados en la patente de Estados Unidos Nº. 4.733.655 expedida a Palmaz, patente de Estados Unidos Nº. 4.800.882 expedida a Gianturco, y patente de Estados Unidos Nº. 4.886.062 expedida a Wiktor.
Puede conseguirse terapia farmacológica introduciendo medicamentos en los stents. Los stents con medicamentos posibilitan la administración local de una sustancia terapéutica en el sitio deseado. Para proporcionar una concentración eficaz al sitio tratado, la administración sistémica de dicho medicamento produce a menudo efectos secundarios tóxicos o adversos para el paciente. El suministro local es un método de tratamiento preferido debido a que se administran niveles totales más pequeños de medicamento en comparación con las dosificaciones sistémicas, pero que se concentran en un sitio específico. Por lo tanto el suministro local produce menos efectos secundarios y consigue resultados más favorables. Un método propuesto para introducir medicamentos en stents implica el uso de un vehículo polimérico extendido sobre la superficie de un stent. Una solución que incluye disolvente, un polímero disuelto en el disolvente y una sustancia terapéutica dispersada en la mezcla se aplica sobre el stent. Se permite que el disolvente se evapore, dejando sobre la superficie del stent un revestimiento del polímero y la sustancia terapéutica impregnada en el polímero.
Las amidas de poliéster como se describen en la patente de Estados Unidos Nº. 6.503.538 de Chu et al., son una categoría de polímeros muy adecuados para los revestimientos de stent. Las amidas de poliéster son muy biocompatibles y son una matriz eficaz para el suministro de fármacos. Sin embargo, pueden realizarse mejoras a las propiedades de las amidas de poliéster. Por ejemplo, las amidas de poliéster descritas por Chu et al., son demasiado blandas y pegajosas lo que produce que estas amidas de poliéster se adhieran a la superficie del globo. Además, las amidas de poliéster descritas por Chu et al., tienden a fluir durante la esterilización con óxido de etileno (ETO). Por consiguiente, existe la necesidad de poseer amidas de poliéster que incluyan unidades obtenidas de monómeros idénticos o similares a los de la patente de Estados Unidos Nº. 6.503.538 con dureza mejorada, una capacidad aumentada para adherirse a las superficies del globo y un mayor grado de resistencia al arrastre durante un proceso de esterilización con ETO.
Resumen
Se proporciona un artículo médico que comprende un sustrato implantable que tiene un revestimiento, incluyendo el revestimiento el producto polimérico de la reacción entre una diol-diamina y un ácido dicarboxílico en el que la diol-diamina comprende una estructura de
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en la que:
R es hidrógeno, metilo, isopropilo, sec-butilo, isobutilo, bencilo, metil mercaptoetilo, metilen amida, o etilen amida, y
x es un número entero entre 2 y 16.
en el que el producto polimérico comprende una estructura de
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en la que:
R es hidrógeno, metilo, isopropilo, sec-butilo, isobutilo, bencilo, metil mercaptoetilo, metilen amida, o etilen amida, y
x es un número entero entre 2 y 16
y es un número entero entre 0 y 16, y
n es un número entero entre 35 y 1.100.
La diol-diamina, puede ser un producto de condensación de un aminoácido y un diol. Los ejemplos de aminoácidos que pueden usarse para preparar la diol-diamina, incluyen glicina, alanina, valina, isoleucina, leucina, fenilalanina, metionina, asparagina, glutamina, prolina y mezclas de los mismos. Los ejemplos de dioles que pueden usarse para fabricar la diol-diamina incluyen etilenglicol, 1,2-propanodiol, 1,3-propanodiol, 1,4-butanodiol, 1,5-pentanodiol, 1,6-hexanodiol, 1,7-heptanodiol, 1,8-octanodiol, 1,9-nonanodiol, 1,10-decanodiol, 1,11-undecanodiol y 1,12-dodecanodiol y mezclas de los mismos. Los ejemplos de ácidos dicarboxílicos que pueden usarse para reaccionar con la diol-diamina, incluyen ácido oxálico, ácido malónico, ácido succínico, ácido glutárico, ácido adípico, ácido pimélico, ácido subérico, ácido azelaico, ácido sebácico, ácido undecanodioico, ácido dodecanodioico, ácido brasílico, ácido tetradodecanodioico, ácido pentadecanodioico, ácido tápsico y mezclas de los mismos.
Se proporciona un artículo médico que comprende un sustrato implantable que tiene un revestimiento, el revestimiento incluye un copolímero de condensación que tiene la fórmula
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en la que R se selecciona entre un grupo constituido por hidrógeno, metilo, isopropilo, sec-butilo, isobutilo, bencilo, metil mercaptoetilo, metilen amida y etilen amida; x es un número entero que tiene un valor entre 2 y 16; y es un número entero que tiene un valor entre 0 y 16; y n es un número entero que tiene un valor entre 35 y 1.100.
Se proporciona un artículo médico que comprende un sustrato implantable que tiene un revestimiento, el revestimiento incluye un copolímero de condensación que tiene una fórmula
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en la que x es un número entero que tiene un valor entre 2 y 16; y es un número entero que tiene un valor entre 0 y 16; y n es un número entero que tiene un valor entre 35 y 1.100.
Se proporciona un método para fabricar un artículo médico, el método incluye sintetizar un copolímero de condensación y formar un revestimiento que comprende el copolímero sobre al menos una porción de un sustrato implantable, siendo la síntesis del copolímero la reacción de una diol-diamina con un ácido dicarboxílico, en la que la diol-diamina comprende una estructura de
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en la que:
R es hidrógeno, metilo, isopropilo, sec-butilo, isobutilo, bencilo, metil mercaptoetilo, metilen amida, o etilen amida, y
x es un número entero entre 2 y 16;
en el que el producto polimérico comprende una estructura de
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en la que:
R es hidrógeno, metilo, isopropilo, sec-butilo, isobutilo, bencilo, metil mercaptoetilo, metilen amida, o etilen amida,
x es un número entero entre 2 y 16
y es un número entero entre 0 y 16, y
n es un número entero entre 35 y 1.100.
Se proporciona un método para fabricar un artículo médico, el método incluye sintetizar un copolímero de condensación y formar un revestimiento que comprende el copolímero sobre al menos una porción de un sustrato implantable, en el que el copolímero de condensación tiene una fórmula
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en la que R se selecciona entre un grupo constituido por hidrógeno, metilo, isopropilo, sec-butilo, isobutilo, bencilo, metil mercaptoetilo, metilen amida, y etilen amida; x es un número entero que tiene un valor entre 2 y 16; y es un número entero que tiene un valor entre 0 y 16; y n es un número entero que tiene un valor entre 35 y 1.100.
Se proporciona un método para fabricar un artículo médico, el método incluye sintetizar un copolímero de condensación y formar un revestimiento que comprende el copolímero sobre al menos una porción de un sustrato implantable, en el que el copolímero de condensación tiene una fórmula
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en la que x es un número entero que tiene un valor entre 2 y 16; y es un número entero que tiene un valor entre 0 y 16; y n es un número entero que tiene un valor entre 35 y 1.100.
Descripción detallada 1. Términos y Definiciones
Se aplica las siguientes definiciones:
La expresión revestimientos y/o polímeros "biológicamente absorbibles" se define como revestimientos y/o polímeros que pueden degradarse, disolverse y/o erosionarse completamente cuando se exponen a fluidos corporales tales como la sangre y se reabsorben, absorben y/o eliminan gradualmente por el cuerpo. El proceso de disolución y eventual absorción y eliminación del revestimiento y/o polímero puede provocarse, por ejemplo, mediante hidrólisis, acción enzimática, oxidación, fagocitosis, procesos metabólicos, erosión de masa o de superficie o similares.
Cuando se hace referencia a revestimientos y/o polímeros de stent "biológicamente absorbibles" que forman dichos revestimientos del stent, se entiende que después de que el proceso de degradación, disolución, erosión, absorción y/o reabsorción se ha completado, no quedará ningún revestimiento sobre el stent.
La expresión "amida de poliéster" o "PEA" se define como un polímero que tiene al menos un enlace éster (I) y al menos un enlace amida (II):
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La expresión "copolímero de condensación" se define como un copolímero que es un producto de un proceso de policondensación de dos monómeros. "Policondensación" se define de acuerdo con la definición usada por la IUPAC (la "International Union for Pure and Applied Chemistry". La IUPAC define la "policondensación" como un proceso de polimerización en el que el crecimiento de las cadenas poliméricas se realiza mediante reacciones de condensación entre moléculas de todos los grados de polimerización (Definición 3.7).
2. Realizaciones de la invención
Un revestimiento para un dispositivo médico implantable, tal como un stent, de acuerdo con las realizaciones de la presente invención, puede ser una estructura multicapa que puede incluir cualquiera de las siguientes cuatro capas o cualquier combinación de las mismas:
(a) una capa inicial;
(b) una capa de fármaco-polímero (también denominada "depósito" o "capa de depósito"), que comprende un copolímero de condensación y un fármaco o como alternativa una capa de fármaco sin polímero;
(c) una capa de revestimiento superior; y/o
(d) una capa de revestimiento final.
Cualquiera de las capas del revestimiento del stent puede formarse sobre el stent, disolviendo el copolímero de condensación o una mezcla de copolímeros de condensación en un disolvente o una mezcla de disolventes y aplicando la solución de copolímeros resultantes sobre el stent pulverizándola o sumergiendo el stent en la solución. Después de que se ha aplicado la solución sobre el stent, el revestimiento se seca permitiendo que se evapore el disolvente. El proceso de secado puede acelerarse si el secado se realiza a una temperatura elevada.
Para incorporar un fármaco en la capa de depósito, el fármaco puede combinarse con la solución de copolímero que se aplica sobre el stent como se ha descrito anteriormente. Como alternativa, para fabricar un depósito sin polímero, el fármaco puede disolverse en un disolvente o mezcla de disolventes adecuada y la solución de fármaco resultante puede aplicarse sobre el stent mediante pulverización o sumergiendo el stent en la solución de fármaco.
En lugar de introducir el fármaco como una solución, el fármaco puede introducirse como un sistema coloidal, tal como una suspensión en una fase disolvente apropiada. Para preparar la suspensión, el fármaco puede dispersarse en la fase disolvente usando técnicas convencionales que se usan en química coloidal. Dependiendo de diversos factores, por ejemplo, la naturaleza del fármaco, los especialistas en la técnica pueden seleccionar el disolvente para formar la fase de disolvente de la suspensión, así como la cantidad de fármaco a dispersar en la fase disolvente. La suspensión puede mezclarse con una solución de copolímero de condensación y la mezcla puede aplicarse sobre el stent como se ha descrito anteriormente. Como alternativa, la suspensión de fármaco puede aplicarse sobre el stent sin mezclar con la solución de copolímero.
La capa de fármaco-polímero puede aplicarse directamente sobre al menos parte de la superficie del stent para servir como depósito para al menos un agente activo o un fármaco que se incorpora en la capa de depósito. La capa inicial puede aplicarse entre el stent y el depósito para mejorar la adhesión de la capa de fármaco-polímero al stent. La capa de revestimiento superior puede aplicarse sobre al menos una porción de la capa de depósito y sirve como membrana limitante de la velocidad que ayuda a controlar la velocidad de liberación del fármaco. En una realización, la capa de revestimiento superior puede estar esencialmente libre de cualquier agente activo o fármaco. Si se usa la capa de revestimiento superior, la capa de revestimiento final opcional puede aplicarse sobre al menos una porción de la capa de revestimiento superior para un control adicional de la velocidad de liberación del fármaco y para mejorar la biocompatibilidad del revestimiento, por ejemplo para proporcionar a la superficie del revestimiento propiedades antitrombóticas y/o no contaminantes. Sin la capa de revestimiento superior, la capa de revestimiento final puede depositarse directamente sobre la capa de depósito.
En una realización, cualquiera o todas las capas del revestimiento del stent, puede fabricarse de un copolímero de condensación que es biológicamente beneficioso y biológicamente degradable, erosionable, absorbible y/o reabsorbible. En otra realización, solamente la capa más externa del revestimiento puede limitarse a dicho polímero.
Para ilustrar con más detalle, en el revestimiento de stent que tiene las cuatro capas descritas anteriormente (es decir, la inicial, la capa de depósito, la capa de revestimiento superior y la capa de revestimiento final), la capa más externa es la capa de revestimiento final que está hecha de un copolímero de condensación que es biológicamente degradable, erosionable, absorbible y/o reabsorbible. En este caso, opcionalmente, el resto de capas (es decir, la inicial, la capa de depósito y la capa de revestimiento superior) también pueden fabricarse de un copolímero de condensación biológicamente degradable; y el copolímero puede ser el mismo o diferente en cada capa.
Si no se usa la capa de revestimiento final, la capa de revestimiento superior puede ser la capa más externa y se prepara de un copolímero de condensación biológicamente degradable. En este caso, opcionalmente, el resto de capas (es decir, la inicial y la capa de depósito) también pueden fabricarse de un copolímero de condensación biológicamente degradable; y el copolímero puede ser el mismo o diferente en cada una de las tres capas.
Si no se usan la capa de revestimiento final ni la capa de revestimiento superior, el revestimiento del stent puede tener dos capas, la inicial y la de depósito. En este caso la de depósito es la capa más externa del revestimiento del stent y puede preparase de un copolímero de condensación biológicamente degradable. Opcionalmente, la inicial también pude fabricarse de un copolímero de condensación biológicamente degradable. Las dos capas pueden preparase a partir del mismo o de diferentes materiales.
Los copolímeros de condensación biológicamente absorbibles que pueden usarse para preparar cualquiera de estas capas de revestimiento del stent incluyen amidas de poliéster (PEA). Las técnicas de síntesis que pueden usarse para obtener las PEA se describen a continuación. Generalmente, las PEA son productos de la reacción entre un precursor-reactivo del grupo A y un precursor-reactivo del grupo B. De acuerdo con las realizaciones de esta invención, los precursores-reactivos del grupo A incluyen diversas diol-diaminas, y los precursores-reactivos del grupo B incluyen diversos ácidos dicarboxílicos. En algunas realizaciones el revestimiento puede estar libre de cualquier amida de poliéster particular.
Los precursores-reactivos de los grupos A y B se caracterizan de la siguiente manera.
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A. Reactivos del grupo A - Diol-Diaminas
Las diol-diaminas que comprenden los precursores-reactivos (en lo sucesivo en este documento "reactivos") del grupo A que pueden usare de acuerdo con las realizaciones de la presente invención son compuestos químicos que tienen una fórmula general (III):
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en la que R puede ser hidrógeno, metilo, isopropilo, sec-butilo, isobutilo, bencilo, metil mercaptoetilo (CH_{2}-CH_{2}-S-CH_{3}), metilen amida (CH_{2}-CO-NH_{2}) o etilen amida (CH_{2}-CH_{2}-CO-NH_{2}); y x puede ser un número entero entre 2 y 16.
Los reactivos descritos mediante la fórmula (III) son diol-diaminas que pueden sintetizarse mediante la condensación de un aminoácido y un diol. La síntesis puede realizarse en las condiciones que favorecen la esterificación del aminoácido mediante el grupo carboxilo del aminoácido. La reacción puede realizarse en condiciones de deshidratación que incluyen un entorno anhidro y una temperatura elevada, por ejemplo de aproximadamente 50ºC. La reacción puede catalizarse mediante un ácido o base fuerte, por ejemplo, ácido p-toluenosulfónico. Las condiciones anhidras pueden obtenerse mediante la retirada del agua mediante destilación azeotrópica del disolvente de la reacción, por ejemplo, tolueno o benceno.
El diol que puede usarse para preparar las diol-diaminas que tienen la fórmula (III) tiene la fórmula OH-(CH_{2})_{X}-
OH, donde x se ha definido anteriormente. Los ejemplos representativos de dioles que pueden usarse incluyen etilenglicol, 1,2-propanodiol, 1,3-propanodiol, 1,4-butanodiol, 1,5-pentanodiol, 1,6-hexanodiol, 1,7-heptanodiol, 1,8-octanodiol, 1,9-nonanodiol, 1,10-decanodiol, 1,11-undecanodiol y 1,12-dodecanodiol o mezclas de los mismos.
El aminoácido que puede usarse para preparar diol-diaminas que tienen la fórmula (III) tienen la fórmula H_{2}N-CHR-COOH, en la que R se ha definido anteriormente. Algunos aminoácidos que pueden usarse se resumen en la Tabla 1.
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TABLA 1
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Además de los aminoácidos que se presentan en la Tabla 2, pueden usarse como alternativa otros aminoácidos por ejemplo, prolina (ácido 2-pirrolidin carboxílico).
Puede usarse un aminoácido o dos aminoácidos diferentes para sintetizar diol-diaminas que tienen la fórmula (III). Si se usa un aminoácido, pueden usarse dos equivalentes molares del aminoácido por un equivalente molar de un diol descrito anteriormente. Si se usan dos aminoácidos diferentes pueden usarse un equivalente molar del primer aminoácido y un equivalente molar del segundo aminoácido por un equivalente molar de un diol.
B. Reactivos del Grupo B - Ácidos Dicarboxílicos
Los reactivos del grupo B que comprenden ácidos dicarboxílicos que pueden usarse para sintetizar los copolímeros de condensación biológicamente absorbibles de acuerdo con las realizaciones de la presente invención son compuestos químicos que tienen una fórmula general (IV):
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en la que y puede ser un número entero entre 0 y 16. Algunos ejemplos de ácidos dicarboxílicos descritos por la fórmula (IV) que pueden usarse se resumen en la Tabla 2. Las mezclas de los ácidos carboxílicos presentes en la Tabla 2 también pueden usarse, si se desea.
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TABLA 2
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Como se ha mencionado anteriormente, para sintetizar las PEA, al menos un reactivo del grupo A puede hacerse reaccionar con al menos un reactivo del grupo B. Del acoplamiento de las diol-diaminas directamente con los ácidos dicarboxílicos puede realizarse usando ácidos o catálisis en condiciones de deshidratación. Para realizar el proceso de acoplamiento con menos reacciones secundarias, el ácido dicarboxílico puede activarse previamente con una carbodiimida, tal como 1,3-diciclohexilcarbodiimida (DCC), o clorhidrato de 1-(3-dimetilaminopropil)-3-etilcarbodiimida (EDC). Como alternativa, en lugar de un ácido dicarboxílico, puede usarse un derivado del mismo, tal como cloruro diácido, bromuro diácido, o derivado de p-nitrofenol.
De acuerdo con una realización, como resultado de la síntesis, pueden obtenerse PEA biológicamente absorbibles que tienen una fórmula general (V):
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en la que R, x e y son como se han definido anteriormente, y n es un número entero que tiene un valor entre aproximadamente 35 y aproximadamente 1.100, por ejemplo entre 90 y 650.
De acuerdo con otra realización, si el aminoácido que se usa es prolina, pueden obtenerse PEA biológicamente absorbibles que tiene una fórmula general (VI)
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en la que x, y y n son como se han definido anteriormente.
Un ejemplo del proceso de síntesis de amidas de poliéster que tienen la fórmula general (V), puede ser la síntesis de la amida de poliéster basada en alanina, ácido adípico, y 1,6-hexanodiol de acuerdo con el siguiente procedimiento.
En primer lugar, pueden combinarse dos equivalentes de L-alanina en la solución de benceno con un equivalente del 1,6-hexanodiol y con al menos dos equivalentes de ácido p-toluenosulfónico. En lugar de benceno, puede usarse tolueno o cloroformo si se desea. La mezcla puede calentarse a reflujo y puede usarse la destilación azeotrópica usando una trampa Dean-Stark para retirar el agua generada. Como resultado, puede obtenerse la sal de ácido di-p-toluenosulfónico del bis-(L-alanina)-1,6-hexilen diéster (monómero 1).
A continuación, el ácido adípico puede activarse haciendo reaccionar un equivalente de cloruro de adipoílo con dos equivalentes de p-nitrofenol, en solución de tetrahidrofurano (THF), con al menos dos equivalentes de trietilamina para obtener adipato de di-p-nitrofenilo (monómero 2). En lugar de THF, si se desea puede usarse dietiléter o p-tioxano. El monómero 1 y el monómero 2 pueden tener una estoquiometría lo más cercana posible a 1:1 para alcanzar peso moleculares altos.
Finalmente, puede hacerse reaccionar un equivalente del monómero 1 con un equivalente del monómero 2 y al menos dos equivalentes de trietilamina en N,N-dimetilacetamida seca (DMAC). Como alternativa, puede usarse dimetilformamida (DMF) o dimetilfulsfóxido (DMSO) en lugar de DMAC. La proporción de monómeros 1 y 2 puede ser, aunque no es necesario, 1:1. Generalmente la proporción molar de los dos monómeros está dentro del 10% de cada uno, dependiendo del peso molecular deseado del polímero final. La proporción puede desviarse de 1:1, pero en el caso de desviación, el polímero tiene un peso molecular inferior.
Después de combinar los reactivos a temperatura ambiente, la mezcla puede calentarse con agitación, a aproximadamente 80ºC durante aproximadamente 16 horas. La mezcla de reacción viscosa puede enfriarse a temperatura ambiente, diluirse con una cantidad de alcohol (tal como metanol o etanol) al menos igual al volumen de la reacción y verterse en agua. Como resultado, puede producirse el polímero final, co-poli-[N,N'-adipoil-bis-(L-alanina)-1,6-hexilen diéster]. El polímero precipitado puede aislarse, lavarse con agua y secarse al vacío.
Una capa del revestimiento del stent puede contener cualquier cantidad de los copolímeros de condensación biológicamente absorbibles descritos anteriormente o una mezcla de más de uno de dichos copolímeros. Si menos del 100% de la capa se prepara a partir de los copolímeros de condensación biológicamente absorbibles descritos anteriormente, el resto puede comprender copolímeros alternativos. Se prefiere que el polímero alternativo sea biodegradable pero también puede ser no biodegradable. Los ejemplos de los polímeros alternativos que pueden usarse incluyen poliacrilatos, tales como poli(metacrilato de butilo), poli(metacrilato de etilo), y poli(metacrilato de etilo-co metacrilato de butilo), y polímeros y/o copolímeros fluorados tales como poli(fluoruro de vinilideno), y poli(fluoruro de vinilideno-co-hexafloruro de propeno), poli(N-vinilpirrolidona), poli(hidroxivalerato), poli(ácido L-láctico), policaprolactona, poli(lacturo-co-glicoruro), poli(hidroxibutirato), poli(hidroxibutirato-co-valerato), polidioxanona, poliortoéster, polianhídrido, poli(ácido glicólico), poli(ácido D,L-láctico), poli(ácido glicolico-co-carbonato de trimetileno), polifosfoéster, polifosfoéster de uretano, poli(aminoácidos), cianoacrilatos, poli(carbonato de trimetileno), poli(iminocarbonato), co-poli(éter-ésteres), oxalatos de polialquileno, polifosfacenos, biomoléculas (tales como fibrina, fibrinógeno, celulosa, almidón, colágeno y ácido hialurónico), poliuretano, siliconas, poliésteres, poliolefinas, poliisobutireno y copolímeros de etileno-alfaolefina, polímeros de haluro de vinilo y copolímeros (tales como cloruro de polivinilo), éteres de polivinilo (tales como polivinil metil éter), cloruro de polivinilideno, poliacrilonitrilo, polivinilcetonas, compuestos aromáticos de polivinilo (tales como poliestireno), ésteres de polivinilo (tales como acetato de polivinilo), copolímeros de monómeros de vinilo entre sí y olefinas, por ejemplo, poli(etileno-co-alcohol vinílico) (EVAL), copolímeros de etileno-metacrilato de metilo, copolímeros de acrilonitrilo-estireno, resinas ABS y copolímeros de etileno-acetato de vinilo; poliamidas (tales como Nylon 66 y policarprolactama), resinas alkyd, policarbonato, polioximetilenos, poliimidas, poliéteres, resinas epoxi, poliuretanos, rayón, rayón-triacetato, celulosa, acetato de celulosa, butirato de celulosa, celulosa acetato butirato, celofán, nitrato de celulosa, propionato de celulosa, éteres de celulosa y carboximetilceulosa.
Los ejemplos representativos de algunos disolventes adecuados para preparar los revestimientos del stent, incluyen DMAC, DMF, THF, etanol absoluto al 100%, ciclohexanona, xileno, tolueno, acetona, i-propanol, metil etil cetona, propilenglicol monometil éter, metil butil cetona, acetato de etilo, acetato de n-butilo y dioxano. También pueden usarse algunas mezclas de disolventes. Los ejemplos representativos de las mezclas incluyen:
(1)
DMCA y metanol (por ejemplo a 50:50 en masa de la mezcla);
(2)
agua, i-propanol y DMAC (por ejemplo una mezcla 10:2:87 en masa);
(3)
i-propanol y DMAC (por ejemplo mezclas 80:20, 50:50 ó 20:80 en masa);
(4)
acetona y ciclohexanona (por ejemplo mezclas 80:20, 50:50 ó 20:80 en masa);
(5)
acetona y xileno (por ejemplo una mezcla 50:50 en masa);
(6)
acetona, FLUX REMOVER AMS y xileno (por ejemplo una mezcla 10:50:40 en masa); y
(7)
1,1,2-tricloroetano y cloroformo (por ejemplo, una mezcla 80:20 en masa).
FLUX REMOVER AMS es el nombre comercial de un disolvente fabricado por Teach Spray, Inc., de Amarillo, Texas que comprende aproximadamente el 93,7% de una mezcla de 3,3-dicloro-1,1,1,2,2-pentafluoropropano y 1,3-dicloro-1,1,2,2,3-pentafluoropropano y el resto de metanol, con cantidades mínimas de nitrometano. Los especialistas en la técnica seleccionarán el disolvente o una mezcla de disolventes adecuada para disolver un polímero particular.
La sustancia terapéutica que puede usarse en la capa de depósito puede incluir cualquier sustancia capaz de ejercer un efecto terapéutico o profiláctico para un paciente. La sustancia terapéutica puede incluir pequeñas sustancias moleculares, péptidos, proteínas, oligonucleótidos y similares. La sustancia terapéutica puede diseñarse, por ejemplo, para inhibir la activad de las células del músculo liso vascular. Puede dirigirse a la inhibición de la migración y/o proliferación anormal o inapropiada de las células del músculo liso o para inhibir la reestenosis.
Los ejemplos de sustancias terapéuticas que pueden usarse incluyen sustancias antiproliferativas tales como actinomicina D o derivados y análogos de las mismas (fabricada por Sigma-Aldrich de Milwaukee, Wisconsin o COSMEGEN disponible de Merck). Los sinónimos de actinomicina D, incluyen dactinomicina, actinomicina IV, actinomicina I_{1}, actinomicina X_{1} y actinomicina C_{1}. El agente activo también puede estar dentro del género de las sustancias antineoplásicas, antiinflamatorias, antiplaquetarias, anticoagulantes, antifibrina, antitrombina, antimitóticas, antialérgicas y antioxidantes. Los ejemplos de dichos antineoplásicos y/o antimitóticos incluyen paclitaxel (por ejemplo TAXOL® de Bristol-Myers Squibb Co., Stamford, Conn.), docetaxel (por ejemplo Taxotere®, de Aventis S.A., Frankfurt, Alemania), metotrexato, azatioprina, vincristina, vinblastina, fluorouracilo, clorhidrato de doxorrubicina (por ejemplo Adriamycin® de Pharmacia & Upjohn, Peapack N.J.) y mitomicina (por ejemplo Mutamycin® de Bristol-Myers Squibb Co., Stamford, Conn.). Los ejemplos de dichos antiplaquetarios, anticoagulantes, antifibrina y antitrombina incluyen heparina sódica, heparinas de bajo peso molecular, heparinoides, hirudina, argatrobano, forskolina, vapiprost, prostaciclina y análogos de prostaciclina, dextrano, D-fe-pro-arg-clorometilcetona (antitrombina sintética), dipiramidol, anticuerpo antagonista del receptor de membrana de las plaquetas glicoproteína IIb/IIIa, hirudina recombinante e inhibidores de trombina tales como ANGIOMAX (Biogen, Inc., Cambridge, Mass.). Los ejemplos de dichos agentes citoestáticos o antiproliferativos incluyen angiopectina, inhibidores de la enzima de conversión de angiotensina, tales como captopril (por ejemplo Capoten® y Capozide® de Bristol-Myers Squibb Co., Stamford, Conn.) cilazapril o lisinopril (por ejemplo Prinivil® y Prinzide® de Merck & Co., Inc., Whitehouse Station, NJ); bloqueantes de los canales de calcio (tales como nifedipina), colchicina, antagonistas del factor de crecimiento de los fibroblastos (FGF), aceite de pescado (ácido graso omega 3), antagonistas de histamina, lovastatina (un inhibidor de HMG-CoA reductasa, un fármaco que rebaja el colesterol, nombre comercila Mevacor® de Merck & Co., Inc., Whitehouse Station, NJ), anticuerpos monoclonales (tales los específicos para los receptores del factor de crecimiento obtenido de plaquetas (PDGF)), nitroprusiato, inhibidores de fosfodiesterasa, inhibidores de prostaglandina, suramina, bloqueantes de serotonina, esteroides, inhibidores de tioproteasa, triazolopirimidina (un antagonista de PDGF) y óxido nítrico. Un ejemplo de un agente antialérgico es permirolast potásico. Otras sustancias o agentes terapéuticos que pueden ser apropiados incluyen interferón alfa, células epiteliales manipuladas genéticamente, tacrolimus, dexametasona y rapamicina y derivados estructurales o análogos funcionales de los mismos, tales como 40-O-(2-hidroxi)etil-rapamicina (conocido con la marca comercial de EVEROLIMUS disponible de Novartis) 40-O-(3-hidroxi)propil-rapamicina, 40-O-[2-(2-hidroxi)etoxi]etil-rapamicina y 40-O-tetrazol-rapamicina.
Los revestimientos y métodos de la presente invención se han descrito con referencia a un stent tal como un globo expansible o un stent auto-expansible. Sin embargo, el uso del revestimiento no se limita a stent y el revestimiento también puede usarse con diversos dispositivos médicos diferentes. Los ejemplos del dispositivo médico implantable, que pueden usarse junto las realizaciones de esta invención, incluyen stents/injertos, injertos (por ejemplo, injertos aórticos), válvulas cardiacas artificiales, shunts de fluido cerebroespinal, electrodos de marcapasos, shunts del eje coronario y derivaciones endocardiacas (por ejemplo FINELINE y ENDOTAK, disponibles de Guidant Corporation). La estructura subyacente del dispositivo puede tener virtualmente cualquier diseño. El dispositivo puede estar hecho de un material metálico o de una aleación, tal como, aunque sin limitación, aleaciones de cobalto-cromo (por ejemplo ELGILOY), acero inoxidable (316L), "MP35N", "MNP20N", ELASTINITE (Nitinol), tántalo, aleaciones basadas en tántalo, aleación de níquel-titanio, platino, aleaciones basadas en platino tales como por ejemplo aleación de platino-iridio, iridio, oro, magnesio, titanio, aleaciones basadas en titanio, aleaciones basadas en circonio o combinaciones de los mismos. Los dispositivos preparados a partir de polímeros bioabsorbibles o bioestables también pueden usarse con las realizaciones de la presente invención. En algunas realizaciones, el dispositivo, por ejemplo el stent, puede prepararse a partir de los copolímeros de la invención.
"MP35N" y "MP20N" son marcas comerciales de aleaciones de cobalto, níquel, cromo y molibdeno disponibles de Standar Press Steel Co. de Jenkintown, Pensilvania. "MP35N" está constituida por el 35% de cobalto, el 35% de níquel, el 20% de cromo y el 10% de molibdeno. "MP20N" está constituida por el 50% de cobalto, el 20% de níquel, el 20% de cromo y el 10% de molibdeno.
3. Ejemplos
Se proporcionan los siguientes ejemplos para ilustrar realizaciones adicionales de la presente invención.
Ejemplo 1
Un copolímero, co-poli-{N,N'-sebacoil-bis-(L-Leucin)-1,6-hexilen diéster}, que tiene la fórmula (VII) puede sintetizarse y usarse para poner en práctica la invención:
18
en la que n puede estar entre 85 y 95, por ejemplo 90.
Para sintetizar el copolímero (VII) puede hacerse reaccionar una diol-diamina de la familia que tiene la fórmula (III) con un ácido dicarboxílico de la familia que tiene la fórmula (IV).
La sustancia de diol-diamina puede ser la sal del ácido di-p-toluenosulfónico de bis-(L-leucin)-1,6-hexilen diéster y puede sintetizarse mediante la condensación de L-leucina con 1,6-hexanodiol usando un catalizador de ácido p-toluenosulfónico.
La sustancia de ácido dicarboxílico puede ser el derivado de di-p-nitrofenilo del ácido sebácico y puede sintetizarse mediante la condensación de p-nitrofenol con cloruro de sebacoílo. Las condiciones para la síntesis de la diol-diamina y del ácido dicarboxílico pueden determinarse por los especialistas en la técnica.
La síntesis del copolímero (VII) puede realizarse de acuerdo con el siguiente procedimiento. Aproximadamente 100,3 gramos (0,15 moles) de la sal del ácido di-p-toluenosulfónico de bis-(L-leucin)-1,6-hexilen diéster pueden mezclarse con aproximadamente 105 ml de DMAC seca y pueden hacerse reaccionar con aproximadamente 66,67 g (0,15 moles) de sebacinato de di-p-nitrofenilo. Los reactivos pueden combinarse en un matraz de un litro de fondo redondo equipado con un agitador mecánico, una entrada de nitrógeno y un baño de aceite calentado, a temperatura ambiente.
Después pueden añadirse aproximadamente 46,2 ml (0,33 moles) de trietilamina seca al matraz con agitación, la temperatura de la mezcla de reacción puede aumentarse a aproximadamente 80ºC y la solución puede agitarse durante aproximadamente 10 horas. La mezcla de reacción viscosa puede enfriarse después a temperatura ambiente, diluirse con aproximadamente 250 ml de etanol y añadirse lentamente a aproximadamente 2 litros de agua desionizada con agitación. El polímero puede aislarse después mediante filtración, resuspenderse en aproximadamente 1 litro de agua desionizada y aislarse de nuevo mediante filtración. El proceso de resuspensión y filtración puede repetirse. Finalmente, el polímero puede secarse a aproximadamente 30ºC a presión reducida durante una noche.
Ejemplo 2
Un copolímero, co-poli-{N,N'-sebacoil-bis-(L-Leucin)-1,4-butilen diéster}, que tiene la fórmula (VII) puede sintetizarse y usarse para poner en práctica la invención:
19
en la que n puede estar entre 140 y 160, por ejemplo 150.
El copolímero (VIII) puede sintetizarse de la misma manera que el copolímero (VII) descrito en el ejemplo 1, excepto que puede usarse el derivado de 1,4-butanodiol en lugar del derivado de 1,6-hexanodiol. Específicamente puede usarse el siguiente procedimiento de síntesis.
Aproximadamente 99,13 g (0,15 moles) de la sal del ácido di-p-toluenosulfónico de bis-(L-leucin)-1,4-butilen diéster pueden mezclarse con aproximadamente 150 ml de DMAC seca y pueden hacerse reaccionar con aproximadamente 66,67 g (0,15 moles) de sebacinato de di-p-nitrofenilo. Los reactivos pueden combinarse en un matraz de un litro de fondo redondo equipado con un agitador mecánico, una entrada de nitrógeno y un baño de aceite calentado, a temperatura ambiente.
Después pueden añadirse aproximadamente 46,2 ml (0,33 moles) de trietilamina seca al matraz con agitación, la temperatura de la mezcla de reacción puede aumentarse a aproximadamente 80ºC y la solución puede agitarse durante aproximadamente 12 horas. La mezcla de reacción viscosa puede enfriarse después a temperatura ambiente, diluirse con aproximadamente 250 ml de etanol y añadirse lentamente a aproximadamente 2 litros de agua desionizada con agitación. El polímero puede aislarse después mediante filtración, resuspenderse en aproximadamente 1 litro de agua desionizada y aislarse de nuevo mediante filtración. El proceso de resuspensión y filtración puede repetirse. Finalmente, el polímero puede secarse a aproximadamente 30ºC a presión reducida durante una noche.
Ejemplo 3
Un copolímero, co-poli-{N,N'-adipoil-bis-(L-Leucin)-1,4-butilen diéster}, que tiene la fórmula (IX) puede sintetizarse y usarse para poner en práctica la invención:
20
en la que n puede estar entre 140 y 160, por ejemplo 150.
El copolímero (IX) puede sintetizarse de la misma manera que el copolímero (VIII) descrito en el Ejemplo 2, excepto que puede usarse ácido adípico en lugar de ácido sebácico. Específicamente puede usarse el siguiente procedimiento de síntesis.
Aproximadamente 99,13 g (0,15 moles) de la sal del ácido di-p-toluenosulfónico de bis-(L-leucin)-1,4-butilen diéster pueden mezclarse con aproximadamente 76 ml de DMAC seca y puede hacerse reaccionar con aproximadamente 58,2 g (0,15 moles) de adipato de di-p-nitrofenilo. Los reactivos pueden combinarse en un matraz de un litro de fondo redondo equipado con un agitador mecánico, una entrada de nitrógeno y un baño de aceite calentado, a temperatura ambiente.
Después pueden añadirse aproximadamente 46,2 ml (0,33 moles) de trietilamina seca al matraz con agitación, la temperatura de la mezcla de reacción puede aumentarse a aproximadamente 80ºC y la solución puede agitarse durante aproximadamente 10 horas. La mezcla de reacción viscosa puede enfriarse después a temperatura ambiente, diluirse con aproximadamente 220 ml de etanol y añadirse lentamente a aproximadamente 2 litros de agua desionizada con agitación. El polímero puede aislarse después mediante filtración, resuspenderse en aproximadamente 1 litro de agua desionizada y aislarse de nuevo mediante filtración. El proceso de resuspensión y filtración puede repetirse. Finalmente, el polímero puede secarse a aproximadamente 30ºC a presión reducida durante una noche.
Ejemplo 4
Un copolímero, co-poli-{N,N'-adipoil-bis-(L-alanin)-1,4-butilen diéster}, que tiene la fórmula (X) puede sintetizarse y usarse para poner en práctica la invención:
21
en la que n puede estar entre 250 y 300, por ejemplo 275.
Para sintetizar el copolímero (X), puede hacerse reaccionar una sustancia de diol-diamina de una familia que tiene la fórmula (III) con una sustancia de ácido dicarboxílico de una familia que tiene la fórmula (IV).
La sustancia de diol-diamina puede ser la sal del ácido di-p-toluenosulfónico de bis-(L-alanin)-1,4-butilen diéster y puede sintetizarse mediante la condensación de L-alanina con 1,4-butanodiol usando un catalizador de ácido p-toluenosulfónico.
La sustancia del ácido dicarboxílico puede ser el derivado de di-p-nitrofenilo del ácido adípico y puede sintetizarse mediante la condensación de p-nitrofenol con cloruro de adipoílo. Las condiciones para la síntesis de las sustancias de diol-diamina y de ácido dicarboxílico pueden determinarse por los especialistas en la técnica.
La síntesis del copolímero (X) puede realizarse de acuerdo con el siguiente procedimiento. Aproximadamente 86,4 g (0,15 moles) de la sal del ácido di-p-toluenosulfónico de bis-(L-alanin)-1,4-butilen diéster pueden mezclarse con aproximadamente 72 ml de DMAC seca y pueden hacerse reaccionar con aproximadamente 58,2 g (0,15 moles) de adipato de di-p-nitrofenilo. Los reactivos pueden combinarse en un matraz de un litro de fondo redondo equipado con un agitador mecánico, una entrada de nitrógeno y un baño de aceite calentado, a temperatura ambiente.
Después pueden añadirse aproximadamente 46,2 ml (0,33 moles) de trietilamina seca al matraz con agitación, la temperatura de la mezcla de reacción puede aumentarse a aproximadamente 80ºC y la solución puede agitarse durante aproximadamente 16 horas. La mezcla de reacción viscosa puede enfriarse después a temperatura ambiente, diluirse con aproximadamente 205 ml de etanol y añadirse lentamente a aproximadamente 2 litros de agua desionizada con agitación. El polímero puede aislarse después mediante filtración, resuspenderse en aproximadamente 1 litro de agua desionizada y aislarse de nuevo mediante filtración. El proceso de resuspensión y filtración puede repetirse. Finalmente, el polímero puede secarse a aproximadamente 30ºC a presión reducida durante una noche.
Ejemplo 5
Puede prepararse una primera composición mezclando los siguientes componentes:
(a) aproximadamente el 2,0% en masa de co-poli-N,N'-sebacoil-bis-(L-Leucin)-1,4-butilen diéster, teniendo el copolímero la fórmula (VIII); y
(b) el resto etanol, absoluto (al 100%).
La primera composición puede aplicarse sobre la superficie de un pequeño stent desnudo de 12 mm VISION (disponible de Guidant Corporation). El revestimiento puede pulverizarse y secarse para formar una capa inicial. Puede usarse un pulverizador que tiene un inyector redondo de 0,014 mantenido a temperatura ambiente con una presión de suministro 2,5 psi (0,17 atm) y una presión de atomización de aproximadamente 15 psi (1,2 atm). Pueden aplicarse aproximadamente 20 \mug del revestimiento por pasada del pulverizador. Entre las pasadas del pulverizador el stent puede secarse durante aproximadamente 10 segundos en un chorro de aire a aproximadamente 50ºC. Pueden aplicarse aproximadamente 110 \mug de revestimiento húmedo. Los stent puede cocerse a aproximadamente 50ºC durante aproximadamente una hora, produciendo una capa inicial constituida por aproximadamente 100 \mug del copolímero (VII).
Puede prepararse una segunda composición mezclando los siguientes componentes:
(a) aproximadamente el 2,0% en masa del copolímero de fórmula (VIII);
(b) aproximadamente el 2,0% en masa de EVEROLIMUS; y
(c) el resto etanol absoluto.
La segunda composición puede aplicarse sobre la capa inicial seca, usando la misma técnica de pulverización y el mismo equipo que se usó para aplicar la capa inicial, para formar la capa de fármaco-polímero. Pueden aplicarse aproximadamente 120 \mug de revestimiento húmedo seguido de un secado y una cocción a aproximadamente 50ºC durante aproximadamente 1 hora, para producir una capa de fármaco-polímero seca que tiene un contenido sólido de aproximadamente 110 \mug.
Puede preparase una tercera composición mezclando los siguientes componentes:
(a) aproximadamente el 2,0% en masa del copolímero de fórmula (VIII); y
(b) el resto, etanol absoluto.
La tercera composición puede aplicarse sobre las capas de fármaco polímero secas, usando la misma técnica de pulverización y el mismo equipo utilizados para aplicar las capas inicial y de fármaco-polímero, para formar una capa de revestimiento superior. Pueden aplicarse aproximadamente 200 \mug de revestimiento húmedo seguido de un secado y una cocción a aproximadamente 50ºC durante aproximadamente 1 hora, para producir una capa de revestimiento superior seca que tiene un contenido sólido de aproximadamente 200 \mug.

Claims (22)

1. Un artículo médico que comprende un sustrato implantable que tienen un revestimiento, incluyendo el revestimiento el producto polimérico de la reacción entre una diol-diamina y un ácido dicarboxílico, en el que la diol-diamina tiene la estructura de
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en la que:
R es hidrógeno, metilo, isopropilo, sec-butilo, isobutilo, bencilo, metil mercaptoetilo, metilen amida o etilen amida, y
x es un número entero entre 2 y 16;
en el que el producto polimérico tiene la estructura de
23
en la que:
R es hidrógeno, metilo, isopropilo, sec-butilo, isobutilo, bencilo, metil mercaptoetilo, metilen amida o etilen amida, y
x es un número entero entre 2 y 16;
y es un número entero entre 0 y 16; y
n es un número entero entre 35 y 1.100.
2. El artículo médico de la reivindicación1, en el que el sustrato implantable es un stent.
3. El artículo médico de la reivindicación 1, en el que la diol-diamina es un producto de condensación de un aminoácido y un diol.
4. El artículo médico de la reivindicación 3, en el que el aminoácido comprende una sustancia que tiene la fórmula H_{2}N-CHR-COOH, en la que R se selecciona entre un grupo constituido por hidrógeno, metilo, isopropilo, sec-butilo, isobutilo, bencilo, metil mercaptoetilo, metilen amida y etilen amida.
5. El artículo médico de la reivindicación 3, en el que el aminoácido se selecciona en un grupo constituido por glicina, alanina, valina, isoleucina, leucina, fenilalanina, metionina, asparagina, glutamina, prolina y mezclas de los mismos.
6. El artículo médico de la reivindicación 3, en el que el diol comprende una sustancia que tiene la fórmula HO-(CH_{2})_{x}-OH, en la que x es un número entero que tiene un valor entre 2 y 16.
7. El artículo médico de la reivindicación 3, en el que el diol se selecciona entre un grupo constituido por etilenglicol, 1,2-propanodiol, 1,3-propanodiol, 1,4-butanodiol, 1,5-pentanodiol, 1,6-hexanodiol, 1,7-heptanodiol, 1,8-octanodiol, 1,9-nonanodiol, 1,10-decanodiol, 1,11-undecanodiol y 1,12-dodecanodiol y mezclas de los mismos.
8. El artículo médico de la reivindicación 1, en el que el ácido dicarboxílico comprende una sustancia que tiene la fórmula HOOC-(CH_{2})_{y}-COOH, en la que y es un número entero que tiene un valor entre 0 y 16.
9. El artículo médico de la reivindicación 1, en el que el ácido dicarboxílico se selecciona entre un grupo constituido por ácido oxálico, ácido malónico, ácido succínico, ácido glutárico, ácido adípico, ácido pimélico, ácido subérico, ácido azelaico, ácido sebácico, ácido undecanodioico, ácido dodecanodioico, ácido brasílico, ácido tetradecanodioico, ácido pentadecanodioico, ácido tápsico y mezclas de los mismos.
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10. Un artículo médico que comprende un sustrato implantable que tiene un revestimiento, incluyendo el revestimiento un copolímero de condensación que tiene una fórmula
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en la que:
R se selecciona entre un grupo constituido por hidrógeno, metilo, isopropilo, sec-butilo, isobutilo, bencilo, metil mercaptoetilo, metilen amida y etilen amida;
x es un número entero que tiene un valor entre 2 y 16;
y es un número entero que tiene un valor entre 0 y 16; y
n es un número entero que tiene un valor entre 35 y 1.100.
11. Un artículo médico que comprende un sustrato implantable que tiene un revestimiento, incluyendo el revestimiento un copolímero de condensación que tiene una fórmula
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en la que x es un número entero que tiene un valor entre 2 y 16; y es un número entero que tiene un valor entre 0 y 16; y n es un número entero que tiene un valor entre 35 y 1.100.
12. Un método para fabricar un artículo médico, incluyendo el método:
(a) sintetizar un copolímero de condensación; y
(b) formar un revestimiento que comprende el copolímero sobre al menos una porción de un sustrato implantable, siendo la síntesis del copolímero la reacción de una diol-diamina con un ácido dicarboxílico, en el que la diol-diamina tiene la estructura de
26
en la que:
R es hidrógeno, metilo, isopropilo, sec-butilo, isobutilo, bencilo, metil mercaptoetilo, metilen amida o etilen amida, y
x es un número entero entre 2 y 16;
en el que el producto polimérico tiene la estructura de
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en la que:
R es hidrógeno, metilo, isopropilo, sec-butilo, isobutilo, bencilo, metil mercaptoetilo, metilen amida o etilen amida, y
x es un número entero entre 2 y 16;
y es un número entero entre 0 y 16; y
n es un número entero entre 35 y 1.100.
13. El método de la reivindicación 12, en el que el sustrato implantable es un stent.
14. El método de la reivindicación 12, en el que la diol-diamina es un producto de condensación de un aminoácido y un diol.
15. El método de la reivindicación 14, en el que el aminoácido comprende una sustancia que tiene la fórmula H_{2}N-CHR-COOH, en la que R se selecciona entre un grupo constituido por hidrógeno, metilo, isopropilo, sec-butilo, isobutilo, bencilo, metil mercaptoetilo, metilen amida y etilen amida.
16. El método de la reivindicación 14, en el que el aminoácido se selecciona entre un grupo constituido por glicina, alanina, valina, isoleucina, leucina, fenilalanina, metionina, asparagina, glutamina, prolina y mezclas de los mismos.
17. El método de la reivindicación 14, en el que el diol comprende una sustancia que tiene la fórmula HO-(CH_{2})_{x}-OH, en la que x es un número entero que tiene un valor entre 2 y 16.
18. El método de la reivindicación 12, en el que el ácido dicarboxílico comprende una sustancia que tiene la fórmula HOOC-(CH_{2})_{y}-COOH, en la que y es un número entero que tiene un valor entre 0 y 16.
19. El método de la reivindicación 12, en el que el ácido dicarboxílico se selecciona entre un grupo constituido por ácido oxálico, ácido malónico, ácido succínico, ácido glutárico, ácido adípico, ácido pimélico, ácido subérico, ácido azelaico, ácido sebácico, ácido undecanodioico, ácido dodecanodioico, ácido brasílico, ácido tetradecanodioico, ácido pentadecanodioico, ácido tápsico y mezclas de los mismos.
20. Un método para fabricar un artículo médico, incluyendo el método:
(a) sintetizar un copolímero de condensación; y
(b) formar un revestimiento que comprende el copolímero sobre al menos una porción de un sustrato implantable, en el que el copolímero de condensación tiene una fórmula
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en la que:
R se selecciona entre un grupo constituido por hidrógeno, metilo, isopropilo, sec-butilo, sobutilo, bencilo, metil mercaptoetilo, metilen amida y etilen amida;
x es un número entero que tiene un valor entre 2 y 16;
y es un número entero que tiene un valor entre 0 y 16, y
n es un número entero que tiene un valor entre 35 y 1.100.
21. El método de la reivindicación 20, en el que el sustrato implantable es un stent.
22. Un método para fabricar un artículo médico, incluyendo el método:
(a) sintetizar un copolímero de condensación; y
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(b) formar un revestimiento que comprende el copolímero sobre al menos una porción de un sustrato implantable, en el que el copolímero de condensación tiene una fórmula
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en la que x es un número entero que tiene un valor entre 2 y 16; y es un número entero que tiene un valor entre 0 y 16; y n es un número entero que tiene un valor entre 35 y 1.100.
ES04813290T 2003-12-16 2004-12-07 Revestimientos biologicamente absorbibles para dispositivos implantables basados en amidas de poliester y metodos para fabricar los mismos. Expired - Lifetime ES2297530T3 (es)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US738704 1985-05-29
US10/738,704 US7220816B2 (en) 2003-12-16 2003-12-16 Biologically absorbable coatings for implantable devices based on poly(ester amides) and methods for fabricating the same

Publications (1)

Publication Number Publication Date
ES2297530T3 true ES2297530T3 (es) 2008-05-01

Family

ID=34654256

Family Applications (1)

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ES04813290T Expired - Lifetime ES2297530T3 (es) 2003-12-16 2004-12-07 Revestimientos biologicamente absorbibles para dispositivos implantables basados en amidas de poliester y metodos para fabricar los mismos.

Country Status (6)

Country Link
US (2) US7220816B2 (es)
EP (2) EP1694373B1 (es)
JP (1) JP2007513741A (es)
DE (1) DE602004010298T2 (es)
ES (1) ES2297530T3 (es)
WO (1) WO2005061024A1 (es)

Families Citing this family (76)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8088060B2 (en) 2000-03-15 2012-01-03 Orbusneich Medical, Inc. Progenitor endothelial cell capturing with a drug eluting implantable medical device
US9522217B2 (en) 2000-03-15 2016-12-20 Orbusneich Medical, Inc. Medical device with coating for capturing genetically-altered cells and methods for using same
US20060177416A1 (en) 2003-10-14 2006-08-10 Medivas, Llc Polymer particle delivery compositions and methods of use
WO2003002243A2 (en) 2001-06-27 2003-01-09 Remon Medical Technologies Ltd. Method and device for electrochemical formation of therapeutic species in vivo
DE60321974D1 (de) * 2003-10-17 2008-08-14 Invatec Srl Katheterballon
US9114198B2 (en) 2003-11-19 2015-08-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biologically beneficial coatings for implantable devices containing fluorinated polymers and methods for fabricating the same
US7435788B2 (en) 2003-12-19 2008-10-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biobeneficial polyamide/polyethylene glycol polymers for use with drug eluting stents
US7563324B1 (en) * 2003-12-29 2009-07-21 Advanced Cardiovascular Systems Inc. System and method for coating an implantable medical device
US8685431B2 (en) * 2004-03-16 2014-04-01 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biologically absorbable coatings for implantable devices based on copolymers having ester bonds and methods for fabricating the same
US20050265960A1 (en) * 2004-05-26 2005-12-01 Pacetti Stephen D Polymers containing poly(ester amides) and agents for use with medical articles and methods of fabricating the same
US20060246109A1 (en) * 2005-04-29 2006-11-02 Hossainy Syed F Concentration gradient profiles for control of agent release rates from polymer matrices
US20050271700A1 (en) * 2004-06-03 2005-12-08 Desnoyer Jessica R Poly(ester amide) coating composition for implantable devices
US7166680B2 (en) 2004-10-06 2007-01-23 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Blends of poly(ester amide) polymers
US8603634B2 (en) 2004-10-27 2013-12-10 Abbott Cardiovascular Systems Inc. End-capped poly(ester amide) copolymers
US7390497B2 (en) 2004-10-29 2008-06-24 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Poly(ester amide) filler blends for modulation of coating properties
US7419504B2 (en) 2004-12-27 2008-09-02 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Poly(ester amide) block copolymers
US8377462B2 (en) * 2005-07-29 2013-02-19 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. PEA-TEMPO/PEA-BZ coatings for controlled delivery of drug from implantable medical devices
JP5178520B2 (ja) * 2005-09-22 2013-04-10 メディバス エルエルシー 固体ポリマー送達組成物およびその使用法
EP1926780B1 (en) * 2005-09-22 2013-08-14 Medivas, LLC Bis-( -amino)-diol-diester-containing poly(ester amide) and poly(ester urethane) compositions and methods of use
US8840660B2 (en) 2006-01-05 2014-09-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible endoprostheses and methods of making the same
US8089029B2 (en) 2006-02-01 2012-01-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioabsorbable metal medical device and method of manufacture
US7910152B2 (en) * 2006-02-28 2011-03-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Poly(ester amide)-based drug delivery systems with controlled release rate and morphology
US8048150B2 (en) 2006-04-12 2011-11-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis having a fiber meshwork disposed thereon
US8658210B2 (en) 2006-04-17 2014-02-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polyesteramide platform for site specific drug delivery
WO2007130477A2 (en) * 2006-05-02 2007-11-15 Medivas, Llc Delivery of ophthalmologic agents to the exterior or interior of the eye
US8003156B2 (en) 2006-05-04 2011-08-23 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Rotatable support elements for stents
US20070282011A1 (en) * 2006-05-09 2007-12-06 Medivas, Llc Biodegradable water soluble polymers
US8568764B2 (en) 2006-05-31 2013-10-29 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods of forming coating layers for medical devices utilizing flash vaporization
US20090258028A1 (en) * 2006-06-05 2009-10-15 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods Of Forming Coatings For Implantable Medical Devices For Controlled Release Of A Peptide And A Hydrophobic Drug
US8323676B2 (en) * 2008-06-30 2012-12-04 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Poly(ester-amide) and poly(amide) coatings for implantable medical devices for controlled release of a protein or peptide and a hydrophobic drug
US20080124372A1 (en) 2006-06-06 2008-05-29 Hossainy Syed F A Morphology profiles for control of agent release rates from polymer matrices
US8246973B2 (en) 2006-06-21 2012-08-21 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Freeze-thaw method for modifying stent coating
US7771739B2 (en) * 2006-06-30 2010-08-10 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Implantable medical devices comprising semi-crystalline poly(ester-amide)
US20090181063A1 (en) * 2006-07-13 2009-07-16 Michael Huy Ngo Implantable medical device comprising a pro-healing poly(ester-amide)
EP2054537A2 (en) 2006-08-02 2009-05-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis with three-dimensional disintegration control
US20090258053A1 (en) * 2006-08-23 2009-10-15 Blue Medical Deevices Bv Medical stent provided with a combination of melatonin and paclitaxel
US20080050413A1 (en) * 2006-08-23 2008-02-28 Ronald Adrianus Maria Horvers Medical stent provided with a combination of melatonin and paclitaxel
WO2008034031A2 (en) 2006-09-15 2008-03-20 Boston Scientific Limited Bioerodible endoprostheses and methods of making the same
CA2663220A1 (en) 2006-09-15 2008-03-20 Boston Scientific Limited Medical devices and methods of making the same
ES2357661T3 (es) 2006-09-15 2011-04-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprótesis bioerosionables con capas inorgánicas bioestables.
ATE517590T1 (de) 2006-09-15 2011-08-15 Boston Scient Ltd Biologisch erodierbare endoprothesen
JP2010503482A (ja) 2006-09-18 2010-02-04 ボストン サイエンティフィック リミテッド 内部人工器官
US20080091234A1 (en) * 2006-09-26 2008-04-17 Kladakis Stephanie M Method for modifying a medical implant surface for promoting tissue growth
JP5355418B2 (ja) 2006-12-28 2013-11-27 ボストン サイエンティフィック リミテッド 生侵食性内部人工器官、及び該生侵食性内部人工器官を製造する方法
US8221496B2 (en) 2007-02-01 2012-07-17 Cordis Corporation Antithrombotic and anti-restenotic drug eluting stent
ES2530862T3 (es) * 2007-02-07 2015-03-06 Cook Medical Technologies Llc Revestimientos de dispositivos médicos para liberar un agente terapéutico a diferentes velocidades
US9056155B1 (en) * 2007-05-29 2015-06-16 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Coatings having an elastic primer layer
US20080306584A1 (en) * 2007-06-05 2008-12-11 Pamela Kramer-Brown Implantable medical devices for local and regional treatment
US8252361B2 (en) * 2007-06-05 2012-08-28 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Implantable medical devices for local and regional treatment
US9737638B2 (en) 2007-06-20 2017-08-22 Abbott Cardiovascular Systems, Inc. Polyester amide copolymers having free carboxylic acid pendant groups
US8052745B2 (en) 2007-09-13 2011-11-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis
DE102007059755A1 (de) * 2007-12-10 2009-06-18 Biotronik Vi Patent Ag Implantate mit membrandiffusionskontrollierter Wirkstofffreisetzung
US8889172B1 (en) 2008-04-30 2014-11-18 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Amorphous or semi-crystalline poly(ester amide) polymer with a high glass transition temperature
US7998192B2 (en) 2008-05-09 2011-08-16 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprostheses
US8236046B2 (en) 2008-06-10 2012-08-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible endoprosthesis
US8765162B2 (en) 2008-06-30 2014-07-01 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Poly(amide) and poly(ester-amide) polymers and drug delivery particles and coatings containing same
US7985252B2 (en) 2008-07-30 2011-07-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible endoprosthesis
US20100047319A1 (en) * 2008-08-21 2010-02-25 Michael Huy Ngo Biodegradable Poly(Ester-Amide) And Poly(Amide) Coatings For Implantable Medical Devices With Enhanced Bioabsorption Times
US8382824B2 (en) 2008-10-03 2013-02-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical implant having NANO-crystal grains with barrier layers of metal nitrides or fluorides
EP2403546A2 (en) 2009-03-02 2012-01-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-buffering medical implants
US20110319987A1 (en) 2009-05-20 2011-12-29 Arsenal Medical Medical implant
US8888840B2 (en) * 2009-05-20 2014-11-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Drug eluting medical implant
US9265633B2 (en) 2009-05-20 2016-02-23 480 Biomedical, Inc. Drug-eluting medical implants
US9309347B2 (en) 2009-05-20 2016-04-12 Biomedical, Inc. Bioresorbable thermoset polyester/urethane elastomers
CA2762811C (en) 2009-05-20 2023-03-21 Arsenal Medical, Inc. Self-expandable medical device comprising polymeric strands and coatings thereon
US8992601B2 (en) 2009-05-20 2015-03-31 480 Biomedical, Inc. Medical implants
WO2011008545A2 (en) * 2009-06-29 2011-01-20 Cornell Research Foundation, Inc. Poly(ester ether amide)s and uses thereof
WO2011119573A1 (en) 2010-03-23 2011-09-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Surface treated bioerodible metal endoprostheses
CN102002152B (zh) * 2010-10-27 2013-06-12 中国科学院长春应用化学研究所 脂肪族二元酸-1,2-丙二醇聚酯及其制备方法
US9873765B2 (en) 2011-06-23 2018-01-23 Dsm Ip Assets, B.V. Biodegradable polyesteramide copolymers for drug delivery
EP4406558A3 (en) 2011-06-23 2024-10-23 DSM IP Assets B.V. New biodegradable polyesteramide copolymers for drug delivery
US10434071B2 (en) 2014-12-18 2019-10-08 Dsm Ip Assets, B.V. Drug delivery system for delivery of acid sensitivity drugs
CN105837741B (zh) * 2016-05-14 2018-01-02 上海大学 寡聚脯氨酸甲基丙烯酸酯/二甲氨乙基甲基丙烯酸酯共聚物及其制备方法
US11439495B2 (en) * 2018-08-22 2022-09-13 Cook Medical Technologies Llc Self-healing graft material and method of use thereof
WO2021094468A1 (en) 2019-11-12 2021-05-20 Dsm Ip Assets B.V. Polyesteramide copolymers possessing high glass transition temperatures
CN112321822B (zh) * 2020-12-02 2021-12-10 中山大学 一种具有ros响应性的蛋氨酸-聚酯酰胺高分子聚合物及其应用

Family Cites Families (292)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR732895A (fr) 1932-10-18 1932-09-25 Consortium Elektrochem Ind Objets filés en alcool polyvinylique
US2386454A (en) 1940-11-22 1945-10-09 Bell Telephone Labor Inc High molecular weight linear polyester-amides
US3849514A (en) 1967-11-17 1974-11-19 Eastman Kodak Co Block polyester-polyamide copolymers
US3773737A (en) 1971-06-09 1973-11-20 Sutures Inc Hydrolyzable polymers of amino acid and hydroxy acids
US4329383A (en) 1979-07-24 1982-05-11 Nippon Zeon Co., Ltd. Non-thrombogenic material comprising substrate which has been reacted with heparin
SU790725A1 (ru) 1979-07-27 1983-01-23 Ордена Ленина Институт Элементоорганических Соединений Ан Ссср Способ получени алкилароматических полиимидов
US4226243A (en) 1979-07-27 1980-10-07 Ethicon, Inc. Surgical devices of polyesteramides derived from bis-oxamidodiols and dicarboxylic acids
SU811750A1 (ru) 1979-08-07 1983-09-23 Институт Физиологии Им.С.И.Бериташвили Бис-карбонаты алифатических диолов-мономеры дл полиуретанов и поликарбонатов и способ их получени
SU872531A1 (ru) 1979-08-07 1981-10-15 Институт Физиологии Им.И.С.Бериташвили Ан Гсср Способ получени полуретанов
SU876663A1 (ru) 1979-11-11 1981-10-30 Институт Физиологии Им. Академика И.С.Бериташвили Ан Гсср Способ получени полиарилатов
US4343931A (en) 1979-12-17 1982-08-10 Minnesota Mining And Manufacturing Company Synthetic absorbable surgical devices of poly(esteramides)
SU1016314A1 (ru) 1979-12-17 1983-05-07 Институт Физиологии Им.И.С.Бериташвили Способ получени полиэфируретанов
US4529792A (en) 1979-12-17 1985-07-16 Minnesota Mining And Manufacturing Company Process for preparing synthetic absorbable poly(esteramides)
SU905228A1 (ru) 1980-03-06 1982-02-15 Институт Физиологии Им. Акад.И.С. Бериташвили Ан Гсср Способ получени полимочевины
US4304767A (en) 1980-05-15 1981-12-08 Sri International Polymers of di- (and higher functionality) ketene acetals and polyols
SU1293518A1 (ru) 1985-04-11 1987-02-28 Тбилисский зональный научно-исследовательский и проектный институт типового и экспериментального проектирования жилых и общественных зданий Установка дл испытаний образца крестообразной строительной конструкции
US4656242A (en) 1985-06-07 1987-04-07 Henkel Corporation Poly(ester-amide) compositions
US4733665C2 (en) 1985-11-07 2002-01-29 Expandable Grafts Partnership Expandable intraluminal graft and method and apparatus for implanting an expandable intraluminal graft
US4611051A (en) 1985-12-31 1986-09-09 Union Camp Corporation Novel poly(ester-amide) hot-melt adhesives
US4882168A (en) 1986-09-05 1989-11-21 American Cyanamid Company Polyesters containing alkylene oxide blocks as drug delivery systems
JPH0696023B2 (ja) 1986-11-10 1994-11-30 宇部日東化成株式会社 人工血管およびその製造方法
US5721131A (en) 1987-03-06 1998-02-24 United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy Surface modification of polymers with self-assembled monolayers that promote adhesion, outgrowth and differentiation of biological cells
US4800882A (en) 1987-03-13 1989-01-31 Cook Incorporated Endovascular stent and delivery system
US6387379B1 (en) 1987-04-10 2002-05-14 University Of Florida Biofunctional surface modified ocular implants, surgical instruments, medical devices, prostheses, contact lenses and the like
US4894231A (en) 1987-07-28 1990-01-16 Biomeasure, Inc. Therapeutic agent delivery system
US4886062A (en) 1987-10-19 1989-12-12 Medtronic, Inc. Intravascular radially expandable stent and method of implant
US5019096A (en) 1988-02-11 1991-05-28 Trustees Of Columbia University In The City Of New York Infection-resistant compositions, medical devices and surfaces and methods for preparing and using same
JP2561309B2 (ja) 1988-03-28 1996-12-04 テルモ株式会社 医療用材料およびその製造方法
US4931287A (en) 1988-06-14 1990-06-05 University Of Utah Heterogeneous interpenetrating polymer networks for the controlled release of drugs
US5328471A (en) 1990-02-26 1994-07-12 Endoluminal Therapeutics, Inc. Method and apparatus for treatment of focal disease in hollow tubular organs and other tissue lumens
US4977901A (en) 1988-11-23 1990-12-18 Minnesota Mining And Manufacturing Company Article having non-crosslinked crystallized polymer coatings
IL90193A (en) 1989-05-04 1993-02-21 Biomedical Polymers Int Polurethane-based polymeric materials and biomedical articles and pharmaceutical compositions utilizing the same
US5272012A (en) 1989-06-23 1993-12-21 C. R. Bard, Inc. Medical apparatus having protective, lubricious coating
US5971954A (en) 1990-01-10 1999-10-26 Rochester Medical Corporation Method of making catheter
CA2069644A1 (en) 1990-01-30 1991-07-31 Jan Feijen Article for the controlled delivery of an active substance, comprising a hollow space fully enclosed by a wall and filled in full or in part with one or more active substances
WO1991012846A1 (en) 1990-02-26 1991-09-05 Slepian Marvin J Method and apparatus for treatment of tubular organs
US5300295A (en) 1990-05-01 1994-04-05 Mediventures, Inc. Ophthalmic drug delivery with thermoreversible polyoxyalkylene gels adjustable for pH
US5298260A (en) 1990-05-01 1994-03-29 Mediventures, Inc. Topical drug delivery with polyoxyalkylene polymer thermoreversible gels adjustable for pH and osmolality
US5306501A (en) 1990-05-01 1994-04-26 Mediventures, Inc. Drug delivery by injection with thermoreversible gels containing polyoxyalkylene copolymers
US5292516A (en) 1990-05-01 1994-03-08 Mediventures, Inc. Body cavity drug delivery with thermoreversible gels containing polyoxyalkylene copolymers
AU7998091A (en) 1990-05-17 1991-12-10 Harbor Medical Devices, Inc. Medical device polymer
US6060451A (en) 1990-06-15 2000-05-09 The National Research Council Of Canada Thrombin inhibitors based on the amino acid sequence of hirudin
EP0533816B1 (en) 1990-06-15 1995-06-14 Cortrak Medical, Inc. Drug delivery apparatus
CA2038605C (en) 1990-06-15 2000-06-27 Leonard Pinchuk Crack-resistant polycarbonate urethane polymer prostheses and the like
US5112457A (en) 1990-07-23 1992-05-12 Case Western Reserve University Process for producing hydroxylated plasma-polymerized films and the use of the films for enhancing the compatiblity of biomedical implants
US5455040A (en) 1990-07-26 1995-10-03 Case Western Reserve University Anticoagulant plasma polymer-modified substrate
US5163952A (en) 1990-09-14 1992-11-17 Michael Froix Expandable polymeric stent with memory and delivery apparatus and method
US5258020A (en) 1990-09-14 1993-11-02 Michael Froix Method of using expandable polymeric stent with memory
US6248129B1 (en) 1990-09-14 2001-06-19 Quanam Medical Corporation Expandable polymeric stent with memory and delivery apparatus and method
US5462990A (en) 1990-10-15 1995-10-31 Board Of Regents, The University Of Texas System Multifunctional organic polymers
GB9027793D0 (en) 1990-12-21 1991-02-13 Ucb Sa Polyester-amides containing terminal carboxyl groups
HU222501B1 (hu) 1991-06-28 2003-07-28 Endorecherche Inc. MPA-t vagy MGA-t tartalmazó nyújtott hatóanyag-felszabadulású gyógyászati készítmény és eljárás előállítására
US5330768A (en) 1991-07-05 1994-07-19 Massachusetts Institute Of Technology Controlled drug delivery using polymer/pluronic blends
US5573934A (en) 1992-04-20 1996-11-12 Board Of Regents, The University Of Texas System Gels for encapsulation of biological materials
US5599352A (en) 1992-03-19 1997-02-04 Medtronic, Inc. Method of making a drug eluting stent
GB9206736D0 (en) 1992-03-27 1992-05-13 Sandoz Ltd Improvements of organic compounds and their use in pharmaceutical compositions
US5219980A (en) 1992-04-16 1993-06-15 Sri International Polymers biodegradable or bioerodiable into amino acids
US5417981A (en) 1992-04-28 1995-05-23 Terumo Kabushiki Kaisha Thermoplastic polymer composition and medical devices made of the same
DE4224401A1 (de) 1992-07-21 1994-01-27 Pharmatech Gmbh Neue biologisch abbaubare Polymere für die Arzneistoffgalenik
US5399665A (en) 1992-11-05 1995-03-21 Massachusetts Institute Of Technology Biodegradable polymers for cell transplantation
FR2699168B1 (fr) 1992-12-11 1995-01-13 Rhone Poulenc Chimie Procédé de traitement d'un matériau comprenant un polymère par hydrolyse.
EP0604022A1 (en) 1992-12-22 1994-06-29 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Multilayered biodegradable stent and method for its manufacture
US20020055710A1 (en) 1998-04-30 2002-05-09 Ronald J. Tuch Medical device for delivering a therapeutic agent and method of preparation
US5464650A (en) 1993-04-26 1995-11-07 Medtronic, Inc. Intravascular stent and method
US5824048A (en) 1993-04-26 1998-10-20 Medtronic, Inc. Method for delivering a therapeutic substance to a body lumen
JPH0767895A (ja) 1993-06-25 1995-03-14 Sumitomo Electric Ind Ltd 抗菌性人工血管及び抗菌性手術用縫合糸
US5886026A (en) 1993-07-19 1999-03-23 Angiotech Pharmaceuticals Inc. Anti-angiogenic compositions and methods of use
EG20321A (en) 1993-07-21 1998-10-31 Otsuka Pharma Co Ltd Medical material and process for producing the same
GB2281161B (en) 1993-08-04 1997-05-28 Fulcrum Communications Limited Optical data communications networks
DE4327024A1 (de) 1993-08-12 1995-02-16 Bayer Ag Thermoplastisch verarbeitbare und biologisch abbaubare aliphatische Polyesteramide
US5380299A (en) 1993-08-30 1995-01-10 Med Institute, Inc. Thrombolytic treated intravascular medical device
WO1995010989A1 (en) 1993-10-19 1995-04-27 Scimed Life Systems, Inc. Intravascular stent pump
US5723004A (en) 1993-10-21 1998-03-03 Corvita Corporation Expandable supportive endoluminal grafts
US5759205A (en) 1994-01-21 1998-06-02 Brown University Research Foundation Negatively charged polymeric electret implant
US6051576A (en) 1994-01-28 2000-04-18 University Of Kentucky Research Foundation Means to achieve sustained release of synergistic drugs by conjugation
EP0804249A2 (en) 1994-03-15 1997-11-05 Brown University Research Foundation Polymeric gene delivery system
US5567410A (en) 1994-06-24 1996-10-22 The General Hospital Corporation Composotions and methods for radiographic imaging
US5670558A (en) 1994-07-07 1997-09-23 Terumo Kabushiki Kaisha Medical instruments that exhibit surface lubricity when wetted
US5788979A (en) 1994-07-22 1998-08-04 Inflow Dynamics Inc. Biodegradable coating with inhibitory properties for application to biocompatible materials
US5516881A (en) 1994-08-10 1996-05-14 Cornell Research Foundation, Inc. Aminoxyl-containing radical spin labeling in polymers and copolymers
US5578073A (en) 1994-09-16 1996-11-26 Ramot Of Tel Aviv University Thromboresistant surface treatment for biomaterials
US5485496A (en) 1994-09-22 1996-01-16 Cornell Research Foundation, Inc. Gamma irradiation sterilizing of biomaterial medical devices or products, with improved degradation and mechanical properties
US5649977A (en) 1994-09-22 1997-07-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Metal reinforced polymer stent
FR2724938A1 (fr) 1994-09-28 1996-03-29 Lvmh Rech Polymeres fonctionnalises par des acides amines ou des derives d'acides amines, leur utilisation comme agents tensioactifs en particulier dans des compositions cosmetiques et notamment des vernis a ongles.
DE69520044T2 (de) 1994-10-12 2001-06-13 Focal, Inc. Zielgerichte verabreichung mittels biologisch abbaubarer polymere
US5637113A (en) 1994-12-13 1997-06-10 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polymer film for wrapping a stent structure
US5569198A (en) 1995-01-23 1996-10-29 Cortrak Medical Inc. Microporous catheter
US6017577A (en) 1995-02-01 2000-01-25 Schneider (Usa) Inc. Slippery, tenaciously adhering hydrophilic polyurethane hydrogel coatings, coated polymer substrate materials, and coated medical devices
US5919570A (en) 1995-02-01 1999-07-06 Schneider Inc. Slippery, tenaciously adhering hydrogel coatings containing a polyurethane-urea polymer hydrogel commingled with a poly(N-vinylpyrrolidone) polymer hydrogel, coated polymer and metal substrate materials, and coated medical devices
US5702754A (en) 1995-02-22 1997-12-30 Meadox Medicals, Inc. Method of providing a substrate with a hydrophilic coating and substrates, particularly medical devices, provided with such coatings
US5869127A (en) 1995-02-22 1999-02-09 Boston Scientific Corporation Method of providing a substrate with a bio-active/biocompatible coating
US6231600B1 (en) 1995-02-22 2001-05-15 Scimed Life Systems, Inc. Stents with hybrid coating for medical devices
US5854376A (en) 1995-03-09 1998-12-29 Sekisui Kaseihin Kogyo Kabushiki Kaisha Aliphatic ester-amide copolymer resins
US5605696A (en) 1995-03-30 1997-02-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Drug loaded polymeric material and method of manufacture
US5837313A (en) 1995-04-19 1998-11-17 Schneider (Usa) Inc Drug release stent coating process
US6120536A (en) 1995-04-19 2000-09-19 Schneider (Usa) Inc. Medical devices with long term non-thrombogenic coatings
US20020091433A1 (en) 1995-04-19 2002-07-11 Ni Ding Drug release coated stent
US5925720A (en) 1995-04-19 1999-07-20 Kazunori Kataoka Heterotelechelic block copolymers and process for producing the same
US6099562A (en) 1996-06-13 2000-08-08 Schneider (Usa) Inc. Drug coating with topcoat
US5674242A (en) 1995-06-06 1997-10-07 Quanam Medical Corporation Endoprosthetic device with therapeutic compound
AU716005B2 (en) 1995-06-07 2000-02-17 Cook Medical Technologies Llc Implantable medical device
US6774278B1 (en) 1995-06-07 2004-08-10 Cook Incorporated Coated implantable medical device
US5609629A (en) * 1995-06-07 1997-03-11 Med Institute, Inc. Coated implantable medical device
WO1998017331A1 (en) 1995-06-07 1998-04-30 Cook Incorporated Silver implantable medical device
US7611533B2 (en) 1995-06-07 2009-11-03 Cook Incorporated Coated implantable medical device
CA2223889A1 (en) 1995-06-07 1996-12-19 The American National Red Cross Supplemented and unsupplemented tissue sealants, methods of their production and use
US6129761A (en) 1995-06-07 2000-10-10 Reprogenesis, Inc. Injectable hydrogel compositions
US5820917A (en) 1995-06-07 1998-10-13 Medtronic, Inc. Blood-contacting medical device and method
US7550005B2 (en) 1995-06-07 2009-06-23 Cook Incorporated Coated implantable medical device
US6010530A (en) 1995-06-07 2000-01-04 Boston Scientific Technology, Inc. Self-expanding endoluminal prosthesis
US5667767A (en) 1995-07-27 1997-09-16 Micro Therapeutics, Inc. Compositions for use in embolizing blood vessels
US5877224A (en) 1995-07-28 1999-03-02 Rutgers, The State University Of New Jersey Polymeric drug formulations
US5723219A (en) 1995-12-19 1998-03-03 Talison Research Plasma deposited film networks
US5658995A (en) 1995-11-27 1997-08-19 Rutgers, The State University Copolymers of tyrosine-based polycarbonate and poly(alkylene oxide)
DE19545678A1 (de) 1995-12-07 1997-06-12 Goldschmidt Ag Th Copolymere Polyaminosäureester
DK2111876T3 (da) 1995-12-18 2011-12-12 Angiodevice Internat Gmbh Tværbundne polymerpræparater og fremgangsmåder til anvendelse deraf
US6033582A (en) 1996-01-22 2000-03-07 Etex Corporation Surface modification of medical implants
US6054553A (en) 1996-01-29 2000-04-25 Bayer Ag Process for the preparation of polymers having recurring agents
US5932299A (en) 1996-04-23 1999-08-03 Katoot; Mohammad W. Method for modifying the surface of an object
US5955509A (en) 1996-05-01 1999-09-21 Board Of Regents, The University Of Texas System pH dependent polymer micelles
FR2748350B1 (fr) 1996-05-06 2000-07-13 Solaic Sa Composant electronique sous forme de circuit integre pour insertion a chaud dans un substrat et procedes pour sa fabrication
US5610241A (en) 1996-05-07 1997-03-11 Cornell Research Foundation, Inc. Reactive graft polymer with biodegradable polymer backbone and method for preparing reactive biodegradable polymers
WO1997045105A1 (en) 1996-05-24 1997-12-04 Angiotech Pharmaceuticals, Inc. Compositions and methods for treating or preventing diseases of body passageways
US5876433A (en) 1996-05-29 1999-03-02 Ethicon, Inc. Stent and method of varying amounts of heparin coated thereon to control treatment
US5874165A (en) 1996-06-03 1999-02-23 Gore Enterprise Holdings, Inc. Materials and method for the immobilization of bioactive species onto polymeric subtrates
NL1003459C2 (nl) 1996-06-28 1998-01-07 Univ Twente Copoly(ester-amides) en copoly(ester-urethanen).
US5711958A (en) 1996-07-11 1998-01-27 Life Medical Sciences, Inc. Methods for reducing or eliminating post-surgical adhesion formation
JP3597868B2 (ja) 1996-07-23 2004-12-08 シメッド ライフ システムズ インコーポレイテッド 胃腸病巣処置に好適なカテーテル用高コンプライアンス高強度バルーン
US5830178A (en) 1996-10-11 1998-11-03 Micro Therapeutics, Inc. Methods for embolizing vascular sites with an emboilizing composition comprising dimethylsulfoxide
US6060518A (en) 1996-08-16 2000-05-09 Supratek Pharma Inc. Polymer compositions for chemotherapy and methods of treatment using the same
AU4090997A (en) 1996-08-30 1998-03-19 Helix Medical Corporation Medical devices having microbial resistant material properties
US5783657A (en) 1996-10-18 1998-07-21 Union Camp Corporation Ester-terminated polyamides of polymerized fatty acids useful in formulating transparent gels in low polarity liquids
US6530951B1 (en) 1996-10-24 2003-03-11 Cook Incorporated Silver implantable medical device
US6120491A (en) 1997-11-07 2000-09-19 The State University Rutgers Biodegradable, anionic polymers derived from the amino acid L-tyrosine
DE19652037A1 (de) 1996-12-13 1998-06-18 Wolff Walsrode Ag Elastische Folien mit verbesserter biologischer Abbaubarkeit sowie Verfahren für ihre Herstellung
US5980972A (en) 1996-12-20 1999-11-09 Schneider (Usa) Inc Method of applying drug-release coatings
US5997517A (en) 1997-01-27 1999-12-07 Sts Biopolymers, Inc. Bonding layers for medical device surface coatings
AU6252298A (en) 1997-01-28 1998-08-18 United States Surgical Corporation Polyesteramides with amino acid-derived groups alternating with alpha-hydroxyacid-derived groups and surgical articles made therefrom
CA2278613A1 (en) 1997-01-28 1998-07-30 United States Surgical Corporation Polyesteramide, its preparation and surgical devices fabricated therefrom
EP0960148B1 (en) 1997-01-28 2003-04-02 United States Surgical Corporation Polyesteramide, its preparation and surgical devices fabricated therefrom
WO1998036784A1 (en) 1997-02-20 1998-08-27 Cook Incorporated Coated implantable medical device
US6240616B1 (en) 1997-04-15 2001-06-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of manufacturing a medicated porous metal prosthesis
US5879697A (en) 1997-04-30 1999-03-09 Schneider Usa Inc Drug-releasing coatings for medical devices
US6245760B1 (en) 1997-05-28 2001-06-12 Aventis Pharmaceuticals Products, Inc Quinoline and quinoxaline compounds which inhibit platelet-derived growth factor and/or p56lck tyrosine kinases
US6159978A (en) 1997-05-28 2000-12-12 Aventis Pharmaceuticals Product, Inc. Quinoline and quinoxaline compounds which inhibit platelet-derived growth factor and/or p56lck tyrosine kinases
US6180632B1 (en) 1997-05-28 2001-01-30 Aventis Pharmaceuticals Products Inc. Quinoline and quinoxaline compounds which inhibit platelet-derived growth factor and/or p56lck tyrosine kinases
US6056993A (en) 1997-05-30 2000-05-02 Schneider (Usa) Inc. Porous protheses and methods for making the same wherein the protheses are formed by spraying water soluble and water insoluble fibers onto a rotating mandrel
US6110483A (en) 1997-06-23 2000-08-29 Sts Biopolymers, Inc. Adherent, flexible hydrogel and medicated coatings
JP2002511878A (ja) 1997-07-01 2002-04-16 アセロジエニクス・インコーポレイテツド 抗酸化剤による過増殖状態の治療の増強
US6211249B1 (en) 1997-07-11 2001-04-03 Life Medical Sciences, Inc. Polyester polyether block copolymers
US5980928A (en) 1997-07-29 1999-11-09 Terry; Paul B. Implant for preventing conjunctivitis in cattle
CN1272873A (zh) 1997-08-08 2000-11-08 普罗格特-甘布尔公司 具有用于提供所洗织物外观和完整性益处的基于氨基酸的聚合物的洗衣用洗涤剂组合物
US6121027A (en) 1997-08-15 2000-09-19 Surmodics, Inc. Polybifunctional reagent having a polymeric backbone and photoreactive moieties and bioactive groups
US6120788A (en) 1997-10-16 2000-09-19 Bioamide, Inc. Bioabsorbable triglycolic acid poly(ester-amide)s
US6015541A (en) 1997-11-03 2000-01-18 Micro Therapeutics, Inc. Radioactive embolizing compositions
US6221425B1 (en) 1998-01-30 2001-04-24 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Lubricious hydrophilic coating for an intracorporeal medical device
US6110188A (en) 1998-03-09 2000-08-29 Corvascular, Inc. Anastomosis method
US6258371B1 (en) 1998-04-03 2001-07-10 Medtronic Inc Method for making biocompatible medical article
US20030040790A1 (en) 1998-04-15 2003-02-27 Furst Joseph G. Stent coating
US20010029351A1 (en) 1998-04-16 2001-10-11 Robert Falotico Drug combinations and delivery devices for the prevention and treatment of vascular disease
US7658727B1 (en) 1998-04-20 2010-02-09 Medtronic, Inc Implantable medical device with enhanced biocompatibility and biostability
US20020188037A1 (en) 1999-04-15 2002-12-12 Chudzik Stephen J. Method and system for providing bioactive agent release coating
US6214901B1 (en) 1998-04-27 2001-04-10 Surmodics, Inc. Bioactive agent release coating
US6113629A (en) 1998-05-01 2000-09-05 Micrus Corporation Hydrogel for the therapeutic treatment of aneurysms
KR100314496B1 (ko) 1998-05-28 2001-11-22 윤동진 항혈전성이 있는 헤파린 유도체, 그의 제조방법 및 용도
CA2332314A1 (en) 1998-06-11 1999-12-16 Cerus Corporation Use of alkylating compounds for inhibiting proliferation of arterial smooth muscle cells
US6153252A (en) 1998-06-30 2000-11-28 Ethicon, Inc. Process for coating stents
AU4645299A (en) 1998-07-08 2000-02-01 Advanced Biocompatible Coatings Inc. Biocompatible metallic stents with hydroxy methacrylate coating
AU771367B2 (en) 1998-08-20 2004-03-18 Cook Medical Technologies Llc Coated implantable medical device
US6248127B1 (en) 1998-08-21 2001-06-19 Medtronic Ave, Inc. Thromboresistant coated medical device
US6335029B1 (en) 1998-08-28 2002-01-01 Scimed Life Systems, Inc. Polymeric coatings for controlled delivery of active agents
WO2000012147A1 (en) 1998-09-02 2000-03-09 Scimed Life Systems, Inc. Drug delivery device for stent
WO2000018446A1 (en) 1998-09-25 2000-04-06 Cathnet-Science S.A. Multi-layered sleeve for intravascular expandable device
US6011125A (en) 1998-09-25 2000-01-04 General Electric Company Amide modified polyesters
US6530950B1 (en) 1999-01-12 2003-03-11 Quanam Medical Corporation Intraluminal stent having coaxial polymer member
US6419692B1 (en) 1999-02-03 2002-07-16 Scimed Life Systems, Inc. Surface protection method for stents and balloon catheters for drug delivery
US6143354A (en) 1999-02-08 2000-11-07 Medtronic Inc. One-step method for attachment of biomolecules to substrate surfaces
EP1175236A1 (en) 1999-04-23 2002-01-30 Agion Technologies, L.L.C. Stent having antimicrobial agent
US6258121B1 (en) 1999-07-02 2001-07-10 Scimed Life Systems, Inc. Stent coating
US6494862B1 (en) 1999-07-13 2002-12-17 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Substance delivery apparatus and a method of delivering a therapeutic substance to an anatomical passageway
US6283947B1 (en) 1999-07-13 2001-09-04 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Local drug delivery injection catheter
US6177523B1 (en) 1999-07-14 2001-01-23 Cardiotech International, Inc. Functionalized polyurethanes
FI19991852A7 (fi) 1999-09-01 2001-03-02 Yli Urpo Antti Uusi monikerroksinen materiaali, joka käsittää vaikuttavan ainesosan, ja sen valmistus
US6503556B2 (en) 2000-12-28 2003-01-07 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods of forming a coating for a prosthesis
EP1214108B1 (en) 1999-09-03 2007-01-10 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. A porous prosthesis and a method of depositing substances into the pores
US6287628B1 (en) 1999-09-03 2001-09-11 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Porous prosthesis and a method of depositing substances into the pores
US6503954B1 (en) 2000-03-31 2003-01-07 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biocompatible carrier containing actinomycin D and a method of forming the same
US20070032853A1 (en) 2002-03-27 2007-02-08 Hossainy Syed F 40-O-(2-hydroxy)ethyl-rapamycin coated stent
US20040029952A1 (en) 1999-09-03 2004-02-12 Yung-Ming Chen Ethylene vinyl alcohol composition and coating
US6379381B1 (en) 1999-09-03 2002-04-30 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Porous prosthesis and a method of depositing substances into the pores
US6790228B2 (en) 1999-12-23 2004-09-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coating for implantable devices and a method of forming the same
US6713119B2 (en) 1999-09-03 2004-03-30 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biocompatible coating for a prosthesis and a method of forming the same
US6759054B2 (en) 1999-09-03 2004-07-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Ethylene vinyl alcohol composition and coating
US6749626B1 (en) 2000-03-31 2004-06-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Actinomycin D for the treatment of vascular disease
US6203551B1 (en) 1999-10-04 2001-03-20 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Chamber for applying therapeutic substances to an implant device
US6331313B1 (en) 1999-10-22 2001-12-18 Oculex Pharmaceticals, Inc. Controlled-release biocompatible ocular drug delivery implant devices and methods
US6251136B1 (en) 1999-12-08 2001-06-26 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of layering a three-coated stent using pharmacological and polymeric agents
US6613432B2 (en) 1999-12-22 2003-09-02 Biosurface Engineering Technologies, Inc. Plasma-deposited coatings, devices and methods
US6908624B2 (en) 1999-12-23 2005-06-21 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coating for implantable devices and a method of forming the same
US6283949B1 (en) 1999-12-27 2001-09-04 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Refillable implantable drug delivery pump
WO2001047572A2 (en) 1999-12-29 2001-07-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Device and active component for inhibiting formation of thrombus-inflammatory cell matrix
WO2001049338A1 (en) 1999-12-30 2001-07-12 Li Wei Pin Controlled delivery of therapeutic agents by insertable medical devices
JP4473390B2 (ja) 2000-01-07 2010-06-02 川澄化学工業株式会社 ステント及びステントグラフト
EP1250053A2 (en) 2000-01-11 2002-10-23 Intralytix Inc. Method for produce sanitation using bacteriophages
US6703040B2 (en) 2000-01-11 2004-03-09 Intralytix, Inc. Polymer blends as biodegradable matrices for preparing biocomposites
US6527801B1 (en) 2000-04-13 2003-03-04 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biodegradable drug delivery material for stent
US20020007215A1 (en) 2000-05-19 2002-01-17 Robert Falotico Drug/drug delivery systems for the prevention and treatment of vascular disease
US20020007214A1 (en) 2000-05-19 2002-01-17 Robert Falotico Drug/drug delivery systems for the prevention and treatment of vascular disease
US20020005206A1 (en) 2000-05-19 2002-01-17 Robert Falotico Antiproliferative drug and delivery device
US6776796B2 (en) 2000-05-12 2004-08-17 Cordis Corportation Antiinflammatory drug and delivery device
US20020007213A1 (en) 2000-05-19 2002-01-17 Robert Falotico Drug/drug delivery systems for the prevention and treatment of vascular disease
US6673385B1 (en) 2000-05-31 2004-01-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods for polymeric coatings stents
US6395326B1 (en) 2000-05-31 2002-05-28 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Apparatus and method for depositing a coating onto a surface of a prosthesis
US6585765B1 (en) 2000-06-29 2003-07-01 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Implantable device having substances impregnated therein and a method of impregnating the same
US20020077693A1 (en) 2000-12-19 2002-06-20 Barclay Bruce J. Covered, coiled drug delivery stent and method
AU2001279288A1 (en) 2000-07-06 2002-01-21 Biosurface Engineering Technologies, Inc. Drug diffusion coatings, applications and methods
US6555157B1 (en) 2000-07-25 2003-04-29 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method for coating an implantable device and system for performing the method
CA2771263A1 (en) 2000-07-27 2002-02-07 Rutgers, The State University Therapeutic polyesters and polyamides
US6451373B1 (en) 2000-08-04 2002-09-17 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of forming a therapeutic coating onto a surface of an implantable prosthesis
US6503538B1 (en) 2000-08-30 2003-01-07 Cornell Research Foundation, Inc. Elastomeric functional biodegradable copolyester amides and copolyester urethanes
US6585926B1 (en) 2000-08-31 2003-07-01 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of manufacturing a porous balloon
AU2001288809A1 (en) 2000-09-26 2002-04-08 Advanced Cardiovascular Systems Inc. A method of loading a substance onto an implantable device
US6254632B1 (en) 2000-09-28 2001-07-03 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Implantable medical device having protruding surface structures for drug delivery and cover attachment
US6716444B1 (en) 2000-09-28 2004-04-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Barriers for polymer-coated implantable medical devices and methods for making the same
US7261735B2 (en) 2001-05-07 2007-08-28 Cordis Corporation Local drug delivery devices and methods for maintaining the drug coatings thereon
US20020111590A1 (en) 2000-09-29 2002-08-15 Davila Luis A. Medical devices, drug coatings and methods for maintaining the drug coatings thereon
US20020051730A1 (en) 2000-09-29 2002-05-02 Stanko Bodnar Coated medical devices and sterilization thereof
US6746773B2 (en) 2000-09-29 2004-06-08 Ethicon, Inc. Coatings for medical devices
US6506437B1 (en) 2000-10-17 2003-01-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods of coating an implantable device having depots formed in a surface thereof
US6558733B1 (en) 2000-10-26 2003-05-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method for etching a micropatterned microdepot prosthesis
US6783793B1 (en) 2000-10-26 2004-08-31 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Selective coating of medical devices
US6758859B1 (en) 2000-10-30 2004-07-06 Kenny L. Dang Increased drug-loading and reduced stress drug delivery device
US7077859B2 (en) 2000-12-22 2006-07-18 Avantec Vascular Corporation Apparatus and methods for variably controlled substance delivery from implanted prostheses
EP1355588B1 (en) 2000-12-22 2007-08-15 Avantec Vascular Corporation Device for delivery of therepeutic agents
US6824559B2 (en) 2000-12-22 2004-11-30 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Ethylene-carboxyl copolymers as drug delivery matrices
US20020082679A1 (en) 2000-12-22 2002-06-27 Avantec Vascular Corporation Delivery or therapeutic capable agents
US6544543B1 (en) 2000-12-27 2003-04-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Periodic constriction of vessels to treat ischemic tissue
US6540776B2 (en) 2000-12-28 2003-04-01 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Sheath for a prosthesis and methods of forming the same
US6663662B2 (en) 2000-12-28 2003-12-16 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Diffusion barrier layer for implantable devices
US20020087123A1 (en) 2001-01-02 2002-07-04 Hossainy Syed F.A. Adhesion of heparin-containing coatings to blood-contacting surfaces of medical devices
US6544223B1 (en) 2001-01-05 2003-04-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Balloon catheter for delivering therapeutic agents
US6544582B1 (en) 2001-01-05 2003-04-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method and apparatus for coating an implantable device
US6645195B1 (en) 2001-01-05 2003-11-11 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Intraventricularly guided agent delivery system and method of use
US6740040B1 (en) 2001-01-30 2004-05-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Ultrasound energy driven intraventricular catheter to treat ischemia
US20030032767A1 (en) 2001-02-05 2003-02-13 Yasuhiro Tada High-strength polyester-amide fiber and process for producing the same
EP1463438A4 (en) 2001-02-09 2008-01-23 Endoluminal Therapeutics Inc ENDOMURAL THERAPY
US20030004141A1 (en) 2001-03-08 2003-01-02 Brown David L. Medical devices, compositions and methods for treating vulnerable plaque
US6645135B1 (en) 2001-03-30 2003-11-11 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Intravascular catheter device and method for simultaneous local delivery of radiation and a therapeutic substance
US6623448B2 (en) 2001-03-30 2003-09-23 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Steerable drug delivery device
US6780424B2 (en) 2001-03-30 2004-08-24 Charles David Claude Controlled morphologies in polymer drug for release of drugs from polymer films
US6625486B2 (en) 2001-04-11 2003-09-23 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method and apparatus for intracellular delivery of an agent
US6764505B1 (en) 2001-04-12 2004-07-20 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Variable surface area stent
US6712845B2 (en) 2001-04-24 2004-03-30 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coating for a stent and a method of forming the same
EP2283845A1 (en) 2001-04-26 2011-02-16 pSivida Inc. Sustained release drug delivery system containing codrugs
US6660034B1 (en) 2001-04-30 2003-12-09 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent for increasing blood flow to ischemic tissues and a method of using the same
US6656506B1 (en) 2001-05-09 2003-12-02 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Microparticle coated medical device
US7651695B2 (en) 2001-05-18 2010-01-26 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Medicated stents for the treatment of vascular disease
US6743462B1 (en) 2001-05-31 2004-06-01 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Apparatus and method for coating implantable devices
US6605154B1 (en) 2001-05-31 2003-08-12 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent mounting device
US7862495B2 (en) 2001-05-31 2011-01-04 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Radiation or drug delivery source with activity gradient to minimize edge effects
CA2349989A1 (en) * 2001-06-07 2002-12-07 Paul J. Santerre Bioactive surface modifiers for polymers and articles made therefrom
US6666880B1 (en) 2001-06-19 2003-12-23 Advised Cardiovascular Systems, Inc. Method and system for securing a coated stent to a balloon catheter
US6572644B1 (en) 2001-06-27 2003-06-03 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent mounting device and a method of using the same to coat a stent
US7247313B2 (en) 2001-06-27 2007-07-24 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polyacrylates coatings for implantable medical devices
US6695920B1 (en) 2001-06-27 2004-02-24 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Mandrel for supporting a stent and a method of using the mandrel to coat a stent
US6673154B1 (en) 2001-06-28 2004-01-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent mounting device to coat a stent
US6565659B1 (en) 2001-06-28 2003-05-20 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent mounting assembly and a method of using the same to coat a stent
US6706013B1 (en) 2001-06-29 2004-03-16 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Variable length drug delivery catheter
US6585755B2 (en) 2001-06-29 2003-07-01 Advanced Cardiovascular Polymeric stent suitable for imaging by MRI and fluoroscopy
US6527863B1 (en) 2001-06-29 2003-03-04 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Support device for a stent and a method of using the same to coat a stent
US6656216B1 (en) 2001-06-29 2003-12-02 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Composite stent with regioselective material
EP1273314A1 (en) 2001-07-06 2003-01-08 Terumo Kabushiki Kaisha Stent
US6641611B2 (en) 2001-11-26 2003-11-04 Swaminathan Jayaraman Therapeutic coating for an intravascular implant
US8303651B1 (en) 2001-09-07 2012-11-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polymeric coating for reducing the rate of release of a therapeutic substance from a stent
WO2003028590A1 (en) 2001-09-24 2003-04-10 Medtronic Ave Inc. Rational drug therapy device and methods
US7195640B2 (en) 2001-09-25 2007-03-27 Cordis Corporation Coated medical devices for the treatment of vulnerable plaque
US20030059520A1 (en) 2001-09-27 2003-03-27 Yung-Ming Chen Apparatus for regulating temperature of a composition and a method of coating implantable devices
US6753071B1 (en) 2001-09-27 2004-06-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Rate-reducing membrane for release of an agent
US20030065377A1 (en) 2001-09-28 2003-04-03 Davila Luis A. Coated medical devices
US20030073961A1 (en) 2001-09-28 2003-04-17 Happ Dorrie M. Medical device containing light-protected therapeutic agent and a method for fabricating thereof
US8460693B2 (en) 2001-11-08 2013-06-11 Atrium Medical Corporation Intraluminal device with a coating containing synthetic fish oil and a therapeutic agent
US7585516B2 (en) 2001-11-12 2009-09-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for drug delivery devices
US6663880B1 (en) 2001-11-30 2003-12-16 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Permeabilizing reagents to increase drug delivery and a method of local delivery
US6709514B1 (en) 2001-12-28 2004-03-23 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Rotary coating apparatus for coating implantable medical devices
EP1487513B1 (en) 2002-03-20 2012-06-13 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Biodegradable hydrophobic polymer for stents
US7491233B1 (en) 2002-07-19 2009-02-17 Advanced Cardiovascular Systems Inc. Purified polymers for coatings of implantable medical devices
US20040054104A1 (en) 2002-09-05 2004-03-18 Pacetti Stephen D. Coatings for drug delivery devices comprising modified poly(ethylene-co-vinyl alcohol)
US20040063805A1 (en) 2002-09-19 2004-04-01 Pacetti Stephen D. Coatings for implantable medical devices and methods for fabrication thereof
US7087263B2 (en) 2002-10-09 2006-08-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Rare limiting barriers for implantable medical devices
US9114198B2 (en) * 2003-11-19 2015-08-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biologically beneficial coatings for implantable devices containing fluorinated polymers and methods for fabricating the same
US8192752B2 (en) * 2003-11-21 2012-06-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for implantable devices including biologically erodable polyesters and methods for fabricating the same
US7334804B2 (en) * 2004-03-12 2008-02-26 Mitchell Knecole A Portable tire and wheel lifting apparatus

Also Published As

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