BRPI0806617A2 - método para fabricar uma prótese biodegradável, e, prótese biodegradável - Google Patents
método para fabricar uma prótese biodegradável, e, prótese biodegradável Download PDFInfo
- Publication number
- BRPI0806617A2 BRPI0806617A2 BRPI0806617-5A BRPI0806617A BRPI0806617A2 BR PI0806617 A2 BRPI0806617 A2 BR PI0806617A2 BR PI0806617 A BRPI0806617 A BR PI0806617A BR PI0806617 A2 BRPI0806617 A2 BR PI0806617A2
- Authority
- BR
- Brazil
- Prior art keywords
- polymer
- tubular body
- biodegradable
- additive
- group
- Prior art date
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 65
- 230000001965 increasing effect Effects 0.000 claims abstract description 18
- 229920006125 amorphous polymer Polymers 0.000 claims abstract description 14
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 claims abstract description 12
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 claims description 46
- 239000000654 additive Substances 0.000 claims description 37
- 229920001577 copolymer Polymers 0.000 claims description 33
- 230000000996 additive effect Effects 0.000 claims description 24
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 claims description 20
- 238000001816 cooling Methods 0.000 claims description 14
- 230000008569 process Effects 0.000 claims description 14
- 239000000835 fiber Substances 0.000 claims description 13
- 238000012986 modification Methods 0.000 claims description 13
- 230000004048 modification Effects 0.000 claims description 13
- -1 polytrimethylene carbonate Polymers 0.000 claims description 11
- 239000002904 solvent Substances 0.000 claims description 10
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 10
- 229920002988 biodegradable polymer Polymers 0.000 claims description 9
- 239000004621 biodegradable polymer Substances 0.000 claims description 9
- 230000009477 glass transition Effects 0.000 claims description 7
- JJTUDXZGHPGLLC-IMJSIDKUSA-N 4511-42-6 Chemical compound C[C@@H]1OC(=O)[C@H](C)OC1=O JJTUDXZGHPGLLC-IMJSIDKUSA-N 0.000 claims description 6
- PEDCQBHIVMGVHV-UHFFFAOYSA-N Glycerine Chemical compound OCC(O)CO PEDCQBHIVMGVHV-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 6
- 238000002844 melting Methods 0.000 claims description 6
- 230000008018 melting Effects 0.000 claims description 6
- 238000007493 shaping process Methods 0.000 claims description 5
- 238000005507 spraying Methods 0.000 claims description 5
- RKDVKSZUMVYZHH-UHFFFAOYSA-N 1,4-dioxane-2,5-dione Chemical compound O=C1COC(=O)CO1 RKDVKSZUMVYZHH-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 4
- 229920001244 Poly(D,L-lactide) Polymers 0.000 claims description 4
- 229920002732 Polyanhydride Polymers 0.000 claims description 4
- 229920000331 Polyhydroxybutyrate Polymers 0.000 claims description 4
- 229920001710 Polyorthoester Polymers 0.000 claims description 4
- WYTGDNHDOZPMIW-RCBQFDQVSA-N alstonine Natural products C1=CC2=C3C=CC=CC3=NC2=C2N1C[C@H]1[C@H](C)OC=C(C(=O)OC)[C@H]1C2 WYTGDNHDOZPMIW-RCBQFDQVSA-N 0.000 claims description 4
- RYYVLZVUVIJVGH-UHFFFAOYSA-N caffeine Chemical compound CN1C(=O)N(C)C(=O)C2=C1N=CN2C RYYVLZVUVIJVGH-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 4
- 238000007598 dipping method Methods 0.000 claims description 4
- 239000003814 drug Substances 0.000 claims description 4
- 229940079593 drug Drugs 0.000 claims description 4
- 229910052588 hydroxylapatite Inorganic materials 0.000 claims description 4
- 238000003698 laser cutting Methods 0.000 claims description 4
- 238000000465 moulding Methods 0.000 claims description 4
- XYJRXVWERLGGKC-UHFFFAOYSA-D pentacalcium;hydroxide;triphosphate Chemical compound [OH-].[Ca+2].[Ca+2].[Ca+2].[Ca+2].[Ca+2].[O-]P([O-])([O-])=O.[O-]P([O-])([O-])=O.[O-]P([O-])([O-])=O XYJRXVWERLGGKC-UHFFFAOYSA-D 0.000 claims description 4
- 239000005015 poly(hydroxybutyrate) Substances 0.000 claims description 4
- 229920000218 poly(hydroxyvalerate) Polymers 0.000 claims description 4
- 229920001610 polycaprolactone Polymers 0.000 claims description 4
- 239000004632 polycaprolactone Substances 0.000 claims description 4
- 239000000126 substance Substances 0.000 claims description 4
- 239000004927 clay Substances 0.000 claims description 3
- 230000008602 contraction Effects 0.000 claims description 3
- 238000004132 cross linking Methods 0.000 claims description 3
- 238000001125 extrusion Methods 0.000 claims description 3
- 239000002184 metal Substances 0.000 claims description 3
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 claims description 3
- 230000001590 oxidative effect Effects 0.000 claims description 3
- KIUKXJAPPMFGSW-DNGZLQJQSA-N (2S,3S,4S,5R,6R)-6-[(2S,3R,4R,5S,6R)-3-Acetamido-2-[(2S,3S,4R,5R,6R)-6-[(2R,3R,4R,5S,6R)-3-acetamido-2,5-dihydroxy-6-(hydroxymethyl)oxan-4-yl]oxy-2-carboxy-4,5-dihydroxyoxan-3-yl]oxy-5-hydroxy-6-(hydroxymethyl)oxan-4-yl]oxy-3,4,5-trihydroxyoxane-2-carboxylic acid Chemical compound CC(=O)N[C@H]1[C@H](O)O[C@H](CO)[C@@H](O)[C@@H]1O[C@H]1[C@H](O)[C@@H](O)[C@H](O[C@H]2[C@@H]([C@@H](O[C@H]3[C@@H]([C@@H](O)[C@H](O)[C@H](O3)C(O)=O)O)[C@H](O)[C@@H](CO)O2)NC(C)=O)[C@@H](C(O)=O)O1 KIUKXJAPPMFGSW-DNGZLQJQSA-N 0.000 claims description 2
- QTBSBXVTEAMEQO-UHFFFAOYSA-M Acetate Chemical compound CC([O-])=O QTBSBXVTEAMEQO-UHFFFAOYSA-M 0.000 claims description 2
- 229920000049 Carbon (fiber) Polymers 0.000 claims description 2
- 229920000742 Cotton Polymers 0.000 claims description 2
- 241000196324 Embryophyta Species 0.000 claims description 2
- 244000068988 Glycine max Species 0.000 claims description 2
- 235000010469 Glycine max Nutrition 0.000 claims description 2
- LPHGQDQBBGAPDZ-UHFFFAOYSA-N Isocaffeine Natural products CN1C(=O)N(C)C(=O)C2=C1N(C)C=N2 LPHGQDQBBGAPDZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 2
- NNJVILVZKWQKPM-UHFFFAOYSA-N Lidocaine Chemical compound CCN(CC)CC(=O)NC1=C(C)C=CC=C1C NNJVILVZKWQKPM-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 2
- 240000006240 Linum usitatissimum Species 0.000 claims description 2
- 235000004431 Linum usitatissimum Nutrition 0.000 claims description 2
- 229920000881 Modified starch Polymers 0.000 claims description 2
- 239000004368 Modified starch Substances 0.000 claims description 2
- 229920003171 Poly (ethylene oxide) Polymers 0.000 claims description 2
- 239000004698 Polyethylene Substances 0.000 claims description 2
- 239000004372 Polyvinyl alcohol Substances 0.000 claims description 2
- DBMJMQXJHONAFJ-UHFFFAOYSA-M Sodium laurylsulphate Chemical compound [Na+].CCCCCCCCCCCCOS([O-])(=O)=O DBMJMQXJHONAFJ-UHFFFAOYSA-M 0.000 claims description 2
- 239000002253 acid Substances 0.000 claims description 2
- 150000007513 acids Chemical class 0.000 claims description 2
- 238000007792 addition Methods 0.000 claims description 2
- 125000000129 anionic group Chemical group 0.000 claims description 2
- 239000003945 anionic surfactant Substances 0.000 claims description 2
- 235000013871 bee wax Nutrition 0.000 claims description 2
- 239000012166 beeswax Substances 0.000 claims description 2
- YYKIPRNLHNCURC-UHFFFAOYSA-N benzylazanium ethene chloride Chemical compound [Cl-].C=C.C=C.C=C.[NH3+]CC1=CC=CC=C1 YYKIPRNLHNCURC-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 2
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 claims description 2
- 229960001948 caffeine Drugs 0.000 claims description 2
- VJEONQKOZGKCAK-UHFFFAOYSA-N caffeine Natural products CN1C(=O)N(C)C(=O)C2=C1C=CN2C VJEONQKOZGKCAK-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 2
- 239000001506 calcium phosphate Substances 0.000 claims description 2
- 239000004917 carbon fiber Substances 0.000 claims description 2
- 239000003093 cationic surfactant Substances 0.000 claims description 2
- 239000000919 ceramic Substances 0.000 claims description 2
- 239000008380 degradant Substances 0.000 claims description 2
- 239000002274 desiccant Substances 0.000 claims description 2
- GUJOJGAPFQRJSV-UHFFFAOYSA-N dialuminum;dioxosilane;oxygen(2-);hydrate Chemical compound O.[O-2].[O-2].[O-2].[Al+3].[Al+3].O=[Si]=O.O=[Si]=O.O=[Si]=O.O=[Si]=O GUJOJGAPFQRJSV-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 2
- RAVQYNZGIWVTKL-UHFFFAOYSA-N dicarboxy carbonate phosphoric acid Chemical compound P(=O)(O)(O)O.C(=O)(O)OC(=O)OC(=O)O RAVQYNZGIWVTKL-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 2
- 229920001746 electroactive polymer Polymers 0.000 claims description 2
- 239000003792 electrolyte Substances 0.000 claims description 2
- 229960005150 glycerol Drugs 0.000 claims description 2
- 229920002674 hyaluronan Polymers 0.000 claims description 2
- 229960003160 hyaluronic acid Drugs 0.000 claims description 2
- 229960004194 lidocaine Drugs 0.000 claims description 2
- 235000019426 modified starch Nutrition 0.000 claims description 2
- 229910052901 montmorillonite Inorganic materials 0.000 claims description 2
- 239000002105 nanoparticle Substances 0.000 claims description 2
- 239000011858 nanopowder Substances 0.000 claims description 2
- 239000002077 nanosphere Substances 0.000 claims description 2
- 239000002071 nanotube Substances 0.000 claims description 2
- 150000002823 nitrates Chemical class 0.000 claims description 2
- 239000007800 oxidant agent Substances 0.000 claims description 2
- 239000002245 particle Substances 0.000 claims description 2
- VLTRZXGMWDSKGL-UHFFFAOYSA-N perchloric acid Chemical class OCl(=O)(=O)=O VLTRZXGMWDSKGL-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 2
- 229920001432 poly(L-lactide) Polymers 0.000 claims description 2
- 229920000573 polyethylene Polymers 0.000 claims description 2
- 229920002451 polyvinyl alcohol Polymers 0.000 claims description 2
- 239000005871 repellent Substances 0.000 claims description 2
- 230000002940 repellent Effects 0.000 claims description 2
- 150000003839 salts Chemical class 0.000 claims description 2
- 239000000454 talc Substances 0.000 claims description 2
- 229910052623 talc Inorganic materials 0.000 claims description 2
- QORWJWZARLRLPR-UHFFFAOYSA-H tricalcium bis(phosphate) Chemical compound [Ca+2].[Ca+2].[Ca+2].[O-]P([O-])([O-])=O.[O-]P([O-])([O-])=O QORWJWZARLRLPR-UHFFFAOYSA-H 0.000 claims description 2
- 229940078499 tricalcium phosphate Drugs 0.000 claims description 2
- 229910000391 tricalcium phosphate Inorganic materials 0.000 claims description 2
- 235000019731 tricalcium phosphate Nutrition 0.000 claims description 2
- 210000002268 wool Anatomy 0.000 claims description 2
- 239000010457 zeolite Substances 0.000 claims description 2
- 229920000166 polytrimethylene carbonate Polymers 0.000 claims 2
- XMWRBQBLMFGWIX-UHFFFAOYSA-N C60 fullerene Chemical class C12=C3C(C4=C56)=C7C8=C5C5=C9C%10=C6C6=C4C1=C1C4=C6C6=C%10C%10=C9C9=C%11C5=C8C5=C8C7=C3C3=C7C2=C1C1=C2C4=C6C4=C%10C6=C9C9=C%11C5=C5C8=C3C3=C7C1=C1C2=C4C6=C2C9=C5C3=C12 XMWRBQBLMFGWIX-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 1
- 239000005667 attractant Substances 0.000 claims 1
- 230000031902 chemoattractant activity Effects 0.000 claims 1
- 229910003472 fullerene Inorganic materials 0.000 claims 1
- 239000003365 glass fiber Substances 0.000 claims 1
- 208000037803 restenosis Diseases 0.000 claims 1
- 238000000137 annealing Methods 0.000 abstract description 23
- 238000006065 biodegradation reaction Methods 0.000 abstract description 4
- 239000000463 material Substances 0.000 description 62
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 9
- 238000006731 degradation reaction Methods 0.000 description 9
- 239000013078 crystal Substances 0.000 description 7
- 239000002861 polymer material Substances 0.000 description 6
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 6
- 229920003023 plastic Polymers 0.000 description 4
- 239000004033 plastic Substances 0.000 description 4
- 238000011282 treatment Methods 0.000 description 4
- 125000003258 trimethylene group Chemical group [H]C([H])([*:2])C([H])([H])C([H])([H])[*:1] 0.000 description 4
- WUBBRNOQWQTFEX-UHFFFAOYSA-N 4-aminosalicylic acid Chemical class NC1=CC=C(C(O)=O)C(O)=C1 WUBBRNOQWQTFEX-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 238000002425 crystallisation Methods 0.000 description 3
- 230000008025 crystallization Effects 0.000 description 3
- 238000002513 implantation Methods 0.000 description 3
- 239000000178 monomer Substances 0.000 description 3
- 230000002688 persistence Effects 0.000 description 3
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 3
- 230000002792 vascular Effects 0.000 description 3
- AEMRFAOFKBGASW-UHFFFAOYSA-N Glycolic acid Chemical compound OCC(O)=O AEMRFAOFKBGASW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 229920000954 Polyglycolide Polymers 0.000 description 2
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 2
- 238000002788 crimping Methods 0.000 description 2
- 238000005520 cutting process Methods 0.000 description 2
- 238000013461 design Methods 0.000 description 2
- 238000000113 differential scanning calorimetry Methods 0.000 description 2
- 230000007515 enzymatic degradation Effects 0.000 description 2
- 230000003628 erosive effect Effects 0.000 description 2
- 230000007062 hydrolysis Effects 0.000 description 2
- 238000006460 hydrolysis reaction Methods 0.000 description 2
- 230000003301 hydrolyzing effect Effects 0.000 description 2
- 229920000747 poly(lactic acid) Polymers 0.000 description 2
- 239000004417 polycarbonate Substances 0.000 description 2
- 229920000515 polycarbonate Polymers 0.000 description 2
- 239000004633 polyglycolic acid Substances 0.000 description 2
- 239000004626 polylactic acid Substances 0.000 description 2
- 238000010791 quenching Methods 0.000 description 2
- 230000000171 quenching effect Effects 0.000 description 2
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 2
- 230000001954 sterilising effect Effects 0.000 description 2
- 238000004659 sterilization and disinfection Methods 0.000 description 2
- ODJQKYXPKWQWNK-UHFFFAOYSA-N 3,3'-Thiobispropanoic acid Chemical compound OC(=O)CCSCCC(O)=O ODJQKYXPKWQWNK-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229920002955 Art silk Polymers 0.000 description 1
- 229920003043 Cellulose fiber Polymers 0.000 description 1
- JVTAAEKCZFNVCJ-REOHCLBHSA-N L-lactic acid Chemical compound C[C@H](O)C(O)=O JVTAAEKCZFNVCJ-REOHCLBHSA-N 0.000 description 1
- 125000000174 L-prolyl group Chemical group [H]N1C([H])([H])C([H])([H])C([H])([H])[C@@]1([H])C(*)=O 0.000 description 1
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 1
- 229920001400 block copolymer Polymers 0.000 description 1
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 1
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 1
- 239000004566 building material Substances 0.000 description 1
- 210000001715 carotid artery Anatomy 0.000 description 1
- 238000012512 characterization method Methods 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 1
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 description 1
- 210000004351 coronary vessel Anatomy 0.000 description 1
- 230000001186 cumulative effect Effects 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 1
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 1
- 238000012377 drug delivery Methods 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 230000002708 enhancing effect Effects 0.000 description 1
- 210000001105 femoral artery Anatomy 0.000 description 1
- 239000011152 fibreglass Substances 0.000 description 1
- 239000007943 implant Substances 0.000 description 1
- 238000010348 incorporation Methods 0.000 description 1
- 238000001746 injection moulding Methods 0.000 description 1
- JJTUDXZGHPGLLC-UHFFFAOYSA-N lactide Chemical compound CC1OC(=O)C(C)OC1=O JJTUDXZGHPGLLC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 1
- 239000000155 melt Substances 0.000 description 1
- 239000007769 metal material Substances 0.000 description 1
- VNWKTOKETHGBQD-UHFFFAOYSA-N methane Chemical compound C VNWKTOKETHGBQD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000002156 mixing Methods 0.000 description 1
- 230000006911 nucleation Effects 0.000 description 1
- 238000010899 nucleation Methods 0.000 description 1
- 238000010525 oxidative degradation reaction Methods 0.000 description 1
- 230000002085 persistent effect Effects 0.000 description 1
- 239000002831 pharmacologic agent Substances 0.000 description 1
- 238000001782 photodegradation Methods 0.000 description 1
- 230000004962 physiological condition Effects 0.000 description 1
- 238000012805 post-processing Methods 0.000 description 1
- 102000004169 proteins and genes Human genes 0.000 description 1
- 108090000623 proteins and genes Proteins 0.000 description 1
- 229920005604 random copolymer Polymers 0.000 description 1
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 1
- 210000003752 saphenous vein Anatomy 0.000 description 1
- 239000007921 spray Substances 0.000 description 1
- 230000003746 surface roughness Effects 0.000 description 1
- 238000004381 surface treatment Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/91—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheets or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes
- A61F2/915—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheets or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes with bands having a meander structure, adjacent bands being connected to each other
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
- A61L31/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
- A61L31/04—Macromolecular materials
- A61L31/06—Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
- A61L31/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
- A61L31/148—Materials at least partially resorbable by the body
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61P—SPECIFIC THERAPEUTIC ACTIVITY OF CHEMICAL COMPOUNDS OR MEDICINAL PREPARATIONS
- A61P9/00—Drugs for disorders of the cardiovascular system
- A61P9/10—Drugs for disorders of the cardiovascular system for treating ischaemic or atherosclerotic diseases, e.g. antianginal drugs, coronary vasodilators, drugs for myocardial infarction, retinopathy, cerebrovascula insufficiency, renal arteriosclerosis
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
- C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
- C08G63/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carboxylic ester link in the main chain of the macromolecule
- C08G63/02—Polyesters derived from hydroxycarboxylic acids or from polycarboxylic acids and polyhydroxy compounds
- C08G63/06—Polyesters derived from hydroxycarboxylic acids or from polycarboxylic acids and polyhydroxy compounds derived from hydroxycarboxylic acids
- C08G63/08—Lactones or lactides
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
- C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
- C08L67/00—Compositions of polyesters obtained by reactions forming a carboxylic ester link in the main chain; Compositions of derivatives of such polymers
- C08L67/04—Polyesters derived from hydroxycarboxylic acids, e.g. lactones
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2002/823—Stents, different from stent-grafts, adapted to cover an aneurysm
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2002/825—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents having longitudinal struts
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2210/00—Particular material properties of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2230/00—Geometry of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
- A61F2230/0002—Two-dimensional shapes, e.g. cross-sections
- A61F2230/0004—Rounded shapes, e.g. with rounded corners
- A61F2230/0013—Horseshoe-shaped, e.g. crescent-shaped, C-shaped, U-shaped
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2250/00—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
- A61F2250/0014—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof having different values of a given property or geometrical feature, e.g. mechanical property or material property, at different locations within the same prosthesis
- A61F2250/0036—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof having different values of a given property or geometrical feature, e.g. mechanical property or material property, at different locations within the same prosthesis differing in thickness
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
- Y10T428/00—Stock material or miscellaneous articles
- Y10T428/13—Hollow or container type article [e.g., tube, vase, etc.]
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
- Y10T428/00—Stock material or miscellaneous articles
- Y10T428/13—Hollow or container type article [e.g., tube, vase, etc.]
- Y10T428/1352—Polymer or resin containing [i.e., natural or synthetic]
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
- Y10T428/00—Stock material or miscellaneous articles
- Y10T428/13—Hollow or container type article [e.g., tube, vase, etc.]
- Y10T428/1352—Polymer or resin containing [i.e., natural or synthetic]
- Y10T428/139—Open-ended, self-supporting conduit, cylinder, or tube-type article
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Surgery (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Transplantation (AREA)
- Organic Chemistry (AREA)
- Medicinal Chemistry (AREA)
- Polymers & Plastics (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- General Chemical & Material Sciences (AREA)
- Pharmacology & Pharmacy (AREA)
- Urology & Nephrology (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Prostheses (AREA)
- Media Introduction/Drainage Providing Device (AREA)
- Medicines That Contain Protein Lipid Enzymes And Other Medicines (AREA)
- Surgical Instruments (AREA)
- Biological Depolymerization Polymers (AREA)
Abstract
MéTODO PARA FABRICAR UMA PRóTESE BIODEGRADáVEL, E, PRóTESE BIODEGRADáVEL. Endopróteses biodegradáveis são formadas a partir de polímeros amorfos tendo características desejáveis de biodegradação. A resistência destes polímeros amorfos é melhorada por recozimento para aumentar a cristalinidade sem substancialmente aumentar o tempo de biodegradação.
Description
"MÉTODO PARA FABRICAR UMA PRÓTESE BIODEGRADÁVEL, E, PRÓTESE BIODEGRADÁVEL"
ANTECEDENTES DA INVENÇÃO
1. Campo da Invenção
A presente invenção refere-se geralmente a dispositivos médicos e métodos para sua fabricação. Em particular, a presente invenção refere-se à fabricação de endopróteses biodegradáveis, tal como stents, tendo resistência aumentada e persistência controlada após implante.
Stents são dispositivos geralmente com formato tubular que funcionam para manter aberto ou reforçar um segmento de um vaso sangüíneo ou outros lumens do corpo, tal como a artéria coronária, artéria carótida, enxerto de veia safena, ou artéria femural. Eles também são apropriados para suportar e reter um revestimento arterial dissecado que poderia ocluir o lúmen do corpo, para estabilizar placa, ou suportar válvulas bioprotéticas. Stents podem ser formados de vários materiais, particularmente materiais poliméricos e/ou metálicos, e podem ser não degradáveis, biodegradáveis, ou ser formados de ambos componentes degradáveis e não degradáveis. Stents são tipicamente distribuídos na área alvo dentro do lúmen do corpo usando um cateter. Com stents expansíveis por balão, o stent é montado em um cateter de balão, navegado para a área apropriada, e o stent é expandido inflando o balão. Um stent auto-expansível é entregue à área alvo e liberado, expandindo para o diâmetro requerido para tratar a doença. Stents podem também eluir vários fármacos e agentes farmacológicos.
De interesse particular para a presente invenção, stents biodegradáveis e outras endopróteses são geralmente formados de polímeros que degradam por hidrólise e outros mecanismos de reação no ambiente vascular ou outro luminal com o passar do tempo. Geralmente, será desejável ter a endoprótese completamente degradada depois de servir à sua função de suporte necessário no lúmen do corpo. Tipicamente, a degradação completa será desejada em menos de dois anos, freqüentemente menos de um ano, e freqüentemente em uma questão de meses após o implante. Muitas endopróteses biodegradáveis, entretanto, são persistentes por mais tempo que o necessário, freqüentemente permanecendo no lugar muito após a função de distribuição de suporte ou fármaco terminada. A persistência estendida de muitas endopróteses biodegradáveis freqüentemente resulta de um desejo para melhorar sua resistência. Os materiais de construção de polímero são freqüentemente reforçados, tal como incorporando materiais tendo uma cristalinidade mais elevada, de modo que eles provêm suporte desejado, mas demoram mais para se degradar do que de outra forma seria desejável.
Por estas razões, seria desejável prover endopróteses melhoradas e métodos para sua fabricação, onde as endopróteses teriam uma resistência e persistência controladas. Em particular, seria desejável estar apto a aumentar a resistência de certos materiais biodegradáveis de modo que eles tenham uma resistência melhorada quando incorporados em stents e outras endopróteses sem substancialmente estender seus períodos de degradação. Ademais, seria desejável permitir o controle do período de degradação no processo de fabricação de modo que uma endoprótese pode ser feita com períodos de degradação diferentes enquanto retendo uma resistência aumentada. Pelo menos alguns destes objetivos serão atendidos pelas invenções descritas abaixo.
2. Descrição da Técnica Antecedente
Recozimento térmico e outros tratamentos de filamentos e outros componentes usados em stents são descritos em US 5.980.564, US 6.245.103, e US 6.626.939. Tratamento térmico de revestimentos de stent poliméricos é descrito em pedido co-pendente, de comum propriedade, no. PCT/US07/81996, designando Estados Unidos.
BREVE SUMÁRIO DA INVENÇÃO
A presente invenção provê endopróteses melhoradas biodegradáveis e métodos para a sua fabricação. As endopróteses são formadas de um polímero amorfo, biodegradável. O uso de polímeros amorfos é desejável uma vez que eles proporcionam períodos de biodegradação relativamente curtos, geralmente menos de dois anos, freqüentemente menos de um ano, freqüentemente menos de nove meses, e algumas vezes menor que seis meses, ou ainda menores. A presente invenção baseia-se em modificar os polímeros amorfos para introduzir um grau desejado de cristalinidade. Os inventores verificaram aqui que introduzir cristalinidade no polímero amorfo aumenta a resistência do polímero de modo que ele se torna apropriado para uso como uma endoprótese sem substancialmente estender o período de biodegradação após implante.
A cristalinidade de um polímero altamente amorfo como definido será abaixo 10% antes da modificação. Após modificação, a cristalinidade geralmente será aumentada por pelo menos 20% da cristalinidade original do material amorfo, preferivelmente por pelo menos 100% da cristalinidade original do material amorfo e mais preferivelmente por pelo menos 1000 % da cristalinidade original do material amorfo. Materiais de polímero presentemente preferidos terão uma cristalinidade na faixa de 10% para 20% após modificação como descrito aqui abaixo. Como usado aqui, "cristalinidade" refere-se a um grau de ordem estrutural ou perfeição dentro de uma matriz de polímero.
Cristalinidade pode ser medida por calorimetria de varredura diferencial (Reading, M. et al, Measuremnt of cirstallinity in polimers using modulated temperature differential scanning calorimetry, em Material Characterization by Dynamic and Modulated Thermal Analytical Techniques, ASTM STP 1402, Riga, A.T. et al. Ed, (2001) pp. 17-31.
Métodos de acordo com a presente invenção para fabricar próteses biodegradáveis compreendem prover um corpo tubular tendo um diâmetro inicial, onde o corpo tubular é composto pelo menos parcialmente de um polímero substancialmente amorfo, biodegradável. O corpo tubular é aquecido a uma temperatura acima de sua temperatura de transição vítrea e abaixo de seu ponto de fusão. O corpo tubular é então resinado para aumentar a cristalinidade do polímero. Quer antes ou após esse processo de recozimento, o corpo tubular pode ser modelado em uma estrutura capaz de contração e expansão radial a fim de prover um stent ou outra endoprótese.
Geralmente, o corpo tubular será fabricado como parte do método. Fabricação pode ser por uma variedade de processos convencionais, tal como extrusão, moldagem, imersão, e semelhantes. Um processo de formação preferido compreende pulverizar um polímero dissolvido em um solvente em um mandril cilíndrico ou outra estrutura. Opcionalmente, aditivos, tal como materiais melhoradores de resistência, fármacos, ou semelhantes, podem ser dissolvidos no solvente junto com o polímero de modo que os materiais são integralmente ou monoliticamente formados com o tubo de endoprótese. Alternativamente, os métodos podem se basear em obter um tubo de polímero pré-formado a partir um fornecedor ou de outra fonte externa.
O corpo tubular polimérico é geralmente formado como um cilindro substancialmente contínuo livre de orifícios ou outras descontinuidades. O corpo tubular tipicamente tem um diâmetro externo na faixa de 2 mm a 10 mm, uma espessura na faixa de 0,01 mm a 0,5 mm, e pode ser cortado em comprimentos apropriados para endopróteses individuais, tipicamente na faixa de 5 mm a 40 mm.
Os corpos tubulares podem ser formados de qualquer polímero amorfo tendo características de degradação desejada onde o polímero pode ser modificado para ter as características de resistência desejadas de acordo com os métodos da presente invenção. Polímeros amorfos exemplares incluem poli-DL-lactídeo, polilactídeo-co-glicolactídeo; polilactídeo-co-
policaprolactona, poli-(L-lactídeo-co-carbonato de trimetileno), policarbonato de trimetileno e copolímeros; polihidroxibutirato e copolímeros; polihidroxivalerato e copolímeros, poli-ortoésteres e copolímeros, poli- anidridos e copolímeros, poliiminocarbonatos e copolímeros e semelhantes. Um polímero particularmente preferido compreende um copolímero de L- lactídeo e glicolídeo, preferivelmente com uma razão de peso de 85% de L- lactídeo a 15% glicolídeo.
O segmento de aquecimento do processo de recozimento será tipicamente efetuado durante um período a partir de 1 minuto a 3 horas, e o resfriamento será tipicamente a uma temperatura a ou abaixo de ambiente. Outras temperaturas apropriadas e tempos, entretanto, são descritos na Descrição Detalhada da Invenção, abaixo.
O corpo tubular será modelado em uma estrutura de endoprótese apropriada, tipicamente por corte a laser ou outros processos convencionais. A modelagem geralmente será realizada após o processo de recozimento, mas poderia ser realizada antes do processo de recozimento. Como uma alternativa, pode ser desejável recozer o corpo tubular tanto antes como após a modelagem, e em alguns exemplos etapas de recozimento adicionais podem ser realizadas de modo que o stent poderia ser submetido a três, quatro, ou ainda mais etapas de recozimento durante o processo de fabricação.
A modelagem de endoprótese pode ser qualquer modelagem apropriada do tipo empregado em endopróteses convencionais. Uma variedade de modelagens exemplares é especificada em pedido co-pendente de comum propriedade, no. 11/ __________________________ (No. de Referência do Agente 022265-00051 OUS), depositado no mesmo dia que o presente pedido, cuja descrição completa é incorporada aqui por referência.
Além dos métodos de fabricação, a presente invenção também provê próteses biodegradáveis compreendendo um corpo tubular composto pelo menos parcialmente de um polímero substancialmente amorfo, biodegradável. O polímero biodegradável terá sido tratado para produzir cristais de esferulita no polímero amorfo para aumentar a cristalinidade por pelo menos 20% da cristalinidade original. Outros aspectos preferidos da prótese foram descritos acima com relação aos métodos de fabricação.
BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS
Fig. 1 é um diagrama em bloco ilustrando as etapas principais dos métodos da presente invenção.
Figs. 2A e 2B ilustram uma estrutura de stent exemplar que pode ser fabricada usando os métodos da presente invenção.
Fig. 3 ilustra o stent de Figs. 2A e 2B em uma configuração radialmente expandida.
Fig. 4 ilustra uma modelagem de stent utilizada em um exemplo do presente pedido.
DESCRIÇÃO DETALHADA DA INVENÇÃO
Polímeros amorfos biodegradáveis (menos de 10% de cristalinidade) degradam mais rápido do que polímeros cristalinos mas são mais fracos que os polímeros cristalinos e consequentemente não são tipicamente apropriados para implantes vasculares, tal como stents, que necessitam de resistência suficiente para proporcionar suporte ao vaso sangüíneo. A presente invenção provê a modificação de materiais poliméricos amorfos para torná-los apropriados para uso como stents biodegradáveis e outras endopróteses. Materiais amorfos apropriados para modificação de acordo com a presente invenção incluem, mas não são limitados a poli-DL- lactídeo, polilactídeo-co-glicolactídeo; polilactídeo-co-policaprolactona, poli- (L-lactídeo-co-carbonato de trimetileno), policarbonato de trimetileno e copolímeros; polihidroxibutirato e copolímeros; polihidroxivalerato e copolímeros, poli-ortoésteres e copolímeros, poli- anidridos e copolímeros, poliiminocarbonatos e copolímeros e semelhantes. Um stent exemplar é feito de material amorfo de um copolímero de 85/15 Poli(L-lactídeo-co-glicolídeo) e processado para aumentar a cristalinidade por pelo menos 20% de cristalinidade original, preferivelmente por pelo menos 100%, mais preferivelmente por pelo menos 1000% de cristalinidade original. Em uma forma de realização, o stent biodegradável substancialmente degrada em menos de 2 anos, preferivelmente menos de 1 ano, mais preferível menos de 9 meses.
De acordo com a presente invenção, o material polimérico biodegradável amorfo é processado para aumentar sua cristalinidade, Cristalinidade aumentada pode aumentar a resistência, vida útil na prateleira de armazenamento, e estabilidade hidrolítica do material de stent de polímero. O processo inicia e/ou aumenta a cristalinidade no material polimérico nucleando e/ou cultivando cristais de esferulita de tamanho pequeno no material. Uma vez que as regiões amorfas do polímero modificado são preferivelmente rompidas por hidrólise ou degradação enzimática em ambiente biológico, o polímero biodegradável amorfo modificado tem cristalinidade aumentada e resistência do material aumentada pós- processamento. O aumento em cristalinidade pode ser obtido por 'Modificações' descritas na presente invenção que incluem pelo menos uma dentre aquecimento, resfriamento, pressurização, adição de aditivos, reticulação e outros processos.
O material de polímero pode ser feito em um tubo por pulverização, extrusão, moldagem, imersão ou outro processo a partir de um copolímero amorfo selecionado. A tubulação de polímero amorfo é opcionalmente colocada em vácuo para pelo menos Hg -63,50 cm, recozida, e resfriada bruscamente para aumentar a cristalinidade. Em uma forma de realização, o tubo é colocado em vácuo em ou abaixo 1 torr a temperatura ambiente para remover água e solvente. E então recozido por aquecimento a uma temperatura acima da temperatura de transição vítrea, mas abaixo de temperatura de fusão do material de polímero. Preferivelmente, a temperatura de recozimento é pelo menos IO0C mais elevada que a temperatura de transição vítrea (Tg), mais preferivelmente sendo pelo menos 20°C mais elevada, e ainda mais preferivelmente sendo pelo menos 3 O0C mais elevada que a Tg. A temperatura de recozimento é geralmente pelo menos 50C abaixo do ponto de fusão (Tm), preferivelmente sendo pelo menos 20°C inferior, e mais preferivelmente sendo pelo menos 3 O0C inferior a da Tm do material de polímero. O tempo de recozimento é entre 1 minuto a 10 dias, preferivelmente de 30 minutos a 3 horas, e mais preferivelmente de 1,5 hora a 2,5 horas.
Em uma forma de realização, o tubo recozido é resfriado por resfriamento rápido e brusco da temperatura de recozimento até uma temperatura em ou abaixo da temperatura ambiente durante um período de 1 segundo a 1 hora, preferivelmente 1 minuto a 30 minutos, e mais preferivelmente 5 minutos a 15 minutos. Em outra forma de realização o tubo recozido é resfriado por resfriamento lento da temperatura de recozimento para a ou abaixo da temperatura ambiente dentro de 1 hora a 24 horas, preferivelmente 4 horas a 12 horas, e mais preferivelmente 6 horas a 10 horas. Em alguns exemplos o tubo tratado a calor é resfriado a uma temperatura abaixo da temperatura ambiente durante um período de 1 minuto a 96 horas, mais preferivelmente 24 horas a 72 horas, para estabilizar os cristais e/ou terminar cristalização. Este processo de recozimento e extinção inicia e promove a nucleação de cristais no polímero e aumenta a resistência mecânica do material. A temperatura inicial de recozimento e a taxa de resfriamento pode ser controlada para otimizar os tamanhos dos cristais e a resistência do material. Em uma outra forma de realização, o tubo não recozido e/ou recozido é exposto à radiação de feixe e- ou gama, com doses simples ou múltiplas de radiação variando de 5 kGy a 100 kGy, mais preferivelmente de 10 kGy a 50 kGy.
O stent ou outra endoprótese é modelado a partir de um tubo do material de stent em um diâmetro "expandido" e subseqüentemente crimpado para um diâmetro menor e provido em um balão de um cateter de entrega. O stent é modelado, tipicamente por corte a laser, com o diâmetro de tubulação cerca de 1 a 1,3 vezes, preferivelmente 1,1 a 1,5 vez, mais preferivelmente 1,15 a 1,25 vez, maior o diâmetro preparado pretendido. Por exemplo, um stent cortado em um diâmetro exterior de 3,5mm χ 18 mm é crimpado em um cateter de entrega de stent de 3,Omm χ 18 mm. Em uma outra forma de realização, o stent não recozido e/ou recozido é exposto a radiação de feixe-e ou gama, com doses simples ou múltiplas de radiação variando de 5 kGy a 100 kGy, mais preferivelmente de 10 kGy a 50 kGy.
O material de stent pode perder alguma cristalinidade durante o corte de stent. Em tais casos, o stent foi recozido após corte e/ou uma segunda vez para recristalizar o polímero para uma cristalinidade mais elevada. Deste modo, o stent cortado pode ser recozido uma segunda vez conforme geralmente descrito acima. Recozimento seguido por resfriamento como descrito acima pode ser repetido uma ou mais vezes para ainda aumentar a cristalinidade. Em uma outra forma de realização, o stent tratado termicamente é resfriado abaixo da temperatura ambiente para travar nos cristais ou terminar a cristalização durante 1 minuto a 96 horas, mais preferivelmente 24 horas a 72 horas.
O stent tratado ou outra endoprótese pode ser crimpado em um balão de entrega usando crimpadores mecânicos compreendendo cunhas tal como dispositivos Machine Solutions, Fortimedix, ou outros. O stent pode também ser crimpado colocando o stent em um tubo retraído e esticando o tubo retraído lentamente a uma taxa de 0,1 a 2 polegadas/minutos, mais preferivelmente 0.2 a 0,5 polegadas/minutos até o stent ser crimpado para o diâmetro crimpado desejado. Durante a crimpagem, o stent é aquecido a uma temperatura de 20°C abaixo da Tg a 10ºC acima da Tg por 30 minutos, mais preferivelmente a 10ºC abaixo da Tg a Tg, e mais preferivelmente à Tg do material de stent. Este processo facilita ou possibilita ao stent manter o diâmetro crimpado final. Após crimpagem, a capacidade para o stent manter o diâmetro crimpado pode ainda ser melhorada fixando o stent no diâmetro crimpado enquanto expondo a uma temperatura de 20°C abaixo da Tg a 10°C acima da Tg por 30 minutos, mais preferivelmente a 10°C abaixo da Tg a Tg, e mais preferivelmente na Tg do material de stent, por 1 minuto a 24 horas, mais preferivelmente 15 minutos a 1 hora. Após manter nesta temperatura de crimpagem, é preferido fixar o stent no diâmetro crimpado enquanto em ou abaixo das temperaturas ambientes até processamento (isto é, esterilização). O stent pode quer ser crimpado enquanto está no balão do cateter de entrega de stent ou primeiro crimpado sozinho e então deslizado no balão do cateter. Em uma outra forma de realização, o stent crimpado é resfriado abaixo da temperatura ambiente para travar nos cristais ou terminar cristalização por 1 minuto a 96 horas, mais preferivelmente 24 horas a 72 horas.
Em uma forma de realização preferida, o stent crimpado final no cateter é esterilizado por dose de feixe-e de 25 a 30 kGy, tipicamente com uma dose simples de 30 kGy ou com múltiplas doses menores (por exemplo 3 x 10 kGy). O sistema de stent é geralmente mantido abaixo da temperatura ambiente antes, durante e/ou após múltiplas doses menores de esterilização. O stent que foi embalado e esterilizado pode também ser exposto a tratamento térmico, como aquele descrito acima. Em uma forma de realização, o stent de polímero biodegradável é aquecido em cerca de Tg do material de stent biodegradável durante expansão do stent. A temperatura durante expansão pode variar de 10°C acima da Tg a 10°C abaixo da Tg.
Em desdobramento de tal stent, os processos provêm meios para minimizar a retração do stent a menos de 10% após expansão do estado crimpado para um estado expandido.
Aditivos podem ser adicionados a endoprótese para afetar a resistência, a retração, ou a taxa de degradação, ou combinações das mesmas. Aditivos podem também afetar processamento de material de stent biodegradável, radiopacidade ou aspereza de superfície ou outros. Aditivos podem ser biodegradáveis ou não biodegradáveis. Os aditivos podem ser incorporados no stent biodegradável ou material de polímero por mistura, extrusão, moldagem por injeção, revestimento, tratamento de superfície, tratamento químico, tratamento mecânico, estampagem, ou outros ou combinações dos mesmos. Os aditivos podem ser quimicamente modificados antes da incorporação ao material de stent biodegradável.
Em uma forma de realização, a porcentagem em peso dos aditivos pode variar de 0,01% a 25%, preferivelmente 0,1% a 10%, mais preferivelmente 1% a 5%.
Em uma forma de realização, o aditivo inclui pelo menos nanoargila, nanotubos, nanopartículas, esfoliados, fibras, fios whiskers, plaquetas, nanopós, terras de fiiller, nanoesferas, zeólitos, polímeros ou outros ou combinação dos mesmos.
Exemplos de nanoargila incluem montemorilonita, esmectitas, talco, ou partículas em forma de plaquetas, argila modificada ou outros ou combinação dos mesmos. Argilas podem ser intercaladas ou esfoliadas. Exemplos e argilas incluem Cloisite NA, 93 A, 30B, 25A,15A,10A ou outros ou combinação dos mesmos.
Exemplos de fibras incluem fibras de celulose tal como linho, algodão, seda artificial, acetato; fibras de proteínas tal como lã ou seda; fibra de planta; fibra de vidro; fibra de carbono; fibras metálicas; fibras de cerâmica; fibras absorvíveis tal como ácido poliglicólico, ácido polilático, poligliconato ou outros.
Exemplos de fios whiskers incluem fios whiskers de hidroxiapatita, fios whiskers de fosfato tricálcio ou outros.
Em outra forma de realização, o aditivos inclui pelo menos amido modificado, soja, ácido hialurônico, hidroxiapatita, fosfato de tricarbonato, tensoativos aniônicos e catiônicos tal como dodecil sulfato de sódio, cloreto de trietileno benzilamônio, pró-degradante tal como D2W (de Symphony Plastic Technologies), aditivos fotodegradativos tal como UV-H (de Willow Ridge Plastics), aditivos oxidativos tal como PDQ (de Willow Ridge Plastics), TDPA, família de ácido polilático e seus copolímeros aleatórios ou em bloco ou outros.
Em outra forma de realização, os aditivos incluem polímeros eletroativos ou eletrólitos, polímeros higroscópicos, dessecantes, ou outros.
Em uma forma de realização, o aditivo é um oxidante tal como ácidos, percloratos, nitratos, permanganatos, sais ou outros ou combinação dos mesmos.
Em uma forma de realização, o aditivo é a monômero do material de stent polimérico biodegradável. Por exemplo, ácido glicólico é um aditivo to ácido poliglicólico ou seu material de stent de copolímero.
Em uma forma de realização, o aditivo pode ser monômeros repelentes de água, oligômeros ou polímeros tal como cera de abelhas, polietileno de baixo MW ou outros.
Em outra forma de realização, o aditivo pode incluir monômeros atraentes de água, oligômeros ou polímeros tal como álcool polivinílico, óxido de polietileno, glicerol, cafeína, lidocaína ou outros.
Em uma forma de realização, o aditivo pode afetar a cristalinidade do material de stent polimérico biodegradável. Exemplo de aditivo de nanoargila para PLLA afeta sua cristalinidade.
Em outra forma de realização, o material de stent polimérico biodegradável pode ter cristalinidade aumentada por reticulação tal como exposição a radiação tal como feixe -e ou gama. A dose de radiação cumulativa pode variar de 1 kGray a 1000 KGray, preferivelmente 5 a 100 KGray, mais preferivelmente 10 a 30 KGray.
Em uma forma de realização, resistência à deformação para o material de stent polimérico biodegradável é pelo menos 50% de resistência final, preferivelmente pelo menos 75% de resistência final, mais preferivelmente pelo menos 90% de resistência final, em água a 37°C.
Em uma forma de realização, o módulo elástico para o material de stent metálico biodegradável é pelo menos 50 GPa, preferivelmente pelo menos 100 GPa, mais preferivelmente pelo menos 150 GPa.
Em outra forma de realização, o módulo elástico para o material de stent polimérico biodegradável é pelo menos 0,5 GPa, preferivelmente pelo menos 0,75 GPa, mais preferivelmente pelo menos 1 GPa, em água a 37°C.
Em uma forma de realização, a resistência à elasticidade para o material de stent polimérico biodegradável é no máximo 10%, preferivelmente no máximo 5%, mais preferivelmente no máximo 3%, em água a 37°C.
Em uma forma de realização, a deformação plástica para o material de stent polimérico biodegradável é pelo menos 20%, preferivelmente pelo menos 30%, mais preferivelmente pelo menos 40%, em água a 37°C.
Em uma forma de realização, a recuperação elástica do material de stent polimérico biodegradável tensionado é no máximo 15%, preferivelmente no máximo 10%, mais preferivelmente no máximo 5%, em água a 37°C.
Em uma forma de realização, o material de stent biodegradável degrada substancialmente dentro de 2 anos, preferivelmente dentro de 1 ano, mais preferivelmente dentro de 9 meses.
Em uma forma de realização, o stent biodegradável expandido em condições fisiológicas pelo menos após 1 mês retém pelo menos 25%, preferivelmente pelo menos 40%, mais preferivelmente pelo menos 70% da resistência ou retração. Em uma forma de realização, os materiais de stent poliméricos biodegradáveis degradam por pelo menos erosão de volume, erosão de superfície, ou combinação dos mesmos.
Em uma forma de realização, o material de stent polimérico biodegradável degrada por pelo menos uma dentre degradação hidrolítica, degradação enzimática, degradação oxidativa, fotodegradação, degradação sob fisiológica ambiente ou combinação das mesmas.
O material de stent polimérico biodegradável pode ter arquitetura molecular variada tal como linear, ramificada, reticulada, hiperramificada ou dendrítica.
O material de stent polimérico biodegradável nesta invenção pode variar de 10 KDa a 10,000 KDa em peso molecular, preferivelmente de 100 KDa a 1000 KDa, mais preferivelmente 300 KDa a 600 KDa.
Em outra forma de realização, o material de stent biodegradável tem cristalinidade aumentada, aumentando a orientação de cadeias de polímero com o material de stent biodegradável em direção radial e/ou longitudinal por estiramento, pressurização e/ou aquecimento do material de stent. Em outra forma de realização, o estiramento, pressurização e/ou aquecimento do material de stent ocorre simultaneamente ou seqüencialmente.
Em uma forma de realização, o material de stent biodegradável é colocado com pelo menos uma superfície contra uma superfície não deformável e é pressurizado para pelo menos 14 kg/cm2, preferivelmente para pelo menos 21,09 kg/cm, mais preferivelmente para pelo menos 35 kg/cm2. Em outra forma de realização, o material de stent biodegradável é pressurizado para pelo menos 14 kg/cm2, preferivelmente para pelo menos 21,09 kg/cm, mais preferivelmente para pelo menos 35 kg/cm2.
Em uma forma de realização, o tubo de material de stent biodegradável é colocado com em um tubo não deformável de diâmetro mais largo e é pressurizado para pelo menos 14 kg/cm2, preferivelmente para pelo menos 21,09 kg/cm, mais preferivelmente para pelo menos 35 kg/cm2. Em outra forma de realização, o tubo de material de stent biodegradável é pressurizado para pelo menos 14 kg/cm2, preferivelmente para pelo menos 21,09 kg/cm, mais preferivelmente para pelo menos 35 kg/cm2.
Em uma forma de realização, o material de stent biodegradável tem cristalinidade aumentada aumentando a orientação das cadeias poliméricas por pelo menos aquecimento do material de stent biodegradável acima de sua temperatura de transição vítrea (Tg) e abaixo de sua temperatura de fusão.
Em uma forma de realização, o material de stent biodegradável tem cristalinidade aumentada aquecendo o material a uma temperatura pelo menos 10°C mais elevada que sua Tg, preferivelmente pelo menos 20°C mais elevada, mais preferivelmente pelo menos 3 0°C mais elevada que a Tg do material de stent biodegradável.
Em uma forma de realização, material de stent biodegradável tem cristalinidade aumentada após desenho, calor e/ou pressurização e recozimento em temperatura elevada com ou sem vácuo. Em uma forma de realização, a temperatura de recozimento é abaixo a temperatura usada para orientação das cadeias poliméricas do material de stent biodegradável. Em outra forma de realização, a temperatura de recozimento é no máximo 20°C abaixo, preferivelmente no máximo 150C abaixo, mais preferivelmente no máximo IOC abaixo da temperatura para orientação das cadeias poliméricas do material de stent biodegradável.
Em uma forma de realização, o material de stent biodegradável após recozimento é extinto abaixo da Tg do material de stent biodegradável, preferivelmente pelo menos 250C abaixo Tg, mais preferivelmente pelo menos 5O0C abaixo Tg do material de stent biodegradável.
Em uma forma de realização, o material de stent polimérico biodegradável tem cristalinidade aumentada usando uma combinação de solventes, com um solvente tendo parâmetro de solubilidade em 10% do parâmetro de solubilidade do polímero e o segundo solvente tendo parâmetro de solubilidade pelo menos 10% diferente do parâmetro de solubilidade do polímero no solvente.
Em uma forma de realização o polímero biodegradável material de stent tem uma cristalinidade maior que 10%, preferivelmente maior que 25%, mais preferivelmente maior que 50%.
A invenção também provê meios para melhorar a consistência de resistência, retração ou taxa de degradação de um material de polímero de stent biodegradável.
Exemplo: Um tubo é feito pulverizando um copolímero amorfo de poli(L-lactídeo-co- glicolídeo) com 85% de lactídeo e 15% de glicolídeo. O polímero e análogo de paramicina podem ser dissolvidos em um solvente e podem ser pulverizados juntos para incorporar a paramicina no stent de polímero. Um mandril é colocado no lado inferior de um bico de pulverização ultrassônico (Micromist System com Ultrasonic Atomizing Nozzle Sprayer, Sono-Tek, NY) que é girado a 80 rpm e movimentado longitudinalmente em uma taxa de 0,13 cm minutos. Uma solução de relação 11 a 1 de poli(L- lactídeo-co-glicolídeo) e análogo paramicina no mandril. O tubo resultante tem uma espessura de 0,17 mm. O tubo é aquecido a 450C para cerca de 60 horas, recozido a 90°C por 2 horas, e resfriado para temperatura ambiente ou temperatura da sala em 10 segundos. O tubo recozido é então cortado com um laser UV para o desenho mostrado na Figura 4 (mostrado em seu estado crimpado). O stent cortado é recozido a 90°C e lentamente resfriado para uma temperatura de recozimento para temperatura ambiente dentro de oito horas. O sistema de entrega de stent é então embalado em uma bolsa e esterilizado por radiação gama.
O stent tratado termicamente tem resistência radial mais elevada que o stent não tratado (Tabela 1 ).
Tabela 1. Comparação de Resistência radial de stent tratado e não tratado.
<table>table see original document page 18</column></row><table>
Deste modo, como mostrado em Fig. 1, métodos de acordo com a presente invenção provêem inicialmente um corpo tubular composto de um polímero amorfo, onde o corpo tubular pode ser formado por extrusão, moldagem, imersão, ou semelhantes, mas é preferivelmente formado pulverizando em um mandril. O corpo tubular é recozido para cristalinidade e resistência aumentadas, geralmente pelos processos de aquecimento e resfriamento descritos acima. O corpo tubular é então modelado para formar um stent ou outra endoprótese, tipicamente por corte a laser, geralmente após pelo menos um tratamento de recozimento. Opcionalmente, o corpo tubular pode ser tratado tanto antes como após a modelagem, e pode ser tratado por recozimento mais que uma vez tanto antes como após a modelagem.
Referindo-se agora às Figs. 2 A e 2B, um stent 10 apropriado para modificação pela presente invenção tem uma modelagem de base incluindo uma pluralidade de anéis adjacentes em serpentina 12 unidos por ligações axiais 14. Como ilustrado, o stent 10 inclui seis anéis adjacentes em serpentina 12, onde cada anel inclui seis segmentos de serpentina compreendendo um par de reforços axiais 16 unidos pela coroa como junta 18 em uma extremidade. O número de anéis e segmentos pode variar amplamente dependendo do tamanho do tamanho desejado do stent. De acordo com a presente invenção, uma funcionalidade de suporte 20 é disposta entre reforços axiais adjacentes 16 e conectada de modo que expandirá, geralmente prolongar, circunferencialmente com os suportes, como mostrado em Fig. 3. As funcionalidades de suporte 20 são em uma configuração de forma em U geralmente fechada antes da expansão, como mostrado em Figs. 2A e 2B, e abertas em um forma em V rasa juntamente com a abertura dos reforços axiais 16 em torno das coroas 18 durante a expansão radial dos anéis em serpentina 12, como mostrado em Fig. 3. Funcionalidades de suporte 20 aumentam a resistência de aro do stent após a expansão radial, ajudam a resistir à retração após expansão estar completada, e proporcionam uma área adicional para suportar a parede vascular ou outra luminal e opcionalmente distribuir os fármacos na parede luminal.
Apesar do acima ser uma descrição completa das formas de realização preferidas da invenção, várias alternativas, modificações, e equivalentes podem ser usados Portanto, a descrição acima não deve ser tomada como limitando o escopo da invenção que é definido pelas reivindicações anexas.
Claims (44)
1. Método para fabricar uma prótese biodegradável, referido método caracterizado pelo fato de compreender: prover um corpo tubular tendo um diâmetro inicial, em que referido corpo tubular é composto pelo menos parcialmente de um polímero biodegradável substancialmente amorfo; em que o corpo tubular sofre modificações para aumentar a cristalinidade do polímero.
2. Método de acordo com a reivindicação 1 caracterizado pelo fato de que o corpo tubular sofre modelagem em uma estrutura capaz de contração ou expansão radial.
3. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a modificação compreende aquecer o corpo tubular a uma temperatura acima da temperatura de transição vítrea do polímero e abaixo do ponto de fusão do polímero.
4. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a modificação compreende pelo menos um dentre aquecimento, resfriamento, pressurização, reticulação e adições de aditivos.
5. Método para fabricar uma prótese biodegradável, referido método caracterizado pelo fato de compreender: prover um corpo tubular tendo um diâmetro inicial, em que referido corpo tubular é composto pelo menos parcialmente de um polímero biodegradável substancialmente amorfo, enquanto o diâmetro permanece substancialmente inalterado; aquecer o corpo tubular a uma temperatura acima da temperatura de transição vítrea do polímero e abaixo do ponto de fusão do polímero; resfriar o corpo tubular para aumentar a cristalinidade do polímero; e modelar o corpo tubular em uma estrutura capaz de contração e expansão radial.
6. Método de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo fato de que o polímero substancialmente amorfo tem uma cristalinidade abaixo de 10% em peso antes do aquecimento e resfriamento.
7. Método de acordo com a reivindicação 6, caracterizado pelo fato de que o polímero tem uma aumentada cristalinidade por pelo menos -20% de cristalinidade original após aquecimento e resfriamento.
8. Método de acordo com a reivindicação 6, caracterizado pelo fato de que o polímero tem uma aumentada cristalinidade por pelo menos -100% de cristalinidade original após aquecimento e resfriamento.
9. Método de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo fato de que prover o corpo tubular compreende formar o corpo tubular por um processo selecionado dentre o grupo consistindo de extrusão, moldagem e imersão.
10. Método de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo fato de que prover o corpo tubular compreende pulverizar o polímero dissolvido em um solvente sobre uma estrutura cilíndrica.
11. Método de acordo com a reivindicação 10, caracterizado pelo fato de que um aditivo é dissolvido no solvente.
12. Método de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo fato de que o corpo tubular tem um diâmetro externo na faixa de 2 mm a mm, um comprimento na faixa de 0,01 mm a 0,5 mm, e uma espessura de parede na faixa de 5 mm a 40 mm.
13. Método de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo fato de que o polímero é selecionado dentre o grupo consistindo de poli- DL-lactídeo, polilactídeo-co-glicolactídeo; polilactídeo-co- policaprolactona, poli (L-lactídeo- carbonato de co-trimetileno), carbonato de politrimetileno e copolímeros; poli-hidroxibutirato e copolímeros; poli-hidroxivalerato e copolímeros, poli ortoésteres e copolímeros, poli anidridos e copolímeros, poliiminocarbonatos e copolímeros.
14. Método de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo fato de que o polímero compreende um copolímero de L-lactídeo e glicolídeo.
15. Método de acordo com a reivindicação 14, caracterizado pelo fato de que o copolímero é 85% L-lactídeo e 15% glicolídeo em peso.
16. Método de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo fato de que o corpo tubular é aquecido a uma temperatura pelo menos 10°C acima da temperatura de transição vítrea e pelo menos 5°C abaixo da temperatura de fusão durante um período na faixa de 1 minuto a 3 horas.
17. Método de acordo com a reivindicação 16, caracterizado pelo fato de que o corpo tubular é resfriado em ou abaixo temperatura ambiente.
18. Método de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo fato de que o corpo tubular é modelado após aquecimento ou resfriamento.
19. Método de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo fato de que o corpo tubular é modelado antes do aquecimento ou resfriamento.
20. Método de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo fato de que modelagem compreende corte a laser.
21. Método de acordo com a reivindicação 20, caracterizado pelo fato de que a estrutura tubular cortada compreende uma pluralidade de anéis em serpentina axialmente ligados.
22. Método de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo fato de que o corpo tubular é aquecido e resfriado através de pelo menos um ciclo adicional após a modelagem.
23. Método de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo fato de ainda compreender incorporar uma substância no corpo tubular.
24. Método de acordo com a reivindicação 23, caracterizado pelo fato de que a substância compreende um fármaco selecionado para inibir restenose de um vaso sangüíneo.
25. Método de acordo com a reivindicação 23, caracterizado pelo fato de que a substância é um aditivo selecionado para aumentar a resistência da prótese.
26. Método de acordo com a reivindicação 25, caracterizado pelo fato de que o aditivo é selecionado dentre o grupo consistindo de nanoargila, nanotubos, nanopartículas, exfoliatos, fibras, whiskers, plaquetas, nanopós, fullerenos, nanoesferas, e zeólitos.
27. Método de acordo com a reivindicação 25, caracterizado pelo fato de que o aditivo é selecionado dentre o grupo consistindo de montmorilonita, esmectitas, talco, partículas em forma de plaquetas e argila modificada.
28. Método de acordo com a reivindicação 25, caracterizado pelo fato de que o aditivo é uma argila selecionada dentre o grupo consistindo de Cloisite NA, 93 A, 30B, 25A, 15A, e 10A.
29. Método de acordo com a reivindicação 25, caracterizado pelo fato de que o aditivo é uma fibra selecionada dentre o grupo consistindo de linho, algodão, raion, acetato; lã, seda; fibras de plantas; fibras de vidro; fibras de carbono; fibras metálicas; fibras cerâmicas; e fibras absorvíveis.
30. Método de acordo com a reivindicação 25, caracterizado pelo fato de que o aditivo é um whisker selecionado dentre o grupo consistindo de whiskers de hidroxiapatita, whiskers de fosfato tricálcio.
31. Método de acordo com a reivindicação 25, caracterizado pelo fato de que o aditivo é selecionado dentre o grupo consistindo de amido modificado, soja, ácido hialurônico, hidroxiapatita, e fosfato de tricarbonato.
32. Método de acordo com a reivindicação 25, caracterizado pelo fato de que o aditivo é um tensoativo aniônico ou catiônico selecionado dentre o grupo consistindo de dodecil sulfato de sódio, e cloreto de trietileno benzilamônio.
33. Método de acordo com a reivindicação 25, caracterizado pelo fato de que o aditivo é selecionado dentre o grupo consistindo de pró- degradantes, aditivos fotodegradativos, e aditivos oxidativos.
34. Método de acordo com a reivindicação 25, caracterizado pelo fato de que o aditivo é selecionado dentre o grupo consistindo de polímeros eletroativos, polímeros eletrólitos, polímeros hidroscópicos, e dessecantes.
35. Método de acordo com a reivindicação 25, caracterizado pelo fato de que o aditivo é um oxidador selecionado dentre o grupo consistindo de ácidos, percloratos, nitratos, permanganatos e sais dos mesmos.
36. Método de acordo com a reivindicação 25, caracterizado pelo fato de que o aditivo é um polímero repelente a água selecionado dentre o grupo consistindo de cera de abelha e polietileno de baixo MW.
37. Método de acordo com a reivindicação 25, caracterizado pelo fato de que o aditivo é um atraente de água selecionado dentre o grupo consistindo de álcool polivinílico, óxido de polietileno, glicerol, cafeína e lidocaína.
38. Prótese biodegradável, caracterizada pelo fato de compreender: um corpo tubular composto pelo menos parcialmente de um polímero biodegradável substancialmente amorfo, em que o polímero biodegradável é substancialmente amorfo mas sofreu modificação para aumentar a cristalinidade por pelo menos 20% de cristalinidade original.
39. Prótese biodegradável de acordo com a reivindicação 38, caracterizada pelo fato de ter uma cristalinidade na faixa de 10% a 40%.
40. Prótese biodegradável de acordo com a reivindicação 38, caracterizada pelo fato de que o polímero é selecionado dentre o grupo consistindo de poli-DL-lactídeo, polilactídeo-co-glicolactídeo; polilactídeo- co-policaprolactona, poli (carbonato de L-lactídeo-co-trimetileno), carbonato de politrimetileno e copolímeros; poli-hidroxibutirato e copolímeros; poli- hidroxivalerato e copolímeros, poli ortoésteres e copolímeros, poli anidridos e copolímeros, poliiminocarbonatos e copolímeros.
41. Prótese biodegradável de acordo com a reivindicação 40, caracterizada pelo fato de que o polímero compreende um copolímero de L- lactídeo e glicolídeo.
42. Prótese biodegradável de acordo com a reivindicação 41, caracterizada pelo fato de que o copolímero é 85% L-lactídeo e 15% glicolídeo em peso.
43. Prótese biodegradável de acordo com a reivindicação 38, caracterizada pelo fato de que a modificação compreende pelo menos um ciclo de aquecimento e resfriamento.
44. Prótese biodegradável de acordo com a reivindicação 42, caracterizada pelo fato de que a modificação compreende pelo menos os ciclos de aquecimento e resfriamento.
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US88570007P | 2007-01-19 | 2007-01-19 | |
| US60/885700 | 2007-01-19 | ||
| PCT/US2008/051479 WO2008089434A2 (en) | 2007-01-19 | 2008-01-18 | Biodegradable endoprostheses and methods for their fabrication |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| BRPI0806617A2 true BRPI0806617A2 (pt) | 2011-09-20 |
Family
ID=39636746
Family Applications (2)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| BRPI0806617-5A BRPI0806617A2 (pt) | 2007-01-19 | 2008-01-18 | método para fabricar uma prótese biodegradável, e, prótese biodegradável |
| BRPI0806623-0A BRPI0806623A2 (pt) | 2007-01-19 | 2008-01-18 | endoprótese |
Family Applications After (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| BRPI0806623-0A BRPI0806623A2 (pt) | 2007-01-19 | 2008-01-18 | endoprótese |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| US (6) | US8182890B2 (pt) |
| EP (3) | EP2109416A4 (pt) |
| JP (8) | JP5489725B2 (pt) |
| CN (7) | CN101636126B (pt) |
| BR (2) | BRPI0806617A2 (pt) |
| ES (1) | ES2605731T3 (pt) |
| WO (2) | WO2008089446A2 (pt) |
Families Citing this family (99)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8741378B1 (en) | 2001-06-27 | 2014-06-03 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Methods of coating an implantable device |
| US7971333B2 (en) | 2006-05-30 | 2011-07-05 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Manufacturing process for polymetric stents |
| US7731890B2 (en) | 2006-06-15 | 2010-06-08 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Methods of fabricating stents with enhanced fracture toughness |
| US8747879B2 (en) | 2006-04-28 | 2014-06-10 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method of fabricating an implantable medical device to reduce chance of late inflammatory response |
| US20140107761A1 (en) | 2004-07-26 | 2014-04-17 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Biodegradable stent with enhanced fracture toughness |
| US8597716B2 (en) | 2009-06-23 | 2013-12-03 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Methods to increase fracture resistance of a drug-eluting medical device |
| US20150174864A1 (en) * | 2011-10-14 | 2015-06-25 | Midsun Group Inc. | Self-fusing carbon fiber silicone perforated tape |
| EP1834606B1 (en) * | 2006-03-16 | 2013-04-24 | CID S.p.A. | Stents |
| CN103122132B (zh) | 2006-07-20 | 2016-03-16 | 奥巴斯尼茨医学公司 | 用于医疗器械的可生物吸收聚合物组合物 |
| US8460362B2 (en) | 2006-07-20 | 2013-06-11 | Orbusneich Medical, Inc. | Bioabsorbable polymeric medical device |
| US7959942B2 (en) | 2006-10-20 | 2011-06-14 | Orbusneich Medical, Inc. | Bioabsorbable medical device with coating |
| US20130150943A1 (en) | 2007-01-19 | 2013-06-13 | Elixir Medical Corporation | Biodegradable endoprostheses and methods for their fabrication |
| US8182890B2 (en) * | 2007-01-19 | 2012-05-22 | Elixir Medical Corporation | Biodegradable endoprostheses and methods for their fabrication |
| US8814930B2 (en) | 2007-01-19 | 2014-08-26 | Elixir Medical Corporation | Biodegradable endoprosthesis and methods for their fabrication |
| US8002817B2 (en) * | 2007-05-04 | 2011-08-23 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Stents with high radial strength and methods of manufacturing same |
| EP2190389A1 (en) * | 2007-08-01 | 2010-06-02 | Prescient Medical, Inc. | Expandable prostheses for treating atherosclerotic lesions including vulnerable plaques |
| US8252215B2 (en) * | 2008-03-31 | 2012-08-28 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Method for fabricating a stent with nucleating agent |
| US20090269480A1 (en) * | 2008-04-24 | 2009-10-29 | Medtronic Vascular, Inc. | Supercritical Fluid Loading of Porous Medical Devices With Bioactive Agents |
| US10898620B2 (en) | 2008-06-20 | 2021-01-26 | Razmodics Llc | Composite stent having multi-axial flexibility and method of manufacture thereof |
| US8206636B2 (en) | 2008-06-20 | 2012-06-26 | Amaranth Medical Pte. | Stent fabrication via tubular casting processes |
| US8206635B2 (en) | 2008-06-20 | 2012-06-26 | Amaranth Medical Pte. | Stent fabrication via tubular casting processes |
| US8372332B2 (en) | 2008-08-11 | 2013-02-12 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Fabricating an implantable medical device from an amorphous or very low crystallinity polymer construct |
| US8394317B2 (en) | 2008-08-11 | 2013-03-12 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Method of improving fracture toughness of implantable medical devices through annealing |
| US8765040B2 (en) * | 2008-08-11 | 2014-07-01 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Medical device fabrication process including strain induced crystallization with enhanced crystallization |
| US8337739B2 (en) * | 2008-08-12 | 2012-12-25 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Improving fracture toughness of medical devices with a stereocomplex nucleating agent |
| US9572692B2 (en) * | 2009-02-02 | 2017-02-21 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Bioabsorbable stent that modulates plaque geometric morphology and chemical composition |
| EP2398524B1 (en) * | 2009-02-21 | 2017-07-12 | Covidien LP | Medical devices having activated surfaces |
| US8147744B2 (en) | 2009-04-10 | 2012-04-03 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Method of making a stent formed from crosslinked bioabsorbable polymer |
| EP2430068A4 (en) * | 2009-05-15 | 2014-07-02 | Orbusneich Medical Inc | BIORESORBABLE POLYMERIC COMPOSITIONS AND MEDICAL DEVICES |
| US9265633B2 (en) * | 2009-05-20 | 2016-02-23 | 480 Biomedical, Inc. | Drug-eluting medical implants |
| US8889823B2 (en) | 2009-07-21 | 2014-11-18 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Method to make poly(L-lactide) stent with tunable degradation rate |
| US9889238B2 (en) * | 2009-07-21 | 2018-02-13 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Biodegradable stent with adjustable degradation rate |
| US8119704B2 (en) * | 2009-07-21 | 2012-02-21 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Implantable medical device comprising copolymer of L-lactide with improved fracture toughness |
| US8207240B2 (en) | 2009-09-14 | 2012-06-26 | Abbott Cardiovascular Systems Inc | Method to minimize molecular weight drop of poly(L-lactide) stent during processing |
| US8852268B2 (en) * | 2009-09-16 | 2014-10-07 | Bentley Surgical Gmbh | Stent having expandable elements |
| US20110288223A1 (en) | 2010-01-22 | 2011-11-24 | Kannan Rangaramanujam M | Supercritical Carbon-Dioxide Processed Biodegradable Polymer Nanocomposites |
| US8808353B2 (en) * | 2010-01-30 | 2014-08-19 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Crush recoverable polymer scaffolds having a low crossing profile |
| US8568471B2 (en) | 2010-01-30 | 2013-10-29 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Crush recoverable polymer scaffolds |
| TWI407942B (zh) * | 2010-02-09 | 2013-09-11 | Univ Nat Taiwan | 具預防血管狹窄之心血管支架 |
| US20130211489A1 (en) * | 2010-02-10 | 2013-08-15 | Apertomed L.L.C. | Methods, Systems and Devices for Treatment of Cerebrospinal Venous Insufficiency and Multiple Sclerosis |
| US8685433B2 (en) | 2010-03-31 | 2014-04-01 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Absorbable coating for implantable device |
| US8613880B2 (en) | 2010-04-21 | 2013-12-24 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Post electron beam conditioning of polymeric medical devices |
| EP2598044B1 (en) | 2010-07-27 | 2019-03-13 | Incept, LLC | Apparatus for treating neurovascular venous outflow obstruction |
| EP2415489B1 (de) * | 2010-08-03 | 2016-07-06 | Biotronik AG | Polylactid-beschichtetes Implantat aus einer biokorrodierbaren Magnesiumlegierung |
| US8539663B2 (en) | 2010-08-23 | 2013-09-24 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Reducing crimping damage to polymer scaffold |
| US20120059451A1 (en) | 2010-09-08 | 2012-03-08 | Qiang Zhang | Method of Manufacturing a Polymeric Stent Having Reduced Recoil |
| US8920867B2 (en) * | 2010-10-19 | 2014-12-30 | Covidien Lp | Methods of forming self-supporting films for delivery of therapeutic agents |
| US20120158123A1 (en) * | 2010-12-15 | 2012-06-21 | Biotronik Ag | Polymer stent |
| CA2988760A1 (en) | 2011-01-12 | 2012-07-19 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Composite laminated structures and methods for manufacturing and using the same |
| US8545546B2 (en) * | 2011-05-13 | 2013-10-01 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Bioabsorbable scaffolds made from composites |
| US8487017B2 (en) | 2011-06-27 | 2013-07-16 | Covidien Lp | Biodegradable materials for orthopedic devices based on polymer stereocomplexes |
| CN103764076B (zh) * | 2011-06-30 | 2017-06-09 | 万能医药公司 | 可生物降解的内置假体及其制造方法 |
| US8726483B2 (en) | 2011-07-29 | 2014-05-20 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Methods for uniform crimping and deployment of a polymer scaffold |
| US9839537B2 (en) | 2012-03-07 | 2017-12-12 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Bioresorbable polymer scaffold treatment of coronary and peripheral artery disease in diabetic patients |
| WO2013136965A1 (ja) * | 2012-03-15 | 2013-09-19 | テルモ株式会社 | 生体内留置用ステントおよびステントデリバリーシステム |
| KR101231197B1 (ko) * | 2012-09-20 | 2013-02-07 | 썬텍 주식회사 | 고분자 스텐트 |
| GB2512016A (en) | 2012-09-24 | 2014-09-24 | Arterius Ltd | Methods |
| US9724219B2 (en) | 2012-10-04 | 2017-08-08 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Method of uniform crimping and expansion of medical devices |
| AU2014236249B2 (en) * | 2013-03-14 | 2018-11-08 | Vactronix Scientific, Llc | Monolithic medical device, methods of making and using the same |
| TWI510225B (zh) * | 2013-06-25 | 2015-12-01 | Univ Nat Cheng Kung | Stent |
| US9364350B2 (en) | 2013-07-09 | 2016-06-14 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Stent with eased corner feature |
| WO2015119653A1 (en) | 2014-02-04 | 2015-08-13 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Drug delivery scaffold or stent with a novolimus and lactide based coating such that novolimus has a minimum amount of bonding to the coating |
| CN103948459B (zh) * | 2014-05-27 | 2016-05-25 | 辽宁生物医学材料研发中心有限公司 | 一种低回弹高支撑冠状动脉可降解支架 |
| US9730819B2 (en) | 2014-08-15 | 2017-08-15 | Elixir Medical Corporation | Biodegradable endoprostheses and methods of their fabrication |
| US9259339B1 (en) | 2014-08-15 | 2016-02-16 | Elixir Medical Corporation | Biodegradable endoprostheses and methods of their fabrication |
| US9855156B2 (en) | 2014-08-15 | 2018-01-02 | Elixir Medical Corporation | Biodegradable endoprostheses and methods of their fabrication |
| US9480588B2 (en) | 2014-08-15 | 2016-11-01 | Elixir Medical Corporation | Biodegradable endoprostheses and methods of their fabrication |
| US9381103B2 (en) * | 2014-10-06 | 2016-07-05 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Stent with elongating struts |
| JP2016077354A (ja) | 2014-10-10 | 2016-05-16 | 住友ゴム工業株式会社 | プレフィルドシリンジ用ガスケット |
| JP2017533012A (ja) | 2014-11-04 | 2017-11-09 | オーバスネイチ メディカル、インコーポレイテッド | 累加柔軟性カテーテル支持フレーム |
| US10617847B2 (en) | 2014-11-04 | 2020-04-14 | Orbusneich Medical Pte. Ltd. | Variable flexibility catheter support frame |
| US9931231B2 (en) | 2014-12-29 | 2018-04-03 | Cook Medical Technologies Llc | Support structures for prostheses with branching portions |
| CN105641751B (zh) * | 2016-03-09 | 2018-11-30 | 山东中恒碳纤维科技发展有限公司 | 一种三维编织复合材料假肢及其制备方法 |
| US11622872B2 (en) | 2016-05-16 | 2023-04-11 | Elixir Medical Corporation | Uncaging stent |
| CN109561955B (zh) | 2016-05-16 | 2021-04-16 | 万能医药公司 | 撑开支架 |
| EP3474787A4 (en) | 2016-06-23 | 2020-02-19 | Poly-Med, Inc. | MEDICAL IMPLANTS WITH MANAGED BIODEGRADATION |
| CA3034646A1 (en) * | 2016-08-25 | 2018-03-01 | Mico Innovations, Llc | Neurovascular stent |
| US10660773B2 (en) | 2017-02-14 | 2020-05-26 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Crimping methods for thin-walled scaffolds |
| US10966849B2 (en) | 2017-03-08 | 2021-04-06 | Yamaguchi University | Indwelling medical device having bistable structure in lumen organ |
| RU2669352C9 (ru) * | 2017-03-09 | 2018-11-21 | Акционерное общество "Военно-промышленная корпорация "Научно-производственное объединение машиностроения" | Имплантат для замещения костных дефектов |
| RU2668132C9 (ru) * | 2017-03-09 | 2018-11-19 | Акционерное общество "Военно-промышленная корпорация "Научно-производственное объединение машиностроения" | Головка эндопротеза тазобедренного сустава |
| RU2668131C9 (ru) * | 2017-03-09 | 2018-11-21 | Акционерное общество "Военно-промышленная корпорация "Научно-производственное объединение машиностроения" | Ножка эндопротеза тазобедренного сустава |
| RU2668130C2 (ru) * | 2017-03-09 | 2018-09-26 | Акционерное общество "Военно-промышленная корпорация "Научно-производственное объединение машиностроения" | Чашка эндопротеза тазобедренного сустава |
| WO2018192370A1 (zh) * | 2017-04-17 | 2018-10-25 | Oppo广东移动通信有限公司 | 显示装置、电子设备及显示装置制作方法 |
| CN107137168B (zh) * | 2017-06-21 | 2019-07-05 | 青岛容商天下网络有限公司 | 可降解可收回4d打印线型有机人体支架及其使用方法 |
| EP4450031A3 (en) | 2017-08-11 | 2025-01-29 | Elixir Medical Corporation | Uncaging stent |
| US10555825B2 (en) | 2017-11-09 | 2020-02-11 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Rotation of a medical device during crimping |
| WO2019147846A2 (en) | 2018-01-25 | 2019-08-01 | Edwards Lifesciences Corporation | Delivery system for aided replacement valve recapture and repositioning post- deployment |
| US10500078B2 (en) | 2018-03-09 | 2019-12-10 | Vesper Medical, Inc. | Implantable stent |
| US10967556B2 (en) | 2018-06-11 | 2021-04-06 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Uniform expansion of thin-walled scaffolds |
| KR102328579B1 (ko) * | 2018-06-11 | 2021-11-18 | 주식회사 삼양홀딩스 | 열 안정성이 향상된 체내 삽입용 생분해성 의료용 장치 및 그 제조 방법 |
| WO2020106812A1 (en) | 2018-11-21 | 2020-05-28 | Hollister Incorporated | Hydration solutions containing volatile solutes and medical device products including the same |
| US10702407B1 (en) * | 2019-02-28 | 2020-07-07 | Renata Medical, Inc. | Growth stent for congenital narrowings |
| WO2020185851A1 (en) * | 2019-03-11 | 2020-09-17 | The Board Of Supervisors Of Louisiana State University And Agricultural And Mechanical College | Anastomosing stent and methods of use |
| KR102487321B1 (ko) * | 2019-04-29 | 2023-01-10 | 메디컬 앤드 파마슈티컬 인더스트리 테크놀로지 앤드 디벨럽먼트 센터 | 의료용 임플란트 |
| RU2707551C1 (ru) * | 2019-08-02 | 2019-11-28 | Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт органического синтеза им. И.Я. Постовского Уральского отделения Российской академии наук | Способ изготовления биоразлагаемого лакопротеза |
| WO2023192201A1 (en) | 2022-03-28 | 2023-10-05 | Elixir Medical Corporation | Aspiration catheters with expandable distal tip |
| CA3276347A1 (en) | 2022-12-09 | 2024-06-13 | Renata Medical, Inc. | CATHETER GROWTH DEVICES AND METHODS APPLICABLE TO NORWOOD, GLENN AND FONTAN INTERVENTIONS |
| CN117618160B (zh) * | 2024-01-11 | 2024-04-09 | 北京迈迪顶峰医疗科技股份有限公司 | 瓣膜支架、瓣膜支架的加工方法和人工瓣膜 |
Family Cites Families (113)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3867190A (en) * | 1971-10-18 | 1975-02-18 | American Cyanamid Co | Reducing capillarity of polyglycolic acid sutures |
| WO1991017724A1 (en) * | 1990-05-17 | 1991-11-28 | Harbor Medical Devices, Inc. | Medical device polymer |
| NL9001984A (nl) | 1990-09-10 | 1992-04-01 | Stamicarbon | Werkwijze voor het produceren van een voorwerp van een copolymeer van lactide en epsilon-caprolacton voor medische toepassingen. |
| CA2060635A1 (en) * | 1991-02-12 | 1992-08-13 | Keith D'alessio | Bioabsorbable medical implants |
| US5441483A (en) * | 1992-11-16 | 1995-08-15 | Avitall; Boaz | Catheter deflection control |
| US5741329A (en) * | 1994-12-21 | 1998-04-21 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Method of controlling the pH in the vicinity of biodegradable implants |
| FI98136C (fi) * | 1995-09-27 | 1997-04-25 | Biocon Oy | Kudosolosuhteissa hajoava materiaali ja menetelmä sen valmistamiseksi |
| US6241760B1 (en) * | 1996-04-26 | 2001-06-05 | G. David Jang | Intravascular stent |
| US5670161A (en) * | 1996-05-28 | 1997-09-23 | Healy; Kevin E. | Biodegradable stent |
| US5922020A (en) * | 1996-08-02 | 1999-07-13 | Localmed, Inc. | Tubular prosthesis having improved expansion and imaging characteristics |
| US20030093143A1 (en) * | 1999-03-01 | 2003-05-15 | Yiju Zhao | Medical device having surface depressions containing nitric oxide releasing compound |
| US5911732A (en) * | 1997-03-10 | 1999-06-15 | Johnson & Johnson Interventional Systems, Co. | Articulated expandable intraluminal stent |
| US6033433A (en) * | 1997-04-25 | 2000-03-07 | Scimed Life Systems, Inc. | Stent configurations including spirals |
| DE29825178U1 (de) * | 1997-04-25 | 2005-10-06 | Boston Scientific Ltd., St. Michael | Verbesserte Stentkonfigurationen |
| US6610764B1 (en) * | 1997-05-12 | 2003-08-26 | Metabolix, Inc. | Polyhydroxyalkanoate compositions having controlled degradation rates |
| DE19722384A1 (de) * | 1997-05-28 | 1998-12-03 | Gfe Ges Fuer Forschung Und Ent | Flexible expandierbare Gefäßstütze |
| CA2241558A1 (en) * | 1997-06-24 | 1998-12-24 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Stent with reinforced struts and bimodal deployment |
| US6245103B1 (en) * | 1997-08-01 | 2001-06-12 | Schneider (Usa) Inc | Bioabsorbable self-expanding stent |
| US5980564A (en) * | 1997-08-01 | 1999-11-09 | Schneider (Usa) Inc. | Bioabsorbable implantable endoprosthesis with reservoir |
| US5964798A (en) * | 1997-12-16 | 1999-10-12 | Cardiovasc, Inc. | Stent having high radial strength |
| US6626939B1 (en) * | 1997-12-18 | 2003-09-30 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Stent-graft with bioabsorbable structural support |
| US6293967B1 (en) * | 1998-10-29 | 2001-09-25 | Conor Medsystems, Inc. | Expandable medical device with ductile hinges |
| EP1020166A1 (en) * | 1999-01-12 | 2000-07-19 | Orbus Medical Technologies, Inc. | Expandable intraluminal endoprosthesis |
| US6248363B1 (en) * | 1999-11-23 | 2001-06-19 | Lipocine, Inc. | Solid carriers for improved delivery of active ingredients in pharmaceutical compositions |
| US6224803B1 (en) * | 1999-04-28 | 2001-05-01 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method of forming a thin walled member by extrusion and medical device produced thereby |
| US6540774B1 (en) * | 1999-08-31 | 2003-04-01 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Stent design with end rings having enhanced strength and radiopacity |
| ATE331487T1 (de) * | 2000-03-09 | 2006-07-15 | Design & Performance Cyprus Lt | Stent mit hüllenbefestigungen |
| CN1261084C (zh) * | 2000-03-13 | 2006-06-28 | 伊垣敬二 | 血管支撑架用线材及用此线材的血管支撑架 |
| DE10012460A1 (de) * | 2000-03-15 | 2001-09-20 | Biotronik Mess & Therapieg | Stent |
| US6527801B1 (en) * | 2000-04-13 | 2003-03-04 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Biodegradable drug delivery material for stent |
| US6602282B1 (en) * | 2000-05-04 | 2003-08-05 | Avantec Vascular Corporation | Flexible stent structure |
| WO2001095834A1 (en) * | 2000-06-13 | 2001-12-20 | Scimed Life Systems, Inc. | Disintegrating stent and method of making same |
| US20020161168A1 (en) * | 2000-10-27 | 2002-10-31 | Shalaby Shalaby W. | Amorphous polymeric polyaxial initiators and compliant crystalline copolymers therefrom |
| US20030033007A1 (en) * | 2000-12-22 | 2003-02-13 | Avantec Vascular Corporation | Methods and devices for delivery of therapeutic capable agents with variable release profile |
| US6607548B2 (en) | 2001-05-17 | 2003-08-19 | Inion Ltd. | Resorbable polymer compositions |
| US6585755B2 (en) * | 2001-06-29 | 2003-07-01 | Advanced Cardiovascular | Polymeric stent suitable for imaging by MRI and fluoroscopy |
| CN2517403Y (zh) * | 2001-07-27 | 2002-10-23 | 微创医疗器械(上海)有限公司 | 非均一波形结构的冠状动脉支架 |
| CN1131074C (zh) | 2001-08-10 | 2003-12-17 | 中国人民解放军总医院 | 一种用于微创快速血管吻合技术的速溶支架的制备方法 |
| US6997944B2 (en) * | 2001-08-13 | 2006-02-14 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Apparatus and method for decreasing stent gap size |
| DE50213462D1 (de) * | 2001-10-15 | 2009-05-28 | Hemoteq Ag | Beschichtung von stents zur verhinderung von restenose |
| US7572287B2 (en) * | 2001-10-25 | 2009-08-11 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Balloon expandable polymer stent with reduced elastic recoil |
| US20030088307A1 (en) * | 2001-11-05 | 2003-05-08 | Shulze John E. | Potent coatings for stents |
| US6866805B2 (en) * | 2001-12-27 | 2005-03-15 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Hybrid intravascular stent |
| US7029493B2 (en) * | 2002-01-25 | 2006-04-18 | Cordis Corporation | Stent with enhanced crossability |
| US7354450B2 (en) * | 2002-01-30 | 2008-04-08 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Stent with wishbone connectors and serpentine bands |
| CN2532867Y (zh) * | 2002-03-22 | 2003-01-29 | 维科医疗器械(苏州)有限公司 | 零短缩结构冠状动脉扩张支架 |
| EP3311759B1 (en) | 2002-04-18 | 2020-12-09 | Helmholtz-Zentrum Geesthacht Zentrum für Material- und Küstenforschung GmbH | Shape memory polymeric sutures |
| US7261734B2 (en) * | 2002-04-23 | 2007-08-28 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Resorption-controllable medical implants |
| WO2004028571A2 (en) * | 2002-09-27 | 2004-04-08 | Medlogics Device Corporation | Implantable stent with modified ends |
| US7223283B2 (en) * | 2002-10-09 | 2007-05-29 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Stent with improved flexibility |
| JP3988619B2 (ja) * | 2002-10-31 | 2007-10-10 | 東レ株式会社 | ポリ乳酸系樹脂組成物およびそれからなる成形品 |
| US20040098090A1 (en) * | 2002-11-14 | 2004-05-20 | Williams Michael S. | Polymeric endoprosthesis and method of manufacture |
| US20050187615A1 (en) * | 2004-02-23 | 2005-08-25 | Williams Michael S. | Polymeric endoprostheses with enhanced strength and flexibility and methods of manufacture |
| US20040111144A1 (en) * | 2002-12-06 | 2004-06-10 | Lawin Laurie R. | Barriers for polymeric coatings |
| US6863757B1 (en) * | 2002-12-19 | 2005-03-08 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method of making an expandable medical device formed of a compacted porous polymeric material |
| US7316710B1 (en) * | 2002-12-30 | 2008-01-08 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Flexible stent |
| US6932930B2 (en) | 2003-03-10 | 2005-08-23 | Synecor, Llc | Intraluminal prostheses having polymeric material with selectively modified crystallinity and methods of making same |
| GB0310300D0 (en) * | 2003-05-06 | 2003-06-11 | Univ Belfast | Nanocomposite drug delivery composition |
| US7112216B2 (en) * | 2003-05-28 | 2006-09-26 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Stent with tapered flexibility |
| US6979348B2 (en) * | 2003-06-04 | 2005-12-27 | Medtronic Vascular, Inc. | Reflowed drug-polymer coated stent and method thereof |
| BRPI0411431B8 (pt) * | 2003-06-13 | 2021-06-22 | Gkss Forschungszentrum Geesthacht Gmbh | stents biodegradáveis |
| CA2529494A1 (en) * | 2003-06-16 | 2004-12-23 | Nanyang Technological University | Polymeric stent and method of manufacture |
| CN1835723B (zh) * | 2003-06-16 | 2011-06-22 | 洛马林达大学医学中心 | 可展开的多功能止血剂 |
| CA2532548A1 (en) * | 2003-07-18 | 2005-02-03 | Boston Scientific Limited | Medical devices |
| US8029755B2 (en) * | 2003-08-06 | 2011-10-04 | Angstrom Medica | Tricalcium phosphates, their composites, implants incorporating them, and method for their production |
| US7247166B2 (en) * | 2003-09-29 | 2007-07-24 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Intravascular stent with extendible end rings |
| US7377939B2 (en) * | 2003-11-19 | 2008-05-27 | Synecor, Llc | Highly convertible endolumenal prostheses and methods of manufacture |
| US8157855B2 (en) * | 2003-12-05 | 2012-04-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Detachable segment stent |
| CN1242818C (zh) * | 2003-12-08 | 2006-02-22 | 华中科技大学 | 一种可降解的复合支架材料及其制备方法 |
| US7258697B1 (en) * | 2003-12-22 | 2007-08-21 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Stent with anchors to prevent vulnerable plaque rupture during deployment |
| DE10361940A1 (de) * | 2003-12-24 | 2005-07-28 | Restate Patent Ag | Degradationssteuerung biodegradierbarer Implantate durch Beschichtung |
| US7709570B2 (en) * | 2004-04-02 | 2010-05-04 | Alps South, LLC | Surface modification of triblock copolymer elastomers |
| WO2005096992A1 (en) * | 2004-04-02 | 2005-10-20 | Arterial Remodelling Technologies, Inc. | Polymer-based stent assembly |
| JP2005298617A (ja) * | 2004-04-09 | 2005-10-27 | Mitsubishi Plastics Ind Ltd | 射出成形体 |
| US8007737B2 (en) * | 2004-04-14 | 2011-08-30 | Wyeth | Use of antioxidants to prevent oxidation and reduce drug degradation in drug eluting medical devices |
| CN1569270B (zh) | 2004-04-29 | 2011-06-29 | 上海瑞邦生物材料有限公司 | 一种表面设有药物涂层的心血管支架的制备方法 |
| US20050261757A1 (en) * | 2004-05-21 | 2005-11-24 | Conor Medsystems, Inc. | Stent with contoured bridging element |
| US8747879B2 (en) * | 2006-04-28 | 2014-06-10 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method of fabricating an implantable medical device to reduce chance of late inflammatory response |
| US7731890B2 (en) | 2006-06-15 | 2010-06-08 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Methods of fabricating stents with enhanced fracture toughness |
| US7971333B2 (en) * | 2006-05-30 | 2011-07-05 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Manufacturing process for polymetric stents |
| US8747878B2 (en) | 2006-04-28 | 2014-06-10 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method of fabricating an implantable medical device by controlling crystalline structure |
| US8268228B2 (en) * | 2007-12-11 | 2012-09-18 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Method of fabricating stents from blow molded tubing |
| US7875233B2 (en) * | 2004-09-30 | 2011-01-25 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method of fabricating a biaxially oriented implantable medical device |
| CN2768714Y (zh) * | 2004-11-22 | 2006-04-05 | 微创医疗器械(上海)有限公司 | 一种柔软的血管支架 |
| JP4820551B2 (ja) * | 2005-01-14 | 2011-11-24 | テルモ株式会社 | 生体内留置物 |
| EP2361630A1 (en) * | 2005-02-03 | 2011-08-31 | Intarcia Therapeutics, Inc | Implantable drug delivery device comprising particles and an osmotic pump |
| JP5247984B2 (ja) * | 2005-02-10 | 2013-07-24 | コーディス・コーポレイション | 機械的強度および薬理機能を強化した生分解性医療用具 |
| US20060193891A1 (en) * | 2005-02-25 | 2006-08-31 | Robert Richard | Medical devices and therapeutic delivery devices composed of bioabsorbable polymers produced at room temperature, method of making the devices, and a system for making the devices |
| US7291166B2 (en) * | 2005-05-18 | 2007-11-06 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Polymeric stent patterns |
| US7622070B2 (en) * | 2005-06-20 | 2009-11-24 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method of manufacturing an implantable polymeric medical device |
| US20070043427A1 (en) * | 2005-08-19 | 2007-02-22 | Medlogics Device Corporation | Lumen-supporting stents |
| US20070132155A1 (en) | 2005-12-13 | 2007-06-14 | Robert Burgermeister | Polymeric stent having modified molecular structures in selected regions of the hoops and method for increasing elongation at break |
| US20070200271A1 (en) | 2006-02-24 | 2007-08-30 | Vipul Dave | Implantable device prepared from melt processing |
| US20070225798A1 (en) * | 2006-03-23 | 2007-09-27 | Daniel Gregorich | Side branch stent |
| US20070233233A1 (en) * | 2006-03-31 | 2007-10-04 | Boston Scientific Scimed, Inc | Tethered expansion columns for controlled stent expansion |
| US7594928B2 (en) * | 2006-05-17 | 2009-09-29 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Bioabsorbable stents with reinforced filaments |
| US20070290412A1 (en) | 2006-06-19 | 2007-12-20 | John Capek | Fabricating a stent with selected properties in the radial and axial directions |
| WO2008002441A2 (en) * | 2006-06-23 | 2008-01-03 | Boston Scientific Limited | Bifurcated stent with twisted hinges |
| US9072820B2 (en) | 2006-06-26 | 2015-07-07 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Polymer composite stent with polymer particles |
| US20080001330A1 (en) | 2006-06-28 | 2008-01-03 | Bin Huang | Fabricating polymer stents with injection molding |
| US7740791B2 (en) | 2006-06-30 | 2010-06-22 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method of fabricating a stent with features by blow molding |
| US9089627B2 (en) | 2006-07-11 | 2015-07-28 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Stent fabricated from polymer composite toughened by a dispersed phase |
| US7794495B2 (en) | 2006-07-17 | 2010-09-14 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Controlled degradation of stents |
| US9265866B2 (en) | 2006-08-01 | 2016-02-23 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Composite polymeric and metallic stent with radiopacity |
| US20080033540A1 (en) | 2006-08-01 | 2008-02-07 | Yunbing Wang | Methods to prepare polymer blend implantable medical devices |
| US7923022B2 (en) | 2006-09-13 | 2011-04-12 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Degradable polymeric implantable medical devices with continuous phase and discrete phase |
| WO2008051867A2 (en) | 2006-10-20 | 2008-05-02 | Elixir Medical Corporation | Luminal prostheses and methods for coating thereof |
| US20080103584A1 (en) * | 2006-10-25 | 2008-05-01 | Biosensors International Group | Temporal Intraluminal Stent, Methods of Making and Using |
| US8182890B2 (en) | 2007-01-19 | 2012-05-22 | Elixir Medical Corporation | Biodegradable endoprostheses and methods for their fabrication |
| US8002817B2 (en) | 2007-05-04 | 2011-08-23 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Stents with high radial strength and methods of manufacturing same |
| US7829008B2 (en) * | 2007-05-30 | 2010-11-09 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Fabricating a stent from a blow molded tube |
| US7666342B2 (en) * | 2007-06-29 | 2010-02-23 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Method of manufacturing a stent from a polymer tube |
| US7824601B1 (en) * | 2007-11-14 | 2010-11-02 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Process of making a tubular implantable medical device |
-
2008
- 2008-01-17 US US12/016,085 patent/US8182890B2/en active Active
- 2008-01-17 US US12/016,077 patent/US20080177373A1/en not_active Abandoned
- 2008-01-18 BR BRPI0806617-5A patent/BRPI0806617A2/pt not_active Application Discontinuation
- 2008-01-18 CN CN200880006660.3A patent/CN101636126B/zh not_active Expired - Fee Related
- 2008-01-18 CN CN200880006680A patent/CN101621971A/zh active Pending
- 2008-01-18 CN CN201610065786.4A patent/CN105534627A/zh active Pending
- 2008-01-18 EP EP08727944.4A patent/EP2109416A4/en not_active Withdrawn
- 2008-01-18 CN CN201410172099.3A patent/CN104042375B/zh not_active Expired - Fee Related
- 2008-01-18 BR BRPI0806623-0A patent/BRPI0806623A2/pt not_active IP Right Cessation
- 2008-01-18 JP JP2009546550A patent/JP5489725B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2008-01-18 EP EP08727927.9A patent/EP2124816B2/en not_active Not-in-force
- 2008-01-18 EP EP14174864.0A patent/EP2783710B1/en not_active Not-in-force
- 2008-01-18 CN CN201410347826.5A patent/CN104096271B/zh not_active Expired - Fee Related
- 2008-01-18 CN CN201610065690.8A patent/CN105616044A/zh active Pending
- 2008-01-18 CN CN201410343171.4A patent/CN104127270A/zh active Pending
- 2008-01-18 ES ES08727927.9T patent/ES2605731T3/es active Active
- 2008-01-18 JP JP2009546552A patent/JP5355420B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2008-01-18 WO PCT/US2008/051497 patent/WO2008089446A2/en not_active Ceased
- 2008-01-18 WO PCT/US2008/051479 patent/WO2008089434A2/en not_active Ceased
-
2012
- 2012-03-29 US US13/434,555 patent/US20120187606A1/en not_active Abandoned
- 2012-05-16 US US13/473,354 patent/US8323760B2/en active Active
-
2013
- 2013-06-27 JP JP2013135191A patent/JP5749296B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2013-09-02 JP JP2013181436A patent/JP5762486B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
2014
- 2014-07-09 JP JP2014141094A patent/JP2014195734A/ja not_active Withdrawn
- 2014-08-01 US US14/450,137 patent/US20140350659A1/en not_active Abandoned
- 2014-11-21 JP JP2014236223A patent/JP2015071056A/ja active Pending
-
2015
- 2015-11-18 US US14/945,253 patent/US20160067389A1/en not_active Abandoned
-
2016
- 2016-09-20 JP JP2016182603A patent/JP2016221352A/ja not_active Withdrawn
- 2016-10-06 JP JP2016197807A patent/JP2017035511A/ja active Pending
Also Published As
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| BRPI0806617A2 (pt) | método para fabricar uma prótese biodegradável, e, prótese biodegradável | |
| ES2251012T3 (es) | Stent biodegradable. | |
| US8747878B2 (en) | Method of fabricating an implantable medical device by controlling crystalline structure | |
| JP5175277B2 (ja) | 遅発型炎症反応の確率を低減する植込型医療装置の製作方法 | |
| CN105992571B (zh) | 由生物可吸收聚合物制得的具有高疲劳强度和径向强度的薄支撑件支架及其制造方法 | |
| US10518003B2 (en) | Method to manufacture thin strut stent from bioabsorbable polymer with high fatigue and radial strength | |
| WO2010019448A2 (en) | Method of improving fracture toughness of implantable medical devices through annealing | |
| PT2456480E (pt) | Stent biodegradável com taxa de degradação ajustável | |
| JPH11137694A (ja) | 生体内分解吸収性の形状記憶ステント | |
| US10603833B2 (en) | Method to manufacture thin strut stent from bioabsorbable polymer | |
| US10675387B2 (en) | Multi stage radial deformation for manufacturing thin strut stent from bioabsorbable polymer |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| B06T | Formal requirements before examination [chapter 6.20 patent gazette] | ||
| B15K | Others concerning applications: alteration of classification |
Ipc: A61F 2/06 (2013.01), A61L 31/06 (2006.01) |
|
| B15K | Others concerning applications: alteration of classification |
Ipc: A61L 31/06 (2006.01), A61F 2/06 (2013.01) |
|
| B06F | Objections, documents and/or translations needed after an examination request according [chapter 6.6 patent gazette] | ||
| B11E | Dismissal acc. art. 34 of ipl - requirements for examination incomplete | ||
| B11T | Dismissal of application maintained [chapter 11.20 patent gazette] |