DK418989A - Fremgangsmaade til endoluminal forsegling samt apparat og polymere produkter til anvendelse ved fremgangsmaaden - Google Patents

Fremgangsmaade til endoluminal forsegling samt apparat og polymere produkter til anvendelse ved fremgangsmaaden Download PDF

Info

Publication number
DK418989A
DK418989A DK418989A DK418989A DK418989A DK 418989 A DK418989 A DK 418989A DK 418989 A DK418989 A DK 418989A DK 418989 A DK418989 A DK 418989A DK 418989 A DK418989 A DK 418989A
Authority
DK
Denmark
Prior art keywords
polymeric
polymer
catheter device
catheter
tubular body
Prior art date
Application number
DK418989A
Other languages
English (en)
Other versions
DK418989D0 (da
Inventor
Marvin J Slepian
Anton Schindler
Original Assignee
Marvin J Slepian
Anton Schindler
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Marvin J Slepian, Anton Schindler filed Critical Marvin J Slepian
Publication of DK418989D0 publication Critical patent/DK418989D0/da
Publication of DK418989A publication Critical patent/DK418989A/da

Links

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS 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
    • A61F2/00Filters 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
    • A61F2/95Instruments specially adapted for placement or removal of stents or stent-grafts
    • A61F2/958Inflatable balloons for placing stents or stent-grafts
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS 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
    • A61F2/00Filters 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
    • A61F2/02Prostheses implantable into the body
    • A61F2/04Hollow or tubular parts of organs, e.g. bladders, tracheae, bronchi or bile ducts
    • A61F2/06Blood vessels
    • A61F2/062Apparatus for the production of blood vessels made from natural tissue or with layers of living cells
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS 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
    • A61F2/00Filters 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
    • A61F2/82Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS 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
    • A61F2/00Filters 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
    • A61F2/82Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/86Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
    • A61F2/88Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure the wire-like elements formed as helical or spiral coils
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS 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
    • A61F2/00Filters 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
    • A61F2/95Instruments specially adapted for placement or removal of stents or stent-grafts
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L24/00Surgical adhesives or cements; Adhesives for colostomy devices
    • A61L24/001Use of materials characterised by their function or physical properties
    • A61L24/0015Medicaments; Biocides
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L24/00Surgical adhesives or cements; Adhesives for colostomy devices
    • A61L24/001Use of materials characterised by their function or physical properties
    • A61L24/0031Hydrogels or hydrocolloids
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L24/00Surgical adhesives or cements; Adhesives for colostomy devices
    • A61L24/001Use of materials characterised by their function or physical properties
    • A61L24/0042Materials resorbable by the body
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L24/00Surgical adhesives or cements; Adhesives for colostomy devices
    • A61L24/04Surgical adhesives or cements; Adhesives for colostomy devices containing macromolecular materials
    • A61L24/046Surgical adhesives or cements; Adhesives for colostomy devices containing macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L24/00Surgical adhesives or cements; Adhesives for colostomy devices
    • A61L24/04Surgical adhesives or cements; Adhesives for colostomy devices containing macromolecular materials
    • A61L24/06Surgical adhesives or cements; Adhesives for colostomy devices containing macromolecular materials obtained by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L27/00Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14Macromolecular materials
    • A61L27/16Macromolecular materials obtained by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L27/00Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14Macromolecular materials
    • A61L27/18Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L27/00Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/28Materials for coating prostheses
    • A61L27/34Macromolecular materials
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L27/00Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/54Biologically active materials, e.g. therapeutic substances
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L27/00Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/58Materials at least partially resorbable by the body
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L29/00Materials for catheters, medical tubing, cannulae, or endoscopes or for coating catheters
    • A61L29/08Materials for coatings
    • A61L29/085Macromolecular materials
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L31/00Materials 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
    • A61L31/08Materials for coatings
    • A61L31/10Macromolecular materials
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00Catheters; Hollow probes
    • A61M25/0043Catheters; Hollow probes characterised by structural features
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00Catheters; Hollow probes
    • A61M25/10Balloon catheters
    • A61M25/1011Multiple balloon catheters
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M37/00Other apparatus for introducing media into the body; Percutany, i.e. introducing medicines into the body by diffusion through the skin
    • FMECHANICAL ENGINEERING; LIGHTING; HEATING; WEAPONS; BLASTING
    • F16ENGINEERING ELEMENTS AND UNITS; GENERAL MEASURES FOR PRODUCING AND MAINTAINING EFFECTIVE FUNCTIONING OF MACHINES OR INSTALLATIONS; THERMAL INSULATION IN GENERAL
    • F16BDEVICES FOR FASTENING OR SECURING CONSTRUCTIONAL ELEMENTS OR MACHINE PARTS TOGETHER, e.g. NAILS, BOLTS, CIRCLIPS, CLAMPS, CLIPS OR WEDGES; JOINTS OR JOINTING
    • F16B39/00Locking of screws, bolts or nuts
    • F16B39/02Locking of screws, bolts or nuts in which the locking takes place after screwing down
    • F16B39/04Locking of screws, bolts or nuts in which the locking takes place after screwing down with a member penetrating the screw-threaded surface of at least one part, e.g. a pin, a wedge, cotter-pin, screw
    • F16B39/06Locking of screws, bolts or nuts in which the locking takes place after screwing down with a member penetrating the screw-threaded surface of at least one part, e.g. a pin, a wedge, cotter-pin, screw with a pin or staple parallel to the bolt axis
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS 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
    • A61F2/00Filters 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
    • A61F2/82Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/94Stents retaining their form, i.e. not being deformable, after placement in the predetermined place
    • A61F2/945Stents retaining their form, i.e. not being deformable, after placement in the predetermined place hardenable, e.g. stents formed in situ
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS 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
    • A61F2/00Filters 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
    • A61F2/02Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30Joints
    • A61F2002/30001Additional features of subject-matter classified in A61F2/28, A61F2/30 and subgroups thereof
    • A61F2002/30003Material related properties of the prosthesis or of a coating on the prosthesis
    • A61F2002/3006Properties of materials and coating materials
    • A61F2002/30062(bio)absorbable, biodegradable, bioerodable, (bio)resorbable, resorptive
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS 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
    • A61F2/00Filters 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
    • A61F2/02Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30Joints
    • A61F2002/30001Additional features of subject-matter classified in A61F2/28, A61F2/30 and subgroups thereof
    • A61F2002/30316The prosthesis having different structural features at different locations within the same prosthesis; Connections between prosthetic parts; Special structural features of bone or joint prostheses not otherwise provided for
    • A61F2002/30535Special structural features of bone or joint prostheses not otherwise provided for
    • A61F2002/30581Special structural features of bone or joint prostheses not otherwise provided for having a pocket filled with fluid, e.g. liquid
    • A61F2002/30583Special structural features of bone or joint prostheses not otherwise provided for having a pocket filled with fluid, e.g. liquid filled with hardenable fluid, e.g. curable in-situ
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS 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
    • A61F2/00Filters 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
    • A61F2/02Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30Joints
    • A61F2002/30001Additional features of subject-matter classified in A61F2/28, A61F2/30 and subgroups thereof
    • A61F2002/30667Features concerning an interaction with the environment or a particular use of the prosthesis
    • A61F2002/30677Means for introducing or releasing pharmaceutical products, e.g. antibiotics, into the body
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS 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
    • A61F2210/00Particular material properties of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
    • A61F2210/0004Particular material properties of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof bioabsorbable
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS 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
    • A61F2210/00Particular material properties of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
    • A61F2210/0085Particular material properties of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof hardenable in situ, e.g. epoxy resins
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS 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
    • A61F2250/00Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
    • A61F2250/0058Additional features; Implant or prostheses properties not otherwise provided for
    • A61F2250/0067Means for introducing or releasing pharmaceutical products into the body
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L2300/00Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices
    • A61L2300/40Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices characterised by a specific therapeutic activity or mode of action
    • A61L2300/412Tissue-regenerating or healing or proliferative agents
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L2300/00Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices
    • A61L2300/60Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices characterised by a special physical form
    • A61L2300/602Type of release, e.g. controlled, sustained, slow
    • A61L2300/604Biodegradation
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L2300/00Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices
    • A61L2300/60Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices characterised by a special physical form
    • A61L2300/64Animal cells
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61MDEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00Catheters; Hollow probes
    • A61M25/10Balloon catheters
    • A61M25/1002Balloon catheters characterised by balloon shape
    • FMECHANICAL ENGINEERING; LIGHTING; HEATING; WEAPONS; BLASTING
    • F16ENGINEERING ELEMENTS AND UNITS; GENERAL MEASURES FOR PRODUCING AND MAINTAINING EFFECTIVE FUNCTIONING OF MACHINES OR INSTALLATIONS; THERMAL INSULATION IN GENERAL
    • F16BDEVICES FOR FASTENING OR SECURING CONSTRUCTIONAL ELEMENTS OR MACHINE PARTS TOGETHER, e.g. NAILS, BOLTS, CIRCLIPS, CLAMPS, CLIPS OR WEDGES; JOINTS OR JOINTING
    • F16B37/00Nuts or like thread-engaging members
    • F16B37/12Nuts or like thread-engaging members with thread-engaging surfaces formed by inserted coil-springs, discs, or the like; Independent pieces of wound wire used as nuts; Threaded inserts for holes
    • F16B37/122Threaded inserts, e.g. "rampa bolts"
    • YGENERAL 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
    • Y10TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10STECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S623/00Prosthesis, i.e. artificial body members, parts thereof, or aids and accessories therefor
    • Y10S623/92Method or apparatus for preparing or treating prosthetic
    • YGENERAL 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
    • Y10TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10STECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S623/00Prosthesis, i.e. artificial body members, parts thereof, or aids and accessories therefor
    • Y10S623/92Method or apparatus for preparing or treating prosthetic
    • Y10S623/921Blood vessel
    • YGENERAL 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
    • Y10TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10TTECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
    • Y10T29/00Metal working
    • Y10T29/49Method of mechanical manufacture
    • Y10T29/49826Assembling or joining
    • Y10T29/49906Metal deforming with nonmetallic bonding

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Materials Engineering (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Gastroenterology & Hepatology (AREA)
  • Child & Adolescent Psychology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Mechanical Engineering (AREA)
  • Dispersion Chemistry (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Media Introduction/Drainage Providing Device (AREA)
  • Biological Depolymerization Polymers (AREA)
  • Sealing Material Composition (AREA)
  • Transition And Organic Metals Composition Catalysts For Addition Polymerization (AREA)
  • Platform Screen Doors And Railroad Systems (AREA)
  • Devices For Conveying Motion By Means Of Endless Flexible Members (AREA)
  • Laminated Bodies (AREA)

Description

Den foreliggende opfindelse angår en sarlig fremgangsmåde til in vivo belægning og forsegling af organers eller organkomponenters indre og af andre vævshulheder, samt et apparat og delvist præformede polymere produkter til anvendelse ved fremgangsmåden. Det pågældende væv kan være organer eller strukturer med hul eller rørformet geometri, fx. blodkar såsom arterier eller vener, i hvilket tilfælde de polymere produkter afle jres i det naturligt forekommende lumen. Alternativt kan vævet være et under normale omstændigheder massivt organ, hvori en hulhed er blevet skabt enten som følge af en tilsigtet kirurgisk procedure eller et et ved et uheld fremkaldt trauma. I dette tilfælde aflejres det polymere produkt i hulhedens lumen.
Den hule eller rørformede geometri af organer har ofte en funktionsmæssig betydning, fx. til lettelse af væske- eller gastransport (blod, urin, lymfe, oxygen eller respirationsgasser) eller til opbevaring af celler (ova, sperma). Sygdomsprocesser kan påvirke disse organer eller deres komponenter ved at lægge beslag på, spærre for eller på anden måde reducere hulhedens eller de rørformede elementers tværsnitsareal. Desuden kan andre sygdomsprocesser bryde de naturlige grænser af det hule organ og derved påvirke dets barrierefunktion og/eller opbevaringsevne. Organets eller strukturens evne til at fungere på rette måde bringes så alvorligt i fare. Et godt eksempel på dette fænomen kan ses i forbindelse med koronararterierne.
Koronararterier, eller hjertearterier, gennemstrømmer selve hjertemusklen med arterielt blod. De tilfører også essentielle næringsstoffer og sørger for fjernelse af metaboliske affaldsprodukter og udskiftning af gasser. Til disse arterier stilles der gennem hele patientens liv et ubønhørligt krav om uafbrudt blodforsyning.
På trods af deres kritiske funktion med hensyn til opretholdelsen af livet bliver koronararterier ofte angrebet af flere sygdomsprocesser, hvoraf den mest betydningsfulde er ateriosclerose eller forhærdning af arterierne. Gennem hele patientens liv bidrager adskillige faktorer til udvikling af mikroskopiske og/eller makroskopiske vaskulære læsioner, der betegnes som plaquer.
Udviklingen af et plaque-belagt blodkar fører typisk til en uregelmæssig indre karoverflade med en tilsvarende reduktion af karrets tværsnitsareal til følge. Den progressive reduktion af tværsnitsarealet bringer blodgennemstrømningen gennem karret i fare. For eksempel er virkningen på koronararterierne en reduktion af blodtilstrømningen til hjertemusklen. Denne reduktion af blodtilstrømningen, med en tilsvarende reduktion af tilførslen af næringsstoffer og oxygen til følge, fører ofte til klinisk angina, ustabil angina eller myocardial infarkt (hjerteanfald) og død. De kliniske konsekvenser af den ovenfor beskrevne proces og dens generelle betydning fremgår af, at ateriosclerotiske koronarar-teriesygdomme idag er den førende dødsårsag i USA.
Historisk set omfattede behandlingen af fremskredne ateriosclerotiske koronararteriesygdomme, dvs. sygdomme hinsides terapeutisk behandling med medikamenter alene, cardio-thorakal kirurgi i form af koronar-arterie-bypasstransplantation (CABG). Patienten tilsluttes cardio-pulmo-nær bypass, og hjertemusklen standses midlertidigt. Dernæst udføres kirurgiske reparationer på hjertet i form af transplanterede blodkar, der sørger for, at blodstrømmen ledes uden om det afspærrede sted. Selvom CABG er blevet perfektioneret til at være ganske effektiv indebærer den kirurgiske risici og kræver en flere uger lang, ofte smertefuld restitueringsperiode. Alene i USA undergår omkring 150.000 til 200.000 mennesker årligt kirurgi med åbent hjerte.
Med indførelsen af en teknik, der er kendt som perkutan transluminal koronarangioplasti (PTCA), skete der i 1977 et større fremskridt i forbindelse med behandlingen af ateriosclerotiske koronararteriesygdomme. PTCA omfatter retrograd indføring af et kateter med en lille oppustelig ballon ved spidsen fra en arterie i armen eller benet op til området med det okkluderede blodkar. Kateteret bugtes gennem arterierne via direkte fluoreskopisk styring og ledes tværs gennem blodkarrets lumi nåle forsnævring. Når kateteret er kommet på plads, oppustes ballonen til flere atmosfærers tryk. Dette resulterer i "krakelering", "blødgø-ring" eller anden mekanisk deformation af læsionen eller blodkarret med en forøgelse af tværsnitsarealet til følge. Dette igen reducerer okklu-sionen og de trans-læsionale trykgradienter og forøger blodgennemstrømningen.
PTCA er en overordentlig effektiv behandling med en relativt lav dødelighed, og den er hurtigt ved at blive den primære terapi ved behandling af ateriosclerotiske koronarsygdomme i USA og hele verden. Siden deres indførelse i 1977 er antallet af PTCA-indgreb i USA for eksempel steget til over 150.000 årligt og har i 1987 for første gang overskredet antallet af udførte bypass-operationer. Som et resultat af PTCA er akut koronararteriebypasskirurgi påkrævet hos under 4% af patienterne. Ateriosclerose er typisk en diffus arteriel sygdomsproces, der udvi- ser et samtidigt pletvist angreb i flere koronararterier. P.g.a. tekniske fremskridt og større klinisk erfaring kommer patienter med denne type udbredt koronarangreb nu under behandling, selvom de tidligere ikke var blevet betragtet som kandidater for angioplasti.
Til trods for det store terapeutiske fremskridt ved behandling af koronararteriesygdomme, som PTCA repræsenterer, er dens succes blevet begrænset af udviklingen af genindsnævring eller genlukning af blodkarret efter udvidelse. I løbet af nogle timer eller dage efter indgrebet kan der i op til 10% af tilfældene udvikle sig en signifikant total genlukning af blodkarret. Dette betegnes som "abrupt genlukning". En mere almindelig og større begrænsning ved PTCA er imidlertid udviklingen af progressiv reversion af blodkarret til dets lukkede tilstand, hvilket negerer ethvert resultat, der blev opnået ved indgrebet.
Denne mere gradvise genindsnævringsproces betegnes som "restenose". Opfølgende undersøgelser efter PTCA rapporterer forekomsten af 10-50% (gennemsnitlig ca. 30%) restenose i tilfælde af i begyndelsen vellykket angioplasti. Undersøgelser af tidsforløbet ved restenose har vist, at det typisk er et tidligt fænomen, der optræder næsten udelukkende inden for 6 måneder efter angioplasti-indgrebet. Efter denne 6 måneders periode er forekomsten af restenose ganske sjældent. På trods af farmakologiske og proceduremæssige fremskridt i den senere tid blev der kun gjort små fremskridt med hensyn til at forhindre enten abrupt genlukning eller restenose efter angioplasti.
Med den forøgede anvendelse af multi-blodkar PTCA til behandling af komplekse koronararteriesygdomme er restenose blevet endnu mere signifikant. Undersøgelser af restenose i tilfælde af multi-blodkar PTCA afslører, at risikoen for at udvikle mindst én tilbagevendende koronarlæsion efter udvidelse af flere læsioner er i området fra 26-54% og synes at være større end den, der rapporteres for PTCA i et enkelt blodkar. Desuden forøges forekomsten af restenose parallelt med alvoren af blodkarrets indsnævring før angioplasti. Dette er væsentligt på baggrund af den stigende anvendelse af PTCA til behandling af stadig mere komplekse multi -bl odkar koronararteriesygdomme.
Den samlede gennemsnitlige restenoserate på 30% er forbundet med betydelige omkostninger, herunder patientdødelighed og -risici samt medicin-økonomiske omkostninger i form af medicinsk efterbehandling, gentagne indlæggelser og gentagne kateterbehandlinger og angioplasti-ind-greb. Af største betydning er det, at før de seneste udviklinger kunne tilbagevendende restenose efter gentagne angioplasti-indgrebsforsøg kun afhjælpes ved hjertekirurgi med de dermed forbundne, ovenfor anførte, iboende risici.
I 1987 indførte schweiziske forskere en mekanisk behandling af ko-ronararterierestenose hos mennesker, kaldet "intrakoronar afstivning".
Et intrakoronar afstivning er en rørformet indretning fremstillet af fint trådnet, typisk af rustfrit stål. De schweiziske forskere anvendte en afstivning af Wallsten-type som omhandlet i US patentskrift nr. 4.655.771. Indretningen kan udformes på en sådan måde, at den har et i lille tværsnitsareal. I denne "lavprofil"-tilstand anbringes nettet i eller på et kateter af lignende type, som kan anvendes til PTCA. Afstivningen anbringes dernæst på det sted i det vaskulære område, der skal behandles. Når den er kommet på plads, frigøres trådnetafstivningen og får lov til at udvide sig til det ønskede tværsnitsareal, der generelt i svarer til blodkarrets indre diameter. Lignende faste afstivninger omhandles også i US patentskrift nr. 3.868.956, Alfi di et al.
Metalafstivningen fungerer som en permanent intravaskulær støttekonstruktion. P.g.a. dens materialeegenskaber giver metalafstivningen strukturel stabilitet og direkte mekanisk støtte til karvæggen. Afstivninger af Wallsten-type er p.g.a. deres spiralformede "fjeder"-geometri selvudvidende. Fornylig har forskere i USA indført slidsede stålrør og udvidede fjedertyper. De deployeres gennem anlæggelse af direkte radialt mekanisk tryk overført af en ballon ved katererets spids. En sådan indretning og procedure er omhandlet i Palmers US patentskrift nr. 4.733.665. Til trods for de nedenfor beskrevne betydelige begrænsninger og potenteille alvorlige komplikationer har denne type afstivning været vellykket med en akut åbenhedsrate på næsten 100% og en markant reduktion af restenoseraten.
De komplikationer, der er forbundet med permanente implantater såsom Palmer-indretningen, skyldes både materialevalget, dvs. metal eller rustfrit stål, og afstivningsindretningernes iboende konstruktionsmangler. Den største begrænsning ligger 1 den permanente anbringelse af et ikke-genudtageligt, ikke-nedbrydeligt fremmedi egerne i et blodkar til bekæmpelse af restenose, der i overvejende grad er begrænset til en periode på 6 måneder efter angioplasti. Der findes betydelige, iboende risici, som er fælles for alle permanente implantatindretninger. Nyere undersøgelser har desuden afsløret, at atrofi af media, det midterste lag af et arterielt kar, kan optræde som en specifik komplikation i for bindelse med metalafstivninger p.g.a. de kontinuerlige laterale ekspansionskræfter, der udøves efter implantation.
Disse problemer er endnu mere udtalte i forbindelse med anbringelsen af et permanent metallisk fremmedi egerne i det vaskulære træ, der er forbundet med hjertemusklen. Koronararterier er udsat for de mest ekstreme krav til deres ydeevne, hvilket kræver en vedblevende uhindret åbenhed med uforstyrret gennemstrømning i hele patientens levetid. En svigten i dette system vil føre til myocardial infarkt (hjerteanfald) og død. Desuden forstærker torsionsbelastninger og andre belastninger i flere retninger, som optræder i hjertet p.g.a. dets kontinuerlige oscillator! sk/cy kl i ske bevægelse, yderligere de risici, der er forbundet med et permanent, stift metallisk intra-arterielt implantet i det koronare leje.
Det har vist sig, at der lejlighedsvis over en periode på flere uger eller måneder optrådte en gentagen intravaskulær indsnævring efter anbringelse af afstivningen i blodkarret. Dette sker typisk "peri-afstivning", dvs. umiddelbart oven- eller nedenstrøms for afstivningen.
Det har været antydet, at dette kan have forbindelse med den signifikant forskellige eftergivenhed af blodkarret og afstivningen, hvilket af og til betegnes som "compliance mismatch" eller "eftergivenhedsdiskrepans". Bortset fra ændringer i eftergivenhed kan en anden vigtig mekanisme, der fører til luminal indsnævring over og under afstivningen, være ændringer af forskydningskræfterne og væskegennemstrømningen, der optræder hen over de skarpe overgange ved grænsen mellem afstivning og blodkar. Yderligere beviser til støtte herfor fremkom ved undersøgelser af vaskulære transplantater, hvilke undersøgelser afslører en højere forekomst af thrombose og sluttelig luminal lukning, der også er forbundet med en signi fi kant eftergivenhedsdiskrepans.
Hidtil kendte afstivningskonstruktioner, dvs. støttekonstruktioner i form af rør, spiraler eller fjedre af tråd, er i vid udstrækning blevet konstrueret empirisk uden hensyntagen til eller måling af deres radiale stivhed. Nylige undersøgelser, der måler den relative radiale kom-pressionsstivhed af kendte trådafstivninger i sammenligning med arterier under fysiologisk tryk, har vist, at de er meget stivere end selve det biologiske væv. Disse undersøgelser støtter forestillingen om ringe mekanisk biokompatibilitet af for tiden tilgængelige afstivninger.
Konventionel metal afstivning lider af alvorlige begrænsninger, da den er indretningsafhængig og kræver utallige individuelle afstivninger samt en mangfoldighed af deployeringskatetere af varierende længder og størrelser for at tilgodese individuelle anvendelser. Metalafstivninger giver desuden en relativt stiv, ikke-fleksibel strukturel støtte, der ikke kan tilpasses et stort antal endoluminale geometrier, komplekse overflader, luminale bøjninger, kurver eller bifurkationer.
Disse identificerede risici og begrænsninger ved metal afstivninger har i alvorlig grad begrænset deres anvendelighed i koronararterier. Siden 1988 har der eksisteret en delvist selvpålagt begrænsning med hensyn til anvendelse af spiralformede metalafstivninger til behandling af ko-ronararteriesygdomme hos mennesker. I USA er en fjederlignende trådspo-leafstivning netop blevet godkendt, men kun som en indretning til kortvarig anvendelse i nødstilfælde hos patienter med irreparabelt lukkede koronararterier efter mislykket PTCA, mens patienterne er under overførsel til akut bypass-kirurgi. Der er nu blevet fundet et alternativ til anvendelse af afstivninger, som udover koronararterieanvendelser har et bredt anvendelsesområde ved at holde hule organer åbne og i god helbredstilstand.
Den foreliggende opfindelse tilvejebringer en løsning på problemet med restenose efter angioplasti uden at medføre de med metalafstivninger forbundne problemer. Mere specielt tilvejebringer opfindelsen en særlig fremgangsmåde til endoluminal belægning og forsegling (PEPS), hvilken fremgangsmåde omfatter påføring af et polymert materiale på den indre overflade af det involverede blodkar. I overensstemmelse med denne fremgangsmåde indføres et polymert materiale, enten i form af en monomers-eller præpolymeropløsning eller som et i det mindste delvist præ-formet polymert produkt, i blodkarrets lumen og anbringes på stedet for den oprindelige stenose. Det polymere produkt omdannes dernæst således, at det følger og opretholder intim kontakt med blodkarrets indre overflade til opnåelse af en belægning og et forseglende overtræk.
PEPS-metoden er imidlertid ikke begrænset til anvendelse i forbindelse med restenose og kan også effekttivt anvendes i et hvilket som helst hult organ til opnåelse af lokal strukturel støtte, en glat overflade, forbedret gennemstrømning og forsegling af læsioner. Desuden kan det polymere belægnings- og forseglingsmateriale inkorporere terapeutisk midler såsom lægemidler, lægemiddel-producerende celler, celleregenera-tionsfaktorer eller endog progenitorcell er af samme type som det pågældende organ eller histologisk forskelligt derfra til accelerering af helingsprocesser. Sådanne materialer med inkorporerede terapeutiske midler kan effektivt anvendes til overtrækning eller tilpropning af kirurgisk eller traumatisk dannede lumen i normalt massive organer og i de naturlige eller ved sygdom dannede lumen af hule eller rørformede organer.
Til disse anvendelser tilvejebringer den foreliggende opfindelse i det mindste delvist præ-formede polymere produkter. Disse produkter kan have en hvilken som helst af mange forskellige fysiske former og størrelser i overensstemmelse med den givne anvendelse. Opfindelsen tilvejebringer også apparater, der er specielt indrettet til anbringelse af det polymere materiale, herunder delvist præ-formede polymere produkter, på den indre overflade af et organ og til den efterfølgende kemiske eller fysiske rekonfiguration af det polymere materiale, således at det antager en efter ønske formet eller specielt tilpasset slutkonfiguration.
Opfindelsen belyses nærmere i det følgende under henvisning til tegningen, hvor fig. 1 viser en amorf geometri af PEPS-polymerovertrækket før og efter deployering, fig. 2 viser en stjerneformet geometri af PEPS-polymerovertrækket før og efter deployering, fig. 3 viser en lineær fjerlignende polymerstrimmel anbragt på “én" væg før og efter deployering, fig. 4 viser en stor plet af påsprøjtet polymert materiale før og efter deployering, fig. 5 viser en porøs rørformet geometri før og efter deployering, fig. 6 viser en pletgeometri af PEPS-processen før og efter de-' ployering, fig. 7 viser en spiralformet anvendelse af PEPS-processen før og efter deployering, fig. 8 viser en bueformet (radial, bue) pletgeometri af PEPS-poly-meren før og efter deployering, fig. 9 viser en fremgangsmåde til anvendelse af PEPS til behandling af et kunstigt frembragt vævslumen, fig. 10 viser to-lumen katetere ifølge opfindelsen, fig. 11 viser overfladekonturer af ekspansionsorganer til anvendelse i katetere ifølge opfindelsen, fig. 12 viser tre-lumen katetere ifølge opfindelsen, fig. 13 viser fire-lumen katetere ifølge opfindelsen, fig. 14 viser fem-lumen katetere ifølge opfindelsen, fig. 15 viser seks-lumen katetere ifølge opfindelsen, fig. 16 viser syv-lumen katetere ifølge opfindelsen, fig. 17 viser et distalt okklusionskateter og et polymerforsynings-kateter i et blodkar, fig. 18 viser en polymermanchet i tværsnit før indføring i et blodkar, manchetten efter i nføring i karret og efter ekspansion, fig. 19 er en sammenligning i tværsnit af en polymermanchet i dens oprindelige form og en ekspanderet polymermanchet, fig. 20 viser et indviklet diskontinuert polymert materiale arrangeret på et kateter med et tilbagetrækkeligt hylster, og fig 21 viser variationer af aperturer til forsyning af et vævslumen med polymer.
Generelt omfatter PEPS indføring af et polymert materiale på et udvalgt sted i et lumen i væv, dvs. et organ, en organkomponent eller en hul komponent af en organisme, og efterfølgende rekonfiguration af det polymere materiale til dannelse af en forsegling i intim og konform kontakt med eller til belægning af den indre overflade. Som anvendt i det foreliggende betyder udtrykket "forsegling" et overtræk med tilstrækkelig lav porøsitet til at overtrækket har en barrierefunktion. Udtrykket "belægning" betegner overtræk, der er porøse eller perforerede. Ved en passende udvælgelse af det polymere materiale, som skal anvendes, og af overtrækkets eller belægningens konfiguration tilvejebringer PEPS en enestående proces med speciel tilpasningsevne, der kan anvendes alt efter hvad der er påkrævet i en given biologisk eller klinisk situation.
De grundlæggende krav til det polymere materiale, der skal anvendes i PEPS-processen, er biokompatibilitet og evnen til at blive omdannet kemisk eller fysisk under betingelser, der kan opnås in vivo. Sådanne rekonfigurationsbetingelser kan omfatte opvarmning, afkøling, mekanisk deformation, fx. strækning, eller kemiske reaktioner såsom polymerisation eller tværbinding.
Egnede polymere materiale til anvendelse ifølge opfindelsen omfatter polymerer og copolymerer af carboxylsyrer såsom glycol syre og mælkesyre, polyurethaner, polyestere såsom poly(ethylenterephthalat), polyamider såsom nylon, polyacrylonitriler, polyphosphaziner, polylactoner ssåsom polycaprolacton, og polyanhydrider såsom poly(bis(p-carboxypheno-xy)propananhydrid) og andre polymerer eller copolymerer såsom polyethy-len, polyvinylchlorid og ethylenvinylacetat.
Der kan også anvendes andre bioabsorberbare polymerer, enten enkeltvis eller i kombination, eller sådanne polymerer som homopolymerer og copolymerer af delta-valerolacton og p-dioxanon samt deres copolyme-rer med caprolacton. Sådanne polymerer kan desuden tværbindes med bi s-caprolacton.
PEPS anvender fortrinsvis bionedbrydelige polymerer med specifikke nedbrydningskarakteristika til opnåelse af en tilstrækkelig levetid for den pågældende anvendelse. Som anført ovenfor er en levetid på 6 måneder sandsynligvis tilstrækkelig til anvendelse ved forebyggelse af restenose. Kortere eller længere perioder kan være passende for andre terapeutiske anvendelser.
Polycaprolacton, der beskrives af Schindler i US patentskrift nr. 4.702.917, hvilket inkorporeres i det foreliggende ved henvisning, er en meget velegnet bioabsorberbar polymer til anvendelse i PEPS-processen, navnlig til forebyggelse af restenose. Polycaprolacton besidder tilstrækkelig mekanisk styrke, idet den for det meste er krystallinsk selv under nedkølingsbetingelser. Til trods for sin strukturelle stabilitet er polycaprolacton meget mindre stiv end de metaller, der anvendes til traditionel afstivning. Dette formindsker risikoen for akutte beskadigelser af karvæggen med skarpe eller ru kanter. Når polycaprolacton først er blevet deployeret vil dens krystallinske struktur desuden opretholde en konstant ydre diameter. Dette eliminerer de risici, der ofte er forbundet med kendte spiral- eller fjedermetal afstivninger, som efter ekspansion in vivo har en tendens til yderligere at ekspandere, og derved udøve et tiltagende tryk på karvæggen.
Bioabsorptionshastigheden for polycaprolacton er ideel til denne anvendelse. Nedbrydningsprocessen af denne polymer er blevet godt karakteriseret, idet det primære nedbrydningsprodukt er ikke-partikel formet, ikke-toxisk 6-hydroxyhexansyre med en lav surhedsgrad. Bionedbrydnings-tiden for polycaprolacton kan indstilles ved tilsætning af forskellige copolymerer.
Polycaprolacton er en foretrukket polymer til anvendelse i PEPS-processen, da den har opnået favorabel klinisk accept og nået langt på sin vej til at blive godkendt af FDA. Polycaprolacton har et krystallinsk smeltepunkt på 60°C og kan deployeres in vivo ved hjælp af utallige teknikker, der letter forbigående opvarmning og varierende grader af mekanisk deformation eller anvendelse i henhold til de krav, der stilles i de individuelle situationer. Dette adskiller den markant fra andre bioabsorberbare polymerer såsom polyglycolid og polylactid, der smelter ved meget højere temperaturer på 180°C og lægger større tekniske be- grænsninger på forsyningssystemet med henblik på formning af polymeren uden skadelig udsættelse af vævet for for høje temperaturer eller stærke mekaniske kræfter.
Anvendelse af polyanhydrider som lægemiddel bærermatrixer er blevet beskrevet af Leong et al., J. Biomed. Mat. Res. 19, 941-955 (1985). Disse materialer har hyppigt temmelig lave glasovergangstemperaturer, i nogle tilfælde i nærheden af den normale legemstemperatur, hvilket gør dem mekanisk deformerbare ved blot et minimum af lokal opvarmning. Desuden tilbyder de erosionstider varierende fra flere måneder til flere år i afhængighed af den specielle polymer, der vælges.
De polymere materialer kan anvendes i ønskede udformninger med varierende tykkelse, længde og tredimensional geometri (fx. pletformet, stjerneformet, lineær, cylindrisk, bueformet, spiralformet) til opnåelse af varierende slutgeometrier som vist i figurerne 1-8. Desuden kan PEPS anvendes til påføring af polymer på den indre overflade af hule, huleformede eller rørformede biologiske strukturer (enten naturlige eller kunstigt frembragte) enten i enkelte eller multiple polymerlagskonfigurationer. Hvor det er hensigtsmæssigt kan PEPS også anvendes til fuldstændig okklusion af et vævslumen.
Det polymere materiale, der anvendes ved PEPS, kan kombineres med forskellige terapeutiske midler til afgivelse in situ. Eksempler på anvendelser i koronararterier er anti-thrombotiske midler, fx. prostacyclin og salicylater, thrombolytiske midler, fx. streptokinase, urokinase, vævspi asmi nogenaktivator (TPA) og anisoyleret plasminogen-streptoki-naseaktivatorkompleks (APSAC), vasodilatoriske midler, dvs. nitrater, calciumbaneblokerende lægemidler, antiproliferative midler, dvs. colchi-cin og alkyleringsmidler, interkalationsmidler, vækstmodulerende faktorer såsom interleukiner, transformationsvækstfaktor β og congenerer af bl odpiadeafledt vækstfaktor, mod vækstfaktorer rettede monoklonale antistoffer, antiinflammatoriske midler, både steriodale og ikke-steriodale, og andre midler, der kan modulere kartonus, funktion, ateriosclerose, og helingsreaktionen på blodkar- eller organlæsioner efter indgreb. Ved anvendelse af multiple polymerlag kan forskellige farmakologiske midler anvendes i forskellige polymerlag. Desuden kan PEPS anvendes til opnåelse af en forsyning med farmaceutiske midler fokalt i karvæggen, dvs. i media.
Det polymere materiale ifølge opfindelsen kan også inkorporere levende celler, hvilket kan tjene flere formål. For eksempel kan cellerne være udvalgt således, eller faktisk konstrueret under anvendelse af principper fra DNA-rekombinantteknologien, at de fremstiller specifikke midler såsom vækstfaktorer. På denne måde kan der tilvejebringes en kontinuert regenererende forsyning med et terapeutisk middel uden bekymringer med hensyn til stabilitet, overdosering i begyndelsen o.l.
Celler, som er inkorporeret i det polymere materiale, kan også være progenitorcell er svarende til vævstypen i det behandlede lumen eller andre celler, der giver terapeutiske fordele. For eksempel kan leverceller implanteres i det polymere materiale i et lumen, der er skabt i en patients lever for at lette regenerering og lukning af dette lumen. Dette kan være en hensigtsmæssig terapi i tilfælde af, at arvæv eller et andet sygdomsangrebet væv, fx. ved cirrhose, fibrose, cystisk sygdom eller malign sygdom, eller et ikke-funktionelt vævssegment er blevet dannet i leveren eller et andet organ og skal fjernes. Fremgangsmåden til udførelse af en sådan behandling, der skematisk er vist i f i g. 9, omfatter for det første indsætning af et kateter 91 i et lumen 92 i et sygdomsramt organsegment 93. Lumenet 92 kan være et naturligt blodkar, eller det kan være et kunstigt frembragt lumen, fx. en med en laser frembragt hulhed. Kateteret 91 anvendes til indføring af en polymerprop 94 i lumenet 92. Derefter fjernes kateteret, der efterlader proppen 94 på sin plads for at fungere som fokus for ny vækst stammende fra celler, som blev implanteret sammen med polymerproppen 94. Hvis der ønskes en mere rørformet struktur kan proppen 94 omformes på passende måde.
Eventuelle additiver til det polymere materiale såsom barium-, i od-eller tantalsalte for røntgenstråleradioopacitet tillader visualisering og overvågning af overtrækningen.
PEPS-teknikken omfatter fortrinsvis perkutan applikation af et polymert materiale, fortrinsvis en bionedbrydelig polymer såsom polycapro-1 acton, enten alene eller blandet med andre bionedbrydelige polymere materialer, der eventuelt kan indeholde forskellige farmaceutiske midler til kontrolleret, vedvarende afgivelse af det farmaceutiske stof, eller til selektiv adsorption og opfangning af en opløselig faktor. Det polymere materiale anbringes typisk på indersiden af en organoverflade under anvendelse af kombinerede termiske og mekaniske midler til manipulation af det polymere materiale. Selvom PEPS kan anvendes under kirurgi, vil den i almindelighed blive anvendt uden at der er behov for en kirurgisk procedure, under anvendelse af en eller anden form for kateter, fx. hidtil ukendte modifikationer af den ovenfor for (PTCA) beskrevne kendte kateterteknologi. PEPS udføres fortrinsvis under anvendelse af et enkelt kateter med flere balloner og lumener. Kateteret bør have et relativt lille tværsnitsareal. Typisk kan et langt, tyndt, rørformet kateter, der manipuleres ved hjælp af fluoroskopi, trænge dybt ind i organers eller vaskulære områders indre.
Polymeren kan deployeres i blodkarrets eller organets indre fra kateterets overflade eller spids. Alternativt kan polymeren anbringes på en ballon såsom ballonen af et standard angioplastiballonkateter. Desuden kan polymeren påføres ved sprøjtning, ekstrudering eller anden intern påføring af polymeren via en lang, fleksibel, rørformet indretning med så mange lumener som en given anvendelse kræver.
Den enkleste PEPS-overtrækning er en kontinuert overtrækning over en bestemt del af et vævslumen. En sådan overtrækning kan påføres med et simpelt to-lumenkateter, fx. som vist i fig. 10. Idet der først henvises til f1 g. 10a dannes et egnet kateter ud fra et rørformet legeme 100 med en proksimal ende 101 og en distal ende 102. Det rørformede legemes 100 indre er opdelt i to ledninger 103 og 104, der strækker sig fra den proksimale ende 101 til åbninger 105 og 106 i det rørformede legeme (figur 10b og 10c). Ledningerne 103 og 104 forbinder således åbningerne 105 og 106 med det rørformede legemes 100 proksimale ende, således at væske kan strømme derimellem. Ledningernes 103 og 104 proksimale ender er fortrinsvis forsynet med forbindelsesstykker 108, der tillader en forbindelse med væskeforsyning. Trykforbindelsesstykker såsom Luer®-låse er egnede.
På et eller flere steder kan kateteret også omfatte markører 109, som skal lette lokalisering af kateteretet. Disse markører kan fx. være fluoroskopi ske radioopake bånd, der er fastgjort til det rørformede legeme 100 ved varmeforsegling.
Det i figurerne 10b og 10c viste kateter har et ekspansionsorgan i form af en oppustelig ballon 107 anbragt over den distale åbning 105. Under anvendelse anbringes mindst et delvist præ-formet polymerlag eller partielt lag over ballonen 107, og kateteret indføres i en passende stilling i vævslumenet. Væskegennemstrømning gennem ledning 103 vil få ballonen 107 til at blive oppustet, strække og deformere polymerlaget indtil det kommer i kontakt med vævsi urnenets vægge. Den anden åbning 105 og ledningen 103 anvendes til at kontrollere rekonfigurationen af polymermanchetten, fx. ved at tilføre en strøm af opvarmet væske til at blødgøre manchetten og gøre den lettere at strække eller stimulere poly- merisation af en delvist polymen seret manchet.
Der kan foretages variationer af disse basale to-lumen katetere, fx. som vist i figurerne lOd og lOe. For eksempel er der i fig. lOd fastgjort en formbar tråd til spidsen af kateteret for at lette indføringen og en traumatisk og styret passage gennem organismen, dvs. for at fungere som styretråd. I fig. lOe er ekspansionsorganet inkorporeret som en del af det rørformede legeme som et kontinuert element, fortrinsvis et enhedselement. I dette tilfælde ekspanderes kateterets distale spids 107a som en reaktion på væskestrømning i ledning 103. Ledning 104 kan dannes ved fastgørelse af et stykke af samme eller et andet materiale i rørform i eller på det ekstruderede kateterlegeme. Denne konstruktionstype kan også anvendes i de nedenfor beskrevne, mere komplicerede multi -lumen katetere.
Det polymere materiale kan være i form af en manchet, der er konstrueret således, at den let kan indføres i vævsi urnenet sammen med kateteret og dernæst deployeres på 1 urnenets væg til dannelse af overtrækket. Denne deployering kan tilvejebringes ved oppustning af en ballon såsom ballon 107 under anvendelse af en væskestrøm gennem ledning 103. En oppustning af ballonen 107 strækker polymermanchetten og får den til at presse mod vævsi urnenets væg og antage en form, der svarer til 1 urnenets væg. Denne form fikseres derefter, og kateteret fjernes efterladende en polymerbelægning eller -forsegling på lumenets væg.
Fiksering af det polymere materiale i en bestemt form kan tilvejebringes på flere måder, afhængigt af karakteren af det oprindelige polymere materiale. For eksempel kan et delvist polymeriseret materiale ekspanderes under anvendeles af ballonen, hvorefter betingelserne justeres således, at polymerisation kan fuldendes, fx. ved forøgelse af den lokale temperatur eller tilvejebringelse af UV-stråling gennem et optisk fiber. Der kan også anvendes en temperaturforøgelse til blødgøring af en fuldt polymeriseret manchet til opnåelse af ekspansion og let rekonfiguration og lokal formning, hvorefter manchetten vil "fryse" i den ekspanderede stilling, når varmekilden fjernes. Hvis polymermanchetten er af et plastmateriale, der deformeres permanent ved strækning (fx. polyethy-len, polyethylenterephthalat, nylon eller polyvinylchlord), kræves der naturligvis ingen speciel fikseringsprocedure.
Som vist i fig. 10b kan lokal opvarmning tilvejebringes med en strøm af opvarmet væske direkte 1 vævslumenet. Varmekontrol kan imidlertid også tilvejebringes ved anvendelse af en væskestrøm gennem eller i ekspansionsorganet eller ved anvendelse af en "lækkende", delvist perforeret ballon, således at temperaturkontrol væske løber gennem ekspansionsorganet, eller ved anvendelse af elektrisk modstandsopvarmning under anvendelse af en tråd, der løber langs kateteri egernet i kontakt med modstandsvarmeelementer. Denne type varmeelement kan benytte sig af DC- eller radiofrekvens- (RF) strøm eller ekstern RF eller mikrobølgestråling. Andre metoder til opnåelse af temperaturkontrol kan også anvendes, herunder laseropvarmning under anvendelse af en intern optisk fiber (som dne er eller med linse) eller termonukleare elementer.
Udover den i fig. 10 viste glatte form kan den til konfiguration af polymeren anvendte ballon have andre overfladeformer til dannelse af overtrækkene og tilvejebringelse af specifikke polymerdeployeringsmøn-stre. For eksempel kan ballonen have kugleform og være beregnet til de-ployering fra spidsen af en kateterindretning (fig. 11a). En sådan anordning vil være foretrukket, når belægningsoperationen bliver udført i en hulhed i modsætning til et rørformet organ. Ballonen kan også have fortykkelser ved enderne (fig. 11b) eller være i det væsentlige spiralformet (fig. 11c) til opnåelse af en variation i overtrækstykkelsen langs det belagte eller forseglede areal. En sådan konfiguration kan vise sig at være fordelagtig i det tilfælde, hvor der ønskes yderligere strukturel støtte, og til opnåelse af en skrå kant for at formindske strømningsforstyrrelse. Variationer af overtrækstykkelsen, der resulterer i ribber i vævsi urnenets længderetning, kan opnås ved anvendelse af en stjerneformet ballon (fig. Ild). Denne type polymerovertræk vil være nyttig 1 det tilfælde, hvor der ønskes yderligere strukturel støtte i kombination med mere kontinuerlige strømningsegenskaber. Desuden kan ballonens form i nogle tilfælde lette indføringen.
Variationer af den endelige konfiguration af PEPS-overtrækket kan også opnås ved anvendelse af mere komplekse deployerlnger af polymeren på ekspansionsorganet. For eksempel kan polymeren være i form af en perforeret rørformet manchet, en spiralformet manchet eller i form af et diskontinuert organ af forskellige former. Manchetterne kan fastgøres direkte til ekspansionsorganet, fx. med et klæbemiddel eller ved sugning gennem perforeringer o.l., eller til et betræk såsom et opløseligt gazelignende eller papirhylster (dvs. spundet saccharid), eller holdes på plads af et tilbagetrækkeligt porøst hylster, der vil blive fjernet sammen med kateteret efter anvendelse.
For eksempel viser fig. 20a en anordning af polymerpletter. Disse pletter er indviklet i et opløseligt netsubstrat (fig. 20b), der igen er viklet omkring ekspansionsorganet 107 af et kateter ifølge opfindelsen (fig. 20c). Et eksempel på et to-lumen kateter er vist i fig. 20d (nummereret som i fig. 10b), hvor et tilbagetrækkeligt indføringshylster 205 omgiver polymerpletterne 206 med henblik på indføring. Når kateteret når anvendelsesstedet tilbagetrækkes hylsteret 205 (fig. 20e), og ballonen 107 ekspanderes.
Det vil kunne forstås, at det i fig. 10 afbildede kateter repræsenterer en meget enkel udformning af en PEPS-kateterkonstruktion, og at kateterlegemet kan omfatte yderligere lumener til tilvejebringelse af ledninger til oppustning af positioneringsballoner, optiske fibre, yderligere polymerformningsballoner og temperaturkontrolmidler, og til indføring af styre- eller ledetråde eller andre diagnostiske indretninger, fx. ultralydkatetere, eller terapeutiske indretninger såsom atherectomi-katetere eller andre læsionsmodificerende indretninger. For eksempel kan der anvendes tre-lumen katetere (fig. 12), fire-lumen katetere (fig.
13), fem-lumen katetere (fig. 14), seks-lumen katetere (fig. 15) og syv-lumen katetere (fig. 16). Der kan også tilvejebringes et tilbagetrække-ligt hylster, der dækker over polymeren under indføringen til forebyggelse af for tidlig adskillelse af polymeren fra kateteret. Desuden kan katetere have teleskopsektioner, således at afstanden mellem de okkluderende balloner kan varieres.
Hvis man fx. betragter seks-lumen kateterne i fig. 15b, ser man to positioneringsballoner 150 og 151, der begge er forbundet med ledning 152. Positioneringsballonerne 150 og 151 tjener til fiksering af det rørformede legemes 100 position i et vævslumen og til isolering af den del af vævslumenet mellem ballonerne, hvor PEPS-overtrækning vil finde sted. Ekspansionsorgan 153 er forsynet med cirkulerende strømning via ledningerne 154 og 155. Denne strømning kan anvendes til opnåelse af en temperaturkontrol af den isolerede del af vævslumenet og kan desuden tjene til konfiguration af det polymerovertræk, der dannes ved ekspandering af en polymermanchet og andre deployerede former anbragt over ekspansionsorganet 153. I det i fig. 15b viste kateter tilføres der fordelagtigt en temperaturkontrol opløsning eller en terapeutisk opløsning gennem ledning 156, idet ledning 157 fungerer som en drænledning (eller omvendt) for at tillade strømning af væske gennem den isolerede del af vævslumenet ("superfusion"). En sådan drænledning er imidlertid ikke påkrævet, og et simpelt Infusionskateter kan erstatte én af ledningerne 156 eller 157 som i fem-lumen konstruktionen i fig. 14. Den sjette ledning 158 er også frivillig, men kan med fordel anvendes til ledetråde, indføring af diagnostiske eller terapeutiske indretninger eller distal væskeperfusion. Hvis ledning 158 har en åbning proximalt til ballon 151, kan den anvendes som en by-pass ledning til passiv perfusion under ok-kluderlng.
En inkorporering af positioneringsballoner i kateteret til okklu-s1on af en del af vævslumenet gør det muligt at anvende opløsninger af monomerer eller præpolymerer og danne overtrækket in si tu. Hvis man fx. betragter fire-lumen kateteret i fig. 13b, ser man, at der skabes en isoleringszone ved at oppuste ballonerne 131 og 132 således, at de presser mod vævslumenet. Selvom ekspansionsorganet 133 kan anvendes til de-formering af en polymermanchet eller andre deployeringsformer, kan det også anvendes til at definere lumenområdets størrelse og omgivelsesbetingelser (fx. temperatur).
Påføring af det polymere materiale kan tilvejebringes ved ekstrude-ring af en opløsning af monomerer eller præpolymerer gennem åbningen 134 til overtrækning eller fyldning af vævslumenet. Dannelsen af et polymerovertræk kan kontrolleres ved indføring af tværbindingsmidler eller polymerisationskatalysatorer sammen med monomer- eller præpolymeropløsningen og efterfølgende ændring af betingelserne, således at polymerisation indtræffer. Således kan en strøm af opvarmet væske i ekspansionsorganet 133 forøge den lokale temperatur til et niveau, der er tilstrækkeligt til at inducere eller accelerere polymerisation. Alternativt kan monomer/præpolymeropløsningen indføres i kold tilstand, idet stofskiftetemperatur er tilstrækkelig til at inducere polymerisation. Det andet lumen 135 fungerer som en drænledning ved superfusionspåføringer.
Det polymere materiale kan Indføres i vævslumenet gennem en simpel åbning i rørets side som vist 1 fig. 21a, eller gennem en forhøjet åbning (fig. 21b). En formet dyse, der kan trækkes ud fra overfladen af det rørformede legeme (fig. 21a), kan også anvendes. Materialet kan ekstruderes derigennem, eller det kan udsættes for strømningsrestriktion til opnåelse af sprøjtepåføring. Denne strømningsrestriktion kan være justerbar til kontrol af sprøjtepåføringen. Desuden kan der anvendes lokal accelerering ved dysens spids, fx. via et piezoelektrisk element til opnåelse af sprøjtepåføring.
Kateterlegemerne til anvendelse ved fremgangsmåden ifølge opfindelsen kan være fremstillet af et hvilket som helst kendt materiale, her- under metaller, fx. stål, og termoplasti ske polymerer. Okklusionsballo-ner kan være fremstillet af eftergive!ige materialer såsom latex eller silicone, eller ikke-eftergivelige materialer såsom polyethylentere-phthalat (PET). Ekspansionsorganet er fortrinsvis fremstillet af ikke-eftergivelige materialer såsom PET, PVC, polyethylen eller nylon. Ekspansionsorganet kan eventuelt være overtrukket med materialer såsom si-liconer, polytetrafluorethylen (PTFE), hydrofile materialer såsom hydre-rede hydrogel er og andre smørende materialer for at lette adskillelse fra polymerovertrækket.
Udover til arterier, dvs. koronar-, femeroil i ak-, carotid- og ver-tebro-basilararterier, kan PEPS-processen benyttes til andre anvendelser såsom til belægning af det indre af vener, urinledere, urinrør, bronki-er, galde- og pankreaskanalsystemer, tarme, øjet og sæd- og ægledere. Forsegling og belægning ved hjælp af PEPS-processen kan også benyttes til andre direkte kliniske anvendelser, selv på koronart niveau. Disse anvendelser omfatter, men er ikke begrænset til, behandling af abrupt genlukning af blodkar efter PCTA, "lapning" af større kardissektioner, forsegling af "lapper" i karvæggen", dvs. som følge af kateterlæsioner eller spontant optrædende, forsegling af aneurysmiske koronarudvidelser i forbindelse med forskellige arteritidier. Desuden tilvejebringer PEPS intra-operative anvendelser såsom forsegling af kar-anostomoser under koronararterie-bypasstransplantation og tilvejebringelse af en bandageret, glat polymeroverflade efter endarterektomi.
PEPS-processens enestående funktion med hensyn til tilførsel af farmaceutiske præparater kan let kombineres med "tilpasningsvenlige" deployeringsgeometriegenskaber med henblik på en tilpasning til indersiden af et utal af komplekse organ- og karoverflader. Frem for alt kan denne specielt tilpassede geometri opbygges af strukturmæssigt stabile, men alligevel bionedbrydelige polymerer. Muligheden for at skræddersy den ydre form af den deployerede polymer ved at lade den smeltede polymer strømme ind i ujævne mellemrum i overfladen samtidig med, at der bibeholdes en glat indre overflade med gode strømningsegenskaber, vil lette en bedre strukturel støtte til forskellige anvendelser, herunder excentriske koronariæsi oner, der p.g.a. deres geometri er vanskelige at spænde over med konventionelle metalafstivninger.
Som anført ovenfor kan det ved PEPS anvendte polymersubstrat fx. fremstilles ud fra ekstruderede rør af polycaprolacton og/eller copoly-merer. Den oprindelige prædeployeringskonstruktion og størrelsen af po- 1ymermanchetten vil blive bestemt af den specifikke anvendelse i afhængighed af, hvilke endelige deployerede fysiske, fysiologiske og farmakologiske egenskaber, der ønskes.
Til anvendelse i forbindelse med koronararterier vil prædeploye-ringsrør med en længde fra ca. 10 til 20 mm og en diameter fra ca. 1 til 2 mm kunne benyttes. Den oprindelige vægtykkelse af det resulterende in vivo polymerlag kan varieres i afhængighed af, hvilken speciel anvendelse der er tale om. Generelt kræver overtrækningsprocedurer polymerlag på ca. 0,005 til 0,50 mm, mens lag, der er konstrueret til at give strukturel støtte, kan variere fra 0,05 til 5,0 mm.
I afhængighed af anvendelsesområdet kan polymerrørvæggene før indføring behandles ved ætsning, enten med laser eller ad kemisk vej, prægning eller perforering. Desuden kan formen af en eventuel mi kro- (10 nm til 1 im) eller makro- (>1 μπι til ca. 15 /un) perforering yderligere modificeres geometrisk til opnåelse af forskellige overfladearealer på hhv. den indre og den ydre forseglingsoverflade. Overfladerne af den prædeployerede polymer kan yderligere modificeres med midler, der påføres ved binding, overtrækning eller på anden måde, dvs. cyanoacrylater, biologiske adhæsiver, der fx. stammer fra svampesporer, havmuslinger eller autologe fibrinogene adhæsiver, der stammer fra blod.
Til PEPS-anvendelser, der omfatter koronararterierne, bør polymerrørene (hvis de oprindeligt er af rørformet konfiguration) fortrinsvis have perforeringer eller porer med en størrelse, der bestemmes af den specielle anvendelse. Dette vil sikre en symmetrisk ekspansion af det omsluttende polymerforseglingsmiddel. Ved at anvende en fragmenteret rørformet polymeroverflade med tilsvarende ekspansioner langs forudbestemte perforationer (dvs. slidsene), opnås en betydelig mekanisk stabilitet. Desuden formindskes mængden af fremmed materiale, der anbringes i blodkarret.
I afhængighed af kombinationen af polymer og farmaceutisk middel samt og konfiguration kan PEPS anvendes til overtrækning eller bandagering af organets indre overflade med en tynd, adhæsiv, adskillende polymerfilm eller et lag på ca. 0,005 til 0,50 mm. Således vil bionedbrydelige polymerer, der anbringes på den indre overflade af et organ eller et blodkar, fungere som en vedhæftende film-"bandage". Denne forbedrede overflade, med ønskelige rheologiske og vedhæftningsmæssige egenskaber, fremmer forbedret væske- eller gastransport i og gennem blodkarrets eller den hule organstrukturs legeme eller lumen og bevirker en genetable ring af beskadigede naturlige over- og grænseflader.
Polymerens endelige in vivo deployerede geometri bestemmer den endelige funktion af polymerovertrækket. De tyndere påføringer lader polymerfilmen fungere som et overtræk, et forseglingsmiddel og/eller en adskillelsesbarriere, en bandage og et lægemiddeldepot. Komplekse indre anvendelser af tykkere polymerlag såsom anvendelser i kar eller lumener kan faktisk tilvejebringe en forøget strukturel støtte og i afhængighed af den mængde polymer, der anvendes i laget, reelt spille en mekanisk rolle ved opretholdelsen af blodkarrets eller organets styrke.
For eksempel udviser læsioner, der hovedsagelig omfatter fibromu-skulære komponenter, en høj grad af visko-elastisk tilbageslag. Disse læsioner kræver anvendelse af PEPS-processen til påføring af et intralu-minalt overtræk med større tykkelse og udstrækning til opnåelse af større strukturel stabilitet, der holder stand mod karrets radiale kompressionskræfter. På denne måde tilvejebringer PEPS-processen strukturel stabilitet og kan generelt anvendes til opretholdelse af den intralumi-nale geometri i alle rørformede biologiske organer eller understrukturer. Den kan på denne måde anvendes efter terapeutisk genetablering af en normal arkitektur i forbindelse med enten ballonudvidelse (PTCA), atherektomi, "lesion spark", termisk eller anden mekanisk erosion, "G-lazing", svejsning eller laserrekanali sation.
Et vigtigt træk ved PEPS-teknikken er muligheden for at tilpasse polymerpåføringen specielt til den indre overflade af et kar eller et organ, alt efter den pågældende anvendelse. Dette giver mulighed for' forskellige polymergeometrier og forskellige former. Disse multi-geome-triske, multi-formede polymerstrukturer kan tilpasses således, at de svarer til bestemte funktioner (figurerne 1-8).
Under særlig henvisning til figurerne 1-8 kan PEPS-processen udøves således, at den fokale anbringelse af polymer i blodkarret eller organet resulterer enten i en amorf geometri, fig. 1, en stjerneformet geometri, fig. 2, eller en pletformet geometri, fig. 6. Yderligere geometrier kan omfatte en lineær, fjeragtig polymerstrimmel anbragt i et specielt område på karvæggen som vist i fig. 3. Fig. 4 viser en stor polymerplet, der kan påsprøjtes under anvendelse af forskellige kendte teknikker. En anden form for PEPS-påføring, der kan anvendes i visse tilfælde, fx. når karret skal tilføres strukturel stabilitet, er den i fig. 5 viste porøse rørform. Andre typer af PEPS-påføring, der giver karret strukturel-stabilitet, er den i fig. 7 viste spiralformede påføring eller den i fig. 8 viste bueformede (radial, bue) plet.
Omvendt kan PEPS-processen i tilfælde, hvor de alvorligt blotlagte læsioner har uregelmæssige overflader med færre fibromuskulære komponenter, anvendes til tilvejebringelse af kun en tynd polymerfilm, der skal fungere som bandage.
PEPS-processen adskiller sig signifikant fra afstivninger og afstivningsprocesser og strækker sig begrebsmæssigt langt videre med hensyn til opnåelse af blodkaråbning. Afstivninger blev konstrueret med den tilgrundliggende primære funktion at tilvejebringe en relativt stiv strukturel støtte for at modstå genlukning af blodkar efter PTCA p.g.a. karrets fjeder!ignende egenskaber. Det har i tiltagende grad vist sig, at cellulære og biokemiske mekanismer i modsætning til fysiske "fjederlignende" spiraler er af meget større betydning med henblik på at hindre blodkar i at lukke sig igen, og PEPS er rettet mod disse mekanismer.
Opfindelsen belyses nærmere i de følgende eksempler.
Eksempel 1
Opfindelsen kan let forstås gennem en beskrivelse af et forsøg, der blev udført in vitro under anvendelse af et kunstigt blodkar fremstillet af transparente plastrør under anvendelse af et deployeringskateter af varmballontype, se fig. 17.
Ballonforsyningskateteret 170 anbringes først i blodkarret 171 ved okklusionsområdet. Før indføring anbringes en polycaprolactonpolymerman-chet 172, der indeholder additiver, fx. til lettelse af røntgenstråle-radioopacitet, forsyning med lægemidler eller promovering af overfladeadhæsion, i lavprofiltilstand omkring en ballon ved forsyningskateterets 170 distale ende. Forsyningskateteret med polycaprolactonrøret indføres dernæst med ballonenden først i blodkarret 171 og manipuleres i position, dvs. det område af blodkarret, som skal behandles.
Et separat okklusionskateter 173 anvendes til restriktion af "blod"-gennemstrømning gennem karret. Okklusionskateterets 173 distale ende oppustes til frembringelse af en stagnerende "blod"-søjle i karret omkring ballonforsyningskateteret og polycaprolactonrøret. En saltvandsopløsning ved ca. 60-80°C injiceres gennem et lumen i okklusionskatete-ret 173 eller forsyningskateteret 170, hvis der anvendes et kateter ifølge opfindelsen, i området omkring forsyningskateteret, ballonen og polycaprolactonrøret. Når polycaprolctonrøret bliver bøjeligt, oppustes forsyningskateterets ballon for at skubbe polycaprolactonmanchetten ud mod den indre væg, hvorved den forsegl er og/eller belægger blodkarret lokalt.
Polycaprolactonen ekspanderer og/eller flyder ud og tilpasser sig efter blodkarrets indre overflade, idet den flyder ind i og udfylder uregelmæssigheder i overfladen, hvilket resulterer i en "skræddersyet" pasform. PEPS-polymerens deployerede indre overflade er desuden glat, hvilket resulterer i en forøget tværsnitsdiameter af karret (lumenet) og en rheologisk fordelagtig overflade med forbedret blodgennemstrømning. Efter fjernelse af den opvarmede saltvandsopløsning rekrystalli seres polymeren til opnåelse af en belagt overflade på karvæggens indre.
Dernæst lukkes luften ud af deployeringskateterets ballon, idet po-lycaprolactonlaget efterlades på plads. Luften lukkes ud af okklusions-kateterets ballondel, blodgennemstrømningen får lov til at vende tilbage til normal, og deployeringskateteret fjernes, og det rekrystalli serede polycaprolactonlag efterlades på plads i blodkarret.
I tidens løb vil polycaprolactonforseglingen blives dækket med et proteinholdigt, biologisk, tyndt filmovertræk. I afhængighed af den nøjagtige kemiske sammensætning af forseglingen vil polymeren så nedbrydes biologisk med en forudbestemt hastighed og "opløses" i blodstrømmen eller blive absorberet i karvæggen. Hvis farmakologiske midler er indlejret eller absorberet i polycaprolactonen, vil de, mens de er i intim kontakt med karvæggen, have en "nedenstrøms" virkning, hvis de afgives langsomt i blodstrømmen, eller de kan have en lokal virkning på blodkarrets væg, hvilket letter heling af angioplastistedet, kontrollerer eller reducerer for stor proliferation af mediale glatte muskelceller, fremmer effektiv endothalialyation af læsioner og reducerer læsionsthrombogeni-citet.
Eksempel 2
Polycaprolacton i en indledende makroporøs rørformet konfiguration anbragtes i lavprofil form i bovine koronararterier og canine carotidar-terier. Under deployeringsprocessen overstraktes blodkarrene med vilje og forsegledes gennem termisk og mekanisk deformation af polymeren. Fig. 18 viser et tværsnit af polymerrøret 180 før indføring i den bovine arterie, efter inføring i arterien 181, og efter ekspansion 182. Det oprindelige polymerrør 180 har en mindre diameter end arterien 181. Efter deployering kan det ses, at den tynde polymerfilm 182 overtrækker den indre overflade af det forseglede blodkar, mens blodkarret forbliver op rejst- Blodkarret forblev udvidet til ca. 1,5 gange sin oprindelige diameter p.g.a. polymerens evne til at holde det fikseret. Fig. 19 viser et tværsnit af polymeren før indføring 190, og i fjernet tilstand efter indføring og rekonfiguration 191 i en canin arterie. Denne figur viser tydeligt polymervæggens strækning og dens formindskede tykkelse.
Alle polymerforseglede kar holdtes i udvidet tilstand af et tyndt lag af makroporøs polymer, der tilvejebragte en ny barriereoverflade mellem blodkarrets lumen og karvæggens bestanddele. Den ikke forseglede del af karrene forblev ikke udvidet.
Disse eksempler viser, at PEPS-processen om ønsket kan tilvejebringe polymeranvendelser med en relativt høj dækningsgrad af overfladearealet og en effektiv polymerbarrierebeskyttelse. Som sådan kan poly-merbarrierebeskyttelsen om ønsket give en tilstrækkelig strukturel stabilitet til at opretholde en udvalgt kardiameter. Den endelige for karret valgte diameter, ved hvilken et kar bliver forseglet, bestemmes af de specielle fysiologiske variable og terapeutiske mål, som PEPS-bruge-ren bliver konfronteret med.
Geometrien af påføringsstederne før og efter PEPS kan let varieres. PEPS kan anvendes til kun at overtrække en eksisterende kar- eller organgeometri. Alternativt kan PEPS-processen anvendes til at give strukturel stabilitet til et kar eller et organ, hvis geometri blev ændret før anvendelse af PEPS. Desuden kan selve PEPS-processen ændre karrets eller organets geometri ved at forme geometrien. Under henvisning til fig. 18 blev sidstnævnte proces anvendt til ekspandering af blodkarret 181.
En specifik og vigtig egenskab ved PEPS-teknikken og de anvendte polymerer er den betydeligt lavere grad af eftergivenhedsdiskrepans eller ligheder med hensyn til stivhed (det modsatte af eftergivenhed) mellem karret og polymerforseglingen i sammenligning med metal afstivninger. Den ovenfor beskrevne karbeskadigelse p.g.a. eftergivenhedsdiskrepans kan elimineres af PEPS-processen ved anvendelse af forskellige tilgængelige polymerer. Desuden modificerer eftergivenhedsdiskrepans i høj grad bølgetransmissionegenskaberne af væske langs blodkarret, hvilket resulterer i en ændring af lokale strømingsegenskaber, udvikling af en regional ændring af forskydningskræfterne og en deraf følgende hypertrofi af karvæggen, der bevirker en reduktion af karrets tværsnitsareal og reducerer blodgennemstrømningen.
Desuden fører PEPS-teknikkens substrukturel le eliminering af eftergivenhedsdiskrepans først til en formindskelse og siden, ved opløsning, til eliminering af de med metal afstivning forbundne lokale strømningsabnormiteter og oven- og nedenstrøms hypertrofi af overgangszonen.
PEPS udviser den fleksibilitet, at den sikkert og effektivt kan anvendes profylaktisk på tidspunktet for den første PTCA hos udvalgte patienter, eller inkorporeres som en del af den oprindelige udvidelsesprocedure som en anden-trins proces til en profylaktisk "finish" af karoverfladen. For eksempel kan en indgribende kardi olog anvende PEPS-teknikken på en bred klinisk basis efter de første restenose-episoder. Da PEPS-teknikken i betydelig grad fremmer den vaskulære helingsproces efter indgreb, kan den desuden let anvendes profylaktisk efter forudgående angioplasti før restenose overhovedet optræder. Dette vil befri patienten for risikoen ved gentagne intrakoronare indgreb samt de med metal afstivning forbundne risici.

Claims (33)

1. Kateterindretning til anbringelse af et polymert overtræk i et vævslumen, omfattende et fleksibelt rørformet legeme med proksimale og distale ender, hvilket rørformede legeme afgrænser et lumen opdelt i flere sublurnener, hvor hvert sublumen strækker sig fra den proksimale ende af det rørformede legeme mod den distale ende af det rørformede legeme og står i forbindelse med mindst én åbning i det rørformede legeme, hvorved hvert sublumen danner en ledning for strømning af væske mellem mindst én åbning i det rørformede legeme og den proksimale ende af det rørformede legeme, KENDETEGNET ved, AT mindst ét af sublurnerne kontrollerer tilførsel af polymert overtrækningsmateriale til vævsi urnenet.
2. Kateterindretning ifølge krav 1, KENDETEGNET ved, AT kateteret omfatter mindst ét okkluderende ballonorgan anbragt omkring det rørformede legeme på linie med åbningen af et sublumen, hvorved væskestrømmen gennem sublurnenet oppuster positioneringsballonorganet.
3. Kateterindretning ifølge krav 1 eller 2, KENDETEGNET ved, AT indretningen omfatter to okkluderende balloner, den ene anbragt mod den proksimale ende af det rørformede legeme fra åbningen af sublurnenet, der kontrollerer tilførsel af polymert overtræksmateriale, og den anden anbragt mod den distale ende af det rørformede legeme fra åbningen af sub-lumenet, der kontrollerer tilførsel af polymert overtræksmateriale, hvorved de okkluderende balloner tilsammen bevirker en i det mindste delvis okklusion af en del af vævsi urnenet.
4. Kateterindretning ifølge krav 3, KENDETEGNET ved, AT sublurnenet, der kontrollerer polymertilførsel, danner en ledning mellem en beholder indeholdende en monomer- eller præpolymeropløsning til polymerovertrækket og vævsi urnenet.
5. Kateterindretning ifølge et eller flere af kravene 1-3, KENDETEGNET ved, AT ekspansionsorganet er anbragt omkring det rørformede legeme på linie med åbningen af sublumenet, der kontrollerer polymertilførsel, hvorved væskestrømmen gennem sublumenet, der kontrollerer polymertilførsel, oppuster ekspansionsorganet.
6. Kateterindretning ifølge krav 5, KENDETEGNET ved, AT et partielt eller fuldstændigt lag af polymerbelægningsmateriale er anbragt omkring ekspansionsorganet, hvorved ballonens ekspansion får det polymere materiale til at ekspandere til overtrækning af vævslumenet.
7. Kateterindretning ifølge krav 5 eller 6, KENDETEGNET ved, AT en kontinuerlig, perforeret eller spiralformet polymermanchet er anbragt omkring ekspansionsorganet, hvorved ballonens ekspansion får polymermaterialet til at ekspandere til overtrækning af vævslumenet.
8. Kateterindretning ifølge krav 5 eller 6, KENDETEGNET ved, AT det polymere overtræksmateriale er diskontinuert og anbragt på et støttenet.
9. Kateterindretning ifølge krav 4, KENDETEGNET ved, AT der omkring det rørformede legeme på linie med en yderligere af åbningerne og mellem positioneringsballonerne er anbragt et ekspansionsorgan, idet polymerbelægningens tykkelse og overfladekonfiguration kontrolleres ved oppustning af ekspansionsorganet.
10. Kateterindretning ifølge et eller flere af kravene 5-9, KENDETEGNET ved, AT ekspansionsorganet har en kontureret overflade, hvorved det polymere overtræk gives en formet kontur.
11. Kateterindretning ifølge et eller flere af kravene 1-4 og 9-10, KENDETEGNET ved, AT den distale åbning af sublumenet, der kontrollerer polymertilførsel, er udformet således, at den tilvejebringer accele-rering af strømmen.
12. Kateterindretning ifølge krav 11, KENDETEGNET ved, AT den formede åbning omfatter en indretning til fremdrivning af strømmen.
13. Kateterindretning ifølge et eller flere af kravene 3-12, KENDETEGNET ved, AT oppustning af de to okkluderende balloner kan kontrolleres individuelt.
14. Kateterindretning ifølge et eller flere af kravene 1-13, KENDETEGNET ved, AT indretningen omfatter et varmeelement, hvorved det polymere overtræksmateriale kan opvarmes før eller efter tilførsel til vævslumenet.
15. Kateterindretning ifølge et eller flere af kravene 1-14, KENDETEGNET ved, AT indretningen omfatter en optisk fiber, hvormed det polymere overtræksmateriale kan tilføres lys.
16. Kateterindretning ifølge et eller flere af kravene 1-3, 5-8 og 13-15, KENDETEGNET ved, AT indretningen omfatter et mekanisk tilbage-trækkeligt, beskyttende hylster.
17. Kateterindretning ifølge et eller flere af kravene 1-17, KENDETEGNET ved, AT det polymere materiale omfatter et eller flere terapeutiske midler.
18. Et i det mindste delvist præformet polymert produkt til anvendelse ved endoluminal belægning og forsegling.
19. Polymert produkt ifølge krav 18, KENDETEGNET ved, AT den anvendte polymer delvist er polymeriseret.
20. Polymert produkt ifølge krav 19, KENDETEGNET ved, AT yderligere polymerisation af det polymere produkt aktiveres termisk.
21. Polymert produkt ifølge krav 19, KENDETEGNET ved, AT yderligere polymerisation af det polymere produkt fotoaktiveres.
22. Polymert produkt ifølge krav 18-21, KENDETEGNET ved, AT polymeren er bionedbrydelig.
23. Polymert produkt ifølge krav 22, KENDETEGNET ved, AT produktet omfatter polygluconolacton eller et polyanhydrid.
24. Polymert produkt ifølge et eller flere af kravene 18-21, KENDETEGNET ved, AT produktet omfatter polyethylen, polyvinylchlorid eller ethylenvinylacetatcopolymer.
25. Polymert produkt ifølge et eller flere af kravene 18-24, KENDETEGNET ved, AT polymeren er mekanisk deformerbar ved temperaturer, der kan opnås in vivo.
26. Polymert produkt ifølge et eller flere af kravene 18-25, KENDETEGNET ved, AT produktet omfatter et eller flere terapeutiske eller cellevækstfremmende midler.
27. Polymert produkt ifølge et eller flere af kravene 18-26, KENDETEGNET ved, AT produktet er i form af en kontinuert, perforeret eller spiralformet manchet.
28. Polymert produkt ifølge krav 27, KENDETEGNET ved, AT manchettens tykkelse er fra 0,005 til 5,0 mm.
29. Polymert produkt ifølge krav 27 eller 28, KENDETEGNET ved, AT manchetten har en længde på 10 til 20 mm.
30. Polymert produkt ifølge et eller flere af kravene 18-29, KENDETEGNET ved, AT produktet er mi kroporøst.
31. Polymert produkt ifølge et eller flere af kravene 18-29, KENDETEGNET ved, AT produktet er makroporøst.
32. Polymert produkt ifølge et eller flere af kravene 18-31, KENDETEGNET ved, AT det polymere materiale er anbragt diskontinuert på et netsubstrat.
33. Polymert produkt ifølge et eller flere af kravene 18-32, KENDETEGNET ved, AT det polymere materiale indeholder levende celler for at fremme heling.
DK418989A 1988-08-24 1989-08-24 Fremgangsmaade til endoluminal forsegling samt apparat og polymere produkter til anvendelse ved fremgangsmaaden DK418989A (da)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US23599888A 1988-08-24 1988-08-24
US23599888 1988-08-24

Publications (2)

Publication Number Publication Date
DK418989D0 DK418989D0 (da) 1989-08-24
DK418989A true DK418989A (da) 1990-02-25

Family

ID=22887710

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DK418989A DK418989A (da) 1988-08-24 1989-08-24 Fremgangsmaade til endoluminal forsegling samt apparat og polymere produkter til anvendelse ved fremgangsmaaden

Country Status (10)

Country Link
US (7) US5674287A (da)
EP (2) EP0431046B1 (da)
JP (1) JP2836878B2 (da)
AT (1) ATE121954T1 (da)
AU (1) AU4191989A (da)
CA (2) CA1336755C (da)
DE (1) DE68922497T2 (da)
DK (1) DK418989A (da)
HK (1) HK1004534A1 (da)
WO (1) WO1990001969A1 (da)

Families Citing this family (556)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5527337A (en) * 1987-06-25 1996-06-18 Duke University Bioabsorbable stent and method of making the same
US5843156A (en) * 1988-08-24 1998-12-01 Endoluminal Therapeutics, Inc. Local polymeric gel cellular therapy
AU4191989A (en) 1988-08-24 1990-03-23 Marvin J. Slepian Biodegradable polymeric endoluminal sealing
US5328471A (en) * 1990-02-26 1994-07-12 Endoluminal Therapeutics, Inc. Method and apparatus for treatment of focal disease in hollow tubular organs and other tissue lumens
US5147385A (en) * 1989-11-01 1992-09-15 Schneider (Europe) A.G. Stent and catheter for the introduction of the stent
US5674192A (en) 1990-12-28 1997-10-07 Boston Scientific Corporation Drug delivery
US5439446A (en) * 1994-06-30 1995-08-08 Boston Scientific Corporation Stent and therapeutic delivery system
US5843089A (en) 1990-12-28 1998-12-01 Boston Scientific Corporation Stent lining
US5460610A (en) * 1990-01-12 1995-10-24 Don Michael; T. Anthony Treatment of obstructions in body passages
CA2083157A1 (en) * 1990-05-18 1991-11-19 Richard S. Stack Bioabsorbable stent
AR246020A1 (es) * 1990-10-03 1994-03-30 Hector Daniel Barone Juan Carl Un dispositivo de balon para implantar una protesis intraluminal aortica para reparar aneurismas.
US5195969A (en) 1991-04-26 1993-03-23 Boston Scientific Corporation Co-extruded medical balloons and catheter using such balloons
CA2082411A1 (en) * 1991-06-28 1992-12-29 Robert D. Rosenberg Localized oligonucleotide therapy
NL9101159A (nl) * 1991-07-03 1993-02-01 Industrial Res Bv Vormvast te maken uitzetbare ring, cylinder of huls.
EP0972535B1 (en) * 1991-09-12 2005-12-28 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Inflatable member having elastic expansion with limited range
US5811447A (en) * 1993-01-28 1998-09-22 Neorx Corporation Therapeutic inhibitor of vascular smooth muscle cells
US5270047A (en) * 1991-11-21 1993-12-14 Kauffman Raymond F Local delivery of dipyridamole for the treatment of proliferative diseases
US5176692A (en) * 1991-12-09 1993-01-05 Wilk Peter J Method and surgical instrument for repairing hernia
US5211624A (en) * 1991-12-09 1993-05-18 Cinberg James Z Surgical closure device method
US5599352A (en) * 1992-03-19 1997-02-04 Medtronic, Inc. Method of making a drug eluting stent
US5330490A (en) * 1992-04-10 1994-07-19 Wilk Peter J Endoscopic device, prosthesis and method for use in endovascular repair
US6623516B2 (en) * 1992-08-13 2003-09-23 Mark A. Saab Method for changing the temperature of a selected body region
JP3739411B2 (ja) * 1992-09-08 2006-01-25 敬二 伊垣 脈管ステント及びその製造方法並びに脈管ステント装置
US5304117A (en) * 1992-11-27 1994-04-19 Wilk Peter J Closure method for use in laparoscopic surgery
US5443458A (en) * 1992-12-22 1995-08-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Multilayered biodegradable stent and method of manufacture
EP0604022A1 (en) * 1992-12-22 1994-06-29 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Multilayered biodegradable stent and method for its manufacture
US5981568A (en) 1993-01-28 1999-11-09 Neorx Corporation Therapeutic inhibitor of vascular smooth muscle cells
US6004547A (en) 1997-09-29 1999-12-21 Focal, Inc. Apparatus and method for local application of polymeric material to tissue
JP3579052B2 (ja) * 1993-03-23 2004-10-20 フォーカル,インコーポレイテッド 重合材料の生体組織への局部付与のための装置
ES2094077B1 (es) * 1993-04-19 1997-09-01 Lopez Rudolf Morgenstern Protesis para nucleos de discos intervertebrales y procedimiento de utilizacion del mismo.
US5441515A (en) * 1993-04-23 1995-08-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Ratcheting stent
US5849035A (en) * 1993-04-28 1998-12-15 Focal, Inc. Methods for intraluminal photothermoforming
DE69435137D1 (de) * 1993-05-13 2008-10-16 Poniard Pharmaceuticals Inc Prävention und behandlung von pathologien, die mit einer abnormalen proliferationglatter muskelzellen verbunden sind
US6113576A (en) * 1993-08-04 2000-09-05 Lake Region Manufacturing, Inc. Thrombolysis catheter system with fixed length infusion zone
NL9301842A (nl) * 1993-10-25 1995-05-16 Mekka Medical Supplies B V Instrument voor het losmaken en doorsnijden van een intima van een bloedvat en een werkwijze daarvoor.
US6328749B1 (en) 1993-10-25 2001-12-11 Vascular Architects, Inc. Remote endarterectomy ring stripper
US5397307A (en) * 1993-12-07 1995-03-14 Schneider (Usa) Inc. Drug delivery PTCA catheter and method for drug delivery
US6248110B1 (en) * 1994-01-26 2001-06-19 Kyphon, Inc. Systems and methods for treating fractured or diseased bone using expandable bodies
WO1995020992A1 (fr) * 1994-02-07 1995-08-10 Kabushikikaisya Igaki Iryo Sekkei Dispositif pour extenseur et systeme d'implantation correspondant
GB2303555A (en) * 1994-05-24 1997-02-26 Smith & Nephew Intervertebral disc implant
AU2621295A (en) * 1994-05-24 1995-12-18 Smith & Nephew Plc Intervertebral disc implant
US5728068A (en) * 1994-06-14 1998-03-17 Cordis Corporation Multi-purpose balloon catheter
US5665063A (en) 1994-06-24 1997-09-09 Focal, Inc. Methods for application of intraluminal photopolymerized gels
US5857998A (en) 1994-06-30 1999-01-12 Boston Scientific Corporation Stent and therapeutic delivery system
NL9401633A (nl) * 1994-10-04 1996-05-01 Surgical Innovations Vof Samenstel voor het behandelen van bloedvaten en een werkwijze daarvoor.
US5707385A (en) * 1994-11-16 1998-01-13 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Drug loaded elastic membrane and method for delivery
NL9500095A (nl) * 1995-01-19 1996-09-02 Industrial Res Bv Uitzetbare dragerballon voor een stentsamenstel.
US6129761A (en) 1995-06-07 2000-10-10 Reprogenesis, Inc. Injectable hydrogel compositions
CA2178541C (en) * 1995-06-07 2009-11-24 Neal E. Fearnot Implantable medical device
US5591199A (en) * 1995-06-07 1997-01-07 Porter; Christopher H. Curable fiber composite stent and delivery system
US5779673A (en) * 1995-06-26 1998-07-14 Focal, Inc. Devices and methods for application of intraluminal photopolymerized gels
US5782907A (en) * 1995-07-13 1998-07-21 Devices For Vascular Intervention, Inc. Involuted spring stent and graft assembly and method of use
US5865801A (en) * 1995-07-18 1999-02-02 Houser; Russell A. Multiple compartmented balloon catheter with external pressure sensing
US6579305B1 (en) * 1995-12-07 2003-06-17 Medtronic Ave, Inc. Method and apparatus for delivery deployment and retrieval of a stent comprising shape-memory material
US5871537A (en) 1996-02-13 1999-02-16 Scimed Life Systems, Inc. Endovascular apparatus
US5824042A (en) 1996-04-05 1998-10-20 Medtronic, Inc. Endoluminal prostheses having position indicating markers
US20010029349A1 (en) * 1996-04-12 2001-10-11 Boris Leschinsky Method and apparatus for treating aneurysms
PT898467E (pt) * 1996-04-16 2004-12-31 Pathagon Inc Material iontoforetico
US6060534A (en) 1996-07-11 2000-05-09 Scimed Life Systems, Inc. Medical devices comprising ionically and non-ionically crosslinked polymer hydrogels having improved mechanical properties
US5820629A (en) * 1996-08-13 1998-10-13 Medtronic, Inc. Intimal lining transition device and endarterectomy method
US8353908B2 (en) 1996-09-20 2013-01-15 Novasys Medical, Inc. Treatment of tissue in sphincters, sinuses, and orifices
WO1998019635A1 (en) * 1996-11-07 1998-05-14 Vascular Science Inc. Methods and apparatus for handling tubing used in medical procedures
US5976178A (en) * 1996-11-07 1999-11-02 Vascular Science Inc. Medical grafting methods
WO1998023312A1 (en) * 1996-11-27 1998-06-04 Coloplast A/S An irrigation device
US6495579B1 (en) 1996-12-02 2002-12-17 Angiotech Pharmaceuticals, Inc. Method for treating multiple sclerosis
US6515016B2 (en) 1996-12-02 2003-02-04 Angiotech Pharmaceuticals, Inc. Composition and methods of paclitaxel for treating psoriasis
US5873811A (en) * 1997-01-10 1999-02-23 Sci-Med Life Systems Composition containing a radioactive component for treatment of vessel wall
KR20000070731A (ko) * 1997-02-04 2000-11-25 찰스 더블유 프란즈 치골 상부 배출 카테터
WO1998040033A2 (en) * 1997-03-12 1998-09-17 Cardiosynopsis, Inc. In situ formed stent
US6039757A (en) * 1997-03-12 2000-03-21 Cardiosynopsis, Inc. In situ formed fenestrated stent
EP1512398A1 (en) 1997-03-31 2005-03-09 Boston Scientific Limited Intravascular stent with cytoskeletal inhibitors for the prevention of restenosis
US10028851B2 (en) 1997-04-15 2018-07-24 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for controlling erosion of a substrate of an implantable medical device
US6136007A (en) * 1997-04-17 2000-10-24 St. Jude Medical Cardiovascular Group, Inc, Apparatus for handling tubing used in medical procedures
US6776792B1 (en) 1997-04-24 2004-08-17 Advanced Cardiovascular Systems Inc. Coated endovascular stent
CH691846A5 (fr) * 1997-06-20 2001-11-15 Ecole Polytech Implant de dilatation intravasculaire à déflecteur.
DE19732793A1 (de) * 1997-07-30 1999-04-08 Johannes Dr Rieger Autofixangioplastiekatheter
US6174330B1 (en) 1997-08-01 2001-01-16 Schneider (Usa) Inc Bioabsorbable marker having radiopaque constituents
US6340367B1 (en) 1997-08-01 2002-01-22 Boston Scientific Scimed, Inc. Radiopaque markers and methods of using the same
US5980564A (en) * 1997-08-01 1999-11-09 Schneider (Usa) Inc. Bioabsorbable implantable endoprosthesis with reservoir
US6245103B1 (en) 1997-08-01 2001-06-12 Schneider (Usa) Inc Bioabsorbable self-expanding stent
US9023031B2 (en) 1997-08-13 2015-05-05 Verathon Inc. Noninvasive devices, methods, and systems for modifying tissues
US6096030A (en) * 1997-09-23 2000-08-01 Pharmacyclics, Inc. Light delivery catheter and PDT treatment method
US6626939B1 (en) 1997-12-18 2003-09-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Stent-graft with bioabsorbable structural support
US20060089596A1 (en) * 1998-02-06 2006-04-27 Biagio Ravo Inflatable intraluminal molding device with means for delivering therapy and method of use thereof
US6045532A (en) * 1998-02-20 2000-04-04 Arthrocare Corporation Systems and methods for electrosurgical treatment of tissue in the brain and spinal cord
US6110188A (en) * 1998-03-09 2000-08-29 Corvascular, Inc. Anastomosis method
US6176864B1 (en) * 1998-03-09 2001-01-23 Corvascular, Inc. Anastomosis device and method
US7208010B2 (en) 2000-10-16 2007-04-24 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device for delivery of beneficial agent
US20040254635A1 (en) 1998-03-30 2004-12-16 Shanley John F. Expandable medical device for delivery of beneficial agent
US6241762B1 (en) 1998-03-30 2001-06-05 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device with ductile hinges
US6296831B1 (en) 1998-04-10 2001-10-02 Battelle Memorial Institute Stimulus sensitive gel with radioisotope and methods of making
US6841617B2 (en) * 2000-09-28 2005-01-11 Battelle Memorial Institute Thermogelling biodegradable aqueous polymer solution
US20040228794A1 (en) * 1998-04-10 2004-11-18 Battelle Memorial Institute Therapeutic agent carrier compositions
US7087244B2 (en) * 2000-09-28 2006-08-08 Battelle Memorial Institute Thermogelling oligopeptide polymers
US6113629A (en) * 1998-05-01 2000-09-05 Micrus Corporation Hydrogel for the therapeutic treatment of aneurysms
US20020022588A1 (en) * 1998-06-23 2002-02-21 James Wilkie Methods and compositions for sealing tissue leaks
US7044937B1 (en) 1998-07-27 2006-05-16 Genzyme Corporation Universal modular surgical applicator systems
WO2000010623A1 (en) * 1998-08-25 2000-03-02 Tricardia, L.L.C. An implantable device for promoting repair of a body lumen
US6027474A (en) * 1998-09-30 2000-02-22 Medtronic Ave, Inc. Hydraulic exchange catheter
CN100406079C (zh) * 1998-10-05 2008-07-30 钟渊化学工业株式会社 气球导管
US6048332A (en) * 1998-10-09 2000-04-11 Ave Connaught Dimpled porous infusion balloon
US6340368B1 (en) 1998-10-23 2002-01-22 Medtronic Inc. Implantable device with radiopaque ends
CA2634649A1 (en) * 1998-12-22 2000-06-29 Best Vascular, Inc. Automated system for the radiation treatment of a desired area within the body of a patient
US6120847A (en) * 1999-01-08 2000-09-19 Scimed Life Systems, Inc. Surface treatment method for stent coating
US7329236B2 (en) * 1999-01-11 2008-02-12 Flowmedica, Inc. Intra-aortic renal drug delivery catheter
US7780628B1 (en) 1999-01-11 2010-08-24 Angiodynamics, Inc. Apparatus and methods for treating congestive heart disease
US7947015B2 (en) * 1999-01-25 2011-05-24 Atrium Medical Corporation Application of a therapeutic substance to a tissue location using an expandable medical device
US6955661B1 (en) 1999-01-25 2005-10-18 Atrium Medical Corporation Expandable fluoropolymer device for delivery of therapeutic agents and method of making
US6419692B1 (en) 1999-02-03 2002-07-16 Scimed Life Systems, Inc. Surface protection method for stents and balloon catheters for drug delivery
US6361557B1 (en) 1999-02-05 2002-03-26 Medtronic Ave, Inc. Staplebutton radiopaque marker
US6719724B1 (en) * 1999-02-19 2004-04-13 Alsius Corporation Central venous line catheter having multiple heat exchange elements and multiple infusion lumens
US6303100B1 (en) 1999-03-19 2001-10-16 Micro Therapeutics, Inc. Methods for inhibiting the formation of potential endoleaks associated with endovascular repair of abdominal aortic aneurysms
US6203779B1 (en) * 1999-03-19 2001-03-20 Charlie Ricci Methods for treating endoleaks during endovascular repair of abdominal aortic aneurysms
US6328762B1 (en) * 1999-04-27 2001-12-11 Sulzer Biologics, Inc. Prosthetic grafts
US6156373A (en) 1999-05-03 2000-12-05 Scimed Life Systems, Inc. Medical device coating methods and devices
US6241719B1 (en) 1999-05-13 2001-06-05 Micro Therapeutics, Inc. Method for forming a radioactive stent
US6471635B1 (en) 2000-02-10 2002-10-29 Obtech Medical Ag Anal incontinence disease treatment with controlled wireless energy supply
US6482145B1 (en) 2000-02-14 2002-11-19 Obtech Medical Ag Hydraulic anal incontinence treatment
US6464628B1 (en) 1999-08-12 2002-10-15 Obtech Medical Ag Mechanical anal incontinence
US20070032853A1 (en) 2002-03-27 2007-02-08 Hossainy Syed F 40-O-(2-hydroxy)ethyl-rapamycin coated stent
US6379381B1 (en) 1999-09-03 2002-04-30 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Porous prosthesis and a method of depositing substances into the pores
US6287628B1 (en) 1999-09-03 2001-09-11 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Porous prosthesis and a method of depositing substances into the pores
EP1214057B1 (en) * 1999-09-15 2009-10-28 CryoLife, Inc. Vascular coating composition
US6533806B1 (en) 1999-10-01 2003-03-18 Scimed Life Systems, Inc. Balloon yielded delivery system and endovascular graft design for easy deployment
US20030069570A1 (en) * 1999-10-02 2003-04-10 Witzel Thomas H. Methods for repairing mitral valve annulus percutaneously
US6485489B2 (en) 1999-10-02 2002-11-26 Quantum Cor, Inc. Catheter system for repairing a mitral valve annulus
US7229469B1 (en) 1999-10-02 2007-06-12 Quantumcor, Inc. Methods for treating and repairing mitral valve annulus
US6334868B1 (en) 1999-10-08 2002-01-01 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent cover
US6420378B1 (en) 1999-10-15 2002-07-16 Supergen, Inc. Inhibition of abnormal cell proliferation with camptothecin and combinations including the same
US6738661B1 (en) * 1999-10-22 2004-05-18 Biosynergetics, Inc. Apparatus and methods for the controllable modification of compound concentration in a tube
US6471672B1 (en) * 1999-11-10 2002-10-29 Scimed Life Systems Selective high pressure dilation balloon
US6602287B1 (en) 1999-12-08 2003-08-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent with anti-thrombogenic coating
US6251136B1 (en) 1999-12-08 2001-06-26 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of layering a three-coated stent using pharmacological and polymeric agents
US6361555B1 (en) 1999-12-15 2002-03-26 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent and stent delivery assembly and method of use
US6706034B1 (en) * 1999-12-30 2004-03-16 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Process for agent retention in biological tissues
US7184827B1 (en) * 2000-01-24 2007-02-27 Stuart D. Edwards Shrinkage of dilatations in the body
MXPA02007654A (es) * 2000-02-10 2004-08-23 Potencia Medical Ag Aparato mecanico para el tratamiento de impotencia.
CA2635435C (en) * 2000-02-10 2010-05-25 Potencia Medical Ag Controlled urinary incontinence treatment
CN1400888A (zh) * 2000-02-11 2003-03-05 波滕西亚医疗公司 带能量变换装置的阳痿治疗设备
AU2001232586A1 (en) * 2000-02-14 2001-07-09 Potencia Medical Ag Penile prosthesis
US7011624B2 (en) * 2000-02-14 2006-03-14 Obtech Medical Ag Male impotence prosthesis apparatus with wireless energy supply
US8088060B2 (en) 2000-03-15 2012-01-03 Orbusneich Medical, Inc. Progenitor endothelial cell capturing with a drug eluting implantable medical device
US9522217B2 (en) 2000-03-15 2016-12-20 Orbusneich Medical, Inc. Medical device with coating for capturing genetically-altered cells and methods for using same
AU784250B2 (en) * 2000-03-16 2006-03-02 Covidien Lp Declogging multilumen discharge assembly
EP1272131B1 (en) 2000-04-05 2006-03-01 Kyphon Inc. Devices for treating fractured and/or diseased bone
US6527801B1 (en) 2000-04-13 2003-03-04 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biodegradable drug delivery material for stent
US6638239B1 (en) 2000-04-14 2003-10-28 Glaukos Corporation Apparatus and method for treating glaucoma
US7867186B2 (en) 2002-04-08 2011-01-11 Glaukos Corporation Devices and methods for treatment of ocular disorders
US20030208279A1 (en) * 2001-04-30 2003-11-06 Anthony Atala Tissue engineered stents
EP1292249B1 (en) * 2000-04-28 2005-11-23 Children's Medical Center Corporation Tissue engineered stents
AU2001268535A1 (en) * 2000-06-20 2002-01-02 Starion Instruments, Inc. Devices and methods for repair of valves in the human body
US6660247B1 (en) 2000-06-23 2003-12-09 Battelle Memorial Institute Multiple stimulus reversible hydrogels
US6585765B1 (en) 2000-06-29 2003-07-01 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Implantable device having substances impregnated therein and a method of impregnating the same
US20030120256A1 (en) * 2001-07-03 2003-06-26 Syntheon, Llc Methods and apparatus for sclerosing the wall of a varicose vein
AU2001286731A1 (en) * 2000-08-25 2002-03-04 Kensey Nash Corporation Covered stents, systems for deploying covered stents
US6805898B1 (en) 2000-09-28 2004-10-19 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Surface features of an implantable medical device
US7306591B2 (en) 2000-10-02 2007-12-11 Novasys Medical, Inc. Apparatus and methods for treating female urinary incontinence
CA2409104A1 (en) 2000-10-11 2002-04-18 Micro Therapeutics, Inc. Methods for treating aneurysms
DE60112318D1 (de) 2000-10-16 2005-09-01 Conor Medsystems Inc Expandierbare medizinische vorrichtung zum zuführen eines heilmittels
US6506437B1 (en) 2000-10-17 2003-01-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods of coating an implantable device having depots formed in a surface thereof
US6979347B1 (en) 2000-10-23 2005-12-27 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Implantable drug delivery prosthesis
US6558733B1 (en) 2000-10-26 2003-05-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method for etching a micropatterned microdepot prosthesis
US6758859B1 (en) 2000-10-30 2004-07-06 Kenny L. Dang Increased drug-loading and reduced stress drug delivery device
JP2004523280A (ja) 2000-11-13 2004-08-05 ダブリュ アイ ティー アイ ピー コーポレーション 前立腺温熱治療と生分解性尿道ステントの移植
US6565601B2 (en) 2000-11-15 2003-05-20 Micro Therapeutics, Inc. Methods for vascular reconstruction of diseased arteries
US6607553B1 (en) * 2000-11-17 2003-08-19 B. Braun Medical, Inc. Method for deploying a thermo-mechanically expandable stent
DE60117857D1 (de) 2000-12-27 2006-05-04 Genzyme Corp Kontrollierte freisetzung von anti-arrhythmica aus einem biodegradierbaren hydrogel für die lokale anwendung am herzen
US6544543B1 (en) 2000-12-27 2003-04-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Periodic constriction of vessels to treat ischemic tissue
SE0100091D0 (sv) * 2001-01-12 2001-01-12 Pharmacia Ab A device and a method for dispensing at least two mutually reactive components
US20020120234A1 (en) * 2001-02-13 2002-08-29 Bobby Kong Suction occluder for blood vessels and other body lumens
WO2002065947A2 (de) 2001-02-16 2002-08-29 Abbott Laboratories Vascular Enterprises Limited Implante mit fk506 zur restenosebehandlung und -prophylaxe
EP1977724A1 (en) 2001-04-07 2008-10-08 Glaukos Corporation System for treating ocular disorders
US20020161376A1 (en) * 2001-04-27 2002-10-31 Barry James J. Method and system for delivery of coated implants
US20020193812A1 (en) * 2001-05-04 2002-12-19 Concentric Medical Hydrogel vaso-occlusive device
US20020193813A1 (en) * 2001-05-04 2002-12-19 Concentric Medical Hydrogel filament vaso-occlusive device
US20030004568A1 (en) * 2001-05-04 2003-01-02 Concentric Medical Coated combination vaso-occlusive device
US6702744B2 (en) 2001-06-20 2004-03-09 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Agents that stimulate therapeutic angiogenesis and techniques and devices that enable their delivery
US6656216B1 (en) 2001-06-29 2003-12-02 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Composite stent with regioselective material
US7022135B2 (en) * 2001-08-17 2006-04-04 Medtronic, Inc. Film with highly porous vascular graft prostheses
US7331984B2 (en) 2001-08-28 2008-02-19 Glaukos Corporation Glaucoma stent for treating glaucoma and methods of use
US7081475B2 (en) 2001-09-14 2006-07-25 Prolx Pharmaceuticals Corp. Wortmannin analogs and methods of using same
EP1686124B1 (en) 2001-09-14 2008-05-07 The Arizona Board of Regents on Behalf of the University of Arizona Wortmannin analogs and methods of using same
US6863683B2 (en) 2001-09-19 2005-03-08 Abbott Laboratoris Vascular Entities Limited Cold-molding process for loading a stent onto a stent delivery system
US6753071B1 (en) 2001-09-27 2004-06-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Rate-reducing membrane for release of an agent
US20030077310A1 (en) 2001-10-22 2003-04-24 Chandrashekhar Pathak Stent coatings containing HMG-CoA reductase inhibitors
WO2003037191A1 (en) * 2001-10-26 2003-05-08 Concentric Medical Device for vaso-occlusion
US6936040B2 (en) 2001-10-29 2005-08-30 Medtronic, Inc. Method and apparatus for endovenous pacing lead
US8608661B1 (en) 2001-11-30 2013-12-17 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method for intravascular delivery of a treatment agent beyond a blood vessel wall
US7462366B2 (en) 2002-03-29 2008-12-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Drug delivery particle
US7335210B2 (en) * 2002-04-03 2008-02-26 Julie Ann Smit Endoscope and tools for applying sealants and adhesives and intestinal lining for reducing food absorption
US8150519B2 (en) 2002-04-08 2012-04-03 Ardian, Inc. Methods and apparatus for bilateral renal neuromodulation
US7756583B2 (en) 2002-04-08 2010-07-13 Ardian, Inc. Methods and apparatus for intravascularly-induced neuromodulation
US8347891B2 (en) 2002-04-08 2013-01-08 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Methods and apparatus for performing a non-continuous circumferential treatment of a body lumen
US6939327B2 (en) * 2002-05-07 2005-09-06 Cardiac Pacemakers, Inc. Peel-away sheath
US7361368B2 (en) 2002-06-28 2008-04-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Device and method for combining a treatment agent and a gel
US7842377B2 (en) * 2003-08-08 2010-11-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Porous polymeric particle comprising polyvinyl alcohol and having interior to surface porosity-gradient
US8012454B2 (en) 2002-08-30 2011-09-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolization
AU2003294226A1 (en) 2002-09-20 2004-04-23 Flowmedica, Inc. Method and apparatus for intra aortic substance delivery to a branch vessel
US7217254B2 (en) 2002-09-20 2007-05-15 Genzyme Corporation Multi-pressure biocompatible agent delivery device and method
US7135038B1 (en) 2002-09-30 2006-11-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Drug eluting stent
US7883490B2 (en) 2002-10-23 2011-02-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Mixing and delivery of therapeutic compositions
US6994712B1 (en) 2002-11-12 2006-02-07 Biopsy Sciences, Llc Bioabsorbable marker having external anchoring means
US7141061B2 (en) * 2002-11-14 2006-11-28 Synecor, Llc Photocurable endoprosthesis system
US20040098106A1 (en) * 2002-11-14 2004-05-20 Williams Michael S. Intraluminal prostheses and carbon dioxide-assisted methods of impregnating same with pharmacological agents
US20040098090A1 (en) * 2002-11-14 2004-05-20 Williams Michael S. Polymeric endoprosthesis and method of manufacture
US7285287B2 (en) * 2002-11-14 2007-10-23 Synecor, Llc Carbon dioxide-assisted methods of providing biocompatible intraluminal prostheses
US20040115164A1 (en) * 2002-12-17 2004-06-17 Pierce Ryan K. Soft filament occlusive device delivery system
US7297154B2 (en) * 2003-02-24 2007-11-20 Maxwell Sensors Inc. Optical apparatus for detecting and treating vulnerable plaque
WO2004078065A2 (en) * 2003-03-03 2004-09-16 Sinus Rhythm Technologies, Inc. Electrical conduction block implant device
US6932930B2 (en) * 2003-03-10 2005-08-23 Synecor, Llc Intraluminal prostheses having polymeric material with selectively modified crystallinity and methods of making same
US7250041B2 (en) * 2003-03-12 2007-07-31 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Retrograde pressure regulated infusion
US20050015048A1 (en) 2003-03-12 2005-01-20 Chiu Jessica G. Infusion treatment agents, catheters, filter devices, and occlusion devices, and use thereof
US7641643B2 (en) 2003-04-15 2010-01-05 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods and compositions to treat myocardial conditions
US8821473B2 (en) 2003-04-15 2014-09-02 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods and compositions to treat myocardial conditions
US8038991B1 (en) 2003-04-15 2011-10-18 Abbott Cardiovascular Systems Inc. High-viscosity hyaluronic acid compositions to treat myocardial conditions
US7323209B1 (en) 2003-05-15 2008-01-29 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Apparatus and method for coating stents
US20040236410A1 (en) * 2003-05-22 2004-11-25 Atrium Medical Corp. Polymeric body formation
US7632291B2 (en) 2003-06-13 2009-12-15 Trivascular2, Inc. Inflatable implant
US20060167437A1 (en) * 2003-06-17 2006-07-27 Flowmedica, Inc. Method and apparatus for intra aortic substance delivery to a branch vessel
US20050118344A1 (en) 2003-12-01 2005-06-02 Pacetti Stephen D. Temperature controlled crimping
US7976823B2 (en) 2003-08-29 2011-07-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Ferromagnetic particles and methods
DE202004021951U1 (de) 2003-09-12 2013-06-19 Vessix Vascular, Inc. Auswählbare exzentrische Remodellierung und/oder Ablation von atherosklerotischem Material
US7198675B2 (en) 2003-09-30 2007-04-03 Advanced Cardiovascular Systems Stent mandrel fixture and method for selectively coating surfaces of a stent
US7901770B2 (en) 2003-11-04 2011-03-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolic compositions
SE526861C2 (sv) * 2003-11-17 2005-11-15 Syntach Ag Vävnadslesionsskapande anordning samt en uppsättning av anordningar för behandling av störningar i hjärtrytmregleringssystemet
US20050107867A1 (en) * 2003-11-17 2005-05-19 Taheri Syde A. Temporary absorbable venous occlusive stent and superficial vein treatment method
US7349971B2 (en) * 2004-02-05 2008-03-25 Scenera Technologies, Llc System for transmitting data utilizing multiple communication applications simultaneously in response to user request without specifying recipient's communication information
US20080027531A1 (en) * 2004-02-12 2008-01-31 Reneker Darrell H Stent for Use in Cardiac, Cranial, and Other Arteries
US9238127B2 (en) 2004-02-25 2016-01-19 Femasys Inc. Methods and devices for delivering to conduit
US8048101B2 (en) 2004-02-25 2011-11-01 Femasys Inc. Methods and devices for conduit occlusion
US8052669B2 (en) 2004-02-25 2011-11-08 Femasys Inc. Methods and devices for delivery of compositions to conduits
US8048086B2 (en) 2004-02-25 2011-11-01 Femasys Inc. Methods and devices for conduit occlusion
US9398967B2 (en) * 2004-03-02 2016-07-26 Syntach Ag Electrical conduction block implant device
US7736671B2 (en) 2004-03-02 2010-06-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolization
US20050214339A1 (en) 2004-03-29 2005-09-29 Yiwen Tang Biologically degradable compositions for medical applications
US8173176B2 (en) 2004-03-30 2012-05-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolization
US7311861B2 (en) 2004-06-01 2007-12-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolization
EP1901738A4 (en) 2004-07-09 2009-11-11 Prolx Pharmaceuticals Inc WORTMANNIN ANALOGS AND METHODS OF USE THEREOF IN COMBINATION WITH CHEMOTHERAPEUTIC AGENTS
CA2574429A1 (en) * 2004-08-19 2006-03-02 Veinrx, Inc. An occludable intravascular catheter for drug delivery and method of using the same
US9283099B2 (en) 2004-08-25 2016-03-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent-catheter assembly with a releasable connection for stent retention
US20060052822A1 (en) * 2004-08-31 2006-03-09 Mirizzi Michael S Apparatus and material composition for permanent occlusion of a hollow anatomical structure
US9713730B2 (en) 2004-09-10 2017-07-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Apparatus and method for treatment of in-stent restenosis
US8396548B2 (en) 2008-11-14 2013-03-12 Vessix Vascular, Inc. Selective drug delivery in a lumen
US8361490B2 (en) 2004-09-16 2013-01-29 Theracoat Ltd. Biocompatible drug delivery apparatus and methods
US7838868B2 (en) * 2005-01-20 2010-11-23 Nanosolar, Inc. Optoelectronic architecture having compound conducting substrate
EP1804719A2 (en) * 2004-09-22 2007-07-11 Lee R. Guterman Cranial aneurysm treatment arrangement
US9801982B2 (en) 2004-09-28 2017-10-31 Atrium Medical Corporation Implantable barrier device
WO2006036982A2 (en) 2004-09-28 2006-04-06 Atrium Medical Corporation Drug delivery coating for use with a stent
WO2006036969A2 (en) 2004-09-28 2006-04-06 Atrium Medical Corporation Formation of barrier layer
US9000040B2 (en) 2004-09-28 2015-04-07 Atrium Medical Corporation Cross-linked fatty acid-based biomaterials
US9012506B2 (en) 2004-09-28 2015-04-21 Atrium Medical Corporation Cross-linked fatty acid-based biomaterials
EP1809195A4 (en) * 2004-10-08 2010-01-20 Syntach Ag TWO-STAGE SCARFING FOR THE TREATMENT OF PREVIOUS LIABILITIES
US7402172B2 (en) * 2004-10-13 2008-07-22 Boston Scientific Scimed, Inc. Intraluminal therapeutic patch
WO2006047748A2 (en) * 2004-10-26 2006-05-04 Cordis Neurovascular, Inc. Method of delivering embolic particles to an aneurysm
US7433739B1 (en) * 2004-11-30 2008-10-07 Pacesetter, Inc. Passive fixation mechanism for epicardial sensing and stimulation lead placed through pericardial access
US8425550B2 (en) 2004-12-01 2013-04-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolic coils
KR20060072734A (ko) * 2004-12-23 2006-06-28 두산인프라코어 주식회사 건설중장비의 압축공기 공급장치
WO2006081238A2 (en) 2005-01-25 2006-08-03 Vnus Medical Technologies, Inc. Structures for permanent occlusion of a hollow anatomical structure
US7858183B2 (en) 2005-03-02 2010-12-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Particles
US7727555B2 (en) 2005-03-02 2010-06-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Particles
US7851189B2 (en) 2005-03-07 2010-12-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Microencapsulated compositions for endoluminal tissue engineering
US7457661B2 (en) 2005-03-24 2008-11-25 Medtronic Vascular, Inc. Catheter-based, dual coil photopolymerization system
US8828433B2 (en) 2005-04-19 2014-09-09 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Hydrogel bioscaffoldings and biomedical device coatings
US8303972B2 (en) 2005-04-19 2012-11-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Hydrogel bioscaffoldings and biomedical device coatings
US9539410B2 (en) 2005-04-19 2017-01-10 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods and compositions for treating post-cardial infarction damage
US20080125745A1 (en) 2005-04-19 2008-05-29 Shubhayu Basu Methods and compositions for treating post-cardial infarction damage
US8187621B2 (en) 2005-04-19 2012-05-29 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods and compositions for treating post-myocardial infarction damage
US7963287B2 (en) 2005-04-28 2011-06-21 Boston Scientific Scimed, Inc. Tissue-treatment methods
US20060253185A1 (en) * 2005-05-09 2006-11-09 Medtronic Vascular, Inc. Catheter for stent delivery having expanded inner member
DE102005024626B3 (de) * 2005-05-30 2006-09-14 Siemens Ag Katheter zur Herstellung eines Kunststoff enthaltenden Stents
DE102005024625B3 (de) * 2005-05-30 2007-02-08 Siemens Ag Stent zur Positionierung in einer Körperröhre
US8460357B2 (en) * 2005-05-31 2013-06-11 J.W. Medical Systems Ltd. In situ stent formation
WO2007002423A2 (en) * 2005-06-24 2007-01-04 Abbott Laboratories Balloon catheter
US9463426B2 (en) 2005-06-24 2016-10-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Methods and systems for coating particles
US20090062909A1 (en) 2005-07-15 2009-03-05 Micell Technologies, Inc. Stent with polymer coating containing amorphous rapamycin
US8298565B2 (en) 2005-07-15 2012-10-30 Micell Technologies, Inc. Polymer coatings containing drug powder of controlled morphology
US9248034B2 (en) 2005-08-23 2016-02-02 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Controlled disintegrating implantable medical devices
US9084546B2 (en) 2005-08-31 2015-07-21 The Regents Of The University Of Michigan Co-electrodeposited hydrogel-conducting polymer electrodes for biomedical applications
US20070065418A1 (en) * 2005-09-20 2007-03-22 Franco Vallana Method and device for cellular therapy
US9278161B2 (en) 2005-09-28 2016-03-08 Atrium Medical Corporation Tissue-separating fatty acid adhesion barrier
US9427423B2 (en) 2009-03-10 2016-08-30 Atrium Medical Corporation Fatty-acid based particles
US8007509B2 (en) 2005-10-12 2011-08-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Coil assemblies, components and methods
AU2006304590A1 (en) 2005-10-15 2007-04-26 Atrium Medical Corporation Hydrophobic cross-linked gels for bioabsorbable drug carrier coatings
US20070173787A1 (en) * 2005-11-01 2007-07-26 Huang Mark C T Thin-film nitinol based drug eluting stent
US20070196423A1 (en) * 2005-11-21 2007-08-23 Med Institute, Inc. Implantable medical device coatings with biodegradable elastomer and releasable therapeutic agent
US8152839B2 (en) 2005-12-19 2012-04-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolic coils
US7867547B2 (en) 2005-12-19 2011-01-11 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Selectively coating luminal surfaces of stents
US8101197B2 (en) 2005-12-19 2012-01-24 Stryker Corporation Forming coils
US7947368B2 (en) 2005-12-21 2011-05-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Block copolymer particles
US8172792B2 (en) * 2005-12-27 2012-05-08 Tyco Healthcare Group Lp Embolic protection systems for bifurcated conduits
AU2006342055B2 (en) 2005-12-30 2012-05-24 Arizona Board Of Regents, Acting On Behalf Of The University Of Arizona Metabolites of wortmannin analogs and methods of using the same
US20070156230A1 (en) 2006-01-04 2007-07-05 Dugan Stephen R Stents with radiopaque markers
US20070212387A1 (en) * 2006-03-08 2007-09-13 Sahajanand Medical Technologies Pvt. Ltd. Coatings for implantable medical devices
US20070225750A1 (en) * 2006-03-10 2007-09-27 Brooke Ren Embolic protection systems
US9017361B2 (en) 2006-04-20 2015-04-28 Covidien Lp Occlusive implant and methods for hollow anatomical structure
ES2540059T3 (es) 2006-04-26 2015-07-08 Micell Technologies, Inc. Recubrimientos que contienen múltiples fármacos
US8019435B2 (en) 2006-05-02 2011-09-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Control of arterial smooth muscle tone
US8003156B2 (en) 2006-05-04 2011-08-23 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Rotatable support elements for stents
US20090198237A1 (en) * 2006-05-10 2009-08-06 David Downey Method for augmenting, reducing, and repairing bone with thermoplastic materials
US20080003255A1 (en) 2006-05-10 2008-01-03 Synthes (Usa) Method for augmenting, reducing, and repairing bone with thermoplastic materials
US8752267B2 (en) 2006-05-26 2014-06-17 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Method of making stents with radiopaque markers
US8603530B2 (en) 2006-06-14 2013-12-10 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Nanoshell therapy
US8048448B2 (en) 2006-06-15 2011-11-01 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Nanoshells for drug delivery
US8333000B2 (en) 2006-06-19 2012-12-18 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods for improving stent retention on a balloon catheter
US8017237B2 (en) 2006-06-23 2011-09-13 Abbott Cardiovascular Systems, Inc. Nanoshells on polymers
US9072820B2 (en) 2006-06-26 2015-07-07 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polymer composite stent with polymer particles
US20080033524A1 (en) * 2006-07-11 2008-02-07 Gale David C Heated balloon assembly for delivery of polymeric stents
US7757543B2 (en) 2006-07-13 2010-07-20 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Radio frequency identification monitoring of stents
US7732190B2 (en) 2006-07-31 2010-06-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Modified two-component gelation systems, methods of use and methods of manufacture
US9173733B1 (en) 2006-08-21 2015-11-03 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Tracheobronchial implantable medical device and methods of use
US9242005B1 (en) 2006-08-21 2016-01-26 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Pro-healing agent formulation compositions, methods and treatments
US8936794B2 (en) 2006-08-25 2015-01-20 The Regents Of The University Of Michigan Conducting polymer nanotube actuators for precisely controlled release of medicine and bioactive molecules
JP2010502265A (ja) * 2006-09-04 2010-01-28 アレクサンダー・グリゴリーヴィッチ・ヴィラー 強制ガイドカテーテル
CA2663417A1 (en) * 2006-09-13 2008-03-20 Southeastern Medical Technologies, Llc Methods and compositions for sealing and adhering biological tissues and medical uses thereof
WO2008049082A2 (en) 2006-10-18 2008-04-24 Minnow Medical, Inc. Inducing desirable temperature effects on body tissue
EP2455036B1 (en) 2006-10-18 2015-07-15 Vessix Vascular, Inc. Tuned RF energy and electrical tissue characterization for selective treatment of target tissues
EP3257462B1 (en) 2006-10-18 2022-12-21 Vessix Vascular, Inc. System for inducing desirable temperature effects on body tissue
CN102886326A (zh) 2006-10-23 2013-01-23 米歇尔技术公司 用于在涂覆过程中为基底充电的保持器
US8414927B2 (en) 2006-11-03 2013-04-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Cross-linked polymer particles
US9492596B2 (en) 2006-11-06 2016-11-15 Atrium Medical Corporation Barrier layer with underlying medical device and one or more reinforcing support structures
WO2008057328A2 (en) 2006-11-06 2008-05-15 Atrium Medical Corporation Tissue separating device with reinforced support for anchoring mechanisms
US8858584B2 (en) * 2006-11-07 2014-10-14 Cook Medical Technologies Llc Emergency transection device
US8506515B2 (en) 2006-11-10 2013-08-13 Glaukos Corporation Uveoscleral shunt and methods for implanting same
US9005672B2 (en) 2006-11-17 2015-04-14 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods of modifying myocardial infarction expansion
US8741326B2 (en) 2006-11-17 2014-06-03 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Modified two-component gelation systems, methods of use and methods of manufacture
US9737640B2 (en) 2006-11-20 2017-08-22 Lutonix, Inc. Drug releasing coatings for medical devices
US20080276935A1 (en) 2006-11-20 2008-11-13 Lixiao Wang Treatment of asthma and chronic obstructive pulmonary disease with anti-proliferate and anti-inflammatory drugs
US20080175887A1 (en) 2006-11-20 2008-07-24 Lixiao Wang Treatment of Asthma and Chronic Obstructive Pulmonary Disease With Anti-proliferate and Anti-inflammatory Drugs
US8414526B2 (en) 2006-11-20 2013-04-09 Lutonix, Inc. Medical device rapid drug releasing coatings comprising oils, fatty acids, and/or lipids
US8998846B2 (en) 2006-11-20 2015-04-07 Lutonix, Inc. Drug releasing coatings for balloon catheters
US8414910B2 (en) 2006-11-20 2013-04-09 Lutonix, Inc. Drug releasing coatings for medical devices
US8414525B2 (en) 2006-11-20 2013-04-09 Lutonix, Inc. Drug releasing coatings for medical devices
US9700704B2 (en) 2006-11-20 2017-07-11 Lutonix, Inc. Drug releasing coatings for balloon catheters
US8425459B2 (en) 2006-11-20 2013-04-23 Lutonix, Inc. Medical device rapid drug releasing coatings comprising a therapeutic agent and a contrast agent
US20100286791A1 (en) * 2006-11-21 2010-11-11 Goldsmith David S Integrated system for the ballistic and nonballistic infixion and retrieval of implants
US8192760B2 (en) 2006-12-04 2012-06-05 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods and compositions for treating tissue using silk proteins
US20080140106A1 (en) * 2006-12-12 2008-06-12 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Enhanced cuff sealing for endotracheal tubes
US20080161890A1 (en) * 2007-01-03 2008-07-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Methods, systems, and apparatuses for protecting esophageal tissue during ablation
JP5603598B2 (ja) 2007-01-08 2014-10-08 ミセル テクノロジーズ、インコーポレイテッド 生物分解層を有するステント
US11426494B2 (en) 2007-01-08 2022-08-30 MT Acquisition Holdings LLC Stents having biodegradable layers
US20080177186A1 (en) * 2007-01-18 2008-07-24 Slater Charles R Methods and Apparatus for Determining a Treatment Volume of a Fluid Treatment Agent for Treating The Interior of a Blood Vessel
US8597720B2 (en) 2007-01-21 2013-12-03 Hemoteq Ag Medical product for treating stenosis of body passages and for preventing threatening restenosis
US20080200873A1 (en) * 2007-02-16 2008-08-21 Alejandro Espinosa Methods and Apparatus for Infusing the Interior of a Blood Vessel
AU2008224435B2 (en) 2007-03-15 2014-01-09 Ortho-Space Ltd. Prosthetic devices and methods for using same
US8814826B2 (en) * 2007-04-04 2014-08-26 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Sequentially inflatable balloons for delivery of treatment agents
WO2008137874A1 (en) * 2007-05-04 2008-11-13 Personics Holdings Inc. Earguard sealing system ii: single chamber systems
WO2008148013A1 (en) * 2007-05-25 2008-12-04 Micell Technologies, Inc. Polymer films for medical device coating
JP2008305262A (ja) * 2007-06-08 2008-12-18 Konica Minolta Business Technologies Inc サーバ及びシンクライアント環境でのプリンタ紹介方法
US8677650B2 (en) * 2007-06-15 2014-03-25 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods and devices for drying coated stents
US8003157B2 (en) 2007-06-15 2011-08-23 Abbott Cardiovascular Systems Inc. System and method for coating a stent
CN101842061A (zh) 2007-06-25 2010-09-22 微排放器公司 自扩展假体
US8048441B2 (en) 2007-06-25 2011-11-01 Abbott Cardiovascular Systems, Inc. Nanobead releasing medical devices
US9192697B2 (en) 2007-07-03 2015-11-24 Hemoteq Ag Balloon catheter for treating stenosis of body passages and for preventing threatening restenosis
JP2010533052A (ja) * 2007-07-13 2010-10-21 イガル ガット, 血管および前立腺の治療のための方法および装置
US8292907B2 (en) * 2007-08-31 2012-10-23 Cook Medical Technologies Llc Balloon assisted occlusion device
US20090062839A1 (en) * 2007-08-31 2009-03-05 Cook Incorporated Barbed stent vascular occlusion device
US8226701B2 (en) 2007-09-26 2012-07-24 Trivascular, Inc. Stent and delivery system for deployment thereof
US8663309B2 (en) 2007-09-26 2014-03-04 Trivascular, Inc. Asymmetric stent apparatus and method
US8066755B2 (en) 2007-09-26 2011-11-29 Trivascular, Inc. System and method of pivoted stent deployment
US20090088681A1 (en) * 2007-10-02 2009-04-02 Mcintyre Jon T Device and method for the treatment of intra-abdominal disease
AU2008308474B2 (en) 2007-10-04 2014-07-24 Trivascular, Inc. Modular vascular graft for low profile percutaneous delivery
US10195325B2 (en) * 2007-10-11 2019-02-05 Peter Forsell Method for controlling flow of sperms in a uterine tube
US8992409B2 (en) * 2007-10-11 2015-03-31 Peter Forsell Method for controlling flow in a bodily organ
US8696543B2 (en) * 2007-10-11 2014-04-15 Kirk Promotion Ltd. Method for controlling flow of intestinal contents in a patient's intestines
MX2010003941A (es) * 2007-10-11 2010-08-11 Milux Holding Sa Aparato para controlar el flujo en un organo corporal.
US8795153B2 (en) 2007-10-11 2014-08-05 Peter Forsell Method for treating female sexual dysfunction
WO2009062167A1 (en) * 2007-11-09 2009-05-14 Personics Holdings Inc. Electroactive polymer systems
US8328861B2 (en) 2007-11-16 2012-12-11 Trivascular, Inc. Delivery system and method for bifurcated graft
US8083789B2 (en) 2007-11-16 2011-12-27 Trivascular, Inc. Securement assembly and method for expandable endovascular device
US8142870B2 (en) * 2007-12-13 2012-03-27 Personics Holdings Inc. Energy responsive conformal device
AU2009209515A1 (en) * 2008-01-28 2009-08-06 Milux Holding Sa Blood clot removal device, system, and method
EP3922220A1 (en) 2008-01-29 2021-12-15 Implantica Patent Ltd Apparatus for treating gerd comprising a stimulation device
US8202246B2 (en) * 2008-02-05 2012-06-19 Bridgepoint Medical, Inc. Crossing occlusions in blood vessels
US8157747B2 (en) 2008-02-15 2012-04-17 Lary Research & Development, Llc Single-use indicator for a surgical instrument and a surgical instrument incorporating same
EP3360586B1 (en) 2008-04-17 2024-03-06 Micell Technologies, Inc. Stents having bioabsorbable layers
CA2946195A1 (en) 2008-07-17 2010-01-21 Micell Technologies, Inc. Drug delivery medical device
WO2011009096A1 (en) 2009-07-16 2011-01-20 Micell Technologies, Inc. Drug delivery medical device
US8642063B2 (en) * 2008-08-22 2014-02-04 Cook Medical Technologies Llc Implantable medical device coatings with biodegradable elastomer and releasable taxane agent
WO2010024898A2 (en) 2008-08-29 2010-03-04 Lutonix, Inc. Methods and apparatuses for coating balloon catheters
US8162879B2 (en) * 2008-09-22 2012-04-24 Tyco Healthcare Group Lp Double balloon catheter and methods for homogeneous drug delivery using the same
US9554826B2 (en) 2008-10-03 2017-01-31 Femasys, Inc. Contrast agent injection system for sonographic imaging
US10070888B2 (en) 2008-10-03 2018-09-11 Femasys, Inc. Methods and devices for sonographic imaging
WO2010042018A1 (en) 2008-10-10 2010-04-15 Milux Holding S.A. Heart help device, system and method
ES2962384T3 (es) 2008-10-10 2024-03-18 Implantica Patent Ltd Aparato para el tratamiento de la disfunción sexual femenina
EP2349096B1 (en) 2008-10-10 2021-01-27 MedicalTree Patent Ltd. An improved artificial valve
US8874215B2 (en) 2008-10-10 2014-10-28 Peter Forsell System, an apparatus, and a method for treating a sexual dysfunctional female patient
AU2009302955B2 (en) * 2008-10-10 2017-01-05 Implantica Patent Ltd. Fastening means for implantable medical control assembly
WO2010042012A1 (en) * 2008-10-10 2010-04-15 Milux Holding Sa Heart help device, system, and method
WO2010062778A2 (en) 2008-11-03 2010-06-03 Atlanta Catheter Therapies, Inc. Occlusion perfusion catheter
KR20110104504A (ko) 2008-11-17 2011-09-22 미노우 메디컬, 인코포레이티드 조직 토폴로지의 지식 여하에 따른 에너지의 선택적 축적
US8834913B2 (en) 2008-12-26 2014-09-16 Battelle Memorial Institute Medical implants and methods of making medical implants
CN105212984B (zh) 2009-02-20 2017-12-22 柯惠有限合伙公司 用于治疗静脉机能不全的静脉闭塞的方法和装置
US20100233266A1 (en) 2009-03-13 2010-09-16 Cleek Robert L Articles and methods of treating vascular conditions
WO2010111232A2 (en) * 2009-03-23 2010-09-30 Micell Technologies, Inc. Drug delivery medical device
WO2010111238A2 (en) * 2009-03-23 2010-09-30 Micell Technologies, Inc. Improved biodegradable polymers
CN102481195B (zh) 2009-04-01 2015-03-25 米歇尔技术公司 涂覆支架
WO2010121187A2 (en) 2009-04-17 2010-10-21 Micell Techologies, Inc. Stents having controlled elution
EP2944332B1 (en) 2009-07-10 2016-08-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Use of nanocrystals for a drug delivery balloon
US9949812B2 (en) 2009-07-17 2018-04-24 Peter Forsell Vaginal operation method for the treatment of anal incontinence in women
US10952836B2 (en) * 2009-07-17 2021-03-23 Peter Forsell Vaginal operation method for the treatment of urinary incontinence in women
US10080821B2 (en) 2009-07-17 2018-09-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Nucleation of drug delivery balloons to provide improved crystal size and density
US20110038910A1 (en) 2009-08-11 2011-02-17 Atrium Medical Corporation Anti-infective antimicrobial-containing biomaterials
WO2011035020A1 (en) 2009-09-18 2011-03-24 Bioinspire Technologies, Inc. Free-standing biodegradable patch
WO2011040969A1 (en) * 2009-09-30 2011-04-07 Massachusetts Institute Of Technology Compositions and methods for the treatment of atherosclerosis and other related diseases
WO2011056588A1 (en) * 2009-10-26 2011-05-12 Poiesis Medical, Llc A method for manufacturing a balloon encapsulated catheter tip
US9121255B2 (en) 2009-11-13 2015-09-01 Packers Plus Energy Services Inc. Stage tool for wellbore cementing
WO2011084665A1 (en) * 2009-12-17 2011-07-14 Actamax Surgical Materials Llc Dispensing device having an array of laterally spaced tubes
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
US11369498B2 (en) 2010-02-02 2022-06-28 MT Acquisition Holdings LLC Stent and stent delivery system with improved deliverability
US8795762B2 (en) 2010-03-26 2014-08-05 Battelle Memorial Institute System and method for enhanced electrostatic deposition and surface coatings
CA2795229A1 (en) 2010-04-09 2011-10-13 Vessix Vascular, Inc. Power generating and control apparatus for the treatment of tissue
US9192790B2 (en) 2010-04-14 2015-11-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Focused ultrasonic renal denervation
WO2011133655A1 (en) 2010-04-22 2011-10-27 Micell Technologies, Inc. Stents and other devices having extracellular matrix coating
US9114235B2 (en) 2010-05-03 2015-08-25 Cardiovascular Systems, Inc. Therapeutic agent delivery system and method for localized application of therapeutic substances to a biological lumen
US8473067B2 (en) 2010-06-11 2013-06-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation and stimulation employing wireless vascular energy transfer arrangement
US9247942B2 (en) 2010-06-29 2016-02-02 Artventive Medical Group, Inc. Reversible tubal contraceptive device
US9017351B2 (en) 2010-06-29 2015-04-28 Artventive Medical Group, Inc. Reducing flow through a tubular structure
WO2012009707A2 (en) 2010-07-16 2012-01-19 Atrium Medical Corporation Composition and methods for altering the rate of hydrolysis of cured oil-based materials
EP2593039B1 (en) 2010-07-16 2022-11-30 Micell Technologies, Inc. Drug delivery medical device
US9408661B2 (en) 2010-07-30 2016-08-09 Patrick A. Haverkost RF electrodes on multiple flexible wires for renal nerve ablation
US9463062B2 (en) 2010-07-30 2016-10-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Cooled conductive balloon RF catheter for renal nerve ablation
US9155589B2 (en) 2010-07-30 2015-10-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Sequential activation RF electrode set for renal nerve ablation
US9084609B2 (en) 2010-07-30 2015-07-21 Boston Scientific Scime, Inc. Spiral balloon catheter for renal nerve ablation
US9358365B2 (en) 2010-07-30 2016-06-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Precision electrode movement control for renal nerve ablation
WO2012018899A1 (en) 2010-08-03 2012-02-09 Bayer Pharma Aktiengesellschaft Balloon catheter with external delivery tube
US8889211B2 (en) 2010-09-02 2014-11-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Coating process for drug delivery balloons using heat-induced rewrap memory
US9498278B2 (en) 2010-09-08 2016-11-22 Covidien Lp Asymmetrical electrodes for bipolar vessel sealing
US9149277B2 (en) 2010-10-18 2015-10-06 Artventive Medical Group, Inc. Expandable device delivery
US8974451B2 (en) 2010-10-25 2015-03-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve ablation using conductive fluid jet and RF energy
US9220558B2 (en) 2010-10-27 2015-12-29 Boston Scientific Scimed, Inc. RF renal denervation catheter with multiple independent electrodes
US9028485B2 (en) 2010-11-15 2015-05-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-expanding cooling electrode for renal nerve ablation
US9089350B2 (en) 2010-11-16 2015-07-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation catheter with RF electrode and integral contrast dye injection arrangement
US9668811B2 (en) 2010-11-16 2017-06-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Minimally invasive access for renal nerve ablation
US9326751B2 (en) 2010-11-17 2016-05-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Catheter guidance of external energy for renal denervation
US9060761B2 (en) 2010-11-18 2015-06-23 Boston Scientific Scime, Inc. Catheter-focused magnetic field induced renal nerve ablation
US9023034B2 (en) 2010-11-22 2015-05-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal ablation electrode with force-activatable conduction apparatus
US9192435B2 (en) 2010-11-22 2015-11-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation catheter with cooled RF electrode
US20120157993A1 (en) 2010-12-15 2012-06-21 Jenson Mark L Bipolar Off-Wall Electrode Device for Renal Nerve Ablation
US8579927B2 (en) 2011-01-14 2013-11-12 Lemaitre Vascular, Inc. Systems and methods for remote endarterectomy
WO2012100095A1 (en) 2011-01-19 2012-07-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Guide-compatible large-electrode catheter for renal nerve ablation with reduced arterial injury
US20120216908A1 (en) 2011-02-25 2012-08-30 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods Of Drug Loading A Hollow Stent By Immersion
US8936827B2 (en) 2011-02-25 2015-01-20 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods of loading a hollow stent with a drug or drug formulation
US8757219B2 (en) 2011-02-25 2014-06-24 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Suction pump and apparatus for loading material into a stent strut
US8927047B2 (en) 2011-02-25 2015-01-06 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods of drug loading a hollow stent with a high viscosity formulation
US8733408B2 (en) 2011-02-25 2014-05-27 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Cover sleeve and apparatus for loading material into a stent strut
US9238514B2 (en) 2011-02-25 2016-01-19 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Vacuum chamber and apparatus for loading material into a stent strut
US9585780B2 (en) 2011-02-25 2017-03-07 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Pressure chamber and apparatus for loading material into a stent strut
US20120259269A1 (en) 2011-04-08 2012-10-11 Tyco Healthcare Group Lp Iontophoresis drug delivery system and method for denervation of the renal sympathetic nerve and iontophoretic drug delivery
TW201242570A (en) 2011-04-25 2012-11-01 Medtronic Ardian Luxembourg Apparatus and methods related to constrained deployment of cryogenic balloons for limited cryogenic ablation of vessel walls
RU2556570C1 (ru) * 2011-05-06 2015-07-10 В.Л. Гор Энд Ассошиейтс, Инк. Эхогенный рукав
WO2012166819A1 (en) 2011-05-31 2012-12-06 Micell Technologies, Inc. System and process for formation of a time-released, drug-eluting transferable coating
WO2013012689A1 (en) 2011-07-15 2013-01-24 Micell Technologies, Inc. Drug delivery medical device
WO2013013080A1 (en) 2011-07-20 2013-01-24 Sapheon, Inc. Enhanced ultrasound visualization of intravascular devices
EP2734259B1 (en) 2011-07-20 2016-11-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Percutaneous device to visualize, target and ablate nerves
JP6106669B2 (ja) 2011-07-22 2017-04-05 ボストン サイエンティフィック サイムド,インコーポレイテッドBoston Scientific Scimed,Inc. ヘリカル・ガイド内に配置可能な神経調節要素を有する神経調節システム
US8726483B2 (en) 2011-07-29 2014-05-20 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods for uniform crimping and deployment of a polymer scaffold
WO2013022458A1 (en) 2011-08-05 2013-02-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Methods of converting amorphous drug substance into crystalline form
WO2013028208A1 (en) 2011-08-25 2013-02-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device with crystalline drug coating
WO2013055826A1 (en) 2011-10-10 2013-04-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices including ablation electrodes
US9420955B2 (en) 2011-10-11 2016-08-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Intravascular temperature monitoring system and method
WO2013055815A1 (en) 2011-10-11 2013-04-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Off -wall electrode device for nerve modulation
US9364284B2 (en) 2011-10-12 2016-06-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Method of making an off-wall spacer cage
WO2013058962A1 (en) 2011-10-18 2013-04-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable medical devices
US20140371717A1 (en) * 2011-10-18 2014-12-18 Micell Technologies, Inc. Drug delivery medical device
US10188772B2 (en) 2011-10-18 2019-01-29 Micell Technologies, Inc. Drug delivery medical device
WO2013057566A2 (en) 2011-10-18 2013-04-25 Ortho-Space Ltd. Prosthetic devices and methods for using same
EP2768568B1 (en) 2011-10-18 2020-05-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Integrated crossing balloon catheter
EP3366250A1 (en) 2011-11-08 2018-08-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Ostial renal nerve ablation
US9119600B2 (en) 2011-11-15 2015-09-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Device and methods for renal nerve modulation monitoring
US9119632B2 (en) 2011-11-21 2015-09-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable renal nerve ablation catheter
US9265969B2 (en) 2011-12-21 2016-02-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods for modulating cell function
CN104244856B (zh) 2011-12-23 2017-03-29 维西克斯血管公司 重建身体通道的组织或身体通路附近的组织的方法及设备
EP2797534A1 (en) 2011-12-28 2014-11-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Device and methods for nerve modulation using a novel ablation catheter with polymeric ablative elements
US9050106B2 (en) 2011-12-29 2015-06-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Off-wall electrode device and methods for nerve modulation
US8740842B2 (en) 2012-02-07 2014-06-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Kerstpiek tip for medical devices
US8808620B1 (en) 2012-02-22 2014-08-19 Sapheon, Inc. Sterilization process design for a medical adhesive
CA2868341C (en) 2012-03-26 2021-01-12 Glaukos Corporation System and method for delivering multiple ocular implants
US8992595B2 (en) 2012-04-04 2015-03-31 Trivascular, Inc. Durable stent graft with tapered struts and stable delivery methods and devices
US9498363B2 (en) 2012-04-06 2016-11-22 Trivascular, Inc. Delivery catheter for endovascular device
US10660703B2 (en) 2012-05-08 2020-05-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation devices
US9867880B2 (en) 2012-06-13 2018-01-16 Atrium Medical Corporation Cured oil-hydrogel biomaterial compositions for controlled drug delivery
US9233015B2 (en) 2012-06-15 2016-01-12 Trivascular, Inc. Endovascular delivery system with an improved radiopaque marker scheme
US9381326B2 (en) * 2012-06-15 2016-07-05 W. L. Gore & Associates, Inc. Vascular occlusion and drug delivery devices, systems, and methods
WO2014022867A1 (en) * 2012-08-03 2014-02-06 Alumend, Llc Endovascular multi-balloon cathethers with optical diffuser for treatment of vascular stenoses
WO2014032016A1 (en) 2012-08-24 2014-02-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Intravascular catheter with a balloon comprising separate microporous regions
EP2895095A2 (en) 2012-09-17 2015-07-22 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-positioning electrode system and method for renal nerve modulation
US10398464B2 (en) 2012-09-21 2019-09-03 Boston Scientific Scimed, Inc. System for nerve modulation and innocuous thermal gradient nerve block
US10549127B2 (en) 2012-09-21 2020-02-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-cooling ultrasound ablation catheter
EP2906135A2 (en) 2012-10-10 2015-08-19 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation devices and methods
US8827953B2 (en) 2013-01-15 2014-09-09 Krishna Rocha-Singh Apparatus and method for delivering intraluminal therapy
US9095344B2 (en) 2013-02-05 2015-08-04 Artventive Medical Group, Inc. Methods and apparatuses for blood vessel occlusion
US8984733B2 (en) 2013-02-05 2015-03-24 Artventive Medical Group, Inc. Bodily lumen occlusion
WO2014143571A1 (en) 2013-03-11 2014-09-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for modulating nerves
US9956033B2 (en) 2013-03-11 2018-05-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for modulating nerves
EP2967803B1 (en) 2013-03-12 2023-12-27 Micell Technologies, Inc. Bioabsorbable biomedical implants
US9808311B2 (en) 2013-03-13 2017-11-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable medical devices
WO2014150553A1 (en) 2013-03-15 2014-09-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Methods and apparatuses for remodeling tissue of or adjacent to a body passage
EP2967725B1 (en) 2013-03-15 2019-12-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Control unit for detecting electrical leakage between electrode pads and system comprising such a control unit
US10265122B2 (en) 2013-03-15 2019-04-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Nerve ablation devices and related methods of use
US9592151B2 (en) 2013-03-15 2017-03-14 Glaukos Corporation Systems and methods for delivering an ocular implant to the suprachoroidal space within an eye
CA2908421C (en) 2013-04-04 2019-02-26 The Arizona Board Of Regents On Behalf Of The University Of Arizona Materials, systems, devices, and methods for endoluminal electropolymeric paving and sealing
CN105188791B (zh) 2013-05-06 2018-01-12 雅培心血管系统公司 填充有治疗剂制剂的中空支架
US10272606B2 (en) 2013-05-15 2019-04-30 Micell Technologies, Inc. Bioabsorbable biomedical implants
US20170128695A1 (en) * 2013-05-29 2017-05-11 Paul Speiser Three lumen balloon catheter apparatus
US9636116B2 (en) 2013-06-14 2017-05-02 Artventive Medical Group, Inc. Implantable luminal devices
US10149968B2 (en) 2013-06-14 2018-12-11 Artventive Medical Group, Inc. Catheter-assisted tumor treatment
US9737308B2 (en) 2013-06-14 2017-08-22 Artventive Medical Group, Inc. Catheter-assisted tumor treatment
US9737306B2 (en) 2013-06-14 2017-08-22 Artventive Medical Group, Inc. Implantable luminal devices
JP2016523147A (ja) 2013-06-21 2016-08-08 ボストン サイエンティフィック サイムド,インコーポレイテッドBoston Scientific Scimed,Inc. 同乗型電極支持体を備えた腎除神経バルーンカテーテル
CN105473092B (zh) 2013-06-21 2019-05-17 波士顿科学国际有限公司 具有可旋转轴的用于肾神经消融的医疗器械
US9707036B2 (en) 2013-06-25 2017-07-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Devices and methods for nerve modulation using localized indifferent electrodes
AU2014284558B2 (en) 2013-07-01 2017-08-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for renal nerve ablation
EP3019105B1 (en) 2013-07-11 2017-09-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Devices for nerve modulation
CN105377170A (zh) 2013-07-11 2016-03-02 波士顿科学国际有限公司 具有可伸展电极组件的医疗装置
US9925001B2 (en) 2013-07-19 2018-03-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Spiral bipolar electrode renal denervation balloon
CN105555220B (zh) 2013-07-22 2019-05-17 波士顿科学国际有限公司 用于肾神经消融的医疗器械
EP3024405A1 (en) 2013-07-22 2016-06-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve ablation catheter having twist balloon
CN105473093B (zh) 2013-08-22 2019-02-05 波士顿科学国际有限公司 具有至肾神经调制球囊的改善的粘附力的柔性电路
US11759186B2 (en) * 2018-06-08 2023-09-19 David S. Goldsmith Ductus side-entry and prosthetic disorder response systems
WO2015035047A1 (en) 2013-09-04 2015-03-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Radio frequency (rf) balloon catheter having flushing and cooling capability
US10952790B2 (en) 2013-09-13 2021-03-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Ablation balloon with vapor deposited cover layer
US11246654B2 (en) 2013-10-14 2022-02-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Flexible renal nerve ablation devices and related methods of use and manufacture
EP3057488B1 (en) 2013-10-14 2018-05-16 Boston Scientific Scimed, Inc. High resolution cardiac mapping electrode array catheter
US9770606B2 (en) 2013-10-15 2017-09-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Ultrasound ablation catheter with cooling infusion and centering basket
JP6259098B2 (ja) 2013-10-15 2018-01-10 ボストン サイエンティフィック サイムド,インコーポレイテッドBoston Scientific Scimed,Inc. 医療デバイスおよび同医療デバイスを製造する方法
CN105636538B (zh) 2013-10-18 2019-01-15 波士顿科学国际有限公司 具有柔性导线的球囊导管及其使用和制造的相关方法
JP2016534842A (ja) 2013-10-25 2016-11-10 ボストン サイエンティフィック サイムド,インコーポレイテッドBoston Scientific Scimed,Inc. 除神経フレックス回路における埋め込み熱電対
CN105899157B (zh) 2014-01-06 2019-08-09 波士顿科学国际有限公司 抗撕裂柔性电路组件
EP3424453A1 (en) 2014-02-04 2019-01-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Alternative placement of thermal sensors on bipolar electrode
US11000679B2 (en) 2014-02-04 2021-05-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Balloon protection and rewrapping devices and related methods of use
WO2015160501A1 (en) 2014-04-18 2015-10-22 Auburn University Particulate vaccine formulations for inducing innate and adaptive immunity
US10293044B2 (en) 2014-04-18 2019-05-21 Auburn University Particulate formulations for improving feed conversion rate in a subject
US10363043B2 (en) 2014-05-01 2019-07-30 Artventive Medical Group, Inc. Treatment of incompetent vessels
US10709490B2 (en) 2014-05-07 2020-07-14 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Catheter assemblies comprising a direct heating element for renal neuromodulation and associated systems and methods
US20170258611A1 (en) * 2014-05-09 2017-09-14 Mayo Foundation For Medical Education And Research Devices and methods for forming stents in vivo
EP3205189A4 (en) 2014-10-08 2018-06-13 The Arizona Board of Regents on behalf of the University of Arizona Flowable electronics
JP6672286B2 (ja) 2014-10-23 2020-03-25 トリバスキュラー・インコーポレイテッドTriVascular, INC. アクセス導管を有するステントグラフト送達システム
US9999527B2 (en) 2015-02-11 2018-06-19 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Scaffolds having radiopaque markers
US9700443B2 (en) 2015-06-12 2017-07-11 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods for attaching a radiopaque marker to a scaffold
US10959761B2 (en) 2015-09-18 2021-03-30 Ortho-Space Ltd. Intramedullary fixated subacromial spacers
US10813644B2 (en) 2016-04-01 2020-10-27 Artventive Medical Group, Inc. Occlusive implant and delivery system
US10583199B2 (en) 2016-04-26 2020-03-10 Northwestern University Nanocarriers having surface conjugated peptides and uses thereof for sustained local release of drugs
EP3338820A1 (en) 2016-12-21 2018-06-27 Danmarks Tekniske Universitet In situ preparation of drug eluting stents with biocompatible photo crosslinked hydrogels
US11045981B2 (en) 2017-01-30 2021-06-29 Ortho-Space Ltd. Processing machine and methods for processing dip-molded articles
US10201689B1 (en) * 2017-08-07 2019-02-12 Advanced Dilation Strategies, LLC Urethral balloon dilator catheter
EP3678484A4 (en) 2017-09-07 2021-03-24 KindHeart, Inc MODIFIED ANIMAL ORGANS FOR USE IN SURGICAL SIMULATORS
US11116625B2 (en) 2017-09-28 2021-09-14 Glaukos Corporation Apparatus and method for controlling placement of intraocular implants
CN113893085B (zh) 2017-10-06 2024-05-24 格劳科斯公司 用于递送多个眼部植入物的系统和方法
USD846738S1 (en) 2017-10-27 2019-04-23 Glaukos Corporation Implant delivery apparatus
CN109260574B (zh) * 2018-11-22 2021-11-02 上海市东方医院 鼻胆胰内外引流管及鼻胆外引流管置入装置
JP2023510828A (ja) 2020-01-13 2023-03-15 メドルミクス,エセ.エレ. アブレーションカテーテルを使用する病変の光学的な分析および予測のためのシステム
EP4090231A1 (en) 2020-01-13 2022-11-23 Medlumics S.L. Optical-guided ablation system for use with pulsed field energy source
US11331142B2 (en) 2020-01-13 2022-05-17 Medlumics S.L. Methods, devices, and support structures for assembling optical fibers in catheter tips
WO2023091098A1 (en) * 2021-11-22 2023-05-25 Mehmet Hakan Akpinar An implantable patch for vascular injuries with a blood perfusion system
WO2023211427A1 (en) * 2022-04-26 2023-11-02 Bard Peripheral Vascular, Inc. Balloon catheter for delivering a therapeutic agent to variable length treatment sites

Family Cites Families (159)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US550238A (en) * 1895-11-26 Horace russel allen
US453545A (en) * 1891-06-02 Tave adolphe canet
US2642874A (en) * 1951-06-04 1953-06-23 Wilmer B Keeling Instrument for treating prostate glands
US2854982A (en) * 1958-01-22 1958-10-07 Vito V Pagano Nasopharyngeal tube
US3221745A (en) * 1962-09-12 1965-12-07 Eastman Kodak Co Method of bonding body tissue together using methylenemalonic acid esters
US3225760A (en) * 1962-11-14 1965-12-28 Orthopaedic Specialties Corp Apparatus for treatment of bone fracture
US3620218A (en) * 1963-10-31 1971-11-16 American Cyanamid Co Cylindrical prosthetic devices of polyglycolic acid
US3949068A (en) * 1964-02-20 1976-04-06 University Of Alabama In Birmingham Medical And Educational Foundation Pharmaceutical compositions
US3707146A (en) * 1967-03-07 1972-12-26 Prod Res & Chem Corp Means to inject a plastic into a cavity to produce a replica thereof
US3640741A (en) * 1970-02-24 1972-02-08 Hollister Inc Composition containing gel
US3711777A (en) * 1971-09-16 1973-01-16 Ncr Latching and control circuit for carrier detection
US4371519A (en) * 1972-06-05 1983-02-01 Hettinger Jr William P Methods of treating cellular tissue
US3868956A (en) * 1972-06-05 1975-03-04 Ralph J Alfidi Vessel implantable appliance and method of implanting it
US3875939A (en) * 1974-01-31 1975-04-08 Population Res Inc Single stroke dispensing method
US4089763A (en) * 1973-04-24 1978-05-16 Imperial Chemical Industries Limited Method of repairing teeth using a composition which is curable by irradiation with visible light
CA1039189A (en) * 1973-08-31 1978-09-26 Beiersdorf Aktiengesellschaft Film-forming sprayable polymer-solution for producing a wound-dressing
AR205997A1 (es) * 1973-11-21 1976-06-23 American Cyanamid Co Resina de poliester normalmente solida biodegradable e hidrolizable
US3880158A (en) * 1974-04-04 1975-04-29 Johnson & Johnson Spray-spun bandage composition
US4023559A (en) * 1975-01-28 1977-05-17 Smith & Nephew (Australia) Pty. Limited Sampling catheter device
US4374669A (en) * 1975-05-09 1983-02-22 Mac Gregor David C Cardiovascular prosthetic devices and implants with porous systems
US4118470A (en) * 1976-06-01 1978-10-03 American Cyanamid Company Normally-solid, bioabsorbable, hydrolyzable, polymeric reaction product
US4140126A (en) * 1977-02-18 1979-02-20 Choudhury M Hasan Method for performing aneurysm repair
CA1155591A (en) * 1977-06-23 1983-10-18 Francis E. Gould Polyurethane polymers characterized by lactone groups and hydroxyl groups in the polymer backbone
US4156066A (en) * 1977-06-23 1979-05-22 Tyndale Plains - Hunter Ltd. Polyurethane polymers characterized by lactone groups and hydroxyl groups in the polymer backbone
US4200939A (en) * 1977-10-19 1980-05-06 Codman & Shurtleff, Inc. Method for fixation of prostheses to bone
US4588395A (en) * 1978-03-10 1986-05-13 Lemelson Jerome H Catheter and method
US4900303A (en) * 1978-03-10 1990-02-13 Lemelson Jerome H Dispensing catheter and method
AU516741B2 (en) * 1978-05-23 1981-06-18 Bio Nova Neo Technics Pty. Ltd. Vascular prostheses
JPS5562012A (en) * 1978-11-06 1980-05-10 Teijin Ltd Slow-releasing preparation
US4377010A (en) * 1978-11-08 1983-03-22 The Secretary Of State For Defence In Her Britannic Majesty's Government Of The United Kingdom Of Great Britain And Northern Ireland Biocompatible material comprising a base polymer bulk graft polymerized with an ethylenically unsaturated carboxylic acid
US4190720A (en) * 1978-12-26 1980-02-26 Ethicon, Inc. Isomorphic copolymers of ε-caprolactone and 1,5-dioxepan-2-one
US4286586A (en) * 1979-03-27 1981-09-01 Union Carbide Corporation Orthopedic devices, materials and methods
US4352883A (en) * 1979-03-28 1982-10-05 Damon Corporation Encapsulation of biological material
US4286341A (en) * 1979-04-16 1981-09-01 Iowa State University Research Foundation, Inc. Vascular prosthesis and method of making the same
US4272518A (en) * 1979-07-10 1981-06-09 Moro Daniel G Plastic wound bandage
US4446892A (en) * 1979-09-05 1984-05-08 Maxwell Ag Method and apparatus for monitoring lengths of hose
US4385344A (en) * 1980-08-29 1983-05-24 Dentsply Research & Development Corp. Visible light apparatus for curing photo-curable compositions
US4578061A (en) * 1980-10-28 1986-03-25 Lemelson Jerome H Injection catheter and method
US4520823A (en) * 1981-04-03 1985-06-04 Leveen Harry H Catheter with separable balloons
US4402694A (en) * 1981-07-16 1983-09-06 Biotek, Inc. Body cavity access device containing a hormone source
GB2124908B (en) * 1981-09-16 1985-07-17 Hans Ivar Wallsten Device for application in blood vessels or other difficultly accessible locations
DE3235974A1 (de) * 1981-11-24 1983-06-01 Volkmar Dipl.-Ing. Merkel (FH), 8520 Erlangen Vorrichtung zur entfernung bzw. zur aufweitung von engstellen in koerperfluessigkeit fuehrenden gefaessen
US4448188A (en) * 1982-02-18 1984-05-15 Laserscope, Inc. Method for providing an oxygen bearing liquid to a blood vessel for the performance of a medical procedure
US4423725A (en) * 1982-03-31 1984-01-03 Baran Ostap E Multiple surgical cuff
US4636195A (en) * 1982-04-02 1987-01-13 Harvey Wolinsky Method and apparatus for removing arterial constriction
SE445884B (sv) * 1982-04-30 1986-07-28 Medinvent Sa Anordning for implantation av en rorformig protes
US4450139A (en) * 1982-05-03 1984-05-22 Solid State Systems, Corporation Light generating apparatus for curing dental restorative composites
US4445892A (en) * 1982-05-06 1984-05-01 Laserscope, Inc. Dual balloon catheter device
JPS5967969A (ja) * 1982-10-12 1984-04-17 住友ベークライト株式会社 子宮頚管留置カテ−テル
US4443430A (en) * 1982-11-16 1984-04-17 Ethicon, Inc. Synthetic absorbable hemostatic agent
US4503569A (en) * 1983-03-03 1985-03-12 Dotter Charles T Transluminally placed expandable graft prosthesis
US4643734A (en) * 1983-05-05 1987-02-17 Hexcel Corporation Lactide/caprolactone polymer, method of making the same, composites thereof, and prostheses produced therefrom
US4636194A (en) * 1983-06-30 1987-01-13 Pudenz-Schulte Medical Research Corp. Burr-hole flow control valve
JPS6014861A (ja) * 1983-07-05 1985-01-25 株式会社日本メデイカル・サプライ 癒着防止材
US4733664A (en) * 1983-12-01 1988-03-29 University Of New Mexico Surgical clip, applier, and method
US4655777A (en) * 1983-12-19 1987-04-07 Southern Research Institute Method of producing biodegradable prosthesis and products therefrom
DE3472370D1 (en) * 1984-01-20 1988-08-04 Ppg Hellige Bv Method of forming an antithrombogenic layer on medical devices
EP0342278B1 (en) * 1984-03-06 1996-09-04 United States Surgical Corporation A process for making two-phase compositions for absorbable surgical devices
FR2563726B1 (fr) * 1984-05-04 1986-10-10 Robert Cassou Appareil d'insemination artificielle, notamment des carnivores
US4701509A (en) * 1984-09-17 1987-10-20 Johnson & Johnson Products, Inc. N-vinyl caprolactam-containing hot melt adhesives
US4580568A (en) * 1984-10-01 1986-04-08 Cook, Incorporated Percutaneous endovascular stent and method for insertion thereof
US4665771A (en) * 1984-10-15 1987-05-19 Mitchell Frank R Hypocyclic drive
JPS6198254A (ja) * 1984-10-19 1986-05-16 ザ・ベントリー―ハリス・マニュファクチュアリング・カンパニー 補綴ステント
US4799479A (en) * 1984-10-24 1989-01-24 The Beth Israel Hospital Association Method and apparatus for angioplasty
US4575373A (en) * 1984-11-02 1986-03-11 Johnson Don R Laser adjustable intraocular lens and method of altering lens power
US4674506A (en) * 1984-11-29 1987-06-23 Kirk Alcond Surgical anastomosis stent
US4676975A (en) * 1984-12-07 1987-06-30 Becton, Dickinson And Company Thermoplastic polyurethane anticoagulant alloy coating
US4595713A (en) * 1985-01-22 1986-06-17 Hexcel Corporation Medical putty for tissue augmentation
US4763653A (en) * 1985-02-19 1988-08-16 Rockey Arthur G Medical sleeve
FR2577410B1 (fr) * 1985-02-20 1989-04-28 Gilles Karcher Sonde endoscopique a laser
US4923470A (en) * 1985-04-25 1990-05-08 American Cyanamid Company Prosthetic tubular article made with four chemically distinct fibers
US4652264A (en) 1985-04-25 1987-03-24 American Cyanamid Company Prosthetic tubular article
EP0199855A1 (en) * 1985-05-02 1986-11-05 Gist-Brocades N.V. Tablets comprising tromethoprim and a sulfonamide
US4690684A (en) * 1985-07-12 1987-09-01 C. R. Bard, Inc. Meltable stent for anastomosis
US4781677A (en) * 1985-07-17 1988-11-01 Wilcox Gilbert M Method of treatment utilizing a double balloon nasobiliary occlusion catheter
AT385894B (de) * 1985-10-04 1988-05-25 Basem Dr Nashef Schlauchfoermige sonde
US4650466A (en) * 1985-11-01 1987-03-17 Angiobrade Partners Angioplasty device
US4733665C2 (en) * 1985-11-07 2002-01-29 Expandable Grafts Partnership Expandable intraluminal graft and method and apparatus for implanting an expandable intraluminal graft
US5102417A (en) * 1985-11-07 1992-04-07 Expandable Grafts Partnership Expandable intraluminal graft, and method and apparatus for implanting an expandable intraluminal graft
US4702917A (en) * 1985-11-18 1987-10-27 Research Triangle Institute Porous bioabsorbable polyesters
DE3640745A1 (de) 1985-11-30 1987-06-04 Ernst Peter Prof Dr M Strecker Katheter zum herstellen oder erweitern von verbindungen zu oder zwischen koerperhohlraeumen
US4655746A (en) * 1985-12-02 1987-04-07 Target Therapeutics Catheter device
DE3641446C2 (de) * 1985-12-04 2001-01-25 Honda Motor Co Ltd Antriebsanordnung für ein Motorrad
US4791677A (en) * 1985-12-16 1988-12-13 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Image signal processor
DE3608158A1 (de) * 1986-03-12 1987-09-17 Braun Melsungen Ag Mit vernetzter gelatine impraegnierte gefaessprothese und verfahren zu ihrer herstellung
JPS62236560A (ja) * 1986-04-09 1987-10-16 テルモ株式会社 血管修復用カテ−テル
US4701590A (en) * 1986-04-17 1987-10-20 Thermal Dynamics Corporation Spring loaded electrode exposure interlock device
US4709698A (en) * 1986-05-14 1987-12-01 Thomas J. Fogarty Heatable dilation catheter
EP0246638A3 (en) * 1986-05-23 1989-03-15 Cordis Corporation Biologically modified synthetic grafts
CH670760A5 (da) * 1986-06-02 1989-07-14 Sulzer Ag
CH670759A5 (da) * 1986-06-02 1989-07-14 Sulzer Ag
IT8629545V0 (it) * 1986-06-12 1986-06-12 Fina Ernesto Set cateteri ureterali coassiali a palloncino per estrazione di calcoli ureterali
US4754752A (en) * 1986-07-28 1988-07-05 Robert Ginsburg Vascular catheter
US4744366A (en) * 1986-09-10 1988-05-17 Jang G David Concentric independently inflatable/deflatable multiple diameter balloon angioplasty catheter systems and method of use
US4763654A (en) * 1986-09-10 1988-08-16 Jang G David Tandem independently inflatable/deflatable multiple diameter balloon angioplasty catheter systems and method of use
US4740207A (en) * 1986-09-10 1988-04-26 Kreamer Jeffry W Intralumenal graft
US4841968A (en) * 1986-09-26 1989-06-27 Southern Research Institute Antithrombotic/thrombolytic suture and methods of making and using the same
AU615637B2 (en) * 1986-10-17 1991-10-10 Surmodics, Inc. Improvement of the biocompatibility of solid surfaces
US5489625A (en) * 1986-11-19 1996-02-06 Sunstar Kabushiki Kaisha Dental adhesive coating base composition and oral composition
US4771777A (en) * 1987-01-06 1988-09-20 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Perfusion type balloon dilatation catheter, apparatus and method
US4847065A (en) * 1987-02-10 1989-07-11 Akimova Alla Y Composition for occlusion of ducts and cavities of human body
JPS63238872A (ja) * 1987-03-25 1988-10-04 テルモ株式会社 管状器官内腔の内径確保用器具
FR2612764B1 (fr) * 1987-03-26 1989-06-30 Werly Marc Procede pour obturer une cavite dentaire et outil destine a la mise en oeuvre du procede
US5080893A (en) * 1988-05-31 1992-01-14 University Of Florida Method for preventing surgical adhesions using a dilute solution of polymer
US5059211A (en) 1987-06-25 1991-10-22 Duke University Absorbable vascular stent
US5175000A (en) * 1987-06-30 1992-12-29 Vipont Pharmaceutical, Inc. Free amine benzophenanthridine alkaloid compositions
US4919151A (en) * 1987-07-06 1990-04-24 California Institute Of Technology Synthetic polymer for endocapsular lens replacement
JPH088933B2 (ja) * 1987-07-10 1996-01-31 日本ゼオン株式会社 カテ−テル
US4790819A (en) * 1987-08-24 1988-12-13 American Cyanamid Company Fibrin clot delivery device and method
US5242451A (en) 1987-09-24 1993-09-07 Terumo Kabushiki Kaisha Instrument for retaining inner diameter of tubular organ lumen
US4892538A (en) * 1987-11-17 1990-01-09 Brown University Research Foundation In vivo delivery of neurotransmitters by implanted, encapsulated cells
US4820298A (en) * 1987-11-20 1989-04-11 Leveen Eric G Internal vascular prosthesis
US5192307A (en) * 1987-12-08 1993-03-09 Wall W Henry Angioplasty stent
US5145945A (en) * 1987-12-17 1992-09-08 Allied-Signal Inc. Homopolymers and copolymers having recurring carbonate units
US4853224A (en) * 1987-12-22 1989-08-01 Visionex Biodegradable ocular implants
US4870966A (en) * 1988-02-01 1989-10-03 American Cyanamid Company Bioabsorbable surgical device for treating nerve defects
US5181903A (en) * 1988-03-25 1993-01-26 Duke University Method for improving a biomaterial's resistance to thrombosis and infection and for improving tissue ingrowth
US4888489A (en) * 1988-05-09 1989-12-19 Minnesota Mining And Manufacturing Company Hand-held device for curing a dental restorative material
DE3821544C2 (de) 1988-06-25 1994-04-28 H Prof Dr Med Just Dilatationskatheter
US5068220A (en) * 1988-07-26 1991-11-26 Sharpoint L.P. Biodegradable polyamides for providing a controlled release therapeutic drug
US4950735A (en) * 1988-07-26 1990-08-21 Sharpoint L.P. Biodegradable polyamides
AU4191989A (en) 1988-08-24 1990-03-23 Marvin J. Slepian Biodegradable polymeric endoluminal sealing
US5328471A (en) 1990-02-26 1994-07-12 Endoluminal Therapeutics, Inc. Method and apparatus for treatment of focal disease in hollow tubular organs and other tissue lumens
US5213580A (en) 1988-08-24 1993-05-25 Endoluminal Therapeutics, Inc. Biodegradable polymeric endoluminal sealing process
US5092877A (en) * 1988-09-01 1992-03-03 Corvita Corporation Radially expandable endoprosthesis
US4938763B1 (en) * 1988-10-03 1995-07-04 Atrix Lab Inc Biodegradable in-situ forming implants and method of producing the same
US5085629A (en) * 1988-10-06 1992-02-04 Medical Engineering Corporation Biodegradable stent
US5126141A (en) * 1988-11-16 1992-06-30 Mediventures Incorporated Composition and method for post-surgical adhesion reduction with thermo-irreversible gels of polyoxyalkylene polymers and ionic polysaccharides
US5324520A (en) 1988-12-19 1994-06-28 Vipont Pharmaceutical, Inc. Intragingival delivery systems for treatment of periodontal disease
US5007926A (en) * 1989-02-24 1991-04-16 The Trustees Of The University Of Pennsylvania Expandable transluminally implantable tubular prosthesis
US4938735A (en) * 1989-03-14 1990-07-03 Dayco Products, Inc. Belt tensioning system, tensioner and parts therefor and methods of making the same
US5100429A (en) * 1989-04-28 1992-03-31 C. R. Bard, Inc. Endovascular stent and delivery system
US5015253A (en) * 1989-06-15 1991-05-14 Cordis Corporation Non-woven endoprosthesis
US5077049A (en) 1989-07-24 1991-12-31 Vipont Pharmaceutical, Inc. Biodegradable system for regenerating the periodontium
US5324519A (en) 1989-07-24 1994-06-28 Atrix Laboratories, Inc. Biodegradable polymer composition
US5147385A (en) * 1989-11-01 1992-09-15 Schneider (Europe) A.G. Stent and catheter for the introduction of the stent
US5304121A (en) * 1990-12-28 1994-04-19 Boston Scientific Corporation Drug delivery system making use of a hydrogel polymer coating
US5176638A (en) * 1990-01-12 1993-01-05 Don Michael T Anthony Regional perfusion catheter with improved drug delivery control
US5108416A (en) * 1990-02-13 1992-04-28 C. R. Bard, Inc. Stent introducer system
US5066231A (en) * 1990-02-23 1991-11-19 Minnesota Mining And Manufacturing Company Dental impression process using polycaprolactone molding composition
US5242399A (en) 1990-04-25 1993-09-07 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method and system for stent delivery
US5158548A (en) * 1990-04-25 1992-10-27 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method and system for stent delivery
US5199951A (en) 1990-05-17 1993-04-06 Wayne State University Method of drug application in a transporting medium to an arterial wall injured during angioplasty
US5092841A (en) * 1990-05-17 1992-03-03 Wayne State University Method for treating an arterial wall injured during angioplasty
US5190540A (en) 1990-06-08 1993-03-02 Cardiovascular & Interventional Research Consultants, Inc. Thermal balloon angioplasty
US5139480A (en) * 1990-08-22 1992-08-18 Biotech Laboratories, Inc. Necking stents
US5300020A (en) 1991-05-31 1994-04-05 Medflex Corporation Surgically implantable device for glaucoma relief
US5605938A (en) * 1991-05-31 1997-02-25 Gliatech, Inc. Methods and compositions for inhibition of cell invasion and fibrosis using dextran sulfate
AU2605592A (en) 1991-10-15 1993-04-22 Atrix Laboratories, Inc. Polymeric compositions useful as controlled release implants
CA2079417C (en) 1991-10-28 2003-01-07 Lilip Lau Expandable stents and method of making same
US5344398A (en) * 1992-02-25 1994-09-06 Japan Crescent, Inc. Heated balloon catheter
US5368566A (en) * 1992-04-29 1994-11-29 Cardiovascular Dynamics, Inc. Delivery and temporary stent catheter having a reinforced perfusion lumen
JP3579052B2 (ja) 1993-03-23 2004-10-20 フォーカル,インコーポレイテッド 重合材料の生体組織への局部付与のための装置
US5849035A (en) 1993-04-28 1998-12-15 Focal, Inc. Methods for intraluminal photothermoforming
US5462529A (en) * 1993-09-29 1995-10-31 Technology Development Center Adjustable treatment chamber catheter
US5397307A (en) 1993-12-07 1995-03-14 Schneider (Usa) Inc. Drug delivery PTCA catheter and method for drug delivery
US5470307A (en) * 1994-03-16 1995-11-28 Lindall; Arnold W. Catheter system for controllably releasing a therapeutic agent at a remote tissue site
US5415636A (en) * 1994-04-13 1995-05-16 Schneider (Usa) Inc Dilation-drug delivery catheter
US5779673A (en) 1995-06-26 1998-07-14 Focal, Inc. Devices and methods for application of intraluminal photopolymerized gels

Also Published As

Publication number Publication date
US5674287A (en) 1997-10-07
DE68922497T2 (de) 1995-09-14
HK1004534A1 (en) 1998-11-27
US5749922A (en) 1998-05-12
US5800538A (en) 1998-09-01
DK418989D0 (da) 1989-08-24
EP0431046A4 (en) 1991-07-10
WO1990001969A1 (en) 1990-03-08
US20020099332A1 (en) 2002-07-25
US20040024419A1 (en) 2004-02-05
AU4191989A (en) 1990-03-23
JP2836878B2 (ja) 1998-12-14
CA1340257C (en) 1998-12-15
DE68922497D1 (de) 1995-06-08
EP0649637A1 (en) 1995-04-26
EP0431046A1 (en) 1991-06-12
ATE121954T1 (de) 1995-05-15
CA1336755C (en) 1995-08-22
US6443941B1 (en) 2002-09-03
US6699272B2 (en) 2004-03-02
EP0431046B1 (en) 1995-05-03
JPH04501670A (ja) 1992-03-26
US5947977A (en) 1999-09-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DK418989A (da) Fremgangsmaade til endoluminal forsegling samt apparat og polymere produkter til anvendelse ved fremgangsmaaden
US5749915A (en) Polymeric endoluminal paving process
US10881498B2 (en) Device and method for management of aneurism, perforation and other vascular abnormalities
JP6789386B2 (ja) 血管性疾患および非血管性疾患を治療するためのカテーテルシステム
US5213580A (en) Biodegradable polymeric endoluminal sealing process
JP2021000552A (ja) 医療用デバイス
US20030074049A1 (en) Covered stents and systems for deploying covered stents
AU749285B2 (en) Non-thrombogenic stent jacket
EP1550477A1 (en) Stent and process for producing the same
JP2008509724A (ja) 押出成形被覆を設けたステント
US20100207291A1 (en) Method of Making a Tubular Member
CN106937895B (zh) 覆膜支架及其制备方法
EP1567090B1 (en) Photo curable endoprosthesis
US20080109064A1 (en) Methods and Devices for Biological Fixation of Stent Grafts

Legal Events

Date Code Title Description
AHS Application shelved for other reasons than non-payment