JP3715989B2 - 吸収性血管創傷被覆材 - Google Patents

吸収性血管創傷被覆材 Download PDF

Info

Publication number
JP3715989B2
JP3715989B2 JP51013696A JP51013696A JP3715989B2 JP 3715989 B2 JP3715989 B2 JP 3715989B2 JP 51013696 A JP51013696 A JP 51013696A JP 51013696 A JP51013696 A JP 51013696A JP 3715989 B2 JP3715989 B2 JP 3715989B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
wound dressing
collagen
vascular
vascular wound
conduit
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
JP51013696A
Other languages
English (en)
Other versions
JPH10505527A (ja
Inventor
リ,シュ−タング
Original Assignee
リ,シュ−タング
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 リ,シュ−タング filed Critical リ,シュ−タング
Publication of JPH10505527A publication Critical patent/JPH10505527A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP3715989B2 publication Critical patent/JP3715989B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Images

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
    • A61F2/82Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/11Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for performing anastomosis; Buttons for anastomosis
    • 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
    • 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
    • A61F2/30Joints
    • 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
    • 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
    • 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
    • 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
    • Y10S623/901Method of manufacturing prosthetic device

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Medicines That Contain Protein Lipid Enzymes And Other Medicines (AREA)
  • Medicinal Preparation (AREA)
  • Pharmaceuticals Containing Other Organic And Inorganic Compounds (AREA)
  • Prostheses (AREA)

Description

技術分野
本発明は、血管の修復及び再生に関するインターベンション治療方法及び外科的方法の分野に関するものである。より詳しくは、本発明は、損傷または病変した血管を機械的に支持し、宿主血管の再生を容易にし、さらに選択部位に治療薬を運搬する手段を提供する管状血管創傷被覆材のセグメントが形成できるように損傷または病変した血管セグメントを修復するのに使用される、コラーゲンを基礎とする材料からなる生体吸収性、生体適合性、抗血栓性、多孔性管状血管創傷被覆材に関するものである。上記吸収性血管創傷被覆材の製造方法および上記吸収性血管創傷被覆材の使用方法が開示される。
背景技術
1980年以前には、ほとんどの病気になった血管の修復方法は外科手術によるものであった。従来の血管手術の総合的な批評は、「バスキュラー サージェリー(Vascular Surgery)」、ウェスレイ、エス ムア(Wesley,S.Moore)著、グルン アンド ストラットン,インコーポレイテッド(Grune & Stratton,Inc)1983年に見いだされる。開示された外科的な手法の一つとしては、人工血管(生物学的または合成による)を近位端から遠位端まで血液を流せるように損傷部をバイパスするのに使用するものがある。具体的には、冠状動脈の修復方法において、伏在静脈の自家移植を心臓の正常な血流を回復するためのバイパス移植として使用する。このような種類の外科的な手法は一般的に外傷性であり、数週間の入院と高い外科手術費用を必要とするので、代わりの処置方法が模索されていた。以降、経皮経管血管形成術(PTA)が現れ、過去十年間において粥状硬化性冠状及び末梢動物の病変部を修復するための最も外傷の少ないインターベンション治療方法として最も一般的な方法であった。1988年では、アメリカ合衆国のみで、冠状動脈の病気に対して約300,000件の血管形成術の処置があった(ビービーアイ ニューズレターズ(BBI Newsletters)、13巻、No.5、表4、頁86、1989年)。血管形成術が増加し、認められたにもかかわらず、全体の成功率は血管の再閉塞(突発性再閉塞及び再狭窄)によって制限された。全体的に、血管の再閉塞が過去10年間にわたって1/3の症例で起こった。ここ数年間は血管形成術の処置が増加することが予想されたが、これに比例してより多くの数の患者が血管の再閉塞の結果、冒されるであろう。したがって、血管の再閉塞の衝撃は患者の疾病率、処置が再度行われる危険性及び健康にかかる費用の上昇という点で主に重要である。再狭窄率が33%〜25%に減少することは全体的にヘルスケアーにかかる費用が3億ドル節約できると試算された。したがって、有効な、信頼性の高いかつ安全な血管の再閉塞の抑制及び恐らく予防方法は非常に歓迎されるものである。
数多くの様々な方法が血管形成後の血管の再閉塞を予防するために試みられてきた。一つの方法としては、機械的に内腔を開いたままにする血管内ステントの使用がある。このようなステントの一つが、U.S.特許第4,733,665号に開示されており、この公報は、拡張可能なステンレス鋼ワイアーのメッシュによるチューブからなる血管内ステントを血管形成後の再狭窄及び血管の再閉塞を予防するために使用するものである。このステントは、カテーテルに固定された膨張可能なバルーン上に置かれ、狭窄した領域まで進められる。バルーンを膨らませることにより、ステントを血管壁に接するように拡張させる。バルーンを拡張させるとワイアーメッシュの弾性限度が超え、これにより、ステントが拡張形態を維持する。U.S.特許第4,503,569号は、カテーテル上で狭窄した領域に進められる形状記憶合金製のステントを開示する。このステントは、コイルスプリングの形態を有する。ステントが所定の位置に置かれた後、ステントを熱い液体で加熱することにより、形状記憶合金が血管に接するように拡張する。血管修復用のステントは、U.S.特許第4,553,545号及びU.S.特許第4,732,152号にも開示される。血管システムの修復用のプラスチックグラフトがU.S.特許第4,740,207号に開示される。U.S.特許第4,577,631号には、大動脈に設置された後に紫外線または超音波エネルギーによって活性化される接着剤で被覆されるダクロングラフトが開示される。上記ステント及びクラフトのほとんどは機械的な必要条件を基礎として開発され、金属、合金またはプラスチックから製造され、血管中に不明確に維持されるので、これらは、通常、血管と常時接し、体内で連続的な拍動性の圧力を受ける許容できる血管内補綴材の必要条件を満たすのに多くの欠点及び制限がある。従来の血管内ステント及びクラフトの欠点を以下に記載する。
第一に、血液適合性材料の選択が血液に接する用途では最も重要である。金属は高い表面エネルギーを有し、血液適合性でないため、内腔内または血管内ステントまたはグラフトとして移植されると急性の血栓症を誘導してしまう。加えて、金属は非吸収性であり、腐食される。最良のステンレス鋼であっても、長期間の移植条件下で腐食しないという保証はできない。
第二に、血管内膜の過形成及びグラフトの再閉塞を生じる伸展性の不適正が多くの血管移植処置において報告された。金属は、非伸展性であることが知られているため、金属製のステントの慢性の再閉塞は血管内膜の過形成によるということは驚くにあたらない。事実、伸展性の不適正の結果としての吻合部の過形成は、依然として、冠状動脈のバイパス手術用の小口径の血管を開発する上での主要なハードルの一つである。
さらに、血管の内腔表面との完全な周辺部の接触がステントの安全性及び有効性にとって重要である。金属製のステントの不完全な拡張は致命的である。血管の拍動作用による周囲組織への連続した傷害は長期間の有害反応を誘導する。さらに、金属製のステントは血管内に一定の拡張範囲を有する。場合によっては、ステントは直径が小さすぎて、拡張後であっても、血管に固定されず、また、ステントは血管を損傷するまたは破裂するような直径にまで拡張してしまうこともある。どちらの場合も、不適当な大きさのまたは不適当な位置の従来のステントは除去するために外科手術が必要である。熱により拡張する金属である、ニチノール(nitinol)は、配置中の不適当な加熱の結果としての不完全な拡張あるいはステント材料の変動による欠点をさらに有する。
さらに、ステントの移動が従来のステントでは観察された。ステントの移動は致命的となりうる。ステントの移動は、拡張下、金属特性の経時的な変化及び外来材料に対する生体自身の防御による。
金属製のステントの欠点の幾つかを克服するために、スレピアン、エムジェー(Slepian,M.J.)及びシュニドラー、エー(Schnidler,A.)(サーキュレーション(Circulation)、78、追補IV:II−409、1988年)はステンド作製用に合成ポリマー材料、直鎖脂肪族ポリエステルを選択した。この材料は、緩やかに分解可能であり、インシツー(in situ)で内腔部位を閉鎖し敷くのに使用される熱特性を有する。上記研究者らは、2バルーン配置方法を使用し、60℃でインシツー(in situ)でポリマーを溶融した後、バルーンを圧縮して血管閉鎖用の溶融ポリマーを流れさせ、さらに、この材料を冷却してポリマーを固化させて、これで閉鎖するまたはこれを敷く。この方法は、従来、ポリメリック エンドルミナル ペイビング アンド シーリング(polymeric endoluminal paving and sealing)(PEPS)と称された。このPEPS法は、幾つかの潜在的な欠点を有する。高温は、局所的な組織や細胞には未知の作用を有する。血管内の溶融及び結晶化は、このような生命を維持する過程で予想された事項ではない。さらに、分解産物の長期の効果が不明である。ポリマーフィルムと組織との付着もまた、塞栓を潜在的に引き起こす材料の断片化の危険性を上昇させる。
血管内ステントまたは創傷治癒用途に金属や合成ポリマーによって刺激されることのないI型コラーゲンを用いることは多くの利点がある。I型コラーゲン分子は、三重らせんであり、3つのポリペプチド鎖またはa鎖の渦巻き状に巻いたコイルである単一の蛋白質の立体配置を有する。a鎖の2つは、同一であり、a1鎖と呼ばれ、第三の鎖は若干アミノ酸組成が異なり、a2鎖と呼ばれる。各a鎖は、1ターン当たり3残基で左巻きらせん(left−handed helix)状にねじれており、3つの鎖は右巻き高次らせん(right−handed superhelix)状に一緒に巻き、直径約1.4ナノメーター及び長さ300ナノメーターの棒状分子を形成する。上記a鎖は、それぞれ、約1,050アミノ酸残基を含み、I型コラーゲン分子の分子量は約300,000ダルトンである。三重らせん内の各a鎖では、3番目毎のアミノ酸残基がグリシンである。コラーゲンは、高含量のプロリン及びヒドロキシプロリン残基、トリプトファンの不存在、少量の芳香族アミノ酸、及びかなりの量のジカルボン酸及び2塩基アミノ酸残基の特徴を有する。コラーゲン分子の両端末には、球形であり、三重らせんの構造を持たず、3番目の残基毎にグリシンを持たないテロペプチドとして既知の末端ペプチド配列が存在する。これらのテロペプチドは分子の分子間架橋の1次部位である。本発明の用途にI型コラーゲンを使用する利点の幾つかを以下に簡単に要約する。
第一に、I型コラーゲンは、低免疫原性である。一つの種のI型コラーゲン分子に対する抗体は、フロインド完全アジュバントなしでは第二の種で生じることができない。免疫原性はコラーゲンが線維形態である際には減少する。化学的な架橋は検出不可能なレベルにまで免疫原性をさらに減少させる。言い換えれば、精製されたI型コラーゲン繊維は非常に生体適合性がある。
第二に、I型コラーゲンは生分解性であり、生分解率をグルタルアルデヒド、ホルムアルデヒドまたは他の二官能性架橋剤による架橋による等の化学的な手段によって制御できる。創傷部の治癒中に、分子のC末端から1/4の位置でコラーゲンを切断する酵素であるコラゲナーゼを分泌する細胞は数多く存在する(マクロファージ、多核白血球及び繊維芽細胞)。2本の短い三重らせんは体温では安定でなく、ランダムコイル状のペプチドに変性し、さらに、これは体内でプロテアーゼによってアミノ酸や小さなペプチドに分解される。アミノ酸やペプチドは、恐らく、創傷部のリモデリング中に宿主コラーゲンの吸収と同様の正常な経路を介して、代謝される。
さらに、I型コラーゲン分子は約250個のアミノ及びグアニジノ基を(pH7.4で陽性に荷電される基)及び約250個のカルボキシル基(pH7.4で陰性に荷電される基)を有する。これらの側鎖の官能基は反応性を有し、化学的な手段によって修飾されその物理化学的、機械的及び生物学的な性質を変化させることができる。例えば、元のI型コラーゲン繊維はトロンボゲン形成性である。しかしながら、コラーゲンのトロンボゲン形成性は、コラーゲン分子を陰性に荷電された蛋白質に修飾すると、有意に減少する。
さらに、I型コラーゲンは、溶液としてまたは非常に膨張した繊維分散液として調製できるため、小分子状薬、ペプチド及び高分子の形態を有する薬剤をコラーゲン繊維中に添加して緩やかな全身への放出用の賦形剤としてまたは薬剤の局所デリバリーシステムとして機能する複合材料を形成できる。
皮膚、神経及び半月軟骨等の他の組織の修復はI型コラーゲン含有材料を用いて試みられてきた。例えば、ヤナス(Yannas)らは、コラーゲン−グリコサミノグリカン複合材料を用いた内皮用移植材を作製した(U.S.特許第4,060,081号)。リー(Li)は、末梢神経の修復用の半透過性、吸収性I型コラーゲンの導管を使用した(U.S.特許第4,963,146号)。ストーン(Stone)は、生体適合性、吸収性I型コラーゲン−グリコサミノグリカンマトリックスを半月軟骨を再生するのに使用した(U.S.特許第5,007,934号)。
コラーゲンの創傷治癒マトリックスは、U.S.特許第5,024,841号に開示される。この創傷治癒マトリックスはアテロコラーゲン(ペプシン可溶化皮膚コラーゲン)から作製され、化学的に架橋されていない。したがって、これは、本発明の特殊な血管用途に臨界的に必要である独特な物理化学的及び機械的特性を有してはいない。
しかしながら、損傷または病変した解剖学的な構造を修復するのに使用された前記様々な技術をもってしても、血管創傷被覆材として成功しかつ全体が吸収性の天然材料から構成される装置、またはその類似体は、従来技術では開発されなかった。
したがって、本発明の目的は、正常な血流を可能にする、損傷または病変した血管セグメントに対して構造的な支持を形成する、改良された血管創傷治癒装置を提供することである。
本発明の他の目的は、生体適合性、生体吸収性、血液適合性、かつ伸展性を有する血管創傷被覆材を提供することである。
本発明のさらなる目的は、血管内の目的とする部位で解放されると、それ自体が拡張して材料の水和作用を介して血管壁に付着する血管創傷被覆装置を提供することである。
本発明のさらなる目的は、治療用途として血管内または血管外のいずれかの目的とする部位に薬剤を運搬する手段を提供することである。
本発明のさらなる他の目的は、血管創傷被覆材の製造手段を提供することである。
本発明のさらなる他の目的は、損傷または病変した血管を修復する手段を提供することである。
発明の概要
本発明によれば、血管形成術における血管修復についての先行技術に関する幾多の欠点や問題点を除去しまたは実質的に減少させる血管修復用の吸収性血管創傷被覆材が提供される。さらに、本発明によれば、血管の内側または外側の選択部位に薬剤を運搬する方法が提供される。特に、本発明によれば、血管創傷被覆材が管状で、追従性、自己伸張性があり、側面が薄く、生体適合性、血液適合性、生体吸収性を有し、血管形成後の血管閉塞の危険を除去または実質的に減少する吸収性創傷被覆材が提供される。
本発明の吸収性血管創傷被覆材は、通常は種々の内径および外径をもった円柱状線維を含むI型コラーゲンの乾燥した多孔性マトリックスである。本発明の好ましい形態においては、創傷被覆材への半径方向の追従性を付与するために、線維はマトリックスの隅々にランダムに配向される。
マトリックスはまた、局所治療のための選択された薬剤を含有させることができる。治療用薬剤としては、アスピリン等の抗血小板薬;クマジン(coumadin)等の抗凝血薬;抗生物質;ヘパリン、コンドロイチン硫酸、ヒアルロン酸等、ウロキナーゼ、ストレプトキナーゼ、プラスミノーゲン・アクチベーター等を含むポリアニオン多糖体等の抗血栓沈着薬;変換成長因子ベータ(TGF−β)等の創傷治癒薬、ラミニン、フィブロネクチン等の糖蛋白、種々のタイプのコラーゲンが含まれる。
特に、本発明の自己伸張性の血管創傷被覆材は、I型コラーゲンのマトリックス材からなり、平均径約0.1μm〜約150μmの細孔を有し、内径が内部中心に向かってテーパー状をなした壁部をもつ導管からなるものである。
さらに、本発明は、吸収性血管創傷被覆材の製造方法を提供する。
当該方法は、
a)コラーゲンI型を含有する水性分散液を調整し、
b)コアセルベート化剤によりコラーゲンをコアセルベート化し、
c)コアセルベート化したコラーゲン線維を同軸円筒成形型に入れ、
d)成形型中の線維を凍結乾燥して乾燥コラーゲンマトリックス導管を形成し、
e)凍結乾燥したコラーゲンマトリックス導管に水ミストを噴霧し、
f)水噴霧処理したコラーゲンマトリックス導管を圧縮し、
g)コラーゲンマトリックス導管の端部を圧縮して内部中心に向かってテーパー状の内径を形成し、
h)ついで、圧縮したコラーゲンマトリックス導管を架橋剤で架橋させることからなるものである。
さらにまた、本発明はを吸収性血管創傷被覆材を用いた損傷または病変した血管の治療方法を含むものである。当該方法は、吸収性血管創傷被覆材を折り重ねた形状で選択部位へ既存のカテーテルにより運搬し、吸収性血管創傷被覆材を該選択部位で解放する方法を含み、これにより、創傷被覆材が元の形状に自己伸張して血管壁に密着するものである。
特に、当該方法は、
a)創傷被覆材を含む運搬カテーテルを経皮的部位を通して動脈内に挿入し、
b)該創傷被覆材を選択された血管内部位にガイドワイヤーで案内し、
c)ついで、創傷被覆材を血管内部位で解放することからなるものである。
そのうえさらに、本発明は血管手術中の吻合部位での血管内外側への吸収性血管創傷被覆材の運搬方法を含む。特に、吻合部位での血管内側への血管創傷被覆材の運搬方法は、
a)吻合部位で宿主血管と人工血管の内腔に血管創傷被覆材を挿入し、
b)ついで、宿主血管と人工血管を一直線にし、人工血管の近位端と遠位端で人工血管を宿主血管に縫合することからなる。
さらに、吻合部位での血管外側への血管創傷被覆材の運搬方法は、
a)宿主血管または人工血管を血管創傷被覆材内に挿入し、
b)宿主血管と人工血管を吻合し、
c)創傷被覆材を引っ張り近位端と遠位端で吻合部位を被覆することからなる。
特に、本発明の吸収性血管創傷被覆材は、実質的に多孔性の壁部で構成されているので栄養の拡散が可能であり、これにより内皮化が促進され、組織内殖が容易となり、宿主血管との固着が促進されるものである。さらに、内腔表面が抗血栓性であり、血栓沈着を効果的に防止する。さらにまた、該吸収性創傷被覆材は、宿主血管と同様の適応性を有し、内膜肥厚の形成の危険性が低減される。そのうえさらに、該吸収性創傷被覆材は壁部断面が薄いので、被覆した血管の接合部での血流障害が低減される。該吸収性血管創傷被覆材は多孔性壁部を有するので、宿主血管再生の初期骨格を与えるものである。
ゆえに、本発明の好ましい実施態様においては、本発明の吸収性血管創傷被覆材は、以下の物性および物理化学的特性を有する。
物 性
内径(mm) 2〜30
孔径(μm) 0.1〜150
壁厚(mm)
遠位端部 0.05〜0.30
中央部 0.10〜1.5
密度(g/cm3) 0.05〜0.80
長さ(cm) 0.05〜15
物理化学的特性
コンプライアンス(%半径変化/mmHg×10-2 2.0〜7.0
膨潤量(g/g) 0.5〜15
熱安定性(℃) 55〜85
緩和回復時間(秒) 1〜30
本発明を、図面された実施態様により、以下に詳述する。
【図面の簡単な説明】
本発明の前記ならびに他の目的、その種々の特徴、同様に本発明自身は、図示された実施態様とともに読解した場合、つぎの記載から容易に理解できるであろう。
図1は、本発明により作られた吸収性血管創傷被覆材の斜視図を示すものである。
図2は、本発明の吸収性血管創傷被覆材の長手方向の断面図を示すものである。
図3は、本発明による血管内の保護シース内側のバルーン上に折り重ねられた吸収性創傷被覆材を備えた装着カテーテルの断面を示すものである。
図4は、血管内で展開された吸収性血管創傷被覆材の断面を示すものである。
発明の説明
特定の性質を有する吸収性血管創傷被覆材が、I型コラーゲン含有材料から製造でき、かつカテーテルを経て内部で発光させてまたは手術中に吻合させる個所のいずれかで障害部位に導入できることが見出され、この創傷被覆材は従来の血管修復用の金属または合成樹脂製用具の有する数々の欠点を減少させまたは実質的に除去する。本発明の吸収性血管創傷被覆材の特異な特徴および性質ならびに従来品に対するその利点を、下記のとおり要約する。
第1に、本発明による吸収性血管創傷被覆材は、生体適合性があり、しかも血液と接触する適用物に対して化学的に変成されるI型コラーゲン材料よりなる壁部を有している。
第2に、本発明の吸収性血管創傷被覆材の壁部は、約0.1μm〜約150μmの細孔を有する多孔質であり、細胞浸入を経て宿主組織による壁部への沈着を促進するために曲りくねって配置されている。この創傷被覆材の多孔性は、壁部を通して栄養源の拡散を可能にし、その結果、内皮化を促進する。
さらに、本発明の吸収性血管創傷被覆材は、図1の部材11および図2の部材21に示すように、末端には薄い断片の壁部を有している。該壁部は、該被覆材の末端の内径Xが該被覆材の中央部の内径Yよりも大きくなるようにテーパ状をなしている。この構造により、血管は最低の障害で流通でき、その結果、血行停止の危険および血管細胞を損傷しかつ引き続き血栓の蓄積を生じる恐れがある渦巻流を低減できる。特に、本発明の壁部は、創傷被覆材の中央部で約0.1mm〜約1.5mmの膜厚かつ創傷被覆材の末端で約0.05mm〜0.3mmを有している。
本発明の吸収性血管創傷被覆材の密度は、約0.05g/cm3から約0.8g/cm3(ただし、「g/cm3」は、マトリックスの立方センチメートルに対する創傷被覆材のグラム数を意味する単位である。)の間で、該創傷被覆材の種々の機械的ならびに治療目的に応じて変えることができる。例えば、低密度の創傷被覆材は、治療剤の急速な拡散が要求される場合への適用には、より効果的である。
本発明の吸収性血管創傷被覆材は、通常の血管の部位内で適用できる。宿主血管と移植物との間の適合性は重要である。宿主血管−移植物接合領での不適合は、乱血流および血栓沈積を生じ、平滑な筋肉細胞増殖および最終的には閉塞を生じる恐れがある。本発明の吸収性血管創傷被覆材は、約2.0%半径変化(radial change)/mmHg×10-2〜約7.0%半径変更/mmHg×10-2、好ましくは約4.0%半径変更/mmHg×10-2〜約6.0%半径変更/mmHg×10-2のコンプライアンスを有している。
本発明の吸収性血管創傷被覆材は、宿主血管への急速な沈積のための細胞浸入を助長する親水性である。該吸収性血管創傷被覆材の膨潤量は、約0.5g/g−創傷被覆材〜約15g/g−創傷被覆材、好ましくは約2g/g−創傷被覆材〜約10g/g−創傷被覆材である。
本発明の吸収性血管創傷被覆材の吸収速度は、特定の損傷部位に応じて有利なように設計される。例えば、低いインビボ(in vivo)吸収は、該用具の機械的支持機能が臨界的である適用にはより有利である。生体内吸収の速度は、グルタルアルデヒド、ホルムアルデヒドのような二官能分子間架橋剤を使用するというような化学的手段により制御できる。吸収の生体的速度は、材料の熱収縮温度により補正できる。本発明の吸収性創傷被覆材の熱収縮温度は、約55℃から約85℃、好ましくは約60℃から約75℃である。約55℃から約85℃の熱収縮温度を有する該血管創傷被覆材は、生体内で約30日から約120日で吸収され得る。
図3および図4を参照すると、本発明の吸収性血管創傷被覆材31は、カテーテル33の先端のバルーン33上に折り重ねられて血管35内の特定の損傷部位34にワイヤ38を通して装着を容易にする。血管内の血液42と接触したときに、糸37を引っ張って該用具を解除することにより保護シース36が除去され、創傷被覆材の折り重ねが解除され、かつ元の構造41に完全に伸張する。該創傷被覆材のこの自己伸張は、脈管内適用のために創傷被覆材を使用する場合に特に重要である。該創傷被覆材が折り重なった構造から伸張した構造へ変化するのに要した時間で定義される緩和回復時間は、本発明の創傷被覆材にとっては短時間である。本発明の吸収性血管創傷被覆材の緩和回復時間は、約1〜約30秒、好ましくは約3〜約10秒である。一般に、本発明の吸収性血管創傷被覆材を製造する際に、コラーゲン質の組織がまず精製に供されかつ化学的修飾に供される。
特に、本発明のコラーゲン材料は、つぎの方法により製造される。
第1に皮膚、腱、靱帯、骨等のごときI型コラーゲンの天然原料を脱脂し、筋膜およびその他の異質のものを洗浄する。ついで、清浄化され洗浄されたコラーゲン含有材料をスライスまたはグラインドすることにより粉砕し、つづいて徹底的に水洗で可溶性血液蛋白を除去する。
ついで、粉砕された材料をエタノールおよびプロパノール類のごとき低分子量アルコール類、エチルエールのごときエーテル類、石油エーテル、エーテルとアルコールとの等容量混合物のごとき脂溶化剤を用いて脱脂処理に供する。脱脂された材料は、洗浄して残存アルコールおよび/またはエーテルを除去される。
ついで、脱脂かつ洗浄されたコラーゲン含有材料は、約1Mの濃度の中性塩溶液を用いて、常法により約4℃〜約25℃の温度で抽出される。中性塩溶液の高いイオン強度は、コラーゲンと非コラーゲン質材料との間の静電相互作用を弱める。このような中性塩としては、塩化ナトリウム、塩化カリウム等がある。これを行なうことにより、中性塩可溶の非コラーゲン質材料は除去される。ついで、このコラーゲン材料は脱イオン水、蒸留水等で洗浄される。
該塩抽出コラーゲン含有材料は、さらに該コラーゲン含有材料を構造安定化塩の存在下に2回の極度のpH抽出に供する方法で精製される。約2〜約3のpHにおける膨潤は、適当な酸の使用によるような公知の方法で達成される。このような酸としては、塩酸、酢酸、乳酸等がある。使用される塩としては塩化ナトリウム、硫酸ナトリウム、硫酸アンモニウム等がある。好ましくは酸抽出は、バクテリアの増殖を減少させるために4℃で行なわれる。該酸は、コラーゲンと、可溶化されて除去される酸性の非コラーゲン質蛋白との間のイオン性相互作用を弱める。脱イオン水、蒸留水により大規模な洗浄を行なったのち、該コラーゲンは公知方法によりpH13以上で塩基性溶液で抽出される。このような塩基としては、水酸化ナトリウム、水酸化化カリウム、水酸化カルシウム等がある。アルカリ性条件は、コラーゲンと、可溶化されかつ除去される塩基性非コラーゲン質材料との間のイオン性相互作用を弱める。このアルカリ性処理はまた、コラーゲンのグルタミン残基およびアルパラギン残基の部分脱アミノ化により等電点を減少させる。ついで、該アルカリ性抽出コラーゲン材料は、脱イオン水、蒸留水により徹底的に洗浄して残存塩基が除去されかつpHを約13から約7へ低下させる。
ついで、該塩基抽出コラーゲンは、コラーゲン中のリシン類のE−アミノ基を部分的にアセチル化するように修飾されて、さらに血液適合性のための等電点が低下するように正に帯電されたE−アミノ基が除去される。コラーゲンのアミノ基のアセチル化方法は、約8.0のpHで、半飽和酢酸ナトリウムの存在下に無水酢酸と反応させることによるような公知の技術である。別法としては、この血液適合性は、約8.0のphで無水コハク酸によりコラーゲンをコハク化に供することにより負に帯電した基の全数を増加させることにより高めることもできる。このように行なうことによりさらに負に帯電したカルボキシル基は、リシン残基の側鎖に付加する。
このようにして製造されたI型コラーゲン材料は、フイブリル構造を保持しており、最低限の非コラーゲン質不純物を含有しており、本発明の吸収性血管創傷被覆材の製造のために、さらに行なわれる処理に好適である。しかしながら、天然組織のII型コラーゲン、III型コラーゲン等のごとき他のコラーゲンも本発明の目的とする用途に製造できることは認識されるべきである。
本発明の吸収性血液創傷被覆材の製造において、精製されかつ化学的に変成されたコラーゲンは、まず公知の方法で分散液の製造に用いられる。コラーゲン分散液のこのような製法の一つは、あたかも完全に記載されているかのごとく参照されることにより挿入されている米国特許第3,157,524号により教示される。
精製されたI型コラーゲンは、まず塩酸、リン酸、乳酸、酢酸等の如き酸溶液で膨潤される。酸が使用されるにもかかわらず、酸コラーゲン分散液のpHは、約2〜約3の範囲内にある。
ついで、膨潤コラーゲンは、さらに線維類が解離するように、ホモジナイザーまたはブレンダーごとき公知のいかなる手段によっても均質化される。ついで、該均質化コラーゲン分散液はステンレス鋼メッシュ等を通して減圧濾過するというような公知手段により非膨潤凝集物を除去するために濾過される。
本発明の一実施態様において、吸収性血管創傷被覆物が、さらに、治療用装置体として機能させたい場合には、I型コラーゲンに加えて、アスピリン、クマジン(coumadine)、抗生物質、ヘパリンのごときポリアニオン性多糖類、ヒアルロン酸、コンドロイチンサルフェート等、変換成長因子ベータ(TGF−8,3)のごとき成長因子、プロスタグランジン類、プラスミノーゲンアクチベータ類、ウロキナーゼ、フィブリノペクチン、ラミニン等のごとき等蛋白、II型からXIV型までのコラーゲン類のごとき種々の薬剤を、分散液中に存在させてもよい。
該吸収性血液創傷被覆材は、該創傷被覆材のサイズおよび機械的要求に応じてつぎの実施態様によりコラーゲン分散液から形成される。
本発明の一実施態様において、該分散液中のコラーゲン線維は、まず水酸化ナトリウム、水酸化アンモニウム等を使用するというような公知の方法により塩基を用いてpHを等電点に調整することによりコアセルベート化される。該コアセルベート化された線維は、水から完全に相分離され、かつ多孔質遠心管にやっとこを用いて除去される。水和線維を会合している過剰の水分は、市販の遠心分離装置を用いて低速で遠心分離に供することにより除去される。部分的に脱水された線維は、ついで、円筒の中心のロッドを含んでいる円筒成形型にセットされる。ロッドの直径は、吸収性血管創傷被覆材の内腔の径を決定する。成形されたコラーゲン線維は、ついで市販の凍結乾燥器を用いて凍結乾燥に供される。具体的には、コラーゲン線維は、まず−20℃以下の温度で約4〜約8時間凍結され、ついで−10℃で約24〜約48時間、さらに20℃で約4〜約8時間、約50μmHg〜約300μmHgの真空下に乾燥される。かくして、筒状の多孔質マトリックスは室温で一夜放置されて過剰の真空処理により線維が弛緩する。この方法で製造されたマトリックス内のコラーゲン線維は、機械的強度を与えかつ軸方向ならびに放射方向の両方向に対応して任意に配向する。これは、特に宿主血管に対する創傷被覆材の対応部位が効果的であると考えられる小直径(6mm未満)の血管の修復利用において重要である。ロッドが付着した該凍結マトリックスは、ついで、約20〜約700rpm、好ましくは約40〜400rpmの速度度でマトリックスを回転させる攪拌機に挿入される。水ミストの流れを、該マトリックスを回転させながら約15.25〜45.75cm(約6〜18インチ)の距離から約5〜約30秒間該マトリックスの表面に噴霧する。コンソリデーテッド プラスチックス カンパニー インコーポレイテッド(Consolidated Plastics Company,Inc.)から販売されているコンプレスド エア スプレイヤー(Compressed Air Sprayer)のごときいかなる市販の噴霧装置も、この目的には使用可能である。水ミストの噴霧は、各家事において一般的である衣服およびクリーニング業界と同様に圧縮方法を促進する。
水噴霧処理した管状多孔質マトリックスは、壁厚を減少させるために2段階の回転圧縮処理を受ける。第1の回転圧縮ステップは、その分野の公知の手段、例えばガラス表面若しくはプラスチック表面などの滑らかで硬い壁を圧縮しながら回転させ、または回転中に2つの滑らかで硬い表面の間の多孔質円筒を圧縮することにより実施される。圧縮されたマトリックスの外径は、2つの硬質板の所定のギャップと定義されることが好ましい。特に、創傷被覆材の内径によるが、壁の直径は次式により決定される:
創傷被覆材の内径(ID)+2x壁厚=外径(OD)
または壁厚=(OD−ID)/2。
ここで、ODは板間のギャップと同じである。壁厚は約0.1mm〜約1.5mmであることが好ましい。
第2の回転圧縮ステップは、所定のテーパーを形成するように端部において創傷被覆材の断面をさらに減少するように管の両端で実施される。これは、テーパーを付けたプラグ(切頭直円錐)を管状マトリックスの各端部に挿入することにより行う。管状マトリックスのIDやODに依存し、切頭直円錐の上面は管状マトリックスのIDと同じ直径を備え、その他端、すなわち切頭直円錐の下面はODよりも約0.1mm〜約0.6mm小さな直径を備えるので最終的に圧縮された血管の創傷被覆材の両端部における内径は約0.05mm〜0.3mmの壁厚を有する。
または、凍結乾燥マトリックスの圧縮後における吸収性血管創傷被覆材の内腔の大きさ、中央部や端部の壁厚を決める成形型の中心ロッドが両端部において円錐形(下面が外を向いた切頭直円錐)であってもよい。吸収性血管創傷被覆材の中央部や両端部のIDおよび壁厚は、切頭直円錐のマンドレルの直径、上面や下面の大きさや2つの圧縮プレート間のギャップにより定義される。
この様に圧縮された管状マトリックスは、その後、その分野の公知の方法、例えばマトリックスをホルムアルデヒド、グルタルアルデヒド、カルボジイミドなどの2官能架橋剤とその蒸気層または液層で接触させる架橋ステップで処理される。架橋は血管の創傷被覆材のインビボ(in vivo)安定性を制御し、また被覆材が機械的に変形し、水溶液に接したときに、創傷被覆材の自己伸張性を提供する幾何学的な配向性を固定する。架橋は蒸気層で実施することが好ましい。架橋が蒸気層で実施されるときに、特に架橋は相対湿度約75%〜100%、温度約20℃〜約30℃の範囲においてホルムアルデヒド、グルタルアルデヒドなどの蒸気で達成されるであろう。
また、脱水熱架橋として公知である、95℃〜110℃の温度、約10μHg〜約100μHgの減圧下、約24時間、コラーゲンの分子内側鎖の吸熱化学濃縮により達成できる。
本発明の他の実施態様で吸収性血管創傷被覆材の半径方向の物理的強度が重要である場合には、コラーゲンフィラメントまたはポリグリコレート(polyglycolate)、ポリラクテート、ポリグリコレート−ポリラクテート共重合体フィラメントなどの吸収性フィラメントを巻いたマンドレルが望ましい。吸収性フィラメントは創傷被覆材壁に組み込まれて、物理的な支持装置用の血管創傷被覆材に対する付加的な剛性を提供する。
また、壁の剛性は、繊維を円周方向に配列することによりさらに増加させることができる。このことは、最初にフィラメントを巻いたマンドレルを機械的な撹拌機に投入し、約10rpm〜約60rpmの速度でマンドレルを回転して、部分的に脱水した繊維をコイル状フィラメントにゆっくりと巻きつけることにより達成される。フィラメントを含浸した線維は、凍結乾燥前にガラスのような滑らかな表面に対してゆっくりと回転させることにより、さらに脱水される。
血管創傷被覆材の架橋の程度は、創傷被覆材の脱水熱収縮温度、すなわち水性環境下における創傷被覆材がコラーゲン3重螺旋の展開に基づいて収縮し始める温度により測定できる。コラーゲン材の収縮温度の測定方法は当分野において公知である。代表的には、血管の創傷被覆材のセグメントは、最初に、pH7.4、約25℃で約10分間0.2Mリン酸緩衝液浴で平衡にさせる。創傷被覆材の長さは、カセトメーター(cathetometer)により決定される。溶液温度は、その後、その溶液を約1℃/分の速度で加熱することにより上昇する。創傷被覆材の長さは連続的に記録される。収縮温度は、創傷被覆材が50%縮む温度をいうと定義できる。また、収縮温度は示差走査熱量計などの市販の装置で測定できる。
一般に、架橋度は、吸収性血管創傷被覆材の収縮温度が約55℃〜約85℃、好ましくは約60℃〜約75℃の範囲になる程度である。かかる創傷被覆材は体内で1〜4か月以内に完全に吸収される程度に架橋される。
上記工程による吸収性血管創傷被覆材を作ることにより、該被覆材は、遠位端や近位端に薄い壁部断面を有するので血流障害を最小にでき、宿主血管との高い適応性を有するので肥厚を最小にでき、および壁部を有するので細胞の侵入を促進し、創傷被覆材の宿主血管への癒着を促進して被覆材の移動を防止できる。また、かかる創傷被覆材は、創傷の治療や宿主血管の再生を促進し、内皮化を促進する。さらに、かかる創傷被覆材は機械的に変形でき、その後水溶液と接触すると元の形状に戻る。そのうえ、この所定の選択性を達成するために、血管の創傷被覆材は次の物理的特徴を有する:創傷被覆材の中央部における壁厚が約0.1mm〜約1.5mmおよび創傷被覆材の端部における壁厚が約0.05mm〜約0.3mm;内径が約2mm〜約30mm;長さが約0.5cm〜約15cm;細孔が約0.1μm〜約150μm;密度が約0.50g/cm3〜約0.8g/cm3。さらにこの所定の選択性を達成するために、血管の創傷被覆材は次の物理的−化学的な特性を有する:コンプライアンスが約2.0%半径変化/mmHg×10-2〜約7.0%半径変化/mmHg×10-2、好ましくは約4%半径変化/mmHg×10-2〜約6%半径変化/mmHg×10-2;膨潤量が約0.5g/g〜約15g/g、好ましくは約2.0g/g〜約10g/g;熱収縮温度が約55℃〜約85℃、好ましくは約60℃〜約75℃;緩和回復時間が約1秒〜約30秒、好ましくは約3秒〜約10秒。
本発明にしたがってなされた吸収性の血管創傷被覆材は、独特の特性、すなわち血管形成後に血管の再閉塞を防止若しくは顕著に減少するため脈管内ステントとして機能するばかりでなく、動脈瘤から生ずる血管損傷を回復させ、特殊な治療薬を選択的に血管内部位または治療が施された吻合部位に運搬する機能を有する。
特に、血管形成術後の冠状動脈創傷被覆材としての適応において、本発明の歯冠内創傷被覆材の低い壁部断面およびコンプライアンスは被覆材宿主血管接合部の血流障害のリスクを顕著に減少させ、内膜肥厚のリスクを最小にする。抗トロンビン剤やヘパリンなどの抗平滑筋細胞増殖剤の存在下で、創傷被覆材表面でヘパリンなどを徐々に放出すると、被覆剤は徐々に再生宿主組織と置換しながら、血栓沈着や内膜肥厚形成から表面を保護する。
血管の直径が約6mm〜約30mmの範囲の末梢および大動脈の修復において、物理的な支持は、吸収性支持フィラメント、例えばコラーゲン、ポリグリコレート、ポリラクテートを壁に組み込むことにより得られる。
使用に際しては、本発明の吸収性血管創傷被覆材は、血管形成術後にカテーテルを介して選択部位に好適に装着される。図3と4を再び参照すると、血管創傷被覆材は、糸につながれた管状保護シースで被覆されて経皮経管血管形成術(PTCA)カテーテル先端のバルーンを覆って折り重なっている(図3)。シースと糸は、シリコーンやポリウレタンを含む血液適合性材料で作成される。創傷被覆剤をガイドワイヤーを介して損傷部位に位置させ、糸を引っ張って保護シースを取り除くと、血管創傷被覆材が処置血管の壁部に追従して再水和して自己伸張する。バルーンを膨張させ、血管創傷被覆材を動脈内で最高に伸張できる位置に持ってくる。その後、バルーンを縮ませ、カテーテルを手技の終了後に取り除き、図4に示すように、選択部位に伸張した血管創傷被覆材を留置する。
別の使い方としては、吸収性血管創傷被覆材はバルーンを覆って折り重ねられ、血管形成術中に損傷部位に運搬される。糸を引っ張ることにより保護シースが除去されると、バルーンは膨張して血管創傷被覆材を最高寸法に押し、これにより通常の血流が得られるよう血管を押し広げる。バルーンを縮め、カテーテルを除去し、損傷部位に創傷被覆材を留置する。
さらなる使用方法としては、本発明の吸収性の血管創傷被覆材は薬剤を血管内に運搬するために有利に使用される。薬剤を組み込んだ血管創傷被覆材は血管の選択部位に進む。糸を引っ張って保護シースを取り除くと、血管創傷被覆剤が自己伸張して宿主血管壁に癒着し、特定部位に所定の薬剤を残留させる。さらに、必要により、BaSO4などのX線不透過性の物質を、簡単な目視のために血管創傷被覆材に組み込むことができる。
その他の使用方法としては、薬剤を組み込んだ本発明の吸収性血管創傷被覆材は、肥厚形成から吻合部位を保護するために、外科手術中に血管の内部または外部のいずれかの吻合部位に好適に運搬することができる。
ここに、本発明の好適な実施態様と考えられるものを示し、記述したけれども、当業者には添付の請求の範囲で特定したように本発明の精神や範囲から逸脱することなく、各種の変更や修正を行える。
本発明の上記およびその他の目的、効果や特徴は、本発明の血管創傷被覆物の生産や使用についての理論や実際の実施例に関する次の非制限的な記述からより理解できるであろう。
実施例1
精製された、化学変性コラーゲン線維の調製
ウシの屈筋腱の脂肪および筋膜は、入念に除去され、そして水洗された。きれいにされた腱は、凍結され、そしてミートスライサーで0.5mmの組織薄片にスライスして細片させた。該腱は、定常撹拌下25℃で8時間イソプロパノール(腱:イソプロパノール=1:5、v/v)で脱脂された。エクストラクタントがデカントされ、等量のイソプロパノールが添加され、そして該腱組織薄片は、定常撹拌下25℃で一晩中抽出された。脱脂腱は、残留イソプロパノールを除去すべく脱イオン蒸留水で広く洗浄された。その後、該腱は、撹拌下4℃で24時間、10容の1M NaClで抽出された。塩抽出腱は、該塩を除去すべく脱イオン蒸留水で洗浄された。その後、塩抽出コラーゲンは、定常撹拌下4℃で24時間pH2.5で0.35M 硫酸ナトリウムの存在下、10容の0.05M 乳酸溶液で抽出された。部分的に膨潤化されたコラーゲンは、コラーゲン線維を完全コアセルベートすべく1M NaOHを徐々に添加して解膨潤させた。コアセルベート線維は、ステンレス製濾過器で捕集した。脱イオン蒸留水で洗浄した後、該線維は、定常撹拌下25℃で1M Na2SO4の存在下、24時間10容の0.75M NaOHで抽出された。アルカリ抽出コラーゲンは、濾過器で捕集され、0.1M HClで中和され、そして脱イオン蒸留水で洗浄された。
このようにして精製されたコラーゲンは、その後、室温で半飽和酢酸ナトリウム溶液の存在下、無水酢酸で化学変性させた。無水酢酸が、酢酸ナトリウム溶液にビュレットによって徐々に添加され、その間、該溶液のpHは、継続してモニターされ、そして8に1M NaOH溶液で調整された。該反応は、2時間継続した。その後、部分的にアセチル化されたコラーゲンは、脱イオン蒸留水で洗浄され、凍結乾燥され、そして使用するまで乾燥保存された。
実施例2
吸収性血管創傷被覆材の調製
実施例1で調製された精製線維のアリクォットは、0.05M 乳酸溶液中に懸濁させた。使用した線維及び酸溶液の量は、1.0%(w/v)のコラーゲン懸濁液が形成されるようにした。その後、膨潤化された線維は、60秒間ステンレス製ブレンダーで均質化された。分散されたコラーゲン線維物質は、減圧使用の濾過フラスコで40μmステンレス製メッシュを通して濾過された。
5gの均質化され、濾過されたコラーゲンの分散液は、ビーカー中に秤取された。0.3%NH4OHは、該線維をコアセルベートすべく徐々に添加された。該コアセルベートされた線維は、直径1.2cm、長さ2cmで、中心に0.4cmのロッドを有する同軸円柱形モールドに適合する大きさまで脱水された。
その後、モールドに保持されたコラーゲンは、バーティス(Virtis)の商業用真空凍結乾燥器を用い凍結乾燥操作に供せられた。該凍結乾燥された管状コラーゲンスポンジ基質は、一晩中室温で平衡化された。その後、該コラーゲン基質を有するマンドレルが、スターラー内に取り付けられた。該ロッドが200rpmで回転している間、ウォーターミストの流れが、約30.5cm(12インチ)離れた距離からコラーゲン基質上に噴霧された。ウォーターミスト処理されたコラーゲン基質は、10分間静置され、その後、該コラーゲン基質は、0.46cmの隙間間隔の2枚のプレートを用い回転圧縮操作に供せられた。その後、圧縮された管状コラーゲン基質は、約0.1mmに該端部の壁厚を縮めるべく該管状基質の先端に切頭直円錐を差し込み第2圧縮操作に供せられた。その後、該圧縮された管状コラーゲン基質は、60分間相対湿度95%、かつ過剰ホルムアルデヒド蒸気下、25℃で、ホルムアルデヒド架橋チャンバー中で架橋させた。架橋されたコラーゲン基質は、残留ホルムアルデヒドを除去すべく排気され、そして固体の血管創傷被覆材が滅菌のためパッケージされた。
実施例3
ヘパリンが混合された吸収性の血管の創傷被覆材の調製
コラーゲンの分散液は、実施例2に従って調製された。ヘパリン溶液(コラーゲン:ハパリン=50:1、w/w)は、ミキシングの間に該分散液に徐々に添加された。その後、完全にされたコラーゲン/ヘパリンゲルは、実施例2に従って処理された。
実施例4
うず巻線状支持体を含有する吸収性血管創傷被覆材の調製
マックソン(Maxon)縫合等のポリグリコレート(polyglycolate)フィラメントは、0,4cmO.D.マンドレルの上へ巻き付けられた。その後の工程は、実施例2と同様に行った。
実施例5
抹消血管の血管形成修復中のPTAバルーンカテーテルを用いた吸収性血管創傷被覆材の使用法
バルーンを覆って折り畳まれた血管創傷被覆材を具備するPTA(経皮経管血管形成術)バルーンカテーテルは、経皮穿刺部位を経て大腿動脈を通って挿入される。創傷被覆材を具備するバルーンは、ガイドワイヤによって選んだ血管部位に先導される。保護シースは、取り付けてある紐を引くことによって、取り外される。該バルーンは、最大抵抗力が約5psi〜約7psiに達せられるまで膨張される。該バルーンは収縮され、そして該カテーテルが取り除かれ、バルーンの膨張された形状に血管創傷被覆材が残される。
実施例6
抹消血管の血管形成修復後のPTAカテーテルを用いた吸収性血管創傷被覆材の使用法
カテーテルの先端に保持された、本発明に従って作製された、自己伸張し得る血管創傷被覆材を具備するPTAカテーテルは、経皮穿刺部位を経て大腿動脈を通って挿入される。創傷被覆材は、ガイドワイヤによって選んだ血管部位に先導される。保護シースは、取り付けてある紐を引くことによって、取り外される。保持された創傷被覆材は、血管壁に密着すべく自己伸張する。該カテーテルは、その後、取り除かれる。
実施例7
冠状血管形成の血管修復中のPTCAバルーンカテーテルを用いた吸収性の血管創傷被覆材の使用法
本発明に従って作製されたバルーンを覆い包む吸収性の血管創傷被覆材を具備する経皮経管冠動脈形成術(PTCA)カテーテルは、経皮穿刺部位を経て動脈を通って挿入される。創傷被覆材を具備するバルーンは、ガイドワイヤによって冠動脈の範囲内で選んだ血管部位に先導される。保護鞘は、紐の引き手を介して取り外される。該バルーンは、最大抵抗力が完全に膨張された血管の創傷被覆材に相当する、約5psi〜約7psiに達せられるまで膨張される。その後、該バルーンは収縮され、そしてカテーテルが取り除かれ、該膨張された創傷被覆材が該修復部位に残される。
実施例8
血管形成の冠状血管修復後のPTCAバルーンカテーテルを用いた吸収性の血管創傷被覆材の使用法
本発明に従って作製された、カテーテルの先端に保持された血管の創傷被覆材を具備するPTCAカテーテルは、冠動脈中の損傷部位に先導される。保護鞘は、創傷被覆材を解除すべく取り付けてある紐を引くことによって取り外される。被覆材は、血管壁に密着すべく自己膨張する。該カテーテルは、その後、取り除かれる。
実施例8
血管内部の吻合部位での吸収性血管創傷被覆材の使用法
本発明の血管の創傷被覆材は、血管の外科処置に関連して吻合部位に用いられる。本発明に従って作製された血管の創傷被覆材は、近位端と遠心端の両方から宿主血管及び人工血管に挿入される。血管の創傷被覆材の外径は、宿主血管及び人工血管の内径に適合するものが選択される。血管の創傷被覆材は、吻合部位において宿主血管及び人工血管の両方の血管壁に密着する。
実施例10
血管外側の吻合部位での吸収性血管創傷被覆材の使用法
本発明に従って作製された血管創傷被覆材は、血管壁の外側の吻合部位の近位端と遠心端から挿入される。血管の創傷被覆材の内径は、宿主血管及び人工血管の外径に適合するものが選択される。吻合処置が完了すると、該血管創傷被覆材は、吻合部位を包むべくしっかりと締められる。
実施例11
吸収性血管創傷被覆材の特性
a)密度(g/cm3
実施例2により作製された血管創傷被覆材のかさ密度は、まず、その重量を得るべく該創傷被覆材を秤量することにより求められる。次に、創傷被覆材の容積が、下記式
V(cm3)=3.14×[(OD2/4)−(ID2/4)]×h
(式中、OD=被覆材の外径(cm)、
ID=被覆材の内径(cm)、
h=被覆材の長さ(cm)である。)から求められる。
そして、密度(g/cm3)は、血管の創傷被覆材の重量及び容積から算出される。
本発明の血管創傷被覆材の密度は、約0.05g/cm3〜約0.8g/cm3である。
b)コンプライアンス(%半径変化/mmHg×10-2
バルーンは、実施例2に従って作製された血管創傷被覆材のルーメン内に挿入される。被覆材の外径は、カセトメータで測定される。該バルーンが膨張され、そして該バルーン内部の圧力が記録される。それから、加圧された創傷被覆材の外径が測定される。平均コンプライアンスは、
コンプライアンス=[ODf−ODo]/[ODo×(Pf−Po)]
(式中、ODf=創傷被覆材の最終的な外径(mm)、
ODo=創傷被覆材の最初の外径(mm)、
f=バルーン内部の最終的な圧力(mmHg)、
o=バルーン内部の最初の圧力(mmHg)である。)、mmHg×10−2当たりの直径の変化%として算出される。
本発明のコンプライアンスは、約2.0%半径変化/mmHg×10-2〜約7.0%半径変化/mmHg×10-2である。
c)細孔(μm)
実施例2に従って作製された血管創傷被覆材の横断面積の走査電子顕微鏡写真により観察された細孔構造から寸法が測定される。本発明の血管創傷被覆材の細孔構造は、該細孔の長軸が円周方向に沿って平行をなし、該細孔の短軸が円周方向に対し垂直であるとするものである。該細孔サイズは、各細孔の長軸及び短軸の平均として算出される。
本発明の血管創傷被覆材は、約0.1μm〜約150μmの範囲の細孔を有するものと決められている。
d)膨潤量(g/g)
膨潤量は、実施例2に従って作製された血管創傷被覆材の単位重量当たりの溶液吸収量により測定される。まず、創傷被覆材の乾燥重量が測定される。次に、創傷被覆材は、1時間25℃で緩衝溶液(pH7.4)中に浸漬される。湿潤重量が、測定される。創傷被覆材の膨潤量(g/g)は、創傷被覆材の湿潤重量と乾燥重量の差を創傷被覆材の乾燥重量で除算したものとして算出される。
本発明の傷被覆材の膨潤量は、約0.5g/g〜約15g/gである。
e)熱収縮温度(℃)
血管の創傷被覆材のセグメントは、緩衝溶液浴(pH7.4)に浸漬される。長さが、カセトメータで記録された。溶液の温度は、1℃/分の割合で昇温させる。該サンプルの温度及び長さは、サンプルが収縮しそして一定の長さが維持されるまで連続的に記録される。熱収縮温度は、サンプルの長さの50%変化が生じる際の温度として定義される。本発明の傷被覆材の熱収縮温度は、約55℃〜85℃である。
f)壁厚(mm)
血管創傷被覆材の壁厚は、マイクロメータで計測された。創傷被覆材の壁厚は、被覆材の中心で約0.1mm〜約1.5mmの範囲であり、そして被覆材の遠心端で約0.05mm〜約0.3mmの範囲である。
g)緩和回復時間(秒)
血管創傷被覆材は、カテーテルの先端に折り畳まれたと同様に小型の形状に折り畳んで機械的に変形される。その後、機械的に変形された創傷被覆材は、25℃で、リン酸緩衝生理食塩溶液(pH7.4)に浸漬される。変形された創傷被覆材が初期の形状に戻るまでに必要とする時間は、緩和回復時間として記録される。
本発明の創傷被覆材は、約1秒〜約30秒の範囲に緩和回復時間を有する。

Claims (20)

  1. I型コラーゲンマトリックス材からなり平均径0.1μm〜150μmの細孔を有し内径が内部中心に向かってテーパー状をなした壁部を有する導管からなる血管治療用の自己伸張性を有する血管創傷被覆材。
  2. 壁厚が端部で0.05mm〜0.30mm、中心部で0.1mm〜1.5mmである請求項1記載の創傷被覆材。
  3. 内径が2mm乃至30mmである請求項2記載の創傷被覆材。
  4. 密度が0.05g/cm3 〜0.8g/cm3である請求項1記載の創傷被覆材。
  5. コンプライアンスが2.0%半径変化/mmHg×10-2 〜7.0%半径変化/mmHg×10-2である請求項1記載の創傷被覆材。
  6. 膨潤量が0.5g/g〜15g/gである請求項1記載の創傷被覆材。
  7. 熱収縮温度が55℃〜85℃である請求項1記載の創傷被覆材。
  8. 緩和復元時間が1〜30秒である請求項1記載の創傷被覆材。
  9. 抗生物質、アスピリン、クマジン、ポリアニオン性多糖類、プロスタグランジン類、プラスミノーゲンアクチベータ類、ウロキナーゼ、ストレプトキナーゼ、糖蛋白、ラミニン、創傷治癒成長因子、II型〜XIV型コラーゲン類およびそれらの混合物を含む薬剤を含有する請求項1記載の創傷被覆材。
  10. 吸収性がインビボで30日〜120日である請求項1記載の創傷被覆材。
  11. (a)I型コラーゲンを含有する水性分散液を調整し、
    (b)コアセルベート化剤によりコラーゲンをコアセルベート化し、
    (c)コアセルベート化したコラーゲン線維を同軸円筒成形型に入れ、
    (d)成形型中の線維を凍結乾燥して乾燥コラーゲンマトリックス導管を形成し、
    (e)凍結乾燥したコラーゲンマトリックス導管に水ミストを噴霧し、
    (f)水噴霧処理したコラーゲンマトリックス導管を圧縮し、
    (g)コラーゲンマトリックス導管の端部を圧縮して内部中心に向かってテーパー状の内径を形成し、
    (h)ついで、圧縮したコラーゲンマトリックス導管を架橋剤で架橋させることからなる血管治療用の自己伸張性を有する吸収性血管創傷被覆材の製造方法。
  12. (g)工程の前において圧縮されたコラーゲンの両端部に切頭直円錐を挿入することを特徴とする請求項11記載の方法。
  13. 分散液が抗生物質、アスピリン、クマジン、ポリアニオン性多糖類、プロスタグランジン類、プラスミノーゲンアクチベータ類、ウロキナーゼ、ストレプトキナーゼ、糖蛋白、ラミニン、創傷治癒成長因子、II型〜XIV型コラーゲン類およびそれらの混合物を含む薬剤を含有するものである請求項11記載の方法。
  14. コアセルベート化剤は塩基である請求項11記載の方法。
  15. 同軸円筒成形型は生体適合性材料で加工されている請求項11記載の方法。
  16. 同軸円筒成形型は中空円筒の中心部にロッドを有するものである請求項11記載の方法。
  17. (e)工程の水噴霧処理は15.25cm45.75cmの距離で水ミストボンベを設置し、コラーゲンマトリックスを20rpm〜700rpmの速度で回転させながらコラーゲンマトリックス上に5〜30秒間水ミストを噴霧するものである請求項11記載の方法。
  18. (f)工程の圧縮行程は圧縮されたマトリックスの壁厚が0.1mm〜1.5mmとなるものである請求項11記載の方法。
  19. (g)の圧縮工程は導管の端部の壁厚が0.05mm〜0.30mmとなるものである請求項11記載の方法。
  20. 架橋剤はホルムアルデヒドである請求項11記載の方法。
JP51013696A 1993-04-15 1994-09-14 吸収性血管創傷被覆材 Expired - Fee Related JP3715989B2 (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US08/046,895 US5376376A (en) 1992-01-13 1993-04-15 Resorbable vascular wound dressings
PCT/US1994/010423 WO1996008222A1 (en) 1993-04-15 1994-09-14 Resorbable vascular wound dressings
CA002199951A CA2199951A1 (en) 1993-04-15 1994-09-14 Resorbable vascular wound dressings

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH10505527A JPH10505527A (ja) 1998-06-02
JP3715989B2 true JP3715989B2 (ja) 2005-11-16

Family

ID=27170304

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP51013696A Expired - Fee Related JP3715989B2 (ja) 1993-04-15 1994-09-14 吸収性血管創傷被覆材

Country Status (10)

Country Link
US (2) US5376376A (ja)
EP (1) EP0783285B1 (ja)
JP (1) JP3715989B2 (ja)
AT (1) ATE213143T1 (ja)
CA (1) CA2199951A1 (ja)
DE (1) DE69429878T2 (ja)
DK (1) DK0783285T3 (ja)
ES (1) ES2171467T3 (ja)
PT (1) PT783285E (ja)
WO (1) WO1996008222A1 (ja)

Families Citing this family (232)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5500013A (en) * 1991-10-04 1996-03-19 Scimed Life Systems, Inc. Biodegradable drug delivery vascular stent
US5282827A (en) * 1991-11-08 1994-02-01 Kensey Nash Corporation Hemostatic puncture closure system and method of use
US5676689A (en) * 1991-11-08 1997-10-14 Kensey Nash Corporation Hemostatic puncture closure system including vessel location device and method of use
WO1994009831A1 (en) * 1992-11-02 1994-05-11 Nippon Meat Packers, Inc. Topically absorbent hemostatic material
EP0696185B1 (en) * 1993-04-28 1998-08-12 Focal, Inc. Apparatus, product and use related to intraluminal photothermoforming
US6989434B1 (en) * 1994-02-11 2006-01-24 Invitrogen Corporation Reagents for intracellular delivery of macromolecules
US6334872B1 (en) 1994-02-18 2002-01-01 Organogenesis Inc. Method for treating diseased or damaged organs
US5653746A (en) * 1994-03-08 1997-08-05 Meadox Medicals, Inc. Radially expandable tubular prosthesis
US5588962A (en) * 1994-03-29 1996-12-31 Boston Scientific Corporation Drug treatment of diseased sites deep within the body
EP1217101B8 (en) 1994-04-29 2006-02-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Stent with collagen
US7963997B2 (en) 2002-07-19 2011-06-21 Kensey Nash Corporation Device for regeneration of articular cartilage and other tissue
US8697108B2 (en) * 1994-05-13 2014-04-15 Kensey Nash Corporation Method for making a porous polymeric material
US8795242B2 (en) * 1994-05-13 2014-08-05 Kensey Nash Corporation Resorbable polymeric device for localized drug delivery
US20030086975A1 (en) * 2001-11-08 2003-05-08 Timothy Ringeisen Method for making a porous Polymeric material
US5636641A (en) * 1994-07-25 1997-06-10 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. High strength member for intracorporeal use
US6736843B1 (en) 1994-07-25 2004-05-18 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Cylindrically-shaped balloon-expandable stent
US20020055786A1 (en) * 1994-08-16 2002-05-09 Anthony Atala Reconstruction of urological structures with polymeric matrices
CA2207992A1 (en) * 1995-01-16 1996-07-25 Genevieve Krack Self-supporting sheet-like material of cross-linked fibrin for preventing post operative adhesions
US20020095218A1 (en) 1996-03-12 2002-07-18 Carr Robert M. Tissue repair fabric
JP3799626B2 (ja) * 1995-04-25 2006-07-19 有限会社ナイセム 心臓血管修復材及びその製造方法
US5782905A (en) * 1996-05-03 1998-07-21 Zuli Holdings Ltd. Endovascular device for protection of aneurysm
WO1998002098A1 (en) 1996-07-12 1998-01-22 Baxter International Inc. A fibrin delivery device and method for forming fibrin on a surface
US6666892B2 (en) * 1996-08-23 2003-12-23 Cook Biotech Incorporated Multi-formed collagenous biomaterial medical device
US8716227B2 (en) 1996-08-23 2014-05-06 Cook Biotech Incorporated Graft prosthesis, materials and methods
DE69725592T2 (de) * 1996-08-23 2004-08-05 Cook Biotech, Inc., West Lafayette Verfahren zur gewinnung einer gereignigten matrix auf kollagenbasis aus submukosa gewebe
US6152139A (en) * 1997-01-24 2000-11-28 Heartenmedical, Inc. Device and method for preparing veins
US6200335B1 (en) * 1997-03-31 2001-03-13 Kabushikikaisha Igaki Iryo Sekkei Stent for vessel
US6056762A (en) * 1997-05-22 2000-05-02 Kensey Nash Corporation Anastomosis system and method of use
US6056993A (en) * 1997-05-30 2000-05-02 Schneider (Usa) Inc. Porous protheses and methods for making the same wherein the protheses are formed by spraying water soluble and water insoluble fibers onto a rotating mandrel
US6174330B1 (en) * 1997-08-01 2001-01-16 Schneider (Usa) Inc Bioabsorbable marker having radiopaque constituents
FR2766717B1 (fr) * 1997-08-01 2000-06-09 Cogent Sarl Prothese composite pour la prevention des adherences post-chirurgicales et son procede d'obtention
US6090996A (en) * 1997-08-04 2000-07-18 Collagen Matrix, Inc. Implant matrix
EP1045676A1 (en) 1997-08-26 2000-10-25 Technion Research & Development Foundation Ltd. Intravascular apparatus and method
US6468300B1 (en) * 1997-09-23 2002-10-22 Diseno Y Desarrollo Medico, S.A. De C.V. Stent covered heterologous tissue
US6254627B1 (en) 1997-09-23 2001-07-03 Diseno Y Desarrollo Medico S.A. De C.V. Non-thrombogenic stent jacket
EP1032435B1 (en) * 1997-10-31 2003-09-03 Children's Medical Center Corporation Bladder reconstruction
US7691829B2 (en) * 1998-03-24 2010-04-06 Petito George D Composition and method for healing tissues
US20050208114A1 (en) * 1998-03-24 2005-09-22 Petito George D Composition and method for healing tissues
EP1082057B1 (en) 1998-06-05 2009-02-25 Organogenesis Inc. Bioengineered tubular graft prostheses
AU754838B2 (en) 1998-06-05 2002-11-28 Organogenesis Inc. Bioengineered flat sheet graft prostheses
AU763724B2 (en) 1998-06-05 2003-07-31 Duke University School Of Medicine Bioengineered vascular graft support prostheses
AU753773B2 (en) 1998-06-05 2002-10-31 Organogenesis Inc. Bioengineered vascular graft prostheses
US6007255A (en) * 1998-08-05 1999-12-28 Welch Allyn, Inc. Adapter assembly for light source
US7662409B2 (en) * 1998-09-25 2010-02-16 Gel-Del Technologies, Inc. Protein matrix materials, devices and methods of making and using thereof
BE1012536A3 (fr) 1998-11-04 2000-12-05 Baxter Int Element muni d'une couche de fibrine sa preparation et son utilisation.
DE69939685D1 (de) * 1998-12-01 2008-11-20 Univ Washington Vorrichtung zur intravaskulären embolisierung
US8882850B2 (en) * 1998-12-01 2014-11-11 Cook Biotech Incorporated Multi-formed collagenous biomaterial medical device
US6371904B1 (en) 1998-12-24 2002-04-16 Vivant Medical, Inc. Subcutaneous cavity marking device and method
US9669113B1 (en) 1998-12-24 2017-06-06 Devicor Medical Products, Inc. Device and method for safe location and marking of a biopsy cavity
US6356782B1 (en) 1998-12-24 2002-03-12 Vivant Medical, Inc. Subcutaneous cavity marking device and method
US6398758B1 (en) * 1999-02-16 2002-06-04 Stephen C. Jacobsen Medicament delivery system
US7374777B2 (en) * 1999-04-14 2008-05-20 Collagen Matrix, Inc. Oriented biopolymeric membrane for meningeal tissue repair
US6391333B1 (en) * 1999-04-14 2002-05-21 Collagen Matrix, Inc. Oriented biopolymeric membrane
US6270521B1 (en) * 1999-05-21 2001-08-07 Cordis Corporation Stent delivery catheter system for primary stenting
US20040167634A1 (en) * 1999-05-26 2004-08-26 Anthony Atala Prosthetic kidney and its use for treating kidney disease
US6368346B1 (en) 1999-06-03 2002-04-09 American Medical Systems, Inc. Bioresorbable stent
US6398808B1 (en) * 1999-06-15 2002-06-04 Scimed Life Systems, Inc. Localized delivery of genetic information from biostable materials
US6387116B1 (en) * 1999-06-30 2002-05-14 Pharmasonics, Inc. Methods and kits for the inhibition of hyperplasia in vascular fistulas and grafts
AT407479B (de) * 1999-09-02 2001-03-26 Heinrich Dr Magometschnigg Gefässchirurgische einrichtung zur versorgung bzw. abdichtung und/oder abdeckung von gefässläsionen
US6159197A (en) * 1999-09-17 2000-12-12 Richard R. Heuser Method and apparatus for treating body tissues and bodily fluid vessels
US20070265563A1 (en) * 2006-05-11 2007-11-15 Heuser Richard R Device for treating chronic total occlusion
US20090093791A1 (en) * 1999-09-17 2009-04-09 Heuser Richard R Devices and methods for treating chronic total occlusion
US6753454B1 (en) 1999-10-08 2004-06-22 The University Of Akron Electrospun fibers and an apparatus therefor
US6428569B1 (en) * 1999-11-09 2002-08-06 Scimed Life Systems Inc. Micro structure stent configurations
JP4596341B2 (ja) * 1999-11-11 2010-12-08 オリンパステルモバイオマテリアル株式会社 液体状創傷被覆材
US8215314B2 (en) * 2000-02-11 2012-07-10 The General Hospital Corporation Photochemical tissue bonding
US7073510B2 (en) 2000-02-11 2006-07-11 The General Hospital Corporation Photochemical tissue bonding
CA2399414A1 (en) * 2000-02-11 2001-08-16 The General Hospital Corporation Photochemical tissue bonding
US9173658B2 (en) 2000-03-06 2015-11-03 Covidien Lp Apparatus and method for performing a bypass procedure in a digestive system
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
US8460367B2 (en) 2000-03-15 2013-06-11 Orbusneich Medical, Inc. Progenitor endothelial cell capturing with a drug eluting implantable medical device
EP1320390A2 (en) * 2000-09-18 2003-06-25 Organogenesis Inc. Bioengineered flat sheet graft prosthesis and its use
AU2002227052A1 (en) * 2000-11-30 2002-06-11 University Of Florida Treatments for neurogenetic disorders, impulse control disorders, and wound healing
DE10105592A1 (de) * 2001-02-06 2002-08-08 Achim Goepferich Platzhalter zur Arzneistofffreigabe in der Stirnhöhle
US8992567B1 (en) 2001-04-24 2015-03-31 Cardiovascular Technologies Inc. Compressible, deformable, or deflectable tissue closure devices and method of manufacture
US20080109030A1 (en) 2001-04-24 2008-05-08 Houser Russell A Arteriotomy closure devices and techniques
US8961541B2 (en) 2007-12-03 2015-02-24 Cardio Vascular Technologies Inc. Vascular closure devices, systems, and methods of use
US20020188342A1 (en) * 2001-06-01 2002-12-12 Rykhus Robert L. Short-term bioresorbable stents
US20060004408A1 (en) * 2001-06-08 2006-01-05 Morris Edward J Method and apparatus for sealing access
US20070038244A1 (en) * 2001-06-08 2007-02-15 Morris Edward J Method and apparatus for sealing access
US7993365B2 (en) * 2001-06-08 2011-08-09 Morris Innovative, Inc. Method and apparatus for sealing access
EP1401352B1 (en) 2001-06-14 2012-03-21 Kenton W. Gregory Method for producing a chitosan wound dressing
US7371403B2 (en) 2002-06-14 2008-05-13 Providence Health System-Oregon Wound dressing and method for controlling severe, life-threatening bleeding
US8741335B2 (en) 2002-06-14 2014-06-03 Hemcon Medical Technologies, Inc. Hemostatic compositions, assemblies, systems, and methods employing particulate hemostatic agents formed from hydrophilic polymer foam such as Chitosan
US7115136B2 (en) 2001-06-20 2006-10-03 Park Medical Llc Anastomotic device
BR0210509A (pt) * 2001-06-20 2004-06-22 Park Medical Llc Dispositivo anastomótico
EP1275344A1 (fr) * 2001-07-09 2003-01-15 Bioring SA Dispositif pour l'anastomose, la maintenance et la protection vasculaire
KR20050044507A (ko) * 2001-11-16 2005-05-12 칠드런'즈 메디컬 센터 코포레이션 장기 기능의 확장
JP3970013B2 (ja) 2001-12-14 2007-09-05 泰晴 野一色 管腔形成誘導性材料および体内挿入用器具
CN1291761C (zh) * 2002-03-04 2006-12-27 新技术国际交流株式会社 封闭型细胞培养系统
US20030181889A1 (en) * 2002-03-21 2003-09-25 Little Adrian Leigh Healing accelerator
CA2484012C (en) * 2002-03-28 2012-06-26 Japan As Represented By President Of National Cardiovascular Center Scaffold for tissue engineering, artificial blood vessel, cuff, and biological implant covering member
AU2003225212A1 (en) * 2002-04-29 2003-11-17 Gel-Del Technologies, Inc. Biomatrix structural containment and fixation systems and methods of use thereof
US20060159731A1 (en) * 2002-06-03 2006-07-20 Yissum Research Development Company Of The Hebrew University Of Jerusalem Multi-layer collagenic article useful for wounds healing and a method for its production thereof
US8269058B2 (en) 2002-06-14 2012-09-18 Hemcon Medical Technologies, Inc. Absorbable tissue dressing assemblies, systems, and methods formed from hydrophilic polymer sponge structures such as chitosan
US20050137512A1 (en) * 2003-12-23 2005-06-23 Campbell Todd D. Wound dressing and method for controlling severe, life-threatening bleeding
US8262963B2 (en) * 2002-10-04 2012-09-11 Tyco Healthcare Group Lp Process of making bioabsorbable filaments
US7135027B2 (en) 2002-10-04 2006-11-14 Baxter International, Inc. Devices and methods for mixing and extruding medically useful compositions
US20060125142A1 (en) * 2002-10-04 2006-06-15 John Kennedy Process of making bioabsorbable filaments
US7300459B2 (en) 2002-10-17 2007-11-27 Heuser Richard R Stent with covering and differential dilation
US7189259B2 (en) * 2002-11-26 2007-03-13 Clemson University Tissue material and process for bioprosthesis
US20040122349A1 (en) * 2002-12-20 2004-06-24 Lafontaine Daniel M. Closure device with textured surface
US8709038B2 (en) * 2002-12-20 2014-04-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Puncture hole sealing device
US6852122B2 (en) * 2003-01-23 2005-02-08 Cordis Corporation Coated endovascular AAA device
US7166088B2 (en) 2003-01-27 2007-01-23 Heuser Richard R Catheter introducer system
US7497864B2 (en) * 2003-04-30 2009-03-03 Marctec, Llc. Tissue fastener and methods for using same
US7811274B2 (en) 2003-05-07 2010-10-12 Portaero, Inc. Method for treating chronic obstructive pulmonary disease
US7426929B2 (en) 2003-05-20 2008-09-23 Portaero, Inc. Intra/extra-thoracic collateral ventilation bypass system and method
US7533667B2 (en) 2003-05-29 2009-05-19 Portaero, Inc. Methods and devices to assist pulmonary decompression
US7252086B2 (en) 2003-06-03 2007-08-07 Cordis Corporation Lung reduction system
US7377278B2 (en) 2003-06-05 2008-05-27 Portaero, Inc. Intra-thoracic collateral ventilation bypass system and method
JP4681214B2 (ja) * 2003-06-10 2011-05-11 グンゼ株式会社 コラーゲンスポンジの製造方法及び人工皮膚の製造方法
US6962574B1 (en) 2003-06-13 2005-11-08 Biomet Manufacturing Corp. Therapeutic agent delivery device
US8465537B2 (en) * 2003-06-17 2013-06-18 Gel-Del Technologies, Inc. Encapsulated or coated stent systems
US7942897B2 (en) * 2003-07-10 2011-05-17 Boston Scientific Scimed, Inc. System for closing an opening in a body cavity
US7682332B2 (en) 2003-07-15 2010-03-23 Portaero, Inc. Methods to accelerate wound healing in thoracic anastomosis applications
US7537788B2 (en) 2003-07-25 2009-05-26 Rubicor Medical, Inc. Post-biopsy cavity treatment implants and methods
US7744852B2 (en) 2003-07-25 2010-06-29 Rubicor Medical, Llc Methods and systems for marking post biopsy cavity sites
US20050020899A1 (en) * 2003-07-25 2005-01-27 Rubicor Medical, Inc. Post-biopsy cavity treatmetn implants and methods
US8153591B2 (en) * 2003-08-26 2012-04-10 Gel-Del Technologies, Inc. Protein biomaterials and biocoacervates and methods of making and using thereof
US7402141B2 (en) * 2003-08-27 2008-07-22 Heuser Richard R Catheter guidewire system using concentric wires
US7056337B2 (en) * 2003-10-21 2006-06-06 Cook Incorporated Natural tissue stent
WO2005055945A2 (en) * 2003-12-08 2005-06-23 Gel-Del Technologies, Inc. Mucoadhesive drug delivery devices and methods of making and using thereof
US6974579B2 (en) * 2004-01-08 2005-12-13 Allergan, Inc. Methods for treating vascular disorders
AU2004315561B2 (en) * 2004-02-16 2010-10-28 Teikoku Seiyaku Co., Ltd. External preparation for treating painful skin wound
FR2870450B1 (fr) * 2004-05-18 2007-04-20 David Jean Marie Nocca Bandelette prothesique ajustable
US20090012429A1 (en) * 2004-08-25 2009-01-08 Heuser Richard R Catheter guidewire system using concentric wires
US8545418B2 (en) * 2004-08-25 2013-10-01 Richard R. Heuser Systems and methods for ablation of occlusions within blood vessels
US7807192B2 (en) * 2004-10-22 2010-10-05 Collagen Matrix, Inc. Biopolymeric membranes
US7398782B2 (en) 2004-11-19 2008-07-15 Portaero, Inc. Method for pulmonary drug delivery
US8220460B2 (en) 2004-11-19 2012-07-17 Portaero, Inc. Evacuation device and method for creating a localized pleurodesis
US7824366B2 (en) 2004-12-10 2010-11-02 Portaero, Inc. Collateral ventilation device with chest tube/evacuation features and method
US20060195178A1 (en) * 2005-02-28 2006-08-31 Stephen West Aneurismal sack deflator
US9204957B2 (en) 2005-03-17 2015-12-08 Hemcon Medical Technologies, Inc. Systems and methods for hemorrhage control and or tissue repair
US7252834B2 (en) 2005-04-25 2007-08-07 Clemson University Research Foundation (Curf) Elastin stabilization of connective tissue
US20070042326A1 (en) * 2005-06-01 2007-02-22 Osseous Technologies Of America Collagen antral membrane expander
US8104474B2 (en) 2005-08-23 2012-01-31 Portaero, Inc. Collateral ventilation bypass system with retention features
US7406963B2 (en) 2006-01-17 2008-08-05 Portaero, Inc. Variable resistance pulmonary ventilation bypass valve and method
US20070185567A1 (en) * 2006-01-25 2007-08-09 Heuser Richard R Catheter system with stent device for connecting adjacent blood vessels
US7374567B2 (en) 2006-01-25 2008-05-20 Heuser Richard R Catheter system for connecting adjacent blood vessels
US8062321B2 (en) 2006-01-25 2011-11-22 Pq Bypass, Inc. Catheter system for connecting adjacent blood vessels
US8235939B2 (en) 2006-02-06 2012-08-07 Kci Licensing, Inc. System and method for purging a reduced pressure apparatus during the administration of reduced pressure treatment
US8029498B2 (en) * 2006-03-14 2011-10-04 Kci Licensing Inc. System for percutaneously administering reduced pressure treatment using balloon dissection
US9456860B2 (en) 2006-03-14 2016-10-04 Kci Licensing, Inc. Bioresorbable foaming tissue dressing
AU2007268015A1 (en) * 2006-05-23 2007-12-06 Providence Health System-Oregon D/B/A Providence St. Vincent Medical Center Systems and methods for introducing and applying a bandage structure within a body lumen or hollow body organ
CA2591499A1 (en) * 2006-07-07 2008-01-07 Tyco Healthcare Group Lp Novel tissue support
US8136711B2 (en) 2006-09-08 2012-03-20 Tyco Healthcare Group Lp Dissection tip and introducer for surgical instrument
US8403196B2 (en) 2006-09-08 2013-03-26 Covidien Lp Dissection tip and introducer for surgical instrument
US20080103462A1 (en) * 2006-10-30 2008-05-01 Stuart Wenzel Wound healing patch with integral passive vacuum and electrostimulation
US8142805B1 (en) 2006-11-06 2012-03-27 Clemson University Research Foundation Implantable devices including fixed tissues
CN103169571B (zh) 2006-11-09 2015-04-15 凯希特许有限公司 包含微球的多孔生物可吸收连接敷料及其制备方法
US20080234813A1 (en) * 2007-03-20 2008-09-25 Heuser Richard R Percutaneous Interventional Cardiology System for Treating Valvular Disease
US8163034B2 (en) 2007-05-11 2012-04-24 Portaero, Inc. Methods and devices to create a chemically and/or mechanically localized pleurodesis
US7931641B2 (en) 2007-05-11 2011-04-26 Portaero, Inc. Visceral pleura ring connector
US8062315B2 (en) 2007-05-17 2011-11-22 Portaero, Inc. Variable parietal/visceral pleural coupling
AU2008262333B2 (en) 2007-06-08 2014-07-17 Wake Forest University Health Sciences Selective cell therapy for the treatment of renal failure
US20090004455A1 (en) * 2007-06-27 2009-01-01 Philippe Gravagna Reinforced composite implant
DE102007032482A1 (de) 2007-07-12 2009-01-15 Karl Storz Gmbh & Co. Kg Vorrichtung zur intrakorporalen Applikation medizinischer Hilfsmittel
AU2008292101A1 (en) * 2007-08-31 2009-03-05 Kitozyme Sa Prosthesis for promoting the in vivo reconstruction of a hollow organ or a portion of a hollow organ
US9597080B2 (en) * 2007-09-24 2017-03-21 Covidien Lp Insertion shroud for surgical instrument
US9308068B2 (en) 2007-12-03 2016-04-12 Sofradim Production Implant for parastomal hernia
CA2711001A1 (en) * 2007-12-26 2009-07-09 Gel-Del Technologies, Inc. Biocompatible protein-based particles and methods thereof
US20090192485A1 (en) * 2008-01-28 2009-07-30 Heuser Richard R Snare device
US8475389B2 (en) 2008-02-19 2013-07-02 Portaero, Inc. Methods and devices for assessment of pneumostoma function
US8336540B2 (en) 2008-02-19 2012-12-25 Portaero, Inc. Pneumostoma management device and method for treatment of chronic obstructive pulmonary disease
WO2009105432A2 (en) 2008-02-19 2009-08-27 Portaero, Inc. Devices and methods for delivery of a therapeutic agent through a pneumostoma
WO2009105265A2 (en) * 2008-02-21 2009-08-27 Vatrix Medical, Inc. Treatment of aneurysm with application of connective tissue stabilization agent in combination with a delivery vehicle
JP5726068B2 (ja) * 2008-05-02 2015-05-27 プロビデンス ヘルス システム−オレゴン ディー/ビー/エー プロビデンス セント ビンセント メディカル センター 創傷被覆デバイスおよび方法
US8118832B1 (en) 2008-06-16 2012-02-21 Morris Innovative, Inc. Method and apparatus for sealing access
US9242026B2 (en) 2008-06-27 2016-01-26 Sofradim Production Biosynthetic implant for soft tissue repair
US20100016833A1 (en) * 2008-07-15 2010-01-21 Ogle Matthew F Devices for the Treatment of Vascular Aneurysm
US8690900B2 (en) * 2008-07-21 2014-04-08 The Cleveland Clinic Foundation Apparatus and method for connecting two elongate body tissues
EP2315605B1 (en) * 2008-08-04 2012-11-28 Dr. Suwelack Skin & Health Care AG Cholesteryl sulfate-containing composition as a haemostatic
US9061464B2 (en) * 2008-09-03 2015-06-23 Collagen Matrix, Inc. Re-rollable wrapping implant
US20110274726A1 (en) 2008-10-06 2011-11-10 Providence Health System - Oregon Chitosan foam medical devices and methods
AU2009309002B2 (en) * 2008-10-27 2015-05-07 Sessions Pharmaceuticals Inc. Fluid extracting wound dressing
US20100119605A1 (en) * 2008-11-12 2010-05-13 Isenburg Jason C Compositions for tissue stabilization
WO2010057015A1 (en) * 2008-11-14 2010-05-20 Wake Forest University Health Sciences Kidney structures and methods of forming the same
WO2010057013A1 (en) * 2008-11-14 2010-05-20 Wake Forest University Health Sciences Selective cell therapy for the treatment of renal failure
WO2010057177A2 (en) 2008-11-17 2010-05-20 Gel-Del Technologies, Inc. Protein biomaterial and biocoacervate vessel graft systems and methods of making and using thereof
RU2011127674A (ru) 2008-12-31 2013-02-10 КейСиАй ЛАЙСЕНЗИНГ, ИНК. Магистрали, системы и способы приложения пониженного давления к участку подкожной ткани
US8347881B2 (en) 2009-01-08 2013-01-08 Portaero, Inc. Pneumostoma management device with integrated patency sensor and method
BRPI1008524A2 (pt) * 2009-02-06 2015-08-25 David Cheung "membrana de colágeno bifásica reabsorvível biocompativel e respectivo método de produção"
US8518053B2 (en) 2009-02-11 2013-08-27 Portaero, Inc. Surgical instruments for creating a pneumostoma and treating chronic obstructive pulmonary disease
CN102458264B (zh) 2009-04-09 2015-04-22 心血管科技股份有限公司 组织封闭装置、输送装置和系统、用于其的套件和方法
WO2011014563A1 (en) * 2009-07-29 2011-02-03 Vatrix Medical, Inc. Tissue stabilization for heart failure
US8353967B2 (en) * 2009-08-10 2013-01-15 Osseous Technologies Of America Self-supporting collagen tunnel for guided tissue regeneration and method of using same
FR2949688B1 (fr) 2009-09-04 2012-08-24 Sofradim Production Tissu avec picots revetu d'une couche microporeuse bioresorbable
EP2485687A1 (en) * 2009-10-09 2012-08-15 Vatrix Medical, Inc. In vivo chemical stabilization of vulnerable plaque
US8444624B2 (en) 2009-10-19 2013-05-21 Vatrix Medical, Inc. Vascular medical devices with sealing elements and procedures for the treatment of isolated vessel sections
KR20090130277A (ko) * 2009-11-29 2009-12-22 이정삼 단일공을 통한 복강경하 탈장수술에 이용되는 특수 인공막
WO2011087779A2 (en) 2009-12-22 2011-07-21 National Cheng Kung University Cell tissue gel containing collagen and hyaluronan
JP2011130995A (ja) * 2009-12-25 2011-07-07 Japan Health Science Foundation 管腔構造体及び管腔構造体の製造方法
JP6091415B2 (ja) 2010-10-07 2017-03-08 ナショナル チェン クン ユニバーシティー 糖尿病における虚血肢の血流の促進のためのヒアルロナンの使用
US8911468B2 (en) 2011-01-31 2014-12-16 Vatrix Medical, Inc. Devices, therapeutic compositions and corresponding percutaneous treatment methods for aortic dissection
FR2972626B1 (fr) 2011-03-16 2014-04-11 Sofradim Production Prothese comprenant un tricot tridimensionnel et ajoure
JP2014516695A (ja) 2011-05-18 2014-07-17 バトリックス・メディカル・インコーポレイテッド 血管安定化用被覆バルーン
FR2977790B1 (fr) 2011-07-13 2013-07-19 Sofradim Production Prothese pour hernie ombilicale
FR2977789B1 (fr) 2011-07-13 2013-07-19 Sofradim Production Prothese pour hernie ombilicale
EP2760494B1 (en) 2011-09-30 2017-04-19 Sofradim Production Reversible stiffening of light weight mesh
US9010608B2 (en) 2011-12-14 2015-04-21 Covidien Lp Releasable buttress retention on a surgical stapler
FR2985271B1 (fr) 2011-12-29 2014-01-24 Sofradim Production Tricot a picots
FR2985170B1 (fr) 2011-12-29 2014-01-24 Sofradim Production Prothese pour hernie inguinale
US10549112B2 (en) 2012-07-20 2020-02-04 The General Hospital Corporation Apparatus for tissue irradiation and methods and kits utilizing the same
WO2014015274A1 (en) 2012-07-20 2014-01-23 The General Hospital Corporation Methods for tissue passivation
US10292381B2 (en) 2012-07-20 2019-05-21 The General Hospital Corporation Vessel treatment systems, methods, and kits
FR2994185B1 (fr) 2012-08-02 2015-07-31 Sofradim Production Procede de preparation d’une couche poreuse a base de chitosane
FR2995778B1 (fr) 2012-09-25 2015-06-26 Sofradim Production Prothese de renfort de la paroi abdominale et procede de fabrication
FR2995788B1 (fr) 2012-09-25 2014-09-26 Sofradim Production Patch hemostatique et procede de preparation
FR2995779B1 (fr) 2012-09-25 2015-09-25 Sofradim Production Prothese comprenant un treillis et un moyen de consolidation
AU2013322268B2 (en) 2012-09-28 2017-08-31 Sofradim Production Packaging for a hernia repair device
US9936951B2 (en) 2013-03-12 2018-04-10 Covidien Lp Interchangeable tip reload
FR3006578B1 (fr) 2013-06-07 2015-05-29 Sofradim Production Prothese a base d’un textile pour voie laparoscopique
FR3006581B1 (fr) 2013-06-07 2016-07-22 Sofradim Production Prothese a base d’un textile pour voie laparoscopique
AU2014290513B2 (en) 2013-07-18 2017-07-27 The General Hospital Corporation Vessel treatment systems, methods, and kits
US9433763B2 (en) 2013-09-27 2016-09-06 Acclarent, Inc. Sinus wall implant
US9700312B2 (en) 2014-01-28 2017-07-11 Covidien Lp Surgical apparatus
EP2979710B8 (en) 2014-07-29 2020-07-15 National Cheng Kung University Cell tissue gel containing collagen and hyaluronan
EP3000489B1 (en) 2014-09-24 2017-04-05 Sofradim Production Method for preparing an anti-adhesion barrier film
EP3000432B1 (en) 2014-09-29 2022-05-04 Sofradim Production Textile-based prosthesis for treatment of inguinal hernia
EP3000433B1 (en) 2014-09-29 2022-09-21 Sofradim Production Device for introducing a prosthesis for hernia treatment into an incision and flexible textile based prosthesis
EP3029189B1 (en) 2014-12-05 2021-08-11 Sofradim Production Prosthetic porous knit, method of making same and hernia prosthesis
EP3059255B1 (en) 2015-02-17 2020-05-13 Sofradim Production Method for preparing a chitosan-based matrix comprising a fiber reinforcement member
EP3085337B1 (en) 2015-04-24 2022-09-14 Sofradim Production Prosthesis for supporting a breast structure
ES2676072T3 (es) 2015-06-19 2018-07-16 Sofradim Production Prótesis sintética que comprende un tejido de punto y una película no porosa y método para formarla
CN106937895B (zh) * 2016-01-05 2020-12-18 上海微创医疗器械(集团)有限公司 覆膜支架及其制备方法
EP3195830B1 (en) 2016-01-25 2020-11-18 Sofradim Production Prosthesis for hernia repair
EP3312325B1 (en) 2016-10-21 2021-09-22 Sofradim Production Method for forming a mesh having a barbed suture attached thereto and the mesh thus obtained
EP3398554A1 (en) 2017-05-02 2018-11-07 Sofradim Production Prosthesis for inguinal hernia repair
EP3653171A1 (en) 2018-11-16 2020-05-20 Sofradim Production Implants suitable for soft tissue repair
RU2739565C1 (ru) * 2019-12-25 2020-12-25 Ниармедик Интернэшнл Лимитед Способ получения ферментативно устойчивых коллагеновых материалов

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4233360A (en) * 1975-10-22 1980-11-11 Collagen Corporation Non-antigenic collagen and articles of manufacture
US4412947A (en) * 1979-09-12 1983-11-01 Seton Company Collagen sponge
DE3042860A1 (de) * 1980-11-13 1982-06-09 Heyl & Co Chemisch-Pharmazeutische Fabrik, 1000 Berlin Kollagenpraeparate, verfahren zu ihrer herstellung und ihre verwendung in der human- und veterinaermedizin
US4503569A (en) * 1983-03-03 1985-03-12 Dotter Charles T Transluminally placed expandable graft prosthesis
JPS61253065A (ja) * 1985-05-02 1986-11-10 片倉チツカリン株式会社 キトサン誘導体およびコラ−ゲンの複合材の医用材料およびその製造法
US4733665C2 (en) * 1985-11-07 2002-01-29 Expandable Grafts Partnership Expandable intraluminal graft and method and apparatus for implanting an expandable intraluminal graft
US4740207A (en) * 1986-09-10 1988-04-26 Kreamer Jeffry W Intralumenal graft
US5263984A (en) * 1987-07-20 1993-11-23 Regen Biologics, Inc. Prosthetic ligaments
US5007934A (en) * 1987-07-20 1991-04-16 Regen Corporation Prosthetic meniscus
US5024841A (en) * 1988-06-30 1991-06-18 Collagen Corporation Collagen wound healing matrices and process for their production
JPH06104116B2 (ja) * 1988-11-29 1994-12-21 三菱化成株式会社 創傷被覆材
US5026381A (en) * 1989-04-20 1991-06-25 Colla-Tec, Incorporated Multi-layered, semi-permeable conduit for nerve regeneration comprised of type 1 collagen, its method of manufacture and a method of nerve regeneration using said conduit
US5100429A (en) * 1989-04-28 1992-03-31 C. R. Bard, Inc. Endovascular stent and delivery system
US5326350A (en) * 1992-05-11 1994-07-05 Li Shu Tung Soft tissue closure systems

Also Published As

Publication number Publication date
DE69429878T2 (de) 2002-08-22
DE69429878D1 (de) 2002-03-21
ATE213143T1 (de) 2002-02-15
WO1996008222A1 (en) 1996-03-21
ES2171467T3 (es) 2002-09-16
US5512291A (en) 1996-04-30
JPH10505527A (ja) 1998-06-02
EP0783285A4 (en) 1998-07-08
EP0783285B1 (en) 2002-02-13
US5376376A (en) 1994-12-27
DK0783285T3 (da) 2002-04-15
PT783285E (pt) 2002-07-31
CA2199951A1 (en) 1996-03-21
EP0783285A1 (en) 1997-07-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3715989B2 (ja) 吸収性血管創傷被覆材
USRE36370E (en) Resorbable vascular wound dressings
US20240009356A1 (en) Methods for forming stents modified with material comprising amnion tissue
US6613084B2 (en) Stent having cover with drug delivery capability
JP3892907B2 (ja) 膨張可能で分岐した支持内腔移植片
US6399144B2 (en) Medical device for delivering a therapeutic substance and method therefor
EP0943346B1 (en) Collagen laminate material and process for producing the same
Aldini et al. Effectiveness of a bioabsorbable conduit in the repair of peripheral nerves
JP3653275B2 (ja) 人工靭帯
JP3622972B2 (ja) 柔軟組織の閉鎖システム
US20070168011A1 (en) Detachable therapeutic material
US20030009213A1 (en) Stent having cover with drug delivery capability
EP1098024A1 (en) Collagen material and process for producing the same
WO1998024385A1 (fr) Vaisseau sanguin artificiel
JPH08509899A (ja) 自己拡張可能なステントおよびステント−グラフトならびにそれらの使用方法
WO2007081530A2 (en) Endoluminal medical device for local delivery of cathepsin inhibitors
US6241774B1 (en) Artificial esophagus
RU2707964C1 (ru) Функционально активная биодеградируемая сосудистая заплата для артериальной реконструкции

Legal Events

Date Code Title Description
A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20040107

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20040309

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20040506

RD02 Notification of acceptance of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422

Effective date: 20040903

RD04 Notification of resignation of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424

Effective date: 20040906

RD04 Notification of resignation of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424

Effective date: 20050608

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20050802

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20050829

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080902

Year of fee payment: 3

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090902

Year of fee payment: 4

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100902

Year of fee payment: 5

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110902

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110902

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120902

Year of fee payment: 7

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees