MXPA03002871A - Dispositivos medicos recubiertos. - Google Patents

Dispositivos medicos recubiertos.

Info

Publication number
MXPA03002871A
MXPA03002871A MXPA03002871A MXPA03002871A MXPA03002871A MX PA03002871 A MXPA03002871 A MX PA03002871A MX PA03002871 A MXPA03002871 A MX PA03002871A MX PA03002871 A MXPA03002871 A MX PA03002871A MX PA03002871 A MXPA03002871 A MX PA03002871A
Authority
MX
Mexico
Prior art keywords
living organism
further characterized
organism according
joining
medical device
Prior art date
Application number
MXPA03002871A
Other languages
English (en)
Inventor
Kevin S Weadock
Original Assignee
Johnson & Johnson
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
Family has litigation
First worldwide family litigation filed litigation Critical https://patents.darts-ip.com/?family=27505363&utm_source=google_patent&utm_medium=platform_link&utm_campaign=public_patent_search&patent=MXPA03002871(A) "Global patent litigation dataset” by Darts-ip is licensed under a Creative Commons Attribution 4.0 International License.
Priority claimed from US09/850,482 external-priority patent/US20010029351A1/en
Priority claimed from US09/887,464 external-priority patent/US7261735B2/en
Application filed by Johnson & Johnson filed Critical Johnson & Johnson
Publication of MXPA03002871A publication Critical patent/MXPA03002871A/es

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L31/16—Biologically active materials, e.g. therapeutic substances
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/064—Surgical staples, i.e. penetrating the tissue
    • A61B17/0644—Surgical staples, i.e. penetrating the tissue penetrating the tissue, deformable to closed position
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/11—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for performing anastomosis; Buttons for anastomosis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/11—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for performing anastomosis; Buttons for anastomosis
    • A61B17/115—Staplers for performing anastomosis in a single operation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
    • A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
    • A61F2/91—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
    • A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
    • A61F2/91—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes
    • A61F2/915—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes with bands having a meander structure, adjacent bands being connected to each other
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L17/00—Materials for surgical sutures or for ligaturing blood vessels ; Materials for prostheses or catheters
    • A61L17/14—Post-treatment to improve physical properties
    • A61L17/145—Coating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/28—Materials for coating prostheses
    • A61L27/34—Macromolecular materials
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L29/00—Materials for catheters, medical tubing, cannulae, or endoscopes or for coating catheters
    • A61L29/08—Materials for coatings
    • A61L29/085—Macromolecular materials
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/08—Materials for coatings
    • A61L31/10—Macromolecular materials
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/00491—Surgical glue applicators
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/04—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for suturing wounds; Holders or packages for needles or suture materials
    • A61B17/0469—Suturing instruments for use in minimally invasive surgery, e.g. endoscopic surgery
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/04—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for suturing wounds; Holders or packages for needles or suture materials
    • A61B17/06—Needles ; Sutures; Needle-suture combinations; Holders or packages for needles or suture materials
    • A61B17/06004—Means for attaching suture to needle
    • A61B2017/06028—Means for attaching suture to needle by means of a cylindrical longitudinal blind bore machined at the suture-receiving end of the needle, e.g. opposite to needle tip
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/064—Surgical staples, i.e. penetrating the tissue
    • A61B2017/0641—Surgical staples, i.e. penetrating the tissue having at least three legs as part of one single body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/04—Hollow or tubular parts of organs, e.g. bladders, tracheae, bronchi or bile ducts
    • A61F2/06—Blood vessels
    • A61F2/064—Blood vessels with special features to facilitate anastomotic coupling
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
    • A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
    • A61F2/91—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes
    • A61F2/915—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes with bands having a meander structure, adjacent bands being connected to each other
    • A61F2002/91533—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes with bands having a meander structure, adjacent bands being connected to each other characterised by the phase between adjacent bands
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
    • A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
    • A61F2/91—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes
    • A61F2/915—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes with bands having a meander structure, adjacent bands being connected to each other
    • A61F2002/9155—Adjacent bands being connected to each other
    • A61F2002/91558—Adjacent bands being connected to each other connected peak to peak
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2220/00—Fixations or connections for prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
    • A61F2220/0008—Fixation appliances for connecting prostheses to the body
    • A61F2220/0016—Fixation appliances for connecting prostheses to the body with sharp anchoring protrusions, e.g. barbs, pins, spikes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2250/00—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
    • A61F2250/0058—Additional features; Implant or prostheses properties not otherwise provided for
    • A61F2250/0067—Means for introducing or releasing pharmaceutical products into the body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2310/00—Prostheses classified in A61F2/28 or A61F2/30 - A61F2/44 being constructed from or coated with a particular material
    • A61F2310/00389—The prosthesis being coated or covered with a particular material
    • A61F2310/0097—Coating or prosthesis-covering structure made of pharmaceutical products, e.g. antibiotics
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2310/00—Prostheses classified in A61F2/28 or A61F2/30 - A61F2/44 being constructed from or coated with a particular material
    • A61F2310/00389—The prosthesis being coated or covered with a particular material
    • A61F2310/00976—Coating or prosthesis-covering structure made of proteins or of polypeptides, e.g. of bone morphogenic proteins BMP or of transforming growth factors TGF
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2300/00—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices
    • A61L2300/60—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices characterised by a special physical form
    • A61L2300/606—Coatings
    • A61L2300/608—Coatings having two or more layers

Abstract

Dispositivos medicos, y en particular dispositivos medicos implantables, pueden ser recubiertos para reducir al minimo o sustancialmente eliminar una reaccion biologica del organismo a la introduccion del dispositivo medico al organismo; los dispositivos medicos pueden ser recubiertos con cualquier numero de materiales biocompatibles; se pueden mezclar farmacos, agentes o compuestos terapeuticos con los materiales biocompatibles y ser fijados a por lo menos una porcion del dispositivo medico; esto farmacos, agentes o compuestos terapeuticos tambien pueden reducir ademas una reaccion biologica del organismo a la introduccion del dispositivo medico al organismo; se pueden utilizar diversos materiales y metodologias de recubrimiento para mantener los farmacos, agentes o compuestos en el dispositivo medico hasta que sean suministrados y colocados.

Description

DISPOSITIVOS MEDICOS RECUBIERTOS Referencia cruzada para solicitudes relacionadas Esta solicitud es una continuación en parte de la Solicitud de E.U.A., con Número de Serie 09/887,464, presentada el 22 de junio del 2001 , una continuación en parte de la solicitud de E.U.A., con Número de Serie 09/675,882, presentada el 29 de septiembre del 2002, y una continuación en parte de la solicitud de E.U.A., con Número de Serie 09/850,482 presentada el 7 de mayo del 2001.
ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN CAMPO DE LA INVENCION La presente invención se refiere a la administración local de un fármaco/combinaciones de fármacos para la prevención y tratamiento de enfermedad vascular, y más particularmente, se refiere a dispositivos médicos intraluminales para la administración local de fármaco/combinaciones de fármacos para la prevención y tratamiento de la enfermedad vascular ocasionada por lesión y a métodos para mantener el fármaco/combinaciones de fármacos en los dispositivos médicos intraluminales. La presente invención también se refiere a dispositivos médicos que tienen fármacos, agentes o compuestos que se fijan a los mismos para minimizar o substancialmente eliminar una reacción biológica del organismo ocasionada por la introducción del dispositivo médico al organismo.
PLANTEAMIENTO DE LA TÉCNICA ANTERIOR Muchos individuos padecen de enfermedades circulatorias provocadas por un bloqueo progresivo de los vasos sanguíneos que abastecen al corazón y otros órganos mayores con nutrientes. Con frecuencia, el bloqueo más severo de los vasos sanguíneos en algunos individuos conduce a la hipertensión, lesión isquémica, ataque al corazón, o infarto al miocardio. Las lesiones ateroscleróticas, las cuales limitan u obstruyen el flujo sanguíneo coronario, son algunas de las mayores causas de la enfermedad isquémica del corazón. La angioplastía coronaria transluminal percutánea es un procedimiento médico cuyo propósito es el de incrementar el flujo sanguíneo a través de una arteria. La angioplastía coronaria transluminal percutánea es el tratamiento predominante para la estenosis de vaso coronario. El creciente uso de este procedimiento se atribuye a su índice de éxito relativamente alto y a su invasividad mínima en comparación con la cirugía de bypass coronario. Una limitación asociada con la angioplastía coronaria transluminal percutánea es el cerramiento abrupto del vaso, lo cual puede ocurrir inmediatamente después del procedimiento y la restenosis, los cuales ocurren gradualmente después del procedimiento. Adicionalmente, la réstenoste es un problema crónico en pacientes que han experimentado injerto de bypass de vena safena . El mecanismo de la oclusión aguda parece involucrar varios factores y puede resultar del repliegue vascular con el cerramiento resultante de la arteria y/o la deposición de plaquetas sanguíneas y fibrina en la longitud dañada del vaso sanguíneo abierto recientemente. La restenosis posterior a la angioplastía coronaria transluminal percutánea es un proceso más gradual iniciado por la lesión vascular. Cada uno de los múltiples procesos, que incluyen la trombosis, inflamación, factor de crecimiento y liberación de citosina, proliferación celular, migración celular y síntesis de matriz extracelular, contribuyen al proceso restenótico. Aunque el mecanismo exacto de restenosis no se haya comprendido completamente, se han identificado los aspectos generales del proceso de restenosis. En la pared arterial normal, las células de músculo suave se proliferan a una proporción baja, aproximadamente de menos de 0.1 por ciento por peso diariamente. Las células de músculo suave en las paredes del vaso existen en un fenotipo contráctil caracterizado por ochenta a noventa por ciento del volumen citoplásmico celular ocupado con el aparato contráctil. El retículo endoplasmico, el Golgi y los ribosomas libres son pocos y están ubicados en la región perinuclear. La matriz extracelular rodea las células del músculo suave y es rica en glicosilaminoglicanos parecidos a la heparina, los cuales se cree que son los responsables de mantener las células de músculo suave en el estado fenotípico contráctil (Campbell y Campbell, 1985).
Durante la expansión por presión de un catéter de globo intracoronario durante la angioplastía, se lesionan las células de músculo suave dentro de la pared del vaso, lo que inicia una respuesta trombótica e inflamatoria. Los factores de crecimiento derivados de la célula tales como el factor de crecimiento derivado de plaquetas sanguíneas, factor de crecimiento de fibroblasto básico, factor de crecimiento epidérmico, trombina, etc., liberados desde las plaquetas sanguíneas, que invaden macrófagos y/o leucocitos, o directamente desde las células de músculo suave producen una respuesta proliferativa y migratoria en células de músculo suave medial. Estas células experimentan un cambio de un fenotipo retráctil a un fenotipo sintético caracterizado por sólo unos pocos haces de filamentos contráctiles, retículo endoplásmico rugoso dilatado, ribosomas Golgi y libres. La proliferación/migración normalmente empieza dentro de un período de uno a dos días posteriores a la lesión y alcanza el máximo varios días más tarde (Campbell y Campbell, 1987; Clowes y Schwartz, 1985). Las células hijas migran a la capa del íntimo del músculo suave arterial y se continúan proliferando y secretando cantidades significativas de proteínas de matriz extracelular. La proliferación, migración y síntesis de matriz extracelular continúan hasta que la capa endotelial dañada es reparada en cuyo momento la proliferación disminuye dentro del íntimo, normalmente dentro de un período de siete a catorce días posteriores a la lesión. El tejido recientemente formado es denominado neoíntimo. El estrechamiento vascular posterior que ocurre dentro de los siguientes tres a seis meses es debido en primera instancia a la remodelación negativa o constringente. De manera simultánea a la proliferación y migración local, las células inflamatorias se adhieren al sitio de la lesión vascular. Dentro de un período de tres a siete días posteriores a la lesión, las células inflamatorias han migrado hacia las capas más profundas de la pared del vaso. En los modelos de animales que emplean, ya sea lesión de globo o implantación stent, las células inflamatorias pueden permanecer en el sitio de la lesión vascular durante por lo menos treinta días (Tanaka et al., 1993; Edelman et al., 1998). Por lo tanto, las células inflamatorias se encuentran presentes y pueden contribuir tanto a las fases agudas como a las fases crónicas de la restenosis. Se han examinado numerosos agentes para las supuestas acciones antiproliferativas en la restenosis y han mostrado alguna actividad en los modelos de animales de experimento. Algunos de los agentes, los cuales han mostrado reducir exitosamente la región de hiperplasia del íntimo en modelos de animales incluyen: heparina y fragmentos de heparina (Clowes, A.W. y Karnovsky M., Nature 265: páginas 25-26, 1977; Guyton, J.R. et al., Circ. Res., 46: páginas 625 a 634, 1980; Clowes, A.W. y Clowes, M.M., Lab. Invest. 52: páginas 61 1 a 616, 1985; Clowes, A.W. y Clowes, M.M., Circ. Res, 58: páginas 839 a 845, 1986; Majesky, et al., Circ. Res. 61 : páginas 296 a 300, 1987; Snow, et al., Am. J. Pathol. 137: páginas 313 a 330, 1990; Okada, T., et al., Neurosurger 25: páginas 92 a 98, 1989), colchicina (Currier, J.W., et al., Clrc. 80: páginas 1 1 a 66, 1989), taxol (Sollot, S.J., et al., J. Clin. Invest. 95: páginas 1869 a 1876, 1995), inhibidores de enzima de conversión de angiotensina (ACE) (Powel, J.S., et al., Science, 245: páginas 186 a 188, 1989), angiopeptina (Lundergan, C.F., et al., Am. J. Cardiol, 17 (Suppl. B): páginas 132B a 136B, 1991 ), ciclosporina A (Jonasson, L, et al., Proc. Nati., Acad. Sci., 85: página 2303, 1988), anticuerpo PDGF cabra anti-conejo (Fems, G.A.A.A., et al., Science 253: páginas 1 29 a 1132, 1991 ), terbinafina (Nemecek, G.M., et al., J. Pharmacol. Exp. Thera. 248: páginas 1167 a 1 174, 1989), trapidil (Liu. M.W., et al., Circ. 81.: páginas 1089 a 1093, 1990), tranilast (Fukuyama, J., et. al., Eur. J. Pharmacol. 318: páginas 327 a 332, 1996), ¡nterferón gama (Hansson, G.K. y Holm, J., Circ. 84: páginas 1266 a 1272, 1991), rapamicina (Marx, S.O., et. al., Circ. Res, 76: páginas 412 a 417, 1995), esteroides (Colburn, M.D., et al., J. Vasc. Surg. 15: páginas 510 a 518, 1992), ver también la publicación de Berk, B.C., et. al., J. Am. Coll. Cardiol. 17: páginas 1 1 1 B a 117B, 1991), radiación ionizante (Weinberger, J., et al., Int. J. Rad. Onc. Biol. Phys. 36: páginas 767 a 775, 1995), toxinas de fusión (Farb. A., et al., Circ. Res. 80: páginas 542 a 550, 1997) oligonucleótidos antisentido (Simons, M., et al., Nature 359: páginas 67 a 70, 1992) y vectores genéticos (Chang, M.W., et al., J. Clin. Invest. 96: páginas 2260 a 2268, 1995). Se ha demostrado acción antiproliferativa en células de músculo suave in vitro para varios de estos agentes, incluyendo heparina y conjugados de heparina, taxol, tranilast, colchicina, inhibidores ACE, toxinas de fusión, oligonucleótidos antisentido, rapamicina y radiación ionizante. Por lo tanto, los agentes con diversos mecanismos de inhibición celular de músculo suave pueden tener utilidad terapéutica en la reducción de hiperplasia dei íntimo. Sin embargo, en contraste con los modelos de animales, los intentos para evitar la restenosis en pacientes con angioplastía humana a través de medios farmacológicos sistémicos han sido exitosos hasta este momento. Ninguno de los siguientes: aspirina-dipiridamol, ticlopidina, terapia anticoagulante (heparina aguda, warfarina crónica, hirudinaria o hirulog), antagonismo del receptor de tromboxano, ni los esteroides, han sido efectivos en la prevención de la restenosis, a pesar de que los inhibidores de plaquetas sanguíneas han sido efectivos en la prevención de la reoclusión aguda después de la angioplastía (Mak y Topol, 1997; Lang et al., 1991). El receptor de plaquetas sanguíneas GP llb/llla. antagonista, Reopro® aún se encuentra bajo estudio, aunque Reopro® no ha mostrado resultados definitivos para la reducción de la restenosis subsiguiente a la angioplastía e implantación de stents. Otros agentes, los cuales tampoco han tenido éxito en la prevención de la restenosis, incluyen los antagonistas de canal de calcio, prostaciclina mimética, inhibidores de enzima de conversión de angiotensina, antagonistas de receptor de serotonina, y agentes antiproliferativos. Estos agentes se deben administrar de manera sistémica, sin embargo, es posible que no se logre una dosis terapéuticamente efectiva; las concentraciones de antiproliferativo (o antirla restenosis) pueden exceder las concentraciones tóxicas conocidas de estos agentes, de tal manera que los niveles suficientes para producir inhibición del músculo suave pueden no ser alcanzados (Mak y Topol, 1997; Lang, et al., 1991 ; Popma, et al., 1991 ). Los experimentos clínicos adicionales, en donde se ha examinado la efectividad para prevenir la restenosis utilizando suplementos de aceite de pescado dietético o agentes de disminución de colesterol que muestran resultados tanto contradictorios como negativos, de tal manera que aún no existen agentes farmacológicos que se encuentren clínicamente disponibles para prevenir la restenosis posterior a la angioplastía (Mak y Topol, 1997; Franklin y Faxon, 1993; Serruys, P.W., et al., 1993). Las observaciones recientes han sugerido que el agente antilípido/antioxidante, probucol, puede ser útil en la prevención de la restenosis, aunque este trabajo requiere confirmación (Tardif, et al., 1997; Yokoi, et al., 1997). En la actualidad, probucol no ha sido aprobado para ser utilizado en los Estados Unidos, y un período de tratamiento previo de treinta días podría imposibilitar su uso en angioplastía de emergencia. Adicionalmente, la aplicación de radiación ionizante ha mostrado posibilidades significativas en la reducción o prevención de la restenosis después de angioplastía en pacientes con stents (Teirstein, et al., 1997). Sin embargo, actualmente los tratamientos más efectivos para la restenosis son angioplastía, arteriectomía o injerto de bypass de arteria coronaria repetidos, debido a que la Food and Drug Administration no ha aprobado el uso de agentes terapéuticos para la prevención de la restenosis posterior a la angioplastía.
A diferencia de ia terapia farmacológica sistémica, los stents han probado ser útiles en la reducción significativa de la restenosis. Normalmente, los stents son tubos de metal ranurados que se dilatan como globo (usualmente de, pero no se limitan a, acero inoxidable), los cuales, cuando se dilatan dentro del lumen de una arteria coronaria en la que se realizó angioplastía, proporcionan soporte estructural a través del cadalso rígido de la pared arterial. Este soporte es útil en el mantenimiento de evidencia de lumen del vaso. En dos experimentos clínicos aleatorios, los stents angiográficos incrementados tuvieron éxito después de la angioplastía coronaria transluminal percutánea, incrementando y reduciendo el diámetro mínimo del lumen, pero sin eliminar la incidencia de la restenosis a los seis meses (Serruys, et al., 1994; Fischman, et al., 1994). Adicionalmente, el recubrimiento de heparina de los stents parece tener el beneficio adicional de producir una reducción en la trombosis sub-aguda después de la implantación del stent (Serruys, et al., 1996). Por lo tanto, se ha mostrado que la expansión mecánica sostenida de una arteria coronaria estrechada con un stent proporciona alguna medida de prevención de la restenosis, y el recubrimiento de los stents con heparina ha demostrado tanto viabilidad como utilidad clínica para la administración de fármacos en forma local, en el sitio del tejido lesionado. Como se estableció anteriormente, el uso de stents recubiertos con heparina demuestra la viabilidad y utilidad clínica de administración local de fármacos; sin embargo, la manera en la cual el fármaco particular o combinación de fármacos son fijados al dispositivo de administración local, jugará un papel en la eficiencia de este tipo de tratamiento. Por ejemplo, los procedimientos y materiales utilizados para fijar el fármaco/combinaciones de fármacos al dispositivo de administración local no deberán interferir con las operaciones del fármaco/combinaciones de fármacos. Adicionalmente, los procedimientos y materiales utilizados deben ser biológicamente compatibles y mantener el fármaco/combinaciones de fármacos en el dispositivo local a través de la administración y durante un periodo de tiempo establecido. Por ejemplo, la remoción del fármaco/combinaciones de fármacos durante la administración del dispositivo de administración local puede potencialmente causar la falla del dispositivo. Por consiguiente, existe una necesidad para un fármaco/combinaciones de fármacos y dispositivos de administración local asociados para la prevención y tratamiento de lesión vascular que causa el engrasamiento del íntimo el cual es ya sea inducido biológicamente, por ejemplo, aterosclerosis, o inducido mecánicamente, por ejemplo, a través de angioplastía coronaria transluminal percutánea. Adicionalmente, existe la necesidad de mantener el fármaco/combinaciones de fármacos en el dispositivo de administración local a través de la administración y posicionamiento, así como asegurar que el fármaco/combinación de fármacos es liberada en dosis terapéuticas durante un período de tiempo determinado. Se han propuesto una variedad de recubrimientos y composiciones de stents para la prevención y tratamiento de lesión que causa el engrasamiento del íntimo. Los recubrimientos pueden tener la capacidad por sí mismos de reducir el estímulo que proporciona el stent a la pared del lumen lesionado, reduciendo de esta forma la tendencia hacia la trombosis o la restenosis. De manera alternativa, el recubrimiento puede administrar un agente farmacéutico/terapéutico o fármaco al lumen que reduce la proliferación de tejido de músculo suave o la restenosis. El mecanismo para la administración del agente es a través de la difusión del agente a través ya sea de un volumen de polímero o a través de poros que son creados en la estructura del polímero, o mediante la erosión de una recubrimiento biodegradable. Las composiciones que se pueden absorber biológicamente así como las composiciones biológicamente estables han sido reportadas como recubrimientos para stents. Estas composiciones generalmente han sido recubrimientos poliméricos que encapsulan un agente farmacéutico/terapéutico o fármaco, por ejemplo, rapamicina, taxol, etc., o que enlazan tal agente a la superficie, por ejemplo, stents recubiertos de heparina. Estos recubrimientos son aplicados al stent en un número de formas, que incluyen, aunque no se limitan a, procedimientos de recubrimiento por baño, rocío o hilado. Un tipo de materiales biológicamente estables que han sido reportados como recubrimientos para stents son homopolímeros de polifluoruro. Los homopolímeros de politetrafluoroetileno (PTFE) se han utilizado como implantes durante muchos años. Estos homopolímeros no son solubles en cualquier solvente a temperaturas razonables y por lo tanto son difíciles de utilizar para recubrir dispositivos médicos pequeños mientras mantienen las características importantes de los dispositivos (por ejemplo, ranuras en stents). Se han sugerido los stents con recubrimientos elaborados a partir de homopolímeros de polivinilidenofluoruro y que contienen agentes farmacéuticos/terapéuticos o fármacos para ser liberados. Sin embargo, como la mayoría de homopolímeros de polifluoro cristalinos, son difíciles de aplicar como películas de alta calidad sobre superficies sin someterlos a temperaturas relativamente altas, que corresponden a la temperatura de fusión del polímero. Será ventajoso desarrollar recubrimientos para dispositivos médicos que se pueden implantar que reducirán la trombosis, la restenosis u otras reacciones adversas, que pueden incluir, pero que no requieren, el uso de agentes farmacéuticos o terapéuticos o fármacos para lograr dichos efectos, y que poseen propiedades físicas y mecánicas efectivas para ser utilizadas en dichos dispositivos aún cuando dichos dispositivos recubiertos están sujetos a temperaturas máximas relativamente bajas.
BREVE DESCRIPCION DE LA INVENCION Las terapias de fármaco/combinación de fármacos, transportadores de fármaco/combinación de fármacos y dispositivos de administración local asociados de la presente invención proporcionan un medio para superar las dificultades asociadas con los métodos y dispositivos utilizados actualmente, como se describió brevemente con anterioridad. Adicionalmente, los métodos para mantener las terapias de fármaco/combinación de fármacos, transportadores de fármaco/combinación de fármacos en el dispositivo de administración local aseguran que las terapias de fármaco/combinación de fármaco alcanzan el sitio objetivo. De acuerdo con un aspecto, la presente invención es dirigida a un aparato para unir órganos substancialmente tubulares en un organismo vivo. El dispositivo comprende un dispositivo de anastomosis para conectar un vaso de injerto a un vaso objetivo de tal manera que los dos vasos se encuentren en comunicación de fluido, un vehículo biológicamente compatible fijado a por lo menos una porción del dispositivo de anastomosis, y por lo menos un agente incorporado en dosis terapéuticas en el vehículo biológicamente compatible para el tratamiento de reacciones por el organismo vivo ocasionadas por el dispositivo de anastomosis o la implantación del mismo. De acuerdo con otro aspecto, la presente invención está dirigida a un dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo. El dispositivo comprende un clip quirúrgico para conectar de manera sellada un vaso de injerto a un vaso objetivo, un vehículo biológicamente compatible fijo a por lo menos una porción del clip quirúrgico, y por lo menos un agente incorporado en dosis terapéuticas en el vehículo biológicamente compatible para el tratamiento de reacciones del organismo vivo ocasionadas por el clip quirúrgico o la implantación del mismo. Los dispositivos médicos, recubrimientos de fármacos y métodos para mantener los recubrimientos o vehículos de fármacos en los mismos, de la presente invención utilizan una combinación de materiales para tratar la enfermedad, y reacciones de los organismos vivos debido a la implantación de dispositivos médicos para el tratamiento de la enfermedad u otras condiciones. La administración local de fármacos, agentes o compuestos, generalmente reducen substancialmente la toxicidad potencial de los fármacos, agentes o compuestos cuando se comparan con la administración sistémica mientras se incrementa su eficacia. Los fármacos, agentes o compuestos pueden ser fijados a cualquier número de dispositivos médicos parar tratar diversas enfermedades. Los fármacos, agentes o compuestos también pueden ser fijados para minimizar o substancialmente eliminar la reacción de los organismos biológicos a la introducción del dispositivo médico utilizado para tratar una condición por separado. Por ejemplo, los stents pueden ser introducidos para abrir las arterias coronarias u otros lúmenes del cuerpo, tales como los conductos de la vesícula. La introducción de estos stents causa un efecto de proliferación celular del músculo suave así como inflamación. Por consiguiente, los stents pueden ser recubiertos con fármacos, agentes o compuestos para combatir estas reacciones. Los dispositivos de anastomosis, rutinariamente utilizados en ciertos tipos de cirugía, también pueden provocar un efecto de proliferación celular del músculo suave así como inflamación. Por lo tanto, los dispositivos también pueden ser recubiertos con fármacos, agentes y/o compuestos para combatir estas reacciones. Los fármacos, agentes o compuestos variarán dependiendo del tipo de dispositivo médico, la reacción a la introducción del dispositivo médico y/o la enfermedad buscada para ser tratada. El tipo de recubrimiento o vehículo utilizados para inmovilizar los fármacos, agentes o compuestos al dispositivo médico también pueden variar dependiendo del número de factores, incluyendo el tipo de dispositivo médico, el tipo de fármaco, agente o compuesto y la proporción de liberación del mismo. Con el objeto de ser efectivos, los fármacos, agentes o compuestos preferentemente deben permanecer en los dispositivos médicos durante su administración e implantación. Por consiguiente, se pueden utilizar varias técnicas de recubrimiento para crear enlaces fuertes entre los fármacos, agentes o compuestos. Adicionalmente, pueden ser utilizados diversos materiales como modificaciones de superficie para evitar que los fármacos, agentes o compuestos se terminen de manera prematura.
BREVE DESCRIPCION DE LOS DIBUJOS Las características anteriores y otras de ellas y las ventajas de la presente invención se harán evidentes a partir de lo siguiente, más particularmente de la descripción de las modalidades preferidas de la presente invención, como es ilustrado por los dibujos que la acompañan. La Figura 1 , es una vista a lo largo de un stent (no se muestran los extremos) antes de la dilatación que muestra la superficie exterior del stent y el patrón de agrupamiento característico. La Figura 2, es una vista en perspectiva a lo largo del stent de la Figura 1 , que tiene depósitos de acuerdo con la presente invención. La Figura 3, indica la fracción de fármaco liberada como una función de tiempo de los recubrimientos de la presente invención sobre la cual no se ha dispuesto la capa final. La Figura 4, indica la fracción de fármaco liberada como una función de tiempo de los recubrimientos de la presente invención incluyendo una capa final dispuesto en la misma. La Figura 5, indica la fracción de fármaco liberada como una función de tiempo de los recubrimientos de la presente invención sobre la cual no se ha dispuesto la capa final. La Figura 6, indica la cinética de liberación del stent m vivo de rapamicina a partir de poli(VDF/HFP). La Figura 7, es una vista de sección transversal de una banda del stent de la Figura 1 , que tiene recubrimientos de fármaco en la misma de acuerdo con una primera modalidad de ejemplo de la presente invención.
La Figura 8, es una vista de sección transversal de una banda del stent de la Figura 1 , que tiene recubrimientos de fármaco en la misma de acuerdo con una segunda modalidad de ejemplo de la presente invención. La Figura 9, es una vista de sección transversal de una banda del stent de la Figura 1 , que tiene recubrimientos de fármaco en la misma de acuerdo con una tercera modalidad de ejemplo de la presente invención. Las Figuras 10 a la 13, ilustran una modalidad de una pieza de ejemplo del dispositivo de anastomosis que tiene un ribete de fijación y miembros de grapa fijos de acuerdo con la presente invención. La Figura 14, es una vista lateral de un aparato para unir estructuras anatómicas juntas, de acuerdo con una modalidad de la presente invención. La Figura 15, es una vista de sección transversal que muestra una porción de aguja del aparato de la Figura 14, pasando a través de los bordes de las estructuras anatómicas, de acuerdo con una modalidad de la presente invención. La Figura 16, es una vista de sección transversal que muestra el aparato de la Figura 14 deslizado a través de una anastomosis, de acuerdo con una modalidad de la presente invención. La Figura 17, es una vista de sección transversal que muestra una grapa del aparato de la Figura 14 siendo colocada en proximidad con la estructura anatómica, de acuerdo con una modalidad de la presente invención.
La Figura 18, es una vista de sección transversal que muestra una grapa del aparato de la Figura 14 siendo interconectada en ambos lados de la anastomosis, de acuerdo con una modalidad de la presente invención. La Figura 19, es una vista de sección transversal que muestra una grapa después de que ha sido doblada para unir las estructuras anatómicas, de acuerdo con una modalidad de la presente invención. La Figura 20, es una vista de sección transversal de un globo que tiene recubrimiento lubncio fijo al mismo de acuerdo con la presente invención. La Figura 21 , es una vista de sección transversal de una banda del stent en la Figura 1 , que tiene recubrimiento lubricio fijo al mismo de acuerdo con la presente invención. La Figura 22, es una vista de sección transversal de un stent que se dilata automáticamente en un dispositivo de administración que tiene una recubrimiento lubricio de acuerdo con la presente invención. La Figura 23, es una vista de sección transversal de una banda del stent de la Figura , que tiene una recubrimiento de polímero modificado de acuerdo con la presente invención.
DESCRIPCION DETALLADA DE LAS MODALIDADES PREFERIDAS El fármaco/combinaciones de fármacos y dispositivos de administración de la presente invención pueden ser utilizados para prevenir y tratar la enfermedad vascular de manera efectiva, y en particular, la enfermedad vascular provocada por lesión. Diversos dispositivos de tratamiento médico utilizados en el tratamiento de la enfermedad vascular pueden inducir finalmente a complicaciones posteriores. Por ejemplo, la angioplastía de globo es un procedimiento utilizado para incrementar el flujo de sangre a través de una arteria y es el tratamiento predominante para el estrechamiento del vaso coronario. Sin embargo, como se estableció anteriormente, el procedimiento normalmente provoca cierto grado de daño a la pared del vaso, por consiguiente, puede agravar potencialmente el problema en un momento posterior. Aunque otros procedimientos y enfermedades pueden producir una lesión similar, las modalidades de ejemplo de la presente invención, serán descritas con respecto al tratamiento de la restenosis y las complicaciones relacionadas seguidas de la angioplastía coronaria transluminal percutánea y otros procedimientos arteriales/venosos similares, incluyendo la unión de arterias, venas y otros conductos transportadores de fluido. Aunque las modalidades de ejemplo de la presente invención serán descritas con respecto al tratamiento de la restenosis y complicaciones relacionadas seguidas de una angioplastía coronaria transluminal percutánea, es importante observar que la administración local de fármaco/combinaciones de fármacos puede ser utilizada para tratar una amplia variedad de condiciones que utilizan cualquier número de dispositivos médicos, o para mejorar la función y/o vida del dispositivo. Por ejemplo, las lentes infraoculares, colocadas para restaurar la visión después de realizar una cirugía de catarata, ésta con frecuencia está comprometida por la formación de una segunda catarata. La última, es con frecuencia un resultado del crecimiento celular excesivo en la superficie de la lente y puede ser potencialmente minimizado mediante la combinación de un fármaco o fármacos con el dispositivo. Otros dispositivos médicos los cuales con frecuencia fracasan debido al tejido en crecimiento o la acumulación de material proteínico en, sobre, o alrededor del dispositivo tal como una desviación para hidrocefalia, injertos de diálisis, dispositivos de bolsa de adherencia de colostomía (operación del intestino grueso), conductos para drenar el oído, conductores para marcapasos y desfibriladores que se pueden implantar también se pueden beneficiar del uso del método de combinación dispositivo-fármaco. Los dispositivos que sirven para mejorar la estructura y función del tejido u órgano también pueden mostrar beneficios cuando son combinados con el agente o agentes apropiados. Por ejemplo, la osteointegración mejorada de dispositivos ortopédicos para mejorar la estabilización del dispositivo implantado potencialmente podría ser realizado mediante la combinación de estos agentes, tales como proteína morfogénica de hueso. De manera similar, otros dispositivos quirúrgicos, suturas, grapas, dispositivos de anastomosis, discos vertebrales, clavos para los huesos, uniones de sutura, barreras hemostáticas, abrazaderas, tornillos, placas, clips, implantes vasculares, adhesivos y selladores de tejido, andamiaje de tejido, diversos tipos de apositos, substitutos de hueso, dispositivos intraluminales, y soportes vasculares podrían también proporcionar beneficios mejorados para el paciente utilizando este método de combinación de fármaco-dispositivo. Esencialmente, cualquier tipo de dispositivo médico puede ser recubierto en alguna forma con una fármaco o combinación de fármacos los cuales mejoran el tratamiento más allá del uso singular del dispositivo o agente farmacéutico. Además de los diversos dispositivos médicos, los recubrimientos en estos dispositivos pueden ser utilizados para administrar agentes terapéuticos y farmacéuticos que incluyen: agentes antiproliferativos/antimitóticos que incluyen productos naturales tales como alcaloides vinca (es decir, vinblastina, vincristina, y vinorelbina), paclitaxel, epidipodofilotoxinas (es decir, etoposida, teniposida), antibióticos (dactínomicina (actinomicina D) daunorubicina, doxorubicina e idarubicina), antraciclinas, mitoxantrona, bleomicinas, plicamicina (mitramicina) y mitomicina, enzimas (L-asparaginasa la cual metaboliza de manera sistémica la L-asparagina y despoja células las cuales no tienen la capacidad para sintetizar su propia asparagina); agentes antiplaquetas sanguíneas tales como inhibidores G(GP)llt,/llla y antagonistas de receptor de vitronectina; agentes de alquilación antiproliferativos/antimitóticos tales como mostazas de nitrógeno (mecloretamina, ciclofosfamida y análogos, malfalan, clorambucilo), etileniminas y metilmelaminas (hexametilmelamina y tiotepa), alquilsulfonatos busulfan, nirtosoureas (carmustina (BCNU) y análogos, estreptozocina), trazenos - dacarbazinina (DTIC); antimetabólicos antiproliferativos/antimitóticos tales como análogos de ácido fólico (metotrexato), análogos de pirimidina (fluoroacilo, floxuridina y citarabina), análogos de purina e inhibidores relacionados (mercaptopurina, tioguanina, pentostatina y 2-clorodeoxiadenosina{cladribina}); complejos de coordinación de platino (cisplatino, carboplatino), procarbazina, hidroxiurea, mitotano, aminoglutetimida; hormonas (es decir, estrógeno); anticoagulantes (heparina, sales de heparina sintética y otros inhibidores de trombina); agentes fibrinolíticos (tales como activador de plasminogén de tejido, estreptocinasa y urocinasa), aspirina, dipiridamole, ticlopidina, clopidogrel, abciximab; antimigratorios; antisecretores (breveldin); anti-inflamatorios: tales como esferoides adrenocorticales (cortisol, cortisona, fluorocortisona, prednisona, prednisolona, 6a-metilprednisolona, triamcinolona, betametasona y dexametasona), agentes no esteroides (derivados de ácido salicílico, es decir, aspirina; derivados de para-aminofenol, es decir, acetominofen; ácidos acéticos de Índole e indeno (indometacina, sulindac, y etodalac), ácidos acéticos de heteroarilo (tolmetin, diclofenac y ketorolac), ácidos arilpropiónicos (ibuprofeno y derivados) ácidos antranílicos (ácido mefenámico y ácido meclofenámico), ácidos enólicos (piroxicam, tenoxicam, fenilbutazona, y oxifentatrazona), nabumetona, compuestos de oro (auranofina, aurotioglucosa, tiomalato de sodio de oro); inmunosupresores: (ciclosporina, tacrolimus (FK-506), sirolimus (rapamicina), azatioprina, micofenolato mofetil); agentes angiogénicos: factor de crecimiento endotelial vascular (VEGF), factor de crecimiento de fibroblasto (FGF), bloqueadores de receptor de angiotensina; donadores de óxido nítrico; oligonucleótidos antisentido y combinaciones de los mismos; inhibidores de ciclo celular, inhibidores mTOR, e inhibidores de cinasa de transducción de señal de factor de crecimiento. Como se estableció anteriormente, la implantación de un stent coronario en conjunto con una angioplastía de globo es altamente efectivo en el tratamiento del cierre de vaso agudo y puede reducir el riesgo de restenosis. Los estudios de ultrasonido intra vascular (Minas, et al., 1996) sugieren que la implantación de stents coronarios previene efectivamente la constricción y que la mayoría de las pérdidas luminares tardías después de la implantación se deben al crecimiento de placa, probablemente relacionada con la hiperplasia del neoíntimo. La pérdida luminal tardía después del implante de stent coronario es aproximadamente dos veces mayor que la observada después de la angioplastía de globo convencional. Por lo tanto, en vista de que los stents previenen por lo menos una porción del proceso de la restenosis, una combinación de fármacos, agentes o compuestos los cuales previenen la proliferación celular de músculo suave, reducen la inflamación y reducen la coagulación o previenen la proliferación celular de músculo suave mediante múltiples mecanismos, reducen la inflamación y reducen la coagulación, combinadas con un stent, pueden proporcionar el tratamiento más eficaz para la restenosis posterior a angioplastía. El uso sistémico de fármacos, agentes o compuestos en combinación con la administración local de los mismos o diferentes fármacos/combinaciones de fármacos, también pueden proporcionar una opción benéfica de tratamiento.
La administración local de fármaco/combinaciones de fármacos desde un stent tiene las siguientes ventajas; particularmente, la prevención de la retracción y remodelación del vaso a través de la acción de andamiaje del stent y la prevención de componentes múltiples de hiperplasia del neoíntimo o la restenosis, así como una reducción de inflamación y trombosis. Esta administración local de fármacos, agentes o compuestos para las arterias coronarias con los stents implantados, también puede tener un beneficio terapéutico adicional. Por ejemplo, se pueden lograr concentraciones de tejido más altas de los fármacos, agentes o compuestos utilizando administración local, en lugar de administración sistémica. Adicionalmente, la toxicidad sistémica reducida se puede lograr utilizando administración local en lugar de administración sistémica mientras que se mantienen las concentraciones de tejido más altas. También se puede satisfacer un procedimiento simple con mayor obediencia del paciente utilizando la administración local desde un stent en lugar de la administración sistémica. Un beneficio adicional de la terapia de combinación de fármaco, agente y/o compuesto puede ser la reducción de la dosis de cada uno de los fármacos, agentes o compuestos terapéuticos, limitando consecuentemente su toxicidad, mientras que se logra una reducción de la restenosis, inflamación y trombosis. La terapia basada en stent local es, por lo tanto, un medio para mejorar la proporción terapéutica (eficiencia/toxicidad) de los fármacos, agentes o compuestos, antirrestenosis, antí-inflamatorios, antitrombótícos.
Existe una multiplicidad de diferentes stents que pueden ser utilizados seguidos de la angioplastía coronaria transluminal percutánea. A pesar de que se pueden utilizar cualesquiera de los stents de acuerdo con la presente invención, por cuestiones de simplicidad, se describirá un número limitado de stents en las modalidades de ejemplo de la presente invención. El experto en la técnica reconocerá que puede ser utilizado cualquier número de stents en conexión con la presente invención. Adicionalmente, como se estableció anteriormente, pueden ser utilizados otros dispositivos médicos. Un stent, comúnmente es utilizado como una estructura tubular que se deja en el interior del lumen de un conducto para desahogar una obstrucción. Comúnmente, los stents son insertados dentro del lumen en forma no dilatada y, posteriormente son dilatados de manera autónoma, o con la ayuda de un segundo dispositivo in situ. Un método típico de dilatación ocurre a través del uso de un globo de angioplastía montado en un catéter, el cual es inflado dentro del vaso o cuerpo del pasaje que presentan estrechamiento con el objeto de eliminar e interrumpir las obstrucciones asociadas con los componentes de la pared del vaso y para obtener un lumen aumentado. La Figura 1 , ilustra un stent de ejemplo 100, el cual puede ser utilizado de acuerdo con una modalidad de la presente invención. El stent 100 cilindrico que se puede dilatar, comprende una estructura fenestrada para ser colocado en un vaso sanguíneo, conducto o lumen para mantener el vaso, conducto o lumen abiertos, más particularmente para proteger un segmento de la arteria de la restenosis posterior a la angloplastía. El stent 100 puede ser dilatado en forma circunferencial y mantenido en una configuración dilatada, esto es, circunferencial o radialmente rígida. El stent 100 es flexible en forma axial y cuando es flexionado en una banda, el stent 100 evita que cualquiera de las partes del componente se proyecten hacia afuera. El stent 100, generalmente comprende un primer y segundo extremos con una sección intermedia entre ellos. El stent 100 tiene un eje longitudinal y comprende una pluralidad de bandas dispuestas longitudinalmente 102, en donde cada banda 102 define una onda generalmente continua a lo largo de una línea del segmento paralelo al eje longitudinal. Una pluralidad de enlaces 104 dispuestos circunferencialmente, mantienen las bandas 102 en una estructura substancialmente tubular. Esencialmente, cada banda dispuesta longitudinalmente 102 es conectada a una pluralidad de ubicaciones periódicas, mediante un enlace corto dispuesto circunferencialmente 104 para una banda adyacente 102. La onda asociada con cada una de las bandas 102 tiene aproximadamente la misma frecuencia espacial básica en la sección intermedia, y las bandas 102 están dispuestas de tal manera que la onda asociada con ellas, generalmente está alineada de tal manera que generalmente están escalonadas entre sí. Como se ilustró en la figura, cada banda dispuesta longitudinalmente 102 ondula a través de aproximadamente dos ciclos, antes de que exista un enlace para una banda adyacente 102.
El stent 100, puede ser fabricado utilizando cualquier cantidad de métodos. Por ejemplo, el stent 100, puede ser fabricado a partir de un tubo de acero inoxidable ahuecado o formado que puede ser fabricado a máquina utilizando láser, acuñación por descarga eléctrica, corrosión química u otros medios. El stent 100, es insertado dentro del cuerpo y colocado en el sitio deseado en una forma no dilatada. En una modalidad de ejemplo, la dilatación puede ser lograda en un vaso de sangre mediante un catéter de globo, en donde el diámetro final del stent 100 está en función del diámetro del catéter de globo utilizado. Se deberá apreciar que el stent 100, de acuerdo con la presente invención, puede ser incorporado en un material con memoria de forma, incluyendo, por ejemplo, una aleación adecuada de níquel y titanio o acero inoxidable. Las estructuras formadas de acero inoxidable pueden ser elaboradas para poderse dilatar automáticamente configurando el acero inoxidable en una forma predeterminada, por ejemplo, deformándolo en una configuración enroscada. En esta modalidad, después de que el stent 100 ha sido formado puede ser comprimido de tal manera que ocupe un espacio lo suficientemente pequeño como para permitir su inserción en un vaso sanguíneo u otro tejido a través de medios de inserción, en donde los medios de inserción incluyen un catéter adecuado o varilla flexible. Al salir del catéter, el stent 100 puede ser configurado para dilatarse hacia el interior de la configuración deseada en donde la dilatación es automática o activada mediante un cambio de presión, temperatura o por estimulación eléctrica.
La Figura 2, ilustra una modalidad de ejemplo de la presente invención que utiliza el stent 100 ilustrado en la Figura 1. Como se ilustró, el stent 100 puede ser modificado para comprender uno o más depósitos 106. Cada uno de los depósitos 106 puede ser abierto o cerrado conforme se desee. Estos depósitos 106 pueden ser diseñados específicamente para mantener el fármaco/combinaciones de fármacos que serán administrados. Independientemente del diseño del stent 100, es preferible tener la dosis del fármaco/combinación de fármacos aplicados con suficiente especificidad y una concentración suficiente para proporcionar una dosis efectiva en el área de la lesión. En este sentido, el tamaño del depósito en las bandas 02 es preferentemente diseñado de un tamaño para aplicar adecuadamente la dosis del fármaco/combinación de fármacos en la ubicación deseada y en la cantidad deseada. En una modalidad de ejemplo alterna, la totalidad de las superficies interior y exterior del stent 100 puede ser recubiertas con fármaco/combinación de fármacos en cantidades de dosis terapéuticas. Una descripción detallada de un fármaco para tratamiento de la restenosis, así como las técnicas de recubrimiento de ejemplo, se describen más adelante. Sin embargo, es importante observar que las técnicas de recubrimiento pueden variar dependiendo del fármaco/combinación de fármacos. También, las técnicas de recubrimiento pueden variar dependiendo del material que comprende el stent u otro dispositivo médico intraluminal.
La rapamicina es un antibiótico de trieno macrocíclico producido por streptomyces higroscopicus como se describió en la Patente de E.U.A. No. 3,929,992. Se ha descubierto que la rapamicina entre otras cosas, inhibe la proliferación de las células de músculo suave vascular in vivo. Por consiguiente, la rapamicina puede ser utilizada en el tratamiento de hiperplasia celular de músculo suave del íntimo, la restenosis y la oclusión vascular en un mamífero, particularmente cuando son seguidas de lesión vascular mediada ya sea biológicamente o mecánicamente, o bajo condiciones que podrían predisponer al mamífero a sufrir dicha lesión vascular. La rapamicina funciona para inhibir la proliferación celular de músculo suave y no interfiere con la re-endotelialización de las paredes del vaso. La rapamicina reduce la hiperplasia vascular antagonizando la proliferación de músculo suave en respuesta a señales mitogénicas que son liberadas durante la lesión inducida por angioplastía. Se considera que la inhibición del factor de crecimiento y proliferación de músculo suave mediada por citosina en la fase G1 tardía del ciclo celular, será un mecanismo dominante de la acción de la rapamicina. Sin embargo, también se sabe que cuando es administrada la rapamicina evita la proliferación y diferenciación de células T. Esta es la base para su actividad inmunosupresora y su capacidad para evitar que el injerto sea rechazado. Como se utiliza en la presente descripción, rapamicina incluye rapamicina y todos los análogos, derivados y congéneres que encuentran FKBP12 y otras inmunofilos y posee las mismas propiedades farmacológicas que la rapamicina. Aunque los efectos antiproliferativos de la rapamicina se puede lograr a través del uso sistémico, se pueden lograr resultados superiores a través de la administración local del compuesto. Esencialmente, la rapamicina trabaja en los tejidos, los cuales se encuentran próximos al compuesto, y tiene efecto disminuido conforme incrementa la distancia a la que se encuentra el dispositivo de administración. Con el objeto de aprovechar la ventaja de este efecto, se puede desear que la rapamicina esté en contacto directo con las paredes del lumen. Por consiguiente, en una modalidad preferida, la rapamicina es incorporada sobre la superficie del stent o porciones del mismo. Esencialmente, la rapamicina es incorporada preferentemente en el stent 100, que se ilustró en la Figura 1 , en donde el stent 100 hace contacto con la pared del lumen. La rapamicina puede ser incorporada sobre o fijada al stent en un número de formas. En la modalidad de ejemplo, la rapamicina es incorporada directamente a la matriz polimérica y rociada sobre la superficie exterior del stent. La rapamicina se extrae de la matriz polimérica sobre tiempo y se introduce al tejido circundante. La rapamicina, preferentemente permanece en el stent durante desde por lo menos tres días hasta aproximadamente seis meses, y más preferentemente entre siete y treinta días.
Se puede utilizar cualquier número de polímeros que no se pueden erosionar en conjunto con la rapamicina. En una modalidad de ejemplo, la matriz polimérica comprende dos capas. La capa de base comprende una solución de poli(etileno-co-vinilacetato) y polibutilmetacrilato. La rapamicina es incorporada en esta capa de base. La capa exterior sólo comprende polibutilmetacrilato y actúa como una barrera de difusión para evitar que la rapamicina sea extraída demasiado rápido. El espesor de la capa exterior o capa final determina la proporción a la cual se extrae la rapamicina desde la matriz. Esencialmente, la rapamicina se extrae desde la matriz mediante la difusión a través de la matriz de polímero. Los polímeros se pueden filtrar, por consiguiente le permite a los sólidos, líquidos y gases escapar de ahí. El espesor total de la matriz polimérica se encuentra dentro del rango de aproximadamente una miera hasta aproximadamente veinte mieras o más. Es importante observar que pueden ser utilizadas las capas de cebador y los tratamientos de superficie de meta!, antes de que la matriz polimérica sea fijada al dispositivo médico. Por ejemplo, se puede utilizar limpiador ácido, limpiador alcalino (base), salinización y deposición de parileno como parte del proceso general descrito anteriormente. El poli(etileno-co-vinilacetato), el polibutilmetacrilato y la solución de rapamicina pueden ser incorporados en o sobre el stent en un número de formas. Por ejemplo, la solución puede ser rociada sobre el stent o el stent puede ser sumergido en la solución. Otros métodos incluyen el recubrimiento por hilado y la polimerización de plasma RF. En una modalidad de ejemplo, la solución es rociada sobre el stent y entonces se le deja secar. En otra modalidad de ejemplo, la solución puede ser cargada eléctricamente a una polaridad y el stent cambiado eléctricamente a la polaridad opuesta. De esta forma, la solución y el stent serán atraídos entre sí. Durante el uso de este tipo de proceso de hilado, el desperdicio puede ser reducido y se puede lograr un control más preciso del espesor del recubrimiento. En otra modalidad de ejemplo, la rapamicina u otro agente terapéutico puede ser incorporado en una película de copolímero de polifluoro para formación de película que comprende una cantidad de una primera porción seleccionada del grupo que consiste de vinilidenofluroro polimerizado y tetrafluoroetileno polimerizado, y una cantidad de una segunda porción diferente a la primera porción y la cual es copolimerizada con la primera porción, produciendo por consiguiente el copolímero de polifluoro, siendo capaz la segunda porción de proporcionar propiedades de dureza o elastoméricas para el copolímero de polifluoro, en donde las cantidades relativas de la primera porción y la segunda porción son efectivas para proporcionar el recubrimiento y película producidas a partir de ahí con propiedades efectivas para su uso en el tratamiento con dispositivos médicos que se pueden implantar. La presente invención proporciona recubrimientos poliméricos que comprenden un copolímero de polifluoro y dispositivos médicos que se pueden implantar, por ejemplo, stents recubiertos con una película de recubrimiento polimérico en cantidades efectivas para reducir la trombosis y/o la restenosis cuando tales stents son utilizados en, por ejemplo, procedimientos de angioplastía. Tal como se utiliza en la presente descripción, copolímeros de polifluoro significa aquellos copolímeros que comprenden una cantidad de una primera porción seleccionada del grupo que consiste de vinilidenoflururo polimerizado y tetrafluoroetileno polimerizado, y una cantidad de una segunda porción diferente a la primera porción y la cual es copolimerizada con la primera porción para producir el copolímero de polifluoro, la segunda porción siendo capaz de proporcionar propiedades de dureza o elastoméricas para el copolímero de polifluoro, en donde las cantidades relativas de la primera porción y la segunda porción son efectivas para proporcionar recubrimientos y películas elaboradas a partir de tales copolímeros de polifluoro con propiedades efectivas para ser utilizadas en recubrimientos para dispositivos médicos que se pueden implantar. Las cubiertas pueden comprender agentes farmacéuticos o terapéuticos para reducir la restenosis, inflamación y/o trombosis, y los stents recubiertos con dichos recubrimientos pueden proporcionar liberación sostenida de los agentes. Las películas preparadas a partir de ciertos recubrimientos de copolímero de polifluoro de la presente invención proporcionan las propiedades físicas y mecánicas requeridas de los dispositivos médicos recubiertos convencionales, incluso en donde la temperatura máxima, a la cual los recubrimientos del dispositivo y las películas son expuestos, están limitados a temperaturas relativamente bajas. Esto es particularmente importante cuando se utiliza el recubrimiento/película para administrar agentes o fármacos farmacéuticos/terapéuticos que son sensibles al calor, o cuando se aplica el recubrimiento sobre dispositivos sensibles a temperaturas tales como catéteres. Cuando la temperatura máxima de exposición no es un asunto, por ejemplo, cuando los agentes son estables con el calor tal como itraconazol son incorporadas en las cubiertas, pueden ser utilizados copolímeros de polifluoro con mayor fusión termoplástica y, si se requiere alto estiramiento y adhesión, se pueden utilizar elastómeros. Si se desea o se requiere, los elastómeros de polifluoro pueden ser sometidos a enlace cruzado mediante métodos estándar descritos en, por ejemplo, Modern Fluoropolvmers, (J. Shires ed.), John Wiley & Sons, Nueva York, 1997, páginas 77 a 87. La presente invención comprende copolímeros de polifluoro que proporcionan recubrimientos o vehículos biológicamente compatibles mejorados para dispositivos médicos. Estos recubrimientos proporcionan superficies inertes biológicamente compatibles para estar en contacto con tejido del cuerpo de un mamífero, por ejemplo, un humano, en cantidad suficiente para reducir la restenosis, o trombosis u otras reacciones indeseables. A pesar de que muchos recubrimientos reportados son elaborados a partir de homopolímeros de polifluoro no son solubles y/o requieren altas temperaturas, por ejemplo, temperaturas mayores de aproximadamente ciento veinticinco grados centígrados, para obtener las películas con las propiedades físicas y mecánicas adecuadas para ser utilizadas sobre dispositivos que se pueden implantar, por ejemplo, stents, o no son particularmente duros o elastoméricos, las películas preparadas a partir de copolímeros de polifluoro de la presente invención proporcionan la adhesión, dureza o elasticidad adecuadas y resistencia a las grietas cuando son formados sobre dispositivos médicos. En ciertas modalidades de ejemplo, este es el caso incluso en donde los dispositivos están sujetos a temperaturas máximas relativamente bajas. Los copolímeros de polifluoro utilizados para recubrimiento de acuerdo con la presente invención son preferentemente polímeros que forman películas que tienen un peso molecular lo suficientemente alto, de tal manera que no sean cerosos o pegajosos. Los polímeros y películas formadas a partir de estos deberían preferentemente adherirse al stent y no deformarse con facilidad después de la deposición sobre el stent como para tener la capacidad de ser desplazados mediante esfuerzos hemodinámicos. El peso molecular del polímero debe ser preferentemente lo suficientemente alto para proporcionar dureza suficiente, de tal manera que las películas que comprenden los polímeros no serán desgastadas durante el manejo o el despliegue del stent. En ciertas modalidades de ejemplo el recubrimiento no se agrietará en donde ocurra la expansión del stent u otros dispositivos médicos. Los recubrimientos de la presente invención comprenden copolímeros de polifluoro, como se definieron anteriormente en la presente descripción. La segunda porción polimerizada con la primera porción para preparar el copolímero de polifluoro puede ser seleccionada a partir de aquellos monómeros biológicamente compatibles polimerizados que podrían proporcionar polímeros biológicamente compatibles aceptables para la implantación en un mamífero, aunque manteniendo suficientes propiedades de películas elastoméricas para ser utilizadas en los dispositivos médicos que se reclaman en la presente invención. Tales monómeros incluyen, sin limitación,' hexafluoropropileno (HFP), tetrafluoroetileno (TFE), vinilidenofluroro, 1 -hidropentafluoropropileno, perfluoro(metilviniléter), clorotrifluoroetileno (CTFE), pentafluoropropano, trifluoroetileno, hexafluoroacetona y hexafluoroisobutileno. Los copolímeros de polifluoro utilizados en la presente invención normalmente comprenden vinilidenofluoruro copolimerizado con hexafluoropropileno, en la proporción de peso dentro del rango desde aproximadamente cincuenta hasta aproximadamente noventa y dos por ciento por peso de vinilidenofluoruro para aproximadamente cincuenta hasta aproximadamente ocho por ciento por peso de HFP. Preferentemente, los copolímeros de polifluoro utilizados en la presente invención comprenden desde aproximadamente cincuenta hasta aproximadamente ochenta y cinco por ciento por peso de vinilidenofluoruro copolimerizado con desde aproximadamente cincuenta hasta aproximadamente quince por ciento por peso de HFP. Más preferentemente, los copolímeros de polifluoro comprenderán desde aproximadamente cincuenta y cinco hasta aproximadamente setenta por ciento por peso de vinilidenofluoruro copolimerizado con desde aproximadamente cuarenta y cinco hasta aproximadamente treinta por ciento por peso de HFP. Aún más preferentemente, los copolímeros de polifluoro comprenden desde aproximadamente cincuenta y cinco hasta aproximadamente sesenta y cinco por ciento por peso de vinilidenofluoruro copolimerizado con desde aproximadamente cuarenta y cinco hasta aproximadamente treinta y cinco por ciento por peso de HFP. Tales copolímeros de polifluoro son solubles, en diversos grados, en solventes tales como dimetilacetamida (DMAC), tetrahidrofurano, dimetilformamida, dimetilsulfóxido y n-metilpirrolidona. Algunos son solubles en metiletilcetona (MEK), acetona, metanol y otros solventes utilizados comúnmente en la aplicación de recubrimientos a dispositivos médicos que se pueden implantar convencionales. Los homopolímeros de polifluoro convencionales son cristalinos y dificultan la aplicación como películas de alta calidad sobre superficies metálicas sin exponer los recubrimientos a temperaturas relativamente altas que corresponden a la temperatura de fusión (Tm) del polímero. La temperatura elevada sirve para proporcionar películas preparadas a partir de dichos recubrimientos de homopolímero PVDF que exhiben adhesión suficiente a la película para el dispositivo. Aunque preferentemente mantienen flexibilidad suficiente para resistir el agrietamiento de la película durante la dilatación/contracción del dispositivo médico recubierto. Ciertas películas y recubrimientos de acuerdo con la presente invención proporcionan estas mismas propiedades físicas y mecánicas, o esencialmente, las mismas propiedades, aun cuando las temperaturas máximas a las cuales los recubrimientos y películas son expuestas, son menores de aproximadamente una temperatura máxima predeterminada. Es particularmente importante cuando los recubrimientos/películas comprenden agentes o fármacos farmacéuticos o terapéuticos que son sensibles al calor, por ejemplo, sujetos a degradación química o física u otros efectos negativos inducidos por calor, o cuando los substratos sensibles al calor de los recubrimientos de los dispositivos médicos, por ejemplo, sujetos a degradación de composición o degradación estructural inducidas por calor. Dependiendo del dispositivo particular sobre el cual serán aplicados los recubrimientos y películas de la presente invención y el uso/resultado particular requerido del dispositivo, los copolímeros de polifluoro utilizados para preparar tales dispositivos pueden ser cristalinos, semicristalinos o amorfos. En donde los dispositivos no tienen restricciones o limitaciones con respecto a la exposición del mismo a temperaturas elevadas, se pueden emplear los copolímeros de polifluoro cristalinos. Los copolímeros de polifluoro cristalino tienden a resistir la tendencia a fluir bajo esfuerzo aplicado o gravedad cuando son expuestos a temperaturas sobre su temperatura de transición al vidrio (Tg). Los copolímeros de polifluoro cristalino proporcionan recubrimientos y películas con mayor dureza que sus contrapartes completamente amorfas. Adicionalmente, los polímeros cristalinos son más lubricios y más fácilmente manejables a través de los procedimientos de arrugado y transferencia utilizado para montar stents que se dilatan automáticamente, por ejemplo, stents de nitinol. Los copolímeros de polifluoro amorfos y semi-cristalinos son ventajosos en donde la exposición a temperaturas elevadas es punto importante, por ejemplo, cuando los agentes farmacéuticos o terapéuticos sensibles al calor son incorporados en los recubrimientos y películas, o cuando el diseño, estructura y/o uso del dispositivo impiden su exposición a dichas temperaturas elevadas. Los elastómeros de copolímero de polifluoro semi-cristalinos comprenden niveles relativamente altos, por ejemplo, desde aproximadamente treinta hasta aproximadamente cuarenta y cinco por ciento por peso de la segunda porción, por ejemplo, HFP, copolimerizado con la primera porción, por ejemplo, VDF, tienen la ventaja del coeficiente reducido de fricción y auto-bloqueo relativo a los elastómeros de copolímero de polifluoro amorfos. Tales características pueden ser de valor significativo cuando los dispositivos médicos recubiertos con tales copolímeros de polifluoro son procesados, empacados y entregados. Adicionalmente, tales elastómeros de copolímero de polifluoro que comprenden tales contenidos relativamente altos de la segunda porción sirven para controlar la solubilidad de ciertos agentes, por ejemplo, rapamicina, en el polímero y por lo tanto controlan la permeabilidad del agente a través de la matriz. Los copolímeros de polifluoro utilizados en la presente invención pueden ser preparados mediante varios métodos de polimerización conocidos. Por ejemplo, se pueden emplear técnicas de alta presión, radicales libres, polimerización de emulsión semicontinua, tales como aquellas descritas en Fluoroelastomers-dependence of relaxation phenomena on compositions, POLYMER 30, 2180, 1989, publicado por Ajroidi, et al., se pueden utilizar para preparar copolímeros de polifluoro amorfos, algunos de los cuales pueden ser elastómeros. Adicionalmente, las técnicas de polimerización de emulsión de lote de radical libre descritas en la presente descripción pueden ser utilizadas para obtener polímeros que son semicristalinos, incluso cuando están incluidos los niveles relativamente altos de la segunda porción. Como se describió anteriormente, los stents pueden comprender una amplia variedad de materiales y una amplia variedad de formas geométricas. Los stents pueden ser elaborados a partir de materiales biológicamente compatibles, incluyendo materiales estables biológicamente y que se pueden absorber biológicamente. Los metales biológicamente compatibles adecuados incluyen, pero no están limitados a, acero inoxidable, tantalio, aleaciones de titanio (incluyendo nitinol), y aleaciones de cobalto (incluyendo aleaciones de cobalto-cromo níquel). Los materiales biológicamente compatibles no metálicos adecuados incluyen, pero no están limitados a, poliamidas, poliolefinas (es decir, polipropileno, polietileno, etc.), poliésteres que no se pueden absorber (es decir, polietileno tereftalato), y poliésteres alifáticos que se pueden absorber biológicamente (es decir, homopolímeros y copolímeros de ácido láctico, ácido glicólico, láctida, glucólido, para-dioxanona, carbonato de trimetileno, e-caprolactona y mezclas de los mismos).
Los recubrimientos de polímero biológicamente compatible que forman películas generalmente se aplican al stent con el objeto de reducir la agitación local en el flujo sanguíneo a través del stent así como las reacciones adversas del tejido. Los recubrimientos y películas formadas a partir de éstos, también pueden ser utilizados para administrar un material farmacéuticamente activo al sitio de colocación del stent. Generalmente, la cantidad de recubrimiento de polímero que será aplicada al stent variará dependiendo de, entre otros parámetros posibles, el copolímero de polifluoro particular que se utilice para preparar el recubrimiento, el diseño del stent y el efecto deseado del recubrimiento. Generalmente, el stent recubierto comprenderá desde aproximadamente 0.1 hasta aproximadamente quince por ciento por peso del recubrimiento, preferentemente desde aproximadamente 0.4 hasta aproximadamente diez por ciento por peso. Los recubrimientos de copolímero de polifluoro pueden ser aplicados en uno o más pasos de recubrimiento, dependiendo de la cantidad de copolímero de polifluoro que será aplicada. Se pueden utilizar diferentes copolímeros de polifluoro para diferentes capas en el recubrimiento del stent. De hecho, en ciertas modalidades de ejemplo, es altamente ventajoso utilizar una primera solución de recubrimiento diluida que comprende un copolímero de polifluoro como un cebador para promover la adhesión de una capa de recubrimiento de copolímero de polifluoro subsecuente que puede incluir materiales farmacéuticamente activos. Los recubrimientos individuales pueden ser preparados a partir de diferentes copolímeros de polifluoro.
Adicionalmente, puede ser aplicada una capa final para retrasar la liberación del agente farmacéutico, o se pueden utilizar como la matriz para la administración de un material farmacéuticamente activo diferente. La aplicación de capas de recubrimiento se puede utilizar para la liberación en etapas del fármaco o para controlar la liberación de diferentes agentes colocados en diferentes capas. Las combinaciones de copolímeros de polifluoro también pueden ser utilizadas para controlar la proporción de liberación de diferentes agentes o para proporcionar un balance deseable de las propiedades de recubrimiento, es decir, elasticidad, dureza, etc., y características de administración de fármacos, por ejemplo, perfil de liberación. Los copolímeros de polifluoro con diferentes solubilidades en solventes pueden ser utilizados para acumular diferentes capas de polímero que pueden ser utilizadas para administrar diferentes fármacos o para controlar el perfil de liberación de un fármaco. Por ejemplo, los copolímeros de polifluoro que comprenden 85.5/14.5 (peso/peso) de poli(vinilidenofluoruro/HFP) y 60.6/39.4 (peso/peso) de poli(vinidilenofluoruro/HFP), ambas son solubles en D Ac. Sin embargo, únicamente la proporción de 60.6/39.4 de copolímero de polifluoro PVDF es soluble en metanol. De esta manera, una primera capa de 85.5/14.5 de copolímero de polifluoro PVDF que comprende un fármaco podría ser recubierto con una capa final de 60.3/39.4 de copolímero de polifluoro de PVDF elaborado con el solvente de metanol. La capa final se puede utilizar para retrasar la administración del fármaco del fármaco contenido en la primera capa. De manera alternativa, la segunda capa podría comprender un fármaco diferente para proporcionar una administración del fármaco en forma secuencial. Las capas múltiples de diferentes fármacos podrían ser proporcionadas mediante capas alternas del primer copolímero de polifluoro, después el otro. Como será apreciado por aquellos expertos en la materia, se pueden utilizar métodos de numerosas capas para proporcionar la administración de fármacos deseada. Los recubrimientos pueden ser formulados a partir de la mezcla de uno o más agentes terapéuticos con los recubrimientos de copolímeros de polifluoro en la mezcla de recubrimiento. El agente terapéutico puede estar presente en la forma de un líquido, un sólido dividido finamente, o cualquier otra forma física apropiada. Opcionalmente, la mezcla de recubrimiento puede incluir uno o más aditivos, por ejemplo, substancias auxiliares no tóxicas tales como diluyentes, transportadores, excipientes, estabilizadores o similares. Otros aditivos adecuados pueden ser formulados con el polímero y el agente o compuesto farmacéuticamente activo. Por ejemplo, un polímero hidrofílico puede ser agregado a un recubrimiento hidrofóbico biológicamente compatible para modificar el perfil de liberación, o un polímero hidrofóbico puede ser agregado a un recubrimiento hidrofílico para modificar el perfil de liberación. Un ejemplo podría ser agregar un polímero hidrofílico seleccionado del grupo que consiste de óxido de polietileno, polivinil pirrolidona, polietilenglicol, carboximetilcelulosa, e hidroximetilcelulosa a un recubrimiento de copolímero de polifluoro para modificar el perfil de liberación. Las cantidades relativas apropiadas pueden ser determinadas mediante el monitoreo de los perfiles de liberación ¡n vitro y/o in vivo para los agentes terapéuticos. Las mejores condiciones para la aplicación del recubrimiento son cuando el copolímero de polifluoro y el agente terapéutico tienen un solvente común. Esto proporciona un recubrimiento mojado que es una verdadera solución. Los recubrimientos menos deseables, que aún se utilizan, son los que contienen el agente farmacéutico como un sólido de dispersión en una solución del polímero en solvente. Bajo las condiciones de dispersión, se debe tener cuidado para asegurar que el tamaño de la partícula del polvo farmacéutico dispersado, tanto el tamaño del polvo primario y sus agregados, como sus aglomerados, es lo suficientemente pequeño para no causar una superficie irregular del recubrimiento o para congestionar las ranuras del stent que necesitan permanecer esencialmente libres de recubrimiento. En casos en los que es aplicada una dispersión al stent y la suavidad de la superficie de película de recubrimiento requiere un mejoramiento o para asegurarse de que todas las partículas del fármaco están completamente encapsuladas en el polímero, o en casos en donde la proporción de liberación del fármaco será desacelerada, puede ser aplicada una capa final clara (sólo copolímero de polifluoro) del mismo copolímero de polifluoro utilizado para proporcionar la liberación sostenida del fármaco u otro copolímero de polifluoro que restrinja adicionalmente la difusión del fármaco fuera del recubrimiento. La capa final puede ser aplicada mediante recubrimiento por inmersión con prensa de fijación para limpiar las ranuras. Este método se describe en la Patente de Estados Unidos No. 6,153,252. Otros métodos para aplicar la capa final incluyen recubrimiento por hilado y recubrimiento por rocío. El recubrimiento por inmersión de la capa final puede ser problemático si el fármaco es muy soluble en el solvente de recubrimiento, el cual dilata el copolímero de polifluoro, y la solución de recubrimiento clara actúa como una inmersión a una concentración de cero y vuelve a disolver el fármaco depositado previamente. El tiempo utilizado en el baño de inmersión puede requerir ser limitado de tal manera que el fármaco no es extraído del baño libre de fármaco. El secado debería ser rápido de tal manera que el fármaco depositado previamente no se propaga completamente en la capa final. La cantidad de agente terapéutico dependerá del fármaco particular utilizado y la condición médica a ser tratada. Normalmente, la cantidad de fármaco representa aproximadamente 0.001 por ciento hasta aproximadamente setenta por ciento, más normalmente desde aproximadamente 0.001 por ciento hasta aproximadamente sesenta por ciento. La cantidad y tipo de copolímeros de polifluoro empleados en la película de recubrimiento que comprende el agente farmacéutico variarán dependiendo del perfil de liberación deseado y la cantidad de fármaco empleada. El producto puede contener combinaciones de los mismos o diferentes copolímeros de polifluoro que tienen diferentes pesos moleculares para proporcionar el perfil de liberación o consistencia deseados para una formulación determinada. Los copolímeros de polifluoro pueden liberar fármacos dispersados por difusión. Esto puede dar como resultado la administración prolongada (sobre, digamos aproximadamente de una a dos mil horas, preferentemente de dos a ochocientas horas) o cantidades efectivas (de 0.001 µg/cm2 por minuto a 1000 g/cm2 por minuto) del fármaco. La dosis puede ser ajustada al sujeto que está siendo tratado, la severidad de la aflicción, el juicio del médico que está recetando, y similares. Las formulaciones individuales de fármacos y copolímeros de polifluoro pueden ser examinadas en modelos apropiados ¡n vltro e in vivo para lograr los perfiles de liberación deseados del fármaco. Por ejemplo, un fármaco podría ser formulado con un copolímero de polifluoro, o combinación de copolímeros de polifluoro, sobre un stent recubierto y ser colocado en un sistema de fluidos agitados o circulantes, por ejemplo, de veinticinco por ciento de etanol en agua. Podrían ser tomadas las muestras de los fluidos circulantes para determinar el perfil de liberación (por ejemplo, mediante análisis UV HPLC o usando moléculas radioetiquetadas). Para el sistema animal apropiado, se podría modelar la liberación de un compuesto farmacéutico desde un recubrimiento de stent en una pared interior de un lumen. El perfil de liberación de droga podría entonces ser monitoreado a través de los medios apropiados, tales como, tomar muestras en momentos específicos y hacer ensayos de las muestras para detectar la concentración del fármaco (utilizando HPLC para detectar la concentración del fármaco). La formación de trombo puede ser modelada en modelos animales utilizando los métodos de creación de imágenes en plaquetas sanguíneas descritos por Hanson y Harker, Proc. Nati. Acad. Sci, USA 85: páginas 3184 a 3188 (1988). Utilizando éste o procedimientos similares, aquellos expertos en la materia tendrán la capacidad de formular una variedad de formulaciones de recubrimiento de stent. A pesar de que no es un requisito de la presente invención, los recubrimientos o películas pueden ser enlazados en forma cruzada una vez que son aplicados a los dispositivos médicos. Los enlaces cruzados pueden ser afectados mediante cualesquiera de los mecanismos para hacer enlaces cruzados conocidos, tales como, el químico, el de calor o de luz. Adicionalmente, los iniciadores y promotores de enlaces cruzados pueden ser utilizados en donde es aplicable y adecuado. En aquellas modalidades de ejemplo que utilizan películas de enlace cruzado que comprenden agentes farmacéuticos, la curación puede afectar la proporción a la cual el fármaco se propaga desde el recubrimiento. Las películas de copolímeros de pollfluoro de enlace cruzado de la presente invención, también pueden ser utilizadas sin fármacos para modificación de la superficie de los dispositivos médicos que se pueden implantar.
EJEMPLOS Ejemplo 1 : Se examinó un homopolímero PVDF (Solef® 1008 de Solvay Advanced Polymers, Houston, TX, a una temperatura de fusión de aproximadamente de 175°C) y los copolímeros de polifluoruro poli(vinilidenofluoruro/HFP), a una proporción de 92/8 y 91/9 por ciento por peso de vinilidenofluoruro/HFP como fue determinado por una RMN F19, respectivamente (por ejemplo: Solef® 11010 y 11008, de Solvay Advanced Polymers, Houston, TX, a una temperatura de fusión de aproximadamente 159 grados C, y de 160 grados C, respectivamente) como recubrimientos potenciales para stents. Estos polímeros son solubles en solventes tales como, pero no limitados a, DMAc, ?,?-dimetilformamida (DMF), suifóxido de dimetilo (DMSO), N-metilpirrolidona (NMP), tetrahidrofurano (THF) y acetona. Los recubrimientos de polímero fueron preparados disolviendo los polímeros en acetona al cinco por ciento por peso como un cebador, o disolviendo el polímero a una proporción de 50/50 DMAc/acetona, en treinta por ciento por peso como una capa final. Los recubrimientos que fueron aplicados a los stents por inmersión y secados a una temperatura de 60 grados C en aire durante varias horas, seguidas de una temperatura de 60 grados C durante tres horas en <100 mm de Hg al vacío, dieron como resultado una película blanca espumosa. Estas películas como se aplicaron, tienen una adhesión insuficiente para el stent y se separa en láminas, lo cual indica que fueron demasiado frágiles. Cuando los recubrimientos de los stents fueron calentados de esta manera arriba de una temperatura de 175 grados C, es decir, arriba de la temperatura de fusión del polímero, fue formada una película clara y adherente. Los recubrimientos requieren altas temperaturas, por ejemplo, arriba de la temperatura de fusión del polímero, para lograr películas de alta calidad. Como fue mencionado anteriormente, el tratamiento de calentamiento a alta temperatura es inaceptable para la mayoría de los compuestos de fármacos debido a su sensibilidad térmica.
Ejemplo 2: Un copolímero de polifluoruro (Solef® 2 508) que comprende el 85.5 por ciento por peso de vinilidenofluoruro copolimerizado con el 14.5 por ciento por peso de HFP, fue evaluado, como se determinó por la RMN F19. Este copolímero es menos cristalino que el homopolímero y copolímeros de polifluoro descritos en el Ejemplo 1. Además tiene un punto de fusión mas bajo reportando ser de aproximadamente 133 grados C. Una vez mas, un recubrimiento que comprende aproximadamente veinte por ciento por peso del copolímero de polifluoruro que fue aplicado a partir de una solución de polímero en una proporción de 50/50 de DMAc/MEK. Después fue secada (en aire) a una temperatura de 60 grados C, durante varias horas, seguido de tres horas a una temperatura de 60 grados C, a una presión de <100 mtorr de Hg al vacío, donde se obtuvieron películas adhesivas claras. Esto eliminó la necesidad de un tratamiento de calor a alta temperatura para lograr películas de alta calidad. Las cubiertas fueron más suaves y más adherentes que las del Ejemplo 1. Algunos stents recubiertos que sufren dilatación muestran algunos grados de perdida de adhesión y "tendido" conforme la película es jalada desde el metal. En donde es necesario, la modificación de recubrimientos que contienen tales copolímeros pueden ser elaborados, por ejemplo, mediante la adición de plastificantes o similares a las composiciones de recubrimiento. Las películas preparadas a partir de tales recubrimientos pueden ser utilizadas para recubrir stents u otros dispositivos médicos, particularmente donde estos dispositivos no son susceptibles de dilatación al grado de los stents. El procedimiento de recubrimiento mencionado anteriormente fue repetido, esta vez con un recubrimiento que comprende una proporción de 85.5/14.5 (peso/peso) de (vinilidenofluoruro/HFP) y aproximadamente el treinta por ciento por peso de rapamicina (Wyeth-Ayerst Laboratories, Filadelfia, PA), con base en un peso total de recubrimientos sólidos. Las películas claras que ocasionalmente podrían agrietarse o rasparse a partir de la dilatación de los stents recubiertos resultantes. Se considera que esa incorporación de plastificadores y similares en la composición de recubrimiento, darán como resultado los recubrimientos y películas para ser utilizados sobre los stents y otros dispositivos médicos que no sean susceptible a tales agrietamientos y raspaduras.
Ejemplo 3: Entonces, los copolímeros de polifluoro de contenido aún más alto de HFP fueron examinados. Estás series de polímeros no fueron semicristalinos, aunque más comúnmente son comercializados como elastómeros. Uno de tales copolímeros es Fluorel™ FC226 Q (de Dyneon, un producto de 3M Hoechst Entreprise, Oakdale, MN), a una proporción de 60.6/39.4 (peso/peso) de copolímero de vinilidenofluoruro/HFP. Aunque este copolímero tiene un buen Tg bajo temperatura ambiente (Tg aproximadamente de menos veinte grados C), no es pegajoso a temperatura ambiente o incluso a una temperatura de hasta sesenta grados C. Este polímero no tiene una cristalinidad perceptible cuando es medido por Calorimetría de Exploración Diferencial (DSC) o por difracción de rayos-X de ángulo amplio. Las películas formadas en stents tal como se describió anteriormente fueron no pegajosas, claras y dilatadas sin incidencia, cuando los stens fueron dilatados. El procedimiento de recubrimiento mencionado anteriormente fue repetido, esta vez con recubrimientos que comprenden una proporción de 60.6/39.4 (peso/peso) (vinilidenofluoruro/HFP) y aproximadamente el nueve, treinta y cincuenta por ciento por peso de rapamicina (Wyeth-Ayerst Laboratories, Filadelfia, PA), basado en el peso total de recubrimientos sólidos, respectivamente. Los recubrimientos comprenden aproximadamente el nueve y treinta por ciento por peso de rapamicina, proporcionaron películas blancas, adherentes, duras que se dilataron sin incidencia en el stent. La inclusión del cincuenta por ciento del fármaco, en la misma manera, dio como resultado alguna pérdida de adhesión sobre dilatación. Los cambios en la composición del comonómero del copolímero de polifluoro también puede afectar la naturaleza del recubrimiento en estado sólido una vez secado. Por ejemplo, el copolímero semicristalino, Solef® 21508, que contiene el 85.5 por ciento de vinilidenofluoruro polimerizado con 14.5 por ciento por peso de HFP, forma soluciones homogéneas con aproximadamente el 30 por ciento de rapamicina (dividiendo el peso del fármaco entre el total de peso de sólidos, por ejemplo, más fármaco en el copolímero) en DMAc y una proporción de 50/50 de DMAc/MEK. Cuando la película es secada a (a una temperatura de 60 grados C, durante 16 horas, seguidas por una temperatura de 60 grados C, durante 3 horas al vacío de 100 mm de Hg), es obtenido un recubrimiento claro que indica una solución sólida del fármaco en el polímero. Inversamente, cuando un copolímero amorfo, Fluorel™ FC2261Q, de PDVF/HFP a una proporción de 60.6/39.5 (peso/peso), forma una solución similar de rapamicina del treinta por ciento en DMAc/MEK y es secada de una forma similar, es obtenida una película blanca, que indica la fase de separación del fármaco y el polímero. Este segundo fármaco que contiene la película es mucho más lento para liberar el fármaco dentro de una solución de prueba ¡n vitro de veinticinco por ciento de etanol en agua que es la película clara anterior de Solef® 21508 cristalina. El análisis de rayos-X de ambas películas indican que el fármaco está presente en una forma no cristalina. La deficiencia o muy baja solubilidad del fármaco en el HFP alto, que contiene el copolímero da como resultado la baja permeabilidad del fármaco a través de la película delgada de recubrimiento. La permeabilidad es el producto de la proporción de difusión de la especie difusora (en este caso el fármaco) a través de la película (el copolímero) y la solubilidad del fármaco en la película.
Ejemplo 4: resultados de liberación in vitro de rapamicina a partir del recubrimiento La Figura 3, es un esquema de datos para el copolímero de polifluoro de vinilidenofluoruro/HFP a una proporción de 85.5/14.5, que indica la fracción de fármaco liberado como una función de tiempo, sin capa final. La Figura 4, es un esquema de datos para el mismo copolímero de polifluoro sobre el cual se ha colocado una capa final, que indica que el mayor efecto en la proporción de liberación es con una capa final clara. Como se muestra en la presente descripción, TC150 se refiere a un dispositivo que comprende ciento cincuenta microgramos de capa final, TC235, se refiere a doscientos treinta y cinco microgramos de capa final, etc. Los stents antes de ser cubiertos con la capa final tienen un promedio de setecientos cincuenta microgramos de recubrimiento que contienen treinta por ciento de rapamicina. La Figura 5, es un esquema para el copolímero de polifluoro de vinilidenofluoruro/HFP a una proporción de 60.6/39.4, que indica la fracción de fármaco liberada como una función de tiempo, que muestra control significativo de la proporción de liberación del recubrimiento sin el uso de una capa final. La liberación es controlada mediante la carga del fármaco en la película.
Ejemplo 5: Cinética de liberación de stent in vivo de rapamicina a partir de poli(VDF/HFP A nueve ratas blancas de Nueva Zelanda (2.5-3.0 kg) con una dieta normal se les administró aspirina veinticuatro horas antes de la cirugía, se hizo esto nuevamente antes de la cirugía y durante el resto del estudio. En el momento de la cirugía, los animales fueron medicados previamente con Acepromazina (0.1-0.2 mg/kg) y anestesiados con una mezcla de Ketamina/Xilazina (40 mg/kg y 5 mg/kg, respectivamente). A los animales se les administró una sola dosis intraprocedural de heparina (150 lU/kg, i.v.). Se realizó la arteriectomía de la arteria carótida común derecha y se colocó un introductor de catéter F (Cordis, Inc.) en el vaso y fue fijado con ligaduras. Se inyectó agente de contraste de yodo para visualizar la arteria carótida común derecha, tronco braquiocefálico y arco aórtico. Fue insertado un cable guía que se puede conducir (0.014 pulgadas/180 centímetros, Cordis, Inc.) por medio de un introductor y se hizo avanzar de manera secuencial en el interior de cada arteria iliaca para una ubicación en donde la arteria posee un diámetro cercano a 2 mm que utiliza un mapeo angiográfico que se realizó previamente. Dos stents recubiertos con una película elaborada de poli(VDF/HFP):(60.6/39.4) con treinta por ciento de rapamicina fueron desplegados en cada animal en donde fue factible, uno en cada arteria iliaca, utilizando un globo de 3.0 mm y siendo inflado a 8-10 ATM durante treinta segundos seguido por un minuto de intervalo por un segundo de inflación de 8- 0 ATM durante 30 segundos. Después se obtuvo visualización de las angiografías de ambas arterias iliacas para confirmar la posición de despliegue correcta del stent. Al término del procedimiento, la arteria carótida fue ligada y la piel fue cerrada con sutura de vicril de 3/0 que utiliza un cierre interrumpido por capas. A los animales se les administró butoropanol (0.4 mg/kg, s.c.) y gentamicina (4 mg/kg, i.m.). Después de la recuperación, los animales fueron regresados a sus jaulas y se les permitió libre acceso al agua y los alimentos. Debido a las muertes tempranas y dificultades quirúrgicas, no se utilizaron dos animales en este análisis. Los vasos con implante de stent fueron removidos de los siete animales restantes en los siguientes momentos: un vaso (un animal) a los diez minutos posteriores al implante; seis vasos (tres animales) entre cuarenta minutos y dos horas después del implante (en promedio cada 1.2 horas); dos vasos (dos animales) a los tres días posteriores al implante; y dos vasos (un animal) a los siete días posteriores al implante. En un animal, a las dos horas, el stent fue recuperado de la arteria aorta en lugar de hacerlo de la arteria iliaca. A partir de la remoción, las arterias fueron recortadas cuidadosamente tanto en el extremo próximo como distal del stent. Entonces los vasos fueron analizados cuidadosamente libres del stent, excitados para remover cualquier sangre residual, y tanto el stent como el vaso fueron congelados inmediatamente, envueltos en forma separada en una hoja, etiquetados y se mantuvieron congelados a una temperatura de menos ochenta grados C. Cuando todas las muestras habían sido recolectadas, los vasos y los stents fueron congelados, transportados y subsecuentemente analizados para detectar rapamicina en el tejido y los resultados se ¡lustran en la Figura 4.
Ejemplo 6: Purificación del polímero El copolímero Fluorel™ FC2261Q fue disuelto en MEK a aproximadamente diez por ciento por peso y fue lavado en una mezcla a una proporción de 50/50 de etanol/agua a una proporción de 14:1 de etanol/agua para la proporción de solución MEK. El polímero fue precipitado y fue separado de la fase del solvente mediante centrifugación. Nuevamente, el polímero fue disuelto en MEK y fue repetido el procedimiento de lavado. El polímero fue secado después de cada paso de lavado a una temperatura de sesenta grados C. en un horno al vacío (<200 mtorr) durante la noche.
Ejemplo 7: Examen in vivo de stents recubiertos en arterias coronarias de porcino Stents CrossFlex® (disponibles de Cordis, una compañía de Johnson & Johnson) fueron recubiertos con el copolímero PVDF Fluorel™ FC2261Q "como se recibió" y con el copolímero de polifluoro purificado del Ejemplo 6, utilizando el método de inmersión y baño. Los stents recubiertos fueron esterilizados utilizando óxido de etileno y un ciclo estándar. Los stents recubiertos y stents de metal desnudo (controles) fueron implantados en arterias coronarias de porcino, en donde permanecieron durante veintiocho días. Se realizó la angiografía en los cerdos durante la implantación y a los veintiocho días. La angiografía indicó que el stent de control no recubiertos exhibieron aproximadamente veintiuno por ciento de la restenosis. El copolímero de polifluoro "como se recibió" exhibió aproximadamente veintiséis por ciento de la restenosis (equivalente al del control) y el copolímero lavado exhibió aproximadamente 12.5 por ciento de la restenosis. Los resultados histológicos reportaron que el área del neoíntimo a los veintiocho días fue 2.89±0.2, 3.57+0.4 y 2.75±0.3, respectivamente para el control de metal desnudo, el copolímero no purificado y el copolímero purificado. Dado que la rapamicina actúa introduciéndose en el tejido circundante, preferentemente es fijada solamente a la superficie del stent que hace contacto con un tejido. Normalmente, solo la superficie exterior del stent hace contacto con el tejido. Por consiguiente, en una modalidad de ejemplo, únicamente la superficie exterior del stent está recubierta con rapamicina. El sistema circulatorio, bajo condiciones normales, tiene que sellarse automáticamente, de lo contrario, la pérdida de sangre continuada de una herida sería una amenaza a la vida. Normalmente, no todos, pero la mayoría de los sangrados catastróficos son detenidos rápidamente por medio de un proceso conocido como hemostasis. La hemostasis ocurre a través de una progresión de pasos. En altas proporciones de fluido, la hemostasis es una combinación de eventos que involucran la acumulación de plaquetas sanguíneas y formación de fibrina. La acumulación de plaquetas sanguíneas conduce a una reducción del flujo sanguíneo debido a la formación de un tapón celular mientras que una cascada de pasos bioquímicos conduce a la formación de un coagulo de fibrina. Los coágulos de fibrina, como se estableció anteriormente, se forman en respuesta a una lesión. Existen ciertas circunstancias en donde la coagulación de la sangre o formación de coágulos en un área específica puede representar un riesgo a la salud. Por ejemplo, durante la angioplastía coronaria transluminal percutánea, las células endoteliales de las paredes arteriales son normalmente lesionadas, por consiguiente se exponen las células sub-endoteliales. Las plaquetas sanguíneas se adhieren a estas células expuestas. La acumulación de plaquetas sanguíneas y el tejido dañado inician un proceso químico posterior que tiene como resultado la coagulación de la sangre. Las plaquetas sanguíneas y los coágulos de sangre fibrina pueden evitar el flujo normal de sangre en áreas críticas. Por consiguiente, en diversos procedimientos médicos existe la necesidad de controlar la coagulación de sangre. Los compuestos que no permiten que la sangre coagule son llamados anticoagulantes. Esencialmente, un anticoagulante es un inhibidor de la formación o función de trombina. Estos compuestos incluyen fármacos tales como heparina e hirudina. Como se utiliza en la presente descripción, la heparina incluye todos los inhibidores directos o indirectos de trombina o factor Xa. Además de ser un anticoagulante efectivo, también se ha demostrado que la heparina inhibe el crecimiento celular del músculo suave in vivo. Por lo tanto, la heparina puede ser utilizada de manera efectiva en conjunto con la rapamicina en el tratamiento de la enfermedad vascular. Esencialmente, la combinación de rapamicina y heparina puede inhibir el crecimiento celular del músculo suave por medio de dos mecanismos diferentes además de que la heparina actúa como un anticoagulante. Debido a esta química multifuncional, la heparina puede ser inmovilizada o fijada a un stent en un número de formas. Por ejemplo, la heparina puede ser inmovilizada sobre una variedad de superficies mediante diversos métodos, incluyendo los métodos de fotoenlace establecidos anteriormente en las Patentes de E.U.A. Nos. 3,959,078 y 4,722,906 asignadas a Guire et al, y las Patentes de E.U.A. Nos. 5,229,172; 5,308,641 ; 5,350,800 y 5,415,938 asignada a Cahalan et al. Las superficies heparinizadas también se pueden lograr mediante liberación controlada de una matriz de polímero, por ejemplo, goma de silicona, como se estableció anteriormente en las Patentes de E.U.A. Nos. 5,837,313; 6,099,562 y 6,120,536 asignadas a Ding et al. En una modalidad de ejemplo, la heparina puede ser inmovilizada sobre el stent como se describió en forma breve anteriormente. La superficie sobre la cual la heparina será fijada es limpiada con peroxidisulfato de amonio. Una vez limpiada, se depositan sobre la superficie capas alternas de polietilenimina y sulfato de dextrano. Preferentemente, se depositan cuatro capas de polietilenimina y sulfato de dextrano con una capa final de polietilenimina. La heparina terminada en extremo aldehido es entonces inmovilizada a esta capa final y estabilizada con cianoborohidrato de sodio. Este proceso está establecido en las Patentes de los E.U.A. Nos. 4,613,665; 4,810,784 asignadas a Larm y 5,049,403 asignada a Larm et al. A diferencia de la rapamicina, la hepanna actúa en las proteínas que circulan en la sangre y para ser efectiva, la heparina sólo necesita hacer contacto con la sangre. Por consiguiente, si se utiliza en conjunto con un dispositivo médico, tal como un stent, sería preferentemente sólo debe estar sobre el lado que está en contacto con la sangre. Por ejemplo, si la heparina fuera administrada por medio de un stent, podría tener que estar únicamente sobre la superficie interior del stent para ser efectiva. En una modalidad de ejemplo de la presente invención, un stent puede ser utilizado en combinación con rapamicina y heparina para tratar la enfermedad vascular. En esta modalidad de ejemplo, la heparina es inmovilizada a la superficie interior del stent, de manera que está en contacto con la sangre y la rapamicina es inmovilizada a la superficie exterior del stent, de tal manera que está en contacto con el tejido circundante. La Figura 7, ilustra una sección transversal de una banda 102 del stent 100 ilustrado en la Figura 1. Como fue ilustrado, la banda 102 es recubierta con heparina 108 en su superficie interior 1 10 y con rapamicina 112 en su superficie exterior 114.
En una modalidad alterna de ejemplo, el stent puede comprender una capa de heparina inmovilizada sobre su superficie interior, y la rapamicina y heparina sobre su superficie exterior. Utilizando las técnicas de recubrimiento actuales, la heparina tiende a formar un enlace más fuerte con la superficie a la que es inmovilizada para que entonces actúe la rapamicina. Por consiguiente, puede ser posible primero inmovilizar la rapamicina a la superficie exterior del stent y posteriormente inmovilizar una capa de heparina a la capa de rapamicina. En esta modalidad, la rapamicina puede ser fijada de manera más segura al stent, mientras que aún se extrae de manera efectiva desde su matriz polimérica, a través de la heparina y en el tejido circundante. La Figura 8, ilustra una sección transversal de una banda 102 del stent 100 ilustrado en la Figura 1. Como se ¡lustró, la banda 102 es recubierta con heparina 108 en su superficie interior 1 10 y con rapamicina 112 y heparina 108 en su superficie exterior 1 14. Existe un número de formas posibles de inmovilizar, es decir, confinar o enlazar de manera covalente con un enlace que se puede erosionar, la capa de heparina a la capa de rapamicina. Por ejemplo, la heparina puede ser introducida en la capa superior de la matriz polimérica. En otras modalidades, pueden ser inmovilizadas directamente diferentes formas de heparina sobre la capa final de la matriz polimérica, por ejemplo, como se ¡lustró en la Figura 9. Como está ¡lustrado, una capa de heparina hidrofóbica 1 16 puede ser inmovilizada sobre la capa final 1 18 de la capa de rapamicina 1 12. Una forma hidrofóbica de heparina es utilizada debido a que los recubrimientos de rapamicina y heparina representan a tecnologías de aplicación de recubrimiento incompatible. La rapamicina es un recubrimiento basado en solvente orgánico y la heparina, en su forma natural, es un recubrimiento basado en agua. Como se estableció anteriormente, un recubrimiento de rapamicina puede ser aplicado a los stents mediante el método de recubrimiento por inmersión, rocío o hilado, y/o cualquier combinación de éstos métodos. Se pueden utilizar diversos polímeros. Por ejemplo, como se describió anteriormente, se pueden utilizar las combinaciones de poli(etileno-co-vinilacetato) y metacritlato de polibutilo. También pueden ser utilizados otros polímeros, pero no están limitados a, por ejemplo, polivinilidenofluoruro-co-hexafluoropropileno y metacrilato de polietilbutilo metacrilato-co-hexilo. De la misma manera, como se describió anteriormente, los recubrimientos superiores o de barrera, también pueden ser aplicados para modular la disolución de la rapamicina desde la matriz polimérica. En la modalidad de ejemplo descrita anteriormente, es aplicada una capa delgada de heparina a la superficie de la matriz polimérica. Debido a que estos sistemas de polímeros son hidrofóbicos e incompatibles con la heparina hidrofílica, se pueden requerir modificaciones adecuadas a la superficie. La aplicación de heparina a la superficie de la matriz polimérica puede ser realizada de diversas formas y utilizando diversos materiales biológicamente compatibles. Por ejemplo, en una modalidad, en agua o soluciones alcohólicas, se puede aplicar a los stents la imina de polietileno, con cuidado de no degradar la rapamicina (por ejemplo, a un pH < 7, a baja temperatura), seguido por la aplicación de heparinato de sodio en soluciones acuosas o alcohólicas. Como una extensión de esta modificación de superficie, la heparina covalente puede ser enlazada sobre la imina de polietileno utilizando una química de tipo amida (utilizando un activador de carbondiimida, por ejemplo, EDC) o química de aminación reductiva (utilizando heparina CBAS y cianoborohidruro de sodio para el acoplamiento). En otra modalidad de ejemplo, la heparina puede ser fotoenlazada sobre la superficie, si es injertada adecuadamente con porciones de iniciador de luz. A partir de la aplicación de esta formulación de heparina modificada en la superficie del stent covalente, la exposición a la luz produce un enlace cruzado y la inmovilización de la heparina sobre la superficie de recubrimiento. Todavía en otra modalidad de ejemplo, la heparina puede hacerse compleja con sales de amonio cuaternario hidrofóbico, poniendo la molécula soluble en solventes orgánicos (por ejemplo, heparinato de benzalconio, heparinato de troidodecilmetilamonio). Dicha formulación de heparina puede ser compatible con el recubrimiento de rapamicina hidrofóbica, y puede ser aplicada directamente sobre la superficie de recubrimiento, o en la formulación de rapamicina/polímero hidrofóbico. Es importante observar que el stent, como se describió anteriormente, puede ser formado a partir de cualquier número de materiales, incluyendo diversos metales, materiales poliméricos y materiales cerámicos. Por consiguiente, varias tecnologías pueden ser utilizados para inmovilizar los diferentes fármacos, agentes, combinaciones de compuestos en ellos. Específicamente, además de las matrices poliméricas descritas anteriormente, pueden ser utilizados biopolímeros. Los biopolímeros puede ser clasificados generalmente como polímeros naturales, aunque los polímeros descritos anteriormente pueden ser descritos como polímeros sintéticos. Los biopolímeros de ejemplo, los cuales pueden ser utilizados incluyen agarosa, alginato, gelatina, colágeno y elastina. Adicionalmente, los fármacos, agentes o compuestos pueden ser utilizados en conjunto con otros dispositivos médicos suministrados de manera percutánea, tales como globos de injerto y profusión. Además de utilizar un antiproliferativo y un anticoagulante, también se pueden utilizar anti-inflamatorios en combinación con los anteriores. Un ejemplo de tal combinación podría ser la adición de un corticoesteroide anti-inflamatorio, tal como dexametasona con un antiproliferativo, tal como rapamicina, cladribina, vincristina, taxol o un donante de óxido nítrico y un anticoagulante, tal como heparina. Tales terapias de combinación pueden dar como resultado un mejor efecto terapéutico, es decir, menos proliferación, así como menos inflamación, un estímulo durante la proliferación, que podría ocurrir con cualquiera de los agentes solos. La administración de un stent que comprende un antiproliferativo, un anticoagulante y un anti-inflamatorio a un vaso lesionado podría proporcionar el beneficio terapéutico agregado para limitar el grado de proliferación celular de músculo suave, reduciendo un estimulo durante la proliferación, es decir, inflamación y reducción de los efectos de coagulación mejorando de esta manera la acción limitante de restenosis del stent. En otras modalidades de ejemplo de la presente invención, el inhibidor de factor de crecimiento o inhibidor de transducción de señal de citosina, tal como el inhibidor SAR, R115777, o inhibidor de cinasa P38, RWJ67657, o un inhibidor de cinasa tirosina, tal como tirfostina, puede ser combinado con un agente antiproliferativo tal como taxol, vincristina o rapamicina, de tal manera que la proliferación de las células de músculo suave podrían ser inhibidas mediante diferentes mecanismos. De manera alternativa, un agente antiproliferativo tal como taxol, vincristina o rapamicina podrían ser combinados con un inhibidor de síntesis de matriz extracelular tal como halofuginona. En los casos mencionados anteriormente, los agentes que actúan a través de mecanismos diferentes podrían actuar sinergísticamente para reducir la proliferación celular de músculo suave e hiperplasia vascular. La presente invención también pretende cubrir otras combinaciones de dos o más de tales agentes de fármacos. Como se mencionó anteriormente, tales fármacos, agentes o compuestos podrían ser administrados de manera sistémica, administrados en forma local por medio de un catéter para administración de fármacos, o formulados para la administración desde la superficie de un stent, o administrados como una combinación de una terapia sistémica y local. Además de los antiproliferativos, anti-inflamatorios y anticoagulantes, pueden ser utilizados otros fármacos, agentes o compuestos en conjunto con los dispositivos médicos. Por ejemplo, se pueden utilizar ¡nmunosupresores solos o en combinación con estos otros fármacos, agentes o compuestos. También los mecanismos de administración de terapia genética, tal como aquellos de genes modificados (ácidos nucleicos que incluyen ADN recombinante) en vectores virales y vectores genéticos no virales tales como los plásmidos, también pueden ser introducidos localmente por medio de un dispositivo médico. Además, la presente invención puede ser utilizada con terapia con base celular. Además de todas las drogas, agentes, compuestos y genes modificados descritos anteriormente, los agentes químicos que ordinariamente no son terapéutica o biológicamente activos, también pueden ser utilizados en conjunto con la presente invención. Estos agentes químicos, comúnmente conocidos como pro-fármacos, son agentes que se convierten en agentes biológicamente activos a partir de su introducción en el organismo vivo mediante uno o más mecanismos. Estos mecanismos incluyen la adición de compuestos suministrados mediante el organismo o la división de compuestos a partir de agentes ocasionados por otro agente suministrado por el organismo. Normalmente, los pro-fármacos se pueden absorber más en el organismo. Además, los pro-fármacos también pueden proporcionar algunas mediciones adicionales de liberación de tiempo. Los recubrimientos y fármacos, agentes o compuestos descritos anteriormente, pueden ser utilizados en combinación con cualquier número de dispositivos médicos, y en particular, con dispositivos médicos que se pueden implantar, tales como stents e injertos de stent. Otros dispositivos, tales como los filtros de vena cava y dispositivos de anastomosis, pueden ser utilizados con recubrimientos que tienen fármacos, agentes o compuestos de los mismos. El stent de ejemplo ¡lustrado en las Figuras 1 y 2, es un stent de globo, que se puede dilatar. Los stents de globo que se pueden dilatar, pueden ser utilizados en cualquier número de vasos o conductos, y son particularmente bien adecuados para el uso en arterias coronarias. Los stents que se dilatan automáticamente, por otra parte, son particularmente adecuados para el uso en vasos en donde la recuperación de contracción es un factor crítico, por ejemplo, en la arteria carótida. Por consiguiente, es importante observar que cualesquiera de los fármacos, agentes o compuestos, así como los recubrimientos descritos en la presente descripción, pueden ser utilizados en combinación con los stents de expansión automática, los cuales son conocidos en la materia. La anastomosis es la unión quirúrgica de tejidos biológicos, específicamente, la unión de órganos tubulares para crear una intercomunicación entre ellos. La cirugía vascular con frecuencia implica la creación de una anastomosis entre los vasos sanguíneos o entre un vaso sanguíneo y un injerto vascular para crear o para restaurar una trayectoria de flujo sanguíneo para tejidos esenciales. La cirugía para injertar un bypass (CABG) es un procedimiento quirúrgico para restaurar el flujo sanguíneo para el músculo isquémico del corazón cuyo suministro ha sido comprometido por la oclusión o la estenosis de una o más arterias coronarias. Un método para la realización de la cirugía CABG implica recolectar una vena safena u otros conductos de venas o arteriales en cualquier otra parte del cuerpo, o utilizar un conducto artificial, tal como una conducto elaborado de Dacron® o Goretex®, y conectar este conducto en la forma de un injerto de bypass desde una arteria viable, tal como es la aorta, al flujo descendente de la arteria coronaria de obstrucción o estrechamiento. Un injerto con los extremos tanto distal como próximo del injerto separado es conocido como un "injerto libre". Un segundo método implica el desvío de una arteria menos esencial, tal como la arteria interna mamaria, desde su posición natural de modo que pueda ser conectada al flujo descendente de la arteria coronaria de la obstrucción. El extremo próximo del vaso de injerto permanece unido en su posición natural. Este tipo de injerto es conocido como un "injerto erguido". En el primer caso, el injerto de bypass debe ser adherido a las arterias naturales mediante una anastomosis extremo a lado tanto en el extremo próximo como en el extremo distal del injerto. En la segunda técnica, por lo menos debe ser elaborada una anastomosis de extremo a lado en el extremo distal de la arteria usada por el bypass. En la descripción de la modalidad de ejemplo que se proporciona como referencia más adelante, ésta podrá ser elaborada tanto para la anastomosis en un injerto libre como para la anastomosis próxima y la anastomosis distal. Una anastomosis próxima es una anastomosis en el extremo del vaso de injerto conectado a una fuente de sangre, por ejemplo, la aorta y una anastomosis distal es una anastomosis en el extremo del vaso de injerto conectado al destino de flujo sanguíneo a través de éste, por ejemplo, una arteria coronaria. La anastomosis también podrá en algún momento ser llamada la primera anastomosis o segunda anastomosis, lo cual se refiere al orden en el cual las anastomosis son realizadas, independientemente de sí la anastomosis está en el extremo próximo o distal del injerto. Actualmente, esencialmente todas las anastomosis vasculares son realizadas mediante la sutura manual convencional. Suturar la anastomosis es una tarea difícil y lenta, que requiere mucha habilidad y práctica por parte del cirujano. Es importante que cada anastomosis proporcione una trayectoria de flujo abierta, suave para la sangre y que la adherencia se encontrará completamente libre de derrames. Un sello completamente libre de derrame no se logra en todos los casos al primer intento. Consecuentemente, existe una necesidad frecuente de suturar nuevamente la anastomosis para cerrar cualesquiera derrames que son detectados. La naturaleza lenta de las anastomosis suturadas manualmente es de especial consideración en la cirugía CABG debido a varias razones. En primer lugar, se requiere que el paciente sea mantenido en bypass cardiopulmonarmente (CPB) durante la mayoría de los procedimientos quirúrgicos, el corazón debe ser aislado de la circulación sistémica (es decir, con "engrapado-transversal"), y generalmente, el corazón debe ser detenido, normalmente mediante la infusión de una solución de cardioplegía fría, de tal manera que el sitio de anastomosis en el corazón está inmóvil y libre de sangre durante el proceso de sutura de la anastomosis. El bypass cardiopulmonar, el aislamiento circulatorio y la detención cardiaca son inherentemente muy traumáticas, y se ha encontrado que la frecuencia de ciertas complicaciones posteriores a la cirugía, varían en relación directa con el tiempo en el cual el corazón se encuentra bajo detenido de manera cardioplégica (frecuentemente referida como "tiempo de grapa transversal"). En segundo lugar, debido al alto costo que tiene el tiempo del quirófano cardiaco, cualquier prolongación del procedimiento quirúrgico puede incrementar significativamente el costo de la operación de bypass para el hospital y el paciente. De esta manera, es deseable reducir la duración del tiempo de grapa transversal y de la cirugía completa, acelerando el procedimiento de anastomosis sin reducir la calidad o efectividad de la anastomosis. El alto grado de habilidad manual requerido para la anastomosis suturada manualmente es incluso más elevado para la cirugía de bypass toracoscópica con el pecho cerrado o acceso por abertura, un procedimiento quirúrgico desarrollado recientemente, que está diseñado para reducir la morbididad de la cirugía CABG comparada con el procedimiento de CABG a corazón abierto estándar. En el procedimiento a pecho cerrado, el acceso quirúrgico hacia el corazón es realizado a través de aberturas estrechas de acceso realizadas en los espacios intercostales del pecho del paciente, y el procedimiento es realizado bajo observación toracoscópica. Debido a que el pecho del paciente no está abierto, la sutura de la anastomosis debe ser realizada a cierta distancia, utilizando instrumentos alargados colocados a través de las aberturas de acceso para aproximarse a los tejidos y, para mantener y manipular las agujas y suturas utilizadas para realizar la anastomosis. Esto requiere aún una mayor habilidad manual que el ya difícil procedimiento de suturar anastomosis durante la cirugía CABG a corazón abierto. Con el objeto de reducir la dificultad para crear la anastomosis vascular durante la cirugía CABG, ya sea a corazón abierto o cerrado, sería deseable proporcionar un medio rápido para realizar una anastomosis confiable de extremo a lado entre un injerto de bypass o arteria y la aorta o los vasos naturales del corazón. Un primer método para acelerar y mejorar los procedimientos de anastomosis ha sido a través de la tecnología de aro. La tecnología de aro se ha empleado de manera exitosa en varias áreas diferentes de la cirugía, para lograr que la unión de tejidos sea más rápida y confiable. El mayor progreso en la tecnología de aro, lo encontramos en el área de la cirugía gastrointestinal. Se han desarrollado diversos instrumentos quirúrgicos de tecnología de aro para las anastomosis de extremo a extremo, lado a lado, y extremo a lado de órganos huecos o tubulares, tal como el intestino. Desafortunadamente, estos instrumentos no pueden ser adaptados fácilmente para ser utilizados en la creación de anastomosis vascular. Esto, parcialmente es debido a la dificultad al miniaturizar los instrumentos para hacerlos adecuados para órganos más pequeños, tales como los vasos sanguíneos. Posiblemente, es incluso más importante la necesidad de proporcionar una trayectoria de flujo abierto, suave para la sangre. Los instrumentos de aro gastrointestinales conocidos para la anastomosis extremos a lado o extremo a extremo de órganos tubulares son diseñados para crear una anastomosis invertida, es decir, un sitio en donde el tejido se dobla hacia el interior dentro del lumen del órgano que está siendo adherido. Esto es aceptable en cirugía gastrointestinal, en donde es más importante aproximar las capas exteriores al tracto intestinal (el seroso). Este es el tejido, el cual crece junto para formar una conexión permanente, fuerte. Sin embargo, en cirugía vascular esta geometría es inaceptable por varias razones. En primer lugar, las paredes del vaso invertidas podrían provocar una interrupción en el flujo sanguíneo. Esto podría provocar un flujo disminuido e isquemia de flujo descendente de la interrupción, o, aún peor, la interrupción de flujo o los remolinos creados podrían convertirse en un lugar para trombosis, la cual podría derramar el émbolo u ocluir los vasos en el sitio de anastomosis. En segundo lugar, a diferencia del tracto intestinal, las superficies exteriores de los vasos sanguíneos (la adventicia) no crecerán juntas cuando sean aproximadas. Las suturas, aros, u otro dispositivo de unión pueden, por consiguiente, ser necesitados de manera permanente para mantener la integridad estructural de la anastomosis vascular. En tercer lugar, para establecer un vaso no trombogénico permanente, la capa más íntima (el endotelio) debe crecer junta para un recubrimiento no interrumpido, continuo del vaso completo. De esta forma, podría tener preferentemente un instrumento de grapa que podría crear anastomosis vasculares que son volteadas hacia afuera, esto es, dobladas hacia el exterior, o las cuales crean coaptación directa de borde a borde sin inversión. Por lo menos un instrumento de grapa ha sido aplicado para realizar anastomosis vascular durante la cirugía CABG. Este dispositivo, primero adaptado para su uso en cirugía CABG por el Dr. Vasilii I. Kolesov y posteriormente pulido por el Dr. Evgenii V. Kolesov (Patente de E.U.A. No. 4,350,160), fue utilizado para crear una anastomosis de extremo a extremo entre la arteria mamaria interna (IMA) o un injerto de vena y una de las arterias coronarias, en primera instancia la arteria coronaria descendente anterior izquierda (LAD). Debido a que el dispositivo únicamente podría realizar anastomosis de extremo a extremo, la arteria coronaria, primero tenía que ser cortada y analizada desde el miocardio circundante, y expuesta y volteada hacia afuera para la adhesión. Esta técnica fue limitada a las indicaciones de los dispositivos para casos en donde la arteria coronaria estaba totalmente ocluida, y por lo tanto no existía pérdida de flujo sanguíneo que corta completamente el flujo descendente de la arteria coronaria con la obstrucción para realizar la anastomosis. Por consiguiente, este dispositivo no es aplicable en los casos en que la arteria coronaria únicamente está parcialmente ocluida y no es en absoluto aplicable para realizar la anastomosis de lado a extremo próximo entre un injerto de bypass y la aorta. Un intento para proporcionar un dispositivo de grapa vascular para la anastomosis vascular de extremo a lado, está descrito en la Patente de E.U.A. 5,234,447, asignada a Kaster et al., para un Aparato de Grapa Anastomótica Vascular de lado a Extremo. Kaster et al, proporcionan una grapa con forma de anillo con patas de grapa que se extienden desde los extremos próximo y distal del anillo para unir dos vasos sanguíneos juntos en una anastomosis de extremo a lado. Sin embargo, Kaster et al., no proporcionan un sistema completo para realizar una anastomosis de manera rápida y automática. El método de aplicación de la grapa de anastomosis descrita por Kaster et al., involucra una gran manipulación manual de la grapa, utilizando herramientas de operación manual para deformar individualmente las puntas de la grapa después de que se ha adherido el injerto y antes de que éste sea insertado dentro de la abertura realizada en la pared aórtica. Una de las maniobras más difíciles para aplicar la grapa de Kaster et al, involucra voltear cuidadosamente hacia afuera el vaso de injerto sobre los extremos afilados de las patas de la grapa, perforando posteriormente el borde aplastado del vaso con las patas de la grapa. Los intentos experimentales para aplicar esta técnica han probado ser muy problemáticos debido a la dificultad para manipular los vasos de injerto y el potencial para dañar la pared del vaso de injerto. Por razones de velocidad, confiabilidad y conveniencia, es preferible evitar la necesidad de maniobras complejas durante la realización de la anastomosis. Entonces, las operaciones de combinación adicionales pueden ser realizadas en las patas de la grapa. Una vez que las puntas distales de la grapa han sido deformadas, puede ser difícil insertar la grapa a través de la abertura de la aortotomía. Otra desventaja del dispositivo de Kaster et al, es que las puntas distales de la grapa perforan la pared del vaso del injerto en el punto en que ésta es aplanada sobre la grapa. La perforación de la pared del vaso de injerto potencialmente invita al derrame de la anastomosis y puede comprometer la integridad estructural de la pared del vaso de injerto, sirviendo como un lugar para un análisis o incluso una rasgadura la cual podría conducir a una falla catastrófica. Debido a que las patas de la grapa de Kaster et al., únicamente aplican presión a la anastomosis en puntos seleccionados, existe un una probabilidad potencial de derrames entre las patas de la grapa. Las puntas distales de la grapa también están expuestas a la trayectoria de flujo sanguíneo en el sitio anastomótico en donde es el punto más crítico para evitar potencialmente una trombosis. También existe la probabilidad potencial de que la exposición de capas mediales del vaso de injerto en donde la grapa perfora la pared, podrían ser un sitio para el principio de la hiperplasia del íntimo, lo cual podría comprometer la evidencia a largo plazo del injerto, como se describió anteriormente. Debido a estas desventajas potenciales, es deseable realizar la adhesión al vaso de injerto de la manera menos traumática que sea posible para la pared del vaso y para eliminar lo más posible la exposición de cualesquiera materiales extraños o cualesquiera capas del vaso diferentes a una capa del íntimo no interrumpida suave dentro del sitio de anastomosis o dentro del lumen del vaso de injerto. Un segundo método para agilizar y mejorar los procedimientos anastomosis es a través del uso de adaptadores anastomóticos para unir juntos los vasos sanguíneos. Un intento para proporcionar un dispositivo de adaptación anastomótico vascular para anastomosis vasculares de extremo a lado está descrito en la Patente de E.U.A. No. 4,366,819, asignada a Kaster para un Adaptador Anastomótico. Este dispositivo es un adaptador anastomótico de cuatro partes que tiene un miembro tubular sobre el cual es aplastado el vaso de injerto, un ribete de anillo el cual enlaza la pared aórtica desde el interior del lumen aórtico, y un anillo de fijación y un anillo de cierre el cual enlaza el exterior de la pared aórtica. Otro adaptador Anastomótico similar está descrito en la Patente de E.U.A. No. 4,368,736, también asignada a Kaster. Este dispositivo es un adaptador tubular con un extremo distal ribeteado y que se sujeta a la pared aórtica con un anillo de adhesión, y un extremo próximo con un collar de fijación de injerto para adherirse al vaso de injerto. Estos dispositivos tienen un número de desventajas. En primer lugar, los adaptadores anastomóticos descritos exponen el material extraño del dispositivo anastomótico a la trayectoria de flujo sanguíneo dentro de las arterias. Esto no es deseable, debido a que los materiales extraños dentro del la trayectoria de flujo sanguíneo pueden tener una tendencia a causar hemolisis, deposición de plaquetas sanguíneas y trombosis. Las respuestas inmunes a materiales extraños, tales como un rechazo del material extraño o respuestas auto-inmunes activadas por la presencia del material extraño, tienden a ser más fuertes cuando el material está expuesto a la corriente sanguínea. De tal manera que, es preferible que la mayor parte posible de las superficies interiores de un adaptador anastomótico que serán expuestas a la trayectoria del flujo sanguíneo sean cubiertas con tejido vascular, ya sea desde el vaso objetivo o desde el vaso de injerto, de tal manera que una capa endotelial hemocompatible continua, suave será presentada a la corriente sanguínea. El adaptador anastomótico descrito por Kaster en la Patente '819 también puede tener la desventaja potencial de que los clavos que sostienen el vaso de injerto dentro del adaptador anastomótico estén muy cerca de la trayectoria del flujo sanguíneo, provocando potencialmente un trauma en el vaso sanguíneo que podría conducir a derrames en la anastomosis o comprometer la integridad mecánica de los vasos. Por consiguiente, es deseable proporcionar un adaptador de anastomosis que sea lo menos traumático posible para el vaso de injerto. Cualesquiera características con filo, tal como clavos de unión, deben ser colocadas tan lejos como sea posible de la trayectoria del flujo sanguíneo y el sitio de la anastomosis de tal manera que no se comprometa el sello de la anastomosis o la integridad estructural de los vasos. Otro dispositivo, el dispositivo Unilink de 3M para anastomosis de extremo a extremo (Patentes de E.U.A. Nos. 4,624,257; 4,917,090; 4,917,091) está diseñado para ser utilizado en microcirugía, tal como adherir nuevamente los vasos partidos en accidentes. Este dispositivo proporciona una abrazadera que tiene dos anillos de eversión los cuales están asegurados juntos mediante una serie de clavos atravesados sobre sus caras opuestas. Sin embargo, este dispositivo es de uso complicado en anastomosis de extremo a lado y tiende a deformar el vaso objetivo; por lo tanto, actualmente no se utiliza en cirugía CABG. Debido al delicado procedimiento que se necesita realizar para insertar los vasos en el dispositivo, tampoco podría ser inadecuado para cirugía de acceso por abertura. Con el objeto de resolver éstos y otros problemas, es deseable proporcionar un dispositivo de anastomosis el cual realice una anastomosis de extremo a lado entre los vasos sanguíneos u otros órganos huecos y vasos. También es deseable proporcionar un dispositivo de anastomosis, el cual minimice el trauma de los vasos sanguíneos mientras se realiza la anastomosis, el cual minimice la cantidad de materiales extraños expuestos a la trayectoria del flujo sanguíneo dentro de los vasos sanguíneos y el cual evite los problemas de derrame, y el cual promueva la rápida endotelialización y curación. También es deseable que la presente invención proporcione un sistema completo para realizar de manera rápida y automática una anastomosis con una cantidad mínima de manipulación manual. Los dispositivos de anastomosis pueden ser utilizados para unir tejidos biológicos, y más particularmente, para unir órganos tubulares para crear un canal de fluido. Las conexiones entre los órganos tubulares o vasos pueden ser realizadas de lado a lado, de extremo a extremo y/o de extremo a lado. Normalmente, existe un vaso de injerto y un vaso objetivo. El vaso objetivo puede ser una arteria, vena o cualquiera otro conducto o vaso que transporta fluido, por ejemplo, las arterias coronarias. El vaso de injerto puede comprender un material sintético, un vaso autólogo, un vaso homólogo o un injerto huésped. Los dispositivos de anastomosis pueden comprender cualesquiera materiales biológicamente compatibles adecuados, por ejemplo, metales, polímeros y elastómeros. Además, existe una amplia variedad de diseños y configuraciones para los dispositivos de anastomosis dependiendo del tipo de conexión que se realizará. De manera similar a los stents, los dispositivos de anastomosis causan algunas lesiones al vaso objetivo, por consiguiente, provocan una respuesta del cuerpo. Por lo tanto, como en el caso con los stents, existe el potencial para la proliferación celular de músculo suave la cual puede conducir a las conexiones bloqueadas. Por consiguiente, existe la necesidad de minimizar o eliminar substancialmente la proliferación celular de músculo suave y la inflamación en el sitio anastomótico. Puede ser utilizada la rapamicina y/u otros fármacos, agentes o compuestos en una forma análoga a la de los stents como se describió anteriormente. En otras palabras, por lo menos una porción del dispositivo de anastomosis puede ser recubierto con rapamicina u otro fármaco, agente o compuesto. Las Figuras 10 a 13, ilustran un dispositivo de anastomosis de ejemplo 200 para una anastomosis de extremo a lado. El dispositivo de anastomosis de ejemplo 200 comprende una brida de fijación 202 y miembros de grapas adheridos 204. Como se estableció anteriormente, el dispositivo de anastomosis puede comprender cualquier material biológicamente compatible adecuado. Preferentemente, el dispositivo de anastomosis 200 comprende un metal biológicamente compatible que se puede deformar, tal como una aleación de acero inoxidable, una aleación de titanio o una aleación de cobalto. Como se estableció anteriormente, también puede ser utilizado un recubrimiento de superficie o recubrimiento de superficie que comprende un fármaco, agente o compuesto para mejorar la compatibilidad biológica u otras características del material del dispositivo, así como para reducir o eliminar substancialmente la respuesta del cuerpo a la colocación de los dispositivos en el mismo. En la modalidad de ejemplo, la brida de fijación 202 reside en la superficie interior 206 de la pared del vaso objetivo 208 cuando es terminada la anastomosis. Con el objeto de reducir substancialmente el riesgo de hemolisis, trombogénesis o reacciones extrañas del cuerpo, la masa total de la brida de fijación 202 es preferentemente tan pequeña como sea posible para reducir la cantidad de material extraño dentro del lumen del vaso objetivo 210. La brida de fijación 202 tiene la forma de un anillo metálico con un diámetro interno, el cual cuando es completamente dilatado, es ligeramente más grande que el diámetro exterior de la pared del vaso de injerto 214 y de la abertura 216 realizada en la pared del vaso objetivo 208. Inicialmente, el anillo metálico de la brida de fijación 202 tiene una forma ondulada para reducir el diámetro del anillo, de tal manera que se ajuste fácilmente a través de la abertura 216 en la pared del vaso objetivo 208. La pluralidad de miembros de grapa 204 se dilata substancialmente en forma perpendicular desde el anillo metálico en la dirección próxima. En la modalidad de ejemplo ilustrativa, existen nueve miembros de grapa 204, adheridos a la brida de fijación del anillo metálico 202. Otras variaciones del dispositivo de anastomosis 200 pueden normalmente tener desde cuatro hasta veinte miembros de grapa 204 dependiendo del tamaño de los vasos que serán unidos y la seguridad de adhesión requerida en la aplicación en particular. Los miembros de grapa 204, pueden ser formados integralmente con la brida de fijación de anillo metálico 202 o los miembros de grapa 204 pueden ser adheridos a la brida de fijación 202 mediante, soldadura, bronceado o cualquier otro método de unión adecuado. Los extremos próximos 218 de los miembros de grapa 204 son afilados para perforar fácilmente la pared del vaso objetivo 208 y la pared del vaso de injerto 214. Preferentemente, los extremos próximos 218 de los miembros de grapa 204 tienen ganchos 220 para mejorar la seguridad de la adhesión cuando el dispositivo de anastomosis 200 es desplegado. El dispositivo de anastomosis 200 es preparado para montarse en el dispositivo sobre el extremo distal de un instrumento de aplicación 222. La brida de fijación 202 es montada en un tope 224 adherido al extremo distal de un eje alargado 226 del instrumento de aplicación 222. Los miembros de grapa 204 son comprimidos hacia el interior contra la agarradera cónica 228 adherida al instrumento 222 próximo al tope 224. Los miembros de grapa 204 son asegurados en esta posición mediante una cubierta 230, la cual está montada de manera corrediza en el eje alargado 226. La cubierta 230 se mueve en forma distal para cubrir los extremos próximos con ganchos, afilados 218 de los miembros de grapa 204 y para mantenerlos contra la agarradera cónica 228. El instrumento de aplicación 222 es entonces insertado a través del lumen 232 del vaso de injerto 214. Esto se puede realizar insertando el instrumento de aplicación 222 a través del lumen del vaso de injerto 232 desde el extremo próximo al extremo distal del vaso de injerto 214, o se puede realizar la contracarga del eje alargado 226 del instrumento de aplicación 222 al lumen del vaso de injerto 232 desde el extremo distal hasta el extremo próximo, cualquiera que sea más conveniente en el caso. El tope 224 y la manija cónica 228 en el extremo distal del instrumento de aplicación 222 con el dispositivo de anastomosis 200 adherido, son extendidos a través de la abertura 216 en el lumen 210 del vaso objetivo. A continuación, el extremo distal 234 de la pared del vaso de injerto 214 es volteada hacia afuera contra la superficie exterior 236 de la pared del vaso objetivo 208 con el lumen del vaso de injerto 232 centrado sobre la abertura 216 en la pared del vaso objetivo 208. La cubierta 230 es retirada desde los extremos próximos 218 de los miembros de grapa 204, permitiendo a los miembros de grapa 204 extenderse hacia el exterior hasta su posición expandida. El instrumento de aplicación 222 es entonces atraído en la dirección próxima de tal manera que los miembros de grapa perforan la pared del vaso objetivo 208 rodeando la abertura 216 y el extremo distal volteado hacia afuera 234 del vaso de injerto 214. El instrumento de aplicación 222 tiene un formador de grapa anular 238, el cual rodea el exterior del vaso de injerto 214. La presión ligera en la pared del vaso de injerto volteado hacia afuera desde el formador de grapa anular 238 durante el paso de perforación asiste en la perforación de los miembros de grapa 204 a través de la pared del vaso de injerto 214. Se debe tener cuidado de no aplicar demasiada presión con el formador de grapa anular 238 en este punto del procedimiento, debido a que los miembros de grapa 204 podrían ser deformados prematuramente antes de que hayan atravesado completamente las paredes del vaso. Si se desea, una superficie anular elaborada de un material más suave, tal como un elastómero, puede ser proporcionada en el instrumento de aplicación 222 para resguardar las paredes del vaso conforme los miembros de grapa 204 perforan a través de ellas. Una vez que los miembros de grapa 204 han sido atravesados completamente, la pared del vaso objetivo 208 y la pared del vaso de injerto 214, el formador de grapa 238 es descendido con mayor fuerza mientras se mantiene la brida de fijación 202 con el tope 224. Los miembros de grapa 204 son deformados hacia el exterior de tal manera que los extremos de gancho, afilados 218 perforan de vuelta a través del extremo distal en sus componentes volteados hacia afuera 234 y dentro de la pared del vaso objetivo 208 para formar una adhesión permanente. Para completar la anastomosis, el tope 224 es retractado a través del lumen del vaso de injerto 232. Conforme el tope 224 pasa a través de la brida de fijación de anillo metálico 202, ésta endereza hacia afuera la ondulación de tal manera que la brida de anillo metálico 202 asume su diámetro completamente dilatado. Alternativamente, la brida de fijación de anillo metálico 202 puede estar elaborada de un material elástico de tal manera que la brida 202 puede ser comprimida y mantenida en una posición comprimida o doblada hasta que ésta es liberada dentro del lumen del vaso objetivo 210, con lo cual condensa su diámetro dilatado completo. Otra construcción alterna podría ser mover el dispositivo de anastomosis de una aleación de memoria de configuración de tal manera que la brida de fijación pueda ser comprimida e insertada a través de la abertura en el vaso objetivo, con lo cual ésta regresaría a su diámetro completamente dilatado mediante el calentamiento del dispositivo 200 a una temperatura por encima de la temperatura de transición de memoria de configuración. En la modalidad de ejemplo descrita anteriormente los miembros de grapa 204 y/o la brida de fijación de anillo metálico 202 pueden estar recubiertos con cualesquiera de los agentes, fármacos o compuestos descritos anteriormente, tales como la rapamicina para prevenir o reducir substancialmente la proliferación de la pared muscular suave. La Figura 14, ilustra una modalidad de ejemplo alterna de un dispositivo de anastomosis. La Figura 14, es una vista lateral de un aparato para unir por lo menos dos estructuras anatómicas, de acuerdo con otra modalidad de ejemplo de la presente invención. El aparato 300, incluye una sutura 302 que tiene un primer extremo 304 y un segundo extremo 306, estando la sutura 302 construida para pasar a través de estructuras anatómicas en una forma que será descrita subsecuentemente. Puede ser utilizada una gran variedad de herramientas y/o mecanismos para doblar la grapa 312 en su configuración de sujeción, por ejemplo, en la forma de cerramiento de un clip vascular. Cualquier tamaño de diámetro apropiado puede ser utilizado, por ejemplo, 8-0 de lado a lado. Desde luego, también son posibles otros tipos y tamaños de sutura y son contemplados igualmente por la presente invención. Una aguja 308 preferentemente es curveada y está colocada en el primer extremo 304 de la sutura 302. Un pico afilado 310 de la aguja 308 permite la fácil penetración de diversas estructuras anatómicas y permite a la aguja 308 y la sutura 302 pasar fácilmente a través de ellos. La aguja 308 puede ser adherida a la sutura 302 de diversas formas, por ejemplo, por sajado, preferentemente haciendo coincidir substancialmente el diámetro exterior de la aguja 308 y la sutura 302, tan cerca como sea posible. El aparato 300 también incluye un dispositivo de sujeción 312 dispuesto en el segundo extremo 306 de la sutura 302. El dispositivo de sujeción 312 incluye una primera y una segunda ramificación 314, 316, de acuerdo con la modalidad ilustrada de ejemplo, y preferentemente es de una rigidez mayor que la sutura 302. La primera ramificación 314 puede ser conectada a la sutura 302 en un número de formas, por ejemplo, mediante sajado, preferentemente haciendo coincidir substancialmente el diámetro exterior de la sutura 302 y el dispositivo de sujeción 3 2 tan cerca como sea posible. El dispositivo de sujeción 312 incluye una estructura de grapa que comprende un material que se puede flexionar que preferentemente es lo suficientemente suave y maleable para doblarse y mantener su posición doblada en el exterior de la anastomosis. Tales materiales pueden incluir titanio o acero inoxidable. Al dispositivo de sujeción 312 nos podemos referir como a una grapa, de acuerdo con la modalidad ilustrada, y la sutura 302 y la aguja 308 como a un sistema de administración para la grapa 312. La Figura 14, ilustra una de varias configuraciones iniciales posibles del dispositivo de sujeción 312, es decir, la configuración del dispositivo de sujeción 312 está en el pasaje inicial a través de las estructuras anatómica y/o en un punto anticipado en el tiempo. Como se describirá posteriormente, el dispositivo de sujeción 312 se puede mover desde la configuración inicial a una configuración de sujeción, en la cual el dispositivo de sujeción 312 mantiene juntas las estructuras anatómicas. De acuerdo con las modalidades de ejemplo ¡lustradas, el dispositivo de sujeción 312 asume la configuración de sujeción cuando es doblada o arqueado, como se muestra en la Figura 19 (posteriormente se describirá). El dispositivo de sujeción 312, de preferencia se encuentra substancialmente en forma de V ó substancialmente en forma de U, como está ilustrado, pero puede asumir una amplia variedad de formas para adecuarse a las situaciones quirúrgicas particulares y/o preferencias del cirujano. Por ejemplo, una de las ramificaciones 314, 316 puede ser recta y la otra curva, o las ramificaciones 314, 316 pueden estar alineadas. El dispositivo de sujeción 312, preferentemente es tan suave y redondo en la sección transversal como la aguja 308. Adicionalmente, los diámetros de la aguja 308, la sutura 302, y el dispositivo de sujeción 312, preferentemente son substancialmente idénticos, especialmente la aguja 308 y el dispositivo de sujeción 312 para evitar la creación de agujeros en las estructuras anatómicas que son mayores que el diámetro de la grapa 312. Tales agujeros probablemente podrían causar sangrado y/o derrame. Un método para utilizar el aparato 300 está ilustrado en las Figuras 15 a 19. En primer lugar, como está ilustrado en la Figura 5, la aguja 308 pasa a través de las estructuras anatómicas 318, 320, las cuales son, por ejemplo, estructuras vasculares. Específicamente, de acuerdo con la modalidad de ejemplo ilustrada, la aguja 308 pasa a través de los bordes 322, 324 de las estructuras vasculares 3 8, 320. Posteriormente, como se muestra en la Figura 16, la aguja 308 jala la sutura 302 al interior y a través de ambas estructuras 318, 320. La grapa 312 es entonces jalada hacia una proximidad deseada con las estructuras 318, 320 como se muestra en las Figuras 17 a 19, de tal manera que es enlazada en ambos lados de la anastomosis ilustrada y el lumen asociado 326. De acuerdo con una modalidad de ejemplo, la tracción es colocada sobre la sutura 302 para enganchar la grapa 312 en posición. Como está ¡lustrado en la Figura 19 y a la que se hizo referencia anteriormente, entonces la grapa 3 2 es movida desde su configuración inicial a una configuración de sujeción o doblada 328 en la cual las estructuras anatómicas 318, 320 son unidas juntas para efectuar una anastomosis entre ellas. La grapa 312 crea un lazo de trescientos sesenta grados en el borde de la anastomosis, con la porción doblada 330 en el exterior del lumen 321. Pueden ser utilizadas una gran variedad de herramientas y/o mecanismos para doblar la grapa 312 en su configuración de sujeción, por ejemplo, en la forma de cerramiento de un clip vascular. La misma herramienta, o una herramienta alternativa pueden ser utilizadas posteriormente para separar la grapa 312 de la sutura 302, por ejemplo, cortando. Por lo tanto, la grapa 3 2 mantiene las estructuras vasculares 318, 320 juntas desde el interior de las estructuras vasculares así como desde el exterior, a diferencia de varias grapas de la técnica anterior que aseguran las estructuras opuestas sólo externamente. Esto logra un número de ventajas, como se describió anteriormente. No únicamente logra un resultado de mejor aproximación, sino que doblar una grapa es más simple que amarrar uno o más nudos y también es menos probablemente ocasionar traumas en el tejido. El cerramiento de la grapa con un doblez simple proporciona menos tensión sobre una anastomosis, por ejemplo, que un nudo que requiere varios amarres. Las modalidades de la presente invención son especialmente ventajosas en situaciones quirúrgicas invasivas mínimas, como amarre por nudos con, por ejemplo, un empujador de nudo en un ajuste invasivo mínimo a través de una puerta pequeña es particularmente tedioso y puede requerir más de cuatro o cinco amarres para evitar que se resbale. Doblar una grapa a través de la puerta, como en las modalidades de la presente invención, es mucho más simple y elimina muchas de las dificultades. De acuerdo con una modalidad de ejemplo, el cirujano logra una aproximación precisa de la estructura vascular u otras estructuras con preferentemente un número limitado de grapas u otros dispositivos de sujeción, y entonces completa la anastomosis con pegamento biológico o técnicas láser. Los dispositivos de sujeción, por ejemplo, dos o más en número, pueden ser utilizados para orientar o alinear inicialmente las estructuras y de esta manera ser utilizadas como un "piloto" para guiar la terminación de la anastomosis. En la modalidad de ejemplo descrita anteriormente, el dispositivo de sujeción 312 puede estar recubierto con cualesquiera de los fármacos, agentes o compuestos descritos anteriormente, tal como rapamicina para evitar o reducir substancialmente la proliferación celular de músculo suave. Como se describió anteriormente, diversos fármacos, agentes o compuestos pueden ser administrados localmente por medio de dispositivos médicos. Por ejemplo, la rapamicina y la heparina pueden ser administradas mediante un stent para reducir la restenosis, inflamación y coagulación. Varias técnicas para inmovilizar los fármacos, agentes o compuestos fueron descritas anteriormente, sin embargo, mantener los fármacos, agentes o compuestos en los dispositivos médicos durante la administración y posicionamiento es un punto critico para el éxito del procedimiento o tratamiento. Por ejemplo, la remoción del recubrimiento de fármaco, agente o compuesto durante la administración del stent puede potencialmente provocar la falla del dispositivo. Para un stent que se dilata automáticamente, la retracción de la funda de restricción puede provocar que los fármacos, agentes o compuestos desgasten el stent. Para un stent de globo que se puede dilatar, la expansión del globo puede provocar que los fármacos, agentes o compuestos simplemente se descompongan en capas desde el stent a través del contacto con el globo o mediante la expansión. Por lo tanto, es importante la prevención de estos problemas potenciales para tener un dispositivo médico terapéutico exitoso, tal como un stent. Existe un número de métodos que pueden ser utilizados para reducir substancialmente el asunto descrito anteriormente. En una modalidad de ejemplo, puede ser utilizado un lubricante o patrón de agente de liberación. El lubricante o patrón de agente de liberación puede comprender cualquier recubrimiento lubricio biológicamente compatible adecuado. Un recubrimiento lubricio de ejemplo puede comprender silicona. En esta modalidad de ejemplo, una solución del recubrimiento con base en silicona puede ser introducida en la superficie del globo, en la matriz polimérica, y/o en la superficie interior de la funda de un aparato de administración del stent que se puede dilatar automáticamente y se le permite la curación por aire. Alternativamente, el recubrimiento basado en silicona puede ser incorporado en la matriz polimérica. Sin embargo, es importante observar que puede ser utilizado cualquier número de materiales lubricios, con los requerimientos básicos siendo que el material es biológicamente compatible, que el material no interfiere con las acciones/efectividad de los fármacos, agentes o compuestos y que el material no interfiere con los materiales utilizados para inmovilizar los fármacos, agentes o compuestos en el dispositivo médico. También es importante observar que uno o más, o todos los métodos descritos anteriormente pueden ser utilizados en combinación.
Haciendo referencia ahora a la Figura 20, está ilustrado un globo 400 de un catéter de globo que puede ser utilizado para dilatar un stent in situ. Como está ilustrado, el globo 400 comprende un recubrimiento lubricio 402. El recubrimiento lubricio 402 funciona para minimizar o eliminar substancialmente la adhesión entre el globo 400 y el recubrimiento en el dispositivo médico. En la modalidad de ejemplo descrita anteriormente, el recubrimiento lubricio 402 podría minimizar o eliminar substancialmente la adhesión entre el globo 400 y el recubrimiento de heparina o rapamicina. El recubrimiento lubricio 402 puede ser adherido a, y mantenido en el globo 400 en cualquier número de formas que incluyen, pero no están limitadas a recubrimiento por inmersión, rocío, cepillado o hilado del material de recubrimiento a partir de una solución o suspensión seguido por un paso de remoción del curado o solvente conforme sea necesario. Los materiales tales como ceras sintéticas, por ejemplo, monoestearato de dietilenglicol, aceite de castor hidrogenado, ácido oleico, ácido esteárico, estearato de zinc, estearato de calcio, etilenebis (estearamida), productos naturales como cera de parafina, cera de esperma de ballena, cera, camuba, alginato de sodio, ácido ascórbico y flúor, compuestos fluorinados tales como perfluroalcanos, ácidos perflurograsos y alcohol, polímeros sintéticos tales como siliconas, por ejemplo, polidimetilsiloxano, politetrafluoroetileno, polifluoro éteres, polialquilglicol, por ejemplo, ceras de polietilenglicol, y materiales inorgánicos, tales como talco, caolín, mica y sílice pueden ser utilizados para preparar estos recubrimientos.
La polimerización por deposición de vapor, por ejemplo deposición de parileno-C, o polimerización de plasma RF de perfluoroalquenos y perfluoroalcanos también puede ser utilizada para preparar estos recubrimientos lubricios. La Figura 21 , ilustra una sección transversal de una banda 102 del stent 100 ilustrado en la Figura 1. En esta modalidad de ejemplo, el recubrimiento lubricio 500 es inmovilizado sobre la superficie exterior del recubrimiento polimérico. Como se describió anteriormente, los fármacos, agentes o compuestos pueden ser incorporados en una matriz polimérica. La banda del stent 102 ilustrada en la Figura 21 comprende un recubrimiento base 502 que comprende un polímero y rapamicina y un recubrimiento superior 504 o una capa de difusión 504 que también comprende un polímero. El recubrimiento lubricio 500 es fijado al recubrimiento superior 502 mediante cualesquiera medios adecuados, incluyendo pero sin limitarse a recubrimiento por rocío, cepillado, inmersión o hilado del material de recubrimiento a partir de una solución o suspensión con o sin los polímeros utilizados, para crear el recubrimiento superior, seguido por un paso de remoción de curado o solvente conforme sea necesario. La polimerización por deposición de vapor y la polimerización de plasma RF, también pueden ser utilizadas para fijar aquellos materiales de recubrimiento lubricios que se prestan para este método de deposición, para el recubrimiento superior. En una modalidad de ejemplo alternativa, el recubrimiento lubricio puede ser incorporado directamente en la matriz polimérica.
Si es utilizado un stent que se dilata automáticamente, el recubrimiento lubricio pude ser fijado a la superficie interior de la funda de restricción. La Figura 22, ilustra un stent 200 que se dilata automáticamente dentro del lumen de una funda del aparato de administración 14. Como está ilustrado, un recubrimiento lubricio 600 es fijado a las superficies interiores de la funda 14. Por consiguiente, a partir del despliegue del stent 200, el recubrimiento lubricio 600 preferentemente minimiza o elimina substancialmente la adhesión entre la funda 14 y el stent 200 recubierto con un fármaco, agente o compuesto. En un método alternativo, se pueden aplicar los métodos físicos o químicos de enlace cruzado para mejorar la fuerza de enlace entre el recubrimiento polimérico que contienen los fármacos, agentes o compuestos y la superficie del dispositivo médico o entre el recubrimiento polimérico que contiene fármacos, agentes o compuestos y un cebador. Alternativamente, otros cebadores aplicados mediante cualesquiera métodos de recubrimiento tradicionales tales como recubrimiento por inmersión, rocío o hilado, o mediante la polimerización de plasma RF también pueden ser utilizados para mejorar la fuerza de enlace. Por ejemplo, como se muestra en la Figura 23, la fuerza de enlace puede ser mejorada deponiendo primero una capa de cebador 700, tal como un parileno C polimerizado por vapor en la superficie del dispositivo, y posteriormente colocando una segunda capa 702 la cual comprende un polímero que es similar en su composición química a uno o más de los polímeros que constituyen la matriz 704 que contiene el fármaco, por ejemplo, acetato de pol¡etileno-co-vin¡l o metracrilato polibutilo pero han sido modificados para contener porciones de enlace cruzado. Esta capa secundaria 702 entonces tiene un enlace cruzado con el cebador después de la exposición a luz ultravioleta. Esto puede ser observado por cualquier persona familiarizada con la técnica que reconocería que se pueden lograr resultados similares utilizando agentes de enlace cruzado que son activados mediante calor con o sin la presencia de un agente activador. La matriz 704 que contiene el fármaco entonces es cubierta con una capa sobre la capa secundaria 702 utilizando un solvente que dilata, en parte o completamente, la capa secundaria 702. Esto promueve el desplazamiento de las cadenas de polímero desde la matriz en la capa secundaria 702 y a la inversa desde la capa secundaria 702 en la matriz que contiene el fármaco 704. A partir de la remoción del solvente desde las capas recubiertas, se forma una red de interpenetración o intercerrado de las cadenas de polímero entre las capas, incrementando por esta razón, la fuerza de adhesión entre ellas. Una cubierta superior 706 es utilizada como se describió anteriormente. Una dificultad relacionada ocurre en los dispositivos médicos como los stents. En los stents recubiertos con fármacos en estado doblado, algunos puntales se ponen en contacto entre sí y cuando el stent es dilatado, el movimiento provoca que el recubrimiento polimérico que comprende los fármacos, agentes o compuesto se pegue y se estire. Esta acción puede provocar potencialmente que el recubrimiento se separe del stent en ciertas áreas. El mecanismo predominante del recubrimiento de adhesión automática se considera que se debe a las fuerzas mecánicas. Cuando el polímero está en contacto consigo mismo, sus cadenas se pueden enredar provocando el enlace mecánica, similar al de Velero®. Ciertos polímeros no se enlazan entre sí, por ejemplo, los fluoropolímeros. Sin embargo, para otros polímeros se pueden utilizar los polvos. En otras palabras, un polvo puede ser aplicado a uno o más polímeros que incorporan los fármacos, agentes u otros compuestos en las superficies del dispositivo médico para reducir el enlace mecánico. Puede ser utilizado cualquier material biológicamente compatible adecuado, el cual no interfiere con los fármacos, agentes, compuestos o materiales utilizado para inmovilizar los fármacos, agentes o compuestos sobre el dispositivo médico. Por ejemplo, un desempolvado con un polvo soluble en agua puede reducir la pegajosidad de las superficies de recubrimiento y esto puede evitar que el polímero se adhiera a sí mismo, reduciendo de esta forma la deslaminación potencial. El polvo debe ser soluble en agua de tal manera que no presente un riesgo de émbolo. El polvo puede comprender un antioxidante, tal como la vitamina C, o puede comprender un anticoagulante, tal como aspirina o heparina. Una ventaja de utilizar un antioxidante puede ser el hecho de que ei antioxidante puede preservar los otros fármacos, agentes o compuesto durante periodos más largos. Es importante observar que los polímeros cristalinos generalmente no son pegajosos o adheribles. Por consiguiente, si los polímeros cristalinos son utilizados en lugar de los polímeros amorfos, entonces pueden no ser necesarios los materiales adicionales. También es importante observar que los recubrimientos poliméricos sin fármacos, agentes y/o compuestos pueden mejorar las características de operación del dispositivo médico. Por ejemplo, las propiedades mecánicas del dispositivo médico pueden ser mejoradas mediante un recubrimiento polimérico, con o sin fármacos, agentes y/o compuestos. Un stent recubierto puede tener una flexibilidad mejorada y una durabilidad incrementada. Adicionalmente, el recubrimiento polimérico puede reducir substancialmente o eliminar la corrosión galvánica entre los diferentes metales que comprenden el dispositivo médico. Lo mismo se sostiene como cierto para los dispositivos de anastomosis. Cualquiera de los dispositivos médicos descritos anteriormente puede ser utilizado para la administración local de fármacos, agentes y/o compuestos a otras áreas, no inmediatamente alrededor del dispositivo en sí. Con el objeto de evitar complicaciones potenciales asociadas con la administración sistémica de fármacos, los dispositivos médicos de la presente invención pueden ser utilizados para administrar agentes terapéuticos en áreas adyacentes al dispositivo médico. Por ejemplo, un stent recubierto con rapamicina puede administrar la rapamicina a los tejidos circundantes del stent, así como a las áreas de flujo ascendente desde el stent y las áreas de flujo descendente del stent. El grado de penetración en el tejido depende de un número de factores, que incluyen el fármaco, agente o compuesto, las concentraciones del fármaco y la proporción de liberación del agente. Lo mismo se sostiene como cierto para los dispositivos de anastomosis. Las composiciones de fármaco, agente y/o compuesto/transportador o vehículo descritas anteriormente pueden ser formuladas en un número de formas. Por ejemplo, éstas pueden ser formuladas utilizando componentes o constituyentes adicionales, que incluyen una variedad de agentes excipientes y/o componentes formularios para afectar la fabricación, integridad del recubrimiento, esterilización, estabilidad del fármaco, y proporción de liberación del fármaco. Dentro de las modalidades de ejemplo de la presente invención, los agentes excipientes y/o componentes formularios pueden ser agregados para lograr tanto liberación rápida como liberación sostenida de los perfiles de elusión del fármaco. Tales agentes excipientes pueden incluir sales y/o compuestos inorgánicos tales como ácidos/bases o componentes reguladores, antioxidantes, surfactantes, polipéptidos, proteínas, carbohidratos que incluyen sucrosa, glucosa o dextrosa, agentes de quelación tales como EDTA, glutationa u otros excipientes o agentes. Es importante observar que cualesquiera de los dispositivos médicos descritos anteriormente pueden ser recubiertos con recubrimientos que comprenden fármacos, agentes o compuestos o simplemente con recubrimientos que no contienen fármacos, agentes o compuestos. Adicionalmente, el dispositivo médico completo puede ser recubierto o únicamente puede ser recubierta una porción del dispositivo. El recubrimiento puede o no ser uniforme. El recubrimiento puede ser discontinuo. Aunque las modalidades que se han mostrado y descrito se consideran ser las modalidades más prácticas y preferidas, es evidente que parten de diseños específicos y métodos descritos y lo mostrado se dará a entender por sí mismo para aquellos expertos en la materia y puede ser utilizado sin alejarse del espíritu y alcance de la presente invención. La presente invención no está restringida por las construcciones particulares descritas e ¡lustradas, pero debe ser construida para ser coherente con todas las modificaciones que pueden caer dentro del alcance de las Reivindicaciones anexas.

Claims (1)

  1. NOVEDAD DE LA INVENCION REIVINDICACIONES 1.- Un dispositivo para unir substancialmente órganos tubulares en un organismo vivo, en donde el dispositivo comprende: un dispositivo de anastomosis para conectar un vaso de injerto a un vaso objetivo de tal manera que los dos vasos se encuentren en comunicación de fluidos; un vehículo biológicamente compatible fijo a por lo menos una porción del dispositivo de anastomosis; y por lo menos un agente en dosis terapéuticas incorporado al vehículo biológicamente compatible para el tratamiento de reacciones del organismo vivo provocadas por el dispositivo de anastomosis o la implantación del mismo. 2. - El dispositivo para unir substancialmente órganos tubulares en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque el dispositivo de anastomosis comprende una brida y una pluralidad de miembros de fijación. 3. - El dispositivo para unir substancialmente órganos tubulares en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado además porque el vehículo biológicamente compatible comprende una matriz polimérica. 4. - El dispositivo para unir substancialmente órganos tubulares en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 3, caracterizado además porque la matriz polimérica comprende poli(etileno-co-vinilacetato) y polibutilmetacrilato. 5.- El dispositivo para unir substancialmente órganos tubulares en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 3, caracterizado además porque la matriz polimérica comprende una primera y segunda capas, en donde la primera capa hace contacto con por lo menos una porción del dispositivo médico y comprende una solución de poli(etileno-co-vinilacetato) y polibutilmetacrilato, y en donde la segunda capa comprende polibutilmetacrilato. 6 - El dispositivo para unir substancialmente órganos tubulares en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 5, caracterizado además porque por lo menos un agente es incorporado en la primera capa. 7.- El dispositivo para unir substancialmente órganos tubulares en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado además porque el vehículo biológicamente compatible comprende un copolímero de polifluoro que comprende un residuo polimerizado de una primera porción seleccionada del grupo que consiste de vinilidenofluoruro y tetrafluoroetileno, y un residuo polimerizado de una segunda porción diferente a la primera porción y el cual es copolimerizado con la primera porción, que por esa razón produce el copolímero de polifluoro, en donde las cantidades relativas del residuo polimerizado de la primera porción y el residuo polimerizado de la segunda porción son efectivos para producir el recubrimiento biológicamente compatible con las propiedades efectivas para ser utilizado en el recubrimiento de dispositivos médicos que se pueden implantar cuando el dispositivo médico recubierto está sujeto a una temperatura máxima previamente determinada, y un solvente en el cual el copolímero de polifluoro es substancialmente soluble. 8.- El dispositivo para unir substancialmente órganos tubulares en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 7, caracterizado además porque el copolímero de polifluoro comprende desde aproximadamente 50 hasta aproximadamente 92 por ciento por peso del residuo polimerizado de la primera porción copolimerizada con desde aproximadamente 50 hasta aproximadamente 8 por ciento por peso del residuo polimerizado de la segunda porción. 9. - El dispositivo para unir substancialmente órganos tubulares en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 7, caracterizado además porque dicho copolímero de polifluoro comprende desde aproximadamente 50 hasta aproximadamente 85 por ciento por peso del residuo polimerizado del vinilidenofluoruro copolimerizado con desde aproximadamente 50 hasta aproximadamente 15 por ciento por peso del residuo polimerizado de la segunda porción. 10. - El dispositivo para unir substancialmente órganos tubulares en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 7, caracterizado además porque dicho copolímero comprende desde aproximadamente 55 hasta aproximadamente 65 por ciento por peso del residuo polimerizado del vinilidenofluoruro copolimerizado con desde aproximadamente 45 hasta aproximadamente 35 por ciento por peso del residuo polimerizado de la segunda porción. 11.- El dispositivo para unir substancialmente órganos tubulares en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 7, caracterizado además porque ia segunda porción es seleccionada del grupo que consiste de hexafluoropropileno, tetrafluoroetileno, vinilidenofluoruro, 1-hidropentafluoropropileno, perfluoro(metilviniléter), clorotrifluoroetileno, pentafluoropropeno, trifluoroetileno, hexafluoroacetona y hexafluoroisobutileno. 12.- El dispositivo para unir substancialmente órganos tubulares en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 7, caracterizado además porque la segunda porción es hexafluoropropileno. 13. - El dispositivo para unir substancialmente órganos tubulares en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado además porque por lo menos un agente comprende un antiproliferativo. 14. - El dispositivo para unir substancialmente órganos tubulares en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado además porque por lo menos un agente comprende un anti-inflamatorio. 15 - El dispositivo para unir substancialmente órganos tubulares en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado además porque por lo menos un agente comprende un anticoagulante. 16. - El dispositivo para unir substancialmente órganos tubulares en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado además porque por lo menos un agente comprende rapamicina. 17. - El dispositivo para unir substancialmente órganos tubulares en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado además porque por lo menos un agente comprende heparina. 18. - Un dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo en donde el dispositivo comprende: un clip quirúrgico para conectar de manera sellada un vaso de injerto a un vaso objetivo; un vehículo biológicamente compatible fijo a por lo menos una porción del clip quirúrgico; y por lo menos un agente en dosis terapéuticas incorporado en el vehículo biológicamente compatible para el tratamiento de reacciones del organismo vivo producidas por el clip quirúrgico o la implantación del mismo. 19. - El dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 18, caracterizado además porque el clip quirúrgico comprende un dispositivo de sujeción el cual penetra las paredes del vaso de injerto y el vaso objetivo y las une de manera sellada cuando es doblado. 20. - El dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado además porque el vehículo biológicamente compatible comprende una matriz polimérica. 21.- El dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 20, caracterizado además porque la matriz polimérica comprende poli(etileno-co-vinilacetato) y polibutilmetacrilato. 22.- El dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 20, caracterizado además porque la matriz polimérica comprende una primera y segunda capas, en donde la primera capa hace contacto con por lo menos una porción del dispositivo médico y comprende una solución de poli(etileno-co-vinilacetato) y polibutilmetacrilato, y la segunda capa que comprende polibutilmetacrilato. 23.- El dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 22, caracterizado además porque por lo menos un agente es incorporado en la primera capa. 24.- El dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado además porque el vehículo biológicamente compatible comprende un copolímero de polifluoro que comprende un residuo polimerizado de una primera porción seleccionado del grupo que consiste de vinilidenofluoruro y tetrafluoroetileno, y residuo polimerizado de una segunda porción diferente a la primera porción y la cual es copolimerizada con la primera porción, produciendo por esta razón el copolímero de polifluoro, en donde las cantidades relativas de residuo polimerizado de la primera porción y el residuo polimerizado de la segunda porción son efectivas para producir el recubrimiento biológicamente compatible con propiedades efectivas para utilizarse en el recubrimiento de dispositivos médicos que se pueden implantar cuando el dispositivo médico recubierto está sujeto a una temperatura máxima predeterminada, y un solvente en el cual el copolímero de pollfluoro es substancialmente soluble. 25. - El dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado además porque el copolímero de polifluoro comprende desde aproximadamente 50 hasta aproximadamente 92 por ciento por peso del residuo polimerizado de la primera porción copolimerizada con desde aproximadamente 50 hasta aproximadamente 8 por ciento por peso del residuo polimerizado de la segunda porción. 26. - El dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado además porque dicho copolímero de polifluoro comprende desde aproximadamente 50 hasta aproximadamente 85 por ciento por peso del residuo polimerizado de vinilidenofluoruro copolimerizado con desde aproximadamente 50 hasta aproximadamente 15 por ciento por peso de un residuo polimerizado de la segunda porción. 27. - El dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado además porque dicho copolímero comprende desde aproximadamente 55 hasta aproximadamente 65 por ciento por peso de un residuo polimerizado del vinilidenofluoruro copolimerizado con desde aproximadamente 45 hasta aproximadamente 35 por ciento por peso del residuo polimerizado de la segunda porción. 28. - El dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado además porque la segunda porción es seleccionada del grupo que consiste de hexafluoropropileno, tetrafluoroetileno, vinilidenofluoruro, 1-hidropentafluoropropileno, perfluoro(metilviniléter), clorotrifluoroetileno, pentafluoropropeno, trifluoroetileno, hexafluoroacetona y hexafluoroisobutileno. 29. - El dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado además porque la segunda porción es hexafluoropropileno. 30. - El dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado además porque por lo menos un agente comprende un antiproliferativo. 31. - El dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado además porque por lo menos un agente comprende un anti-inflamatorio. 32. - El dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado además porque por lo menos un agente comprende un anticoagulante. 33.- El dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado además porque por lo menos un agente comprende rapamicina. 34.- El dispositivo médico para unir tejido en un organismo vivo de conformidad con la reivindicación 19, caracterizado además porque por lo menos un agente comprende heparina.
MXPA03002871A 2000-09-29 2001-09-28 Dispositivos medicos recubiertos. MXPA03002871A (es)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US67588200A 2000-09-29 2000-09-29
US09/850,482 US20010029351A1 (en) 1998-04-16 2001-05-07 Drug combinations and delivery devices for the prevention and treatment of vascular disease
US09/887,464 US7261735B2 (en) 2001-05-07 2001-06-22 Local drug delivery devices and methods for maintaining the drug coatings thereon
PCT/US2001/030431 WO2002026139A1 (en) 2000-09-29 2001-09-28 Coated medical devices
US09/966,447 US8303609B2 (en) 2000-09-29 2001-09-28 Coated medical devices

Publications (1)

Publication Number Publication Date
MXPA03002871A true MXPA03002871A (es) 2004-12-06

Family

ID=27505363

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
MXPA03002871A MXPA03002871A (es) 2000-09-29 2001-09-28 Dispositivos medicos recubiertos.

Country Status (10)

Country Link
US (1) US8303609B2 (es)
EP (1) EP1322235B2 (es)
JP (1) JP5100951B2 (es)
AT (1) ATE343969T1 (es)
AU (2) AU2001294869B2 (es)
CA (1) CA2424029C (es)
DE (1) DE60124285T3 (es)
ES (1) ES2275737T3 (es)
MX (1) MXPA03002871A (es)
WO (1) WO2002026139A1 (es)

Families Citing this family (203)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6006134A (en) 1998-04-30 1999-12-21 Medtronic, Inc. Method and device for electronically controlling the beating of a heart using venous electrical stimulation of nerve fibers
US6316522B1 (en) * 1997-08-18 2001-11-13 Scimed Life Systems, Inc. Bioresorbable hydrogel compositions for implantable prostheses
US6890546B2 (en) 1998-09-24 2005-05-10 Abbott Laboratories Medical devices containing rapamycin analogs
US20030129215A1 (en) * 1998-09-24 2003-07-10 T-Ram, Inc. Medical devices containing rapamycin analogs
US20020188037A1 (en) * 1999-04-15 2002-12-12 Chudzik Stephen J. Method and system for providing bioactive agent release coating
ATE219693T1 (de) * 1998-04-27 2002-07-15 Surmodics Inc Bioaktive wirkstoffe freisetzende beschichtungen
US7807211B2 (en) * 1999-09-03 2010-10-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Thermal treatment of an implantable medical device
US6790228B2 (en) 1999-12-23 2004-09-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coating for implantable devices and a method of forming the same
US8016877B2 (en) 1999-11-17 2011-09-13 Medtronic Corevalve Llc Prosthetic valve for transluminal delivery
US7018406B2 (en) 1999-11-17 2006-03-28 Corevalve Sa Prosthetic valve for transluminal delivery
US8579966B2 (en) 1999-11-17 2013-11-12 Medtronic Corevalve Llc Prosthetic valve for transluminal delivery
US8241274B2 (en) 2000-01-19 2012-08-14 Medtronic, Inc. Method for guiding a medical device
US6692513B2 (en) 2000-06-30 2004-02-17 Viacor, Inc. Intravascular filter with debris entrapment mechanism
US7749245B2 (en) 2000-01-27 2010-07-06 Medtronic, Inc. Cardiac valve procedure methods and devices
ES2246431T3 (es) * 2000-03-18 2006-02-16 Polyzenix Gmbh Implantes dentales que tienen resistencia bacteriana.
JP2004500918A (ja) * 2000-04-11 2004-01-15 ポリゼニックス　ゲーエムベーハー ポリ−トリ−フルオロ−エトキシポリホスファゼンカバーリングおよびフィルム
US7419678B2 (en) * 2000-05-12 2008-09-02 Cordis Corporation Coated medical devices for the prevention and treatment of vascular disease
EP1179353A1 (de) * 2000-08-11 2002-02-13 B. Braun Melsungen Ag Antithrombogene Implantate mit Beschichtung aus Polyphosphazenen und einem pharmakologisch aktiven Wirkstoff
US20090004240A1 (en) * 2000-08-11 2009-01-01 Celonova Biosciences, Inc. Implants with a phosphazene-containing coating
CA2424029C (en) 2000-09-29 2008-01-29 Cordis Corporation Coated medical devices
US6746773B2 (en) 2000-09-29 2004-06-08 Ethicon, Inc. Coatings for medical devices
US20060222756A1 (en) * 2000-09-29 2006-10-05 Cordis Corporation Medical devices, drug coatings and methods of maintaining the drug coatings thereon
DE60130673T2 (de) * 2000-09-29 2008-07-17 Ethicon Inc. Beschichtungen für medizinische vorrichtungen
GB0100761D0 (en) 2001-01-11 2001-02-21 Biocompatibles Ltd Drug delivery from stents
DE10100961B4 (de) * 2001-01-11 2005-08-04 Polyzenix Gmbh Körperverträglicher Werkstoff und mit diesem Werkstoff beschichtetes Substrat für die Züchtung von Zellen und künstlichen aus Zellen aufgebauten oder gewachsenen organischen Implantaten
US9080146B2 (en) 2001-01-11 2015-07-14 Celonova Biosciences, Inc. Substrates containing polyphosphazene as matrices and substrates containing polyphosphazene with a micro-structured surface
US8038708B2 (en) 2001-02-05 2011-10-18 Cook Medical Technologies Llc Implantable device with remodelable material and covering material
US8182527B2 (en) * 2001-05-07 2012-05-22 Cordis Corporation Heparin barrier coating for controlled drug release
US6656506B1 (en) * 2001-05-09 2003-12-02 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Microparticle coated medical device
US7247313B2 (en) * 2001-06-27 2007-07-24 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polyacrylates coatings for implantable medical devices
US7544206B2 (en) 2001-06-29 2009-06-09 Medtronic, Inc. Method and apparatus for resecting and replacing an aortic valve
US8623077B2 (en) 2001-06-29 2014-01-07 Medtronic, Inc. Apparatus for replacing a cardiac valve
US8771302B2 (en) 2001-06-29 2014-07-08 Medtronic, Inc. Method and apparatus for resecting and replacing an aortic valve
FR2826863B1 (fr) 2001-07-04 2003-09-26 Jacques Seguin Ensemble permettant la mise en place d'une valve prothetique dans un conduit corporel
DE10135315A1 (de) * 2001-07-19 2003-01-30 Bayer Ag Stents
FR2828091B1 (fr) 2001-07-31 2003-11-21 Seguin Jacques Ensemble permettant la mise en place d'une valve prothetique dans un conduit corporel
EP1432380B1 (de) * 2001-08-17 2006-09-27 Polyzenix GmbH Vorrichtung auf basis von nitinol mit polyphosphazenüberzug
US7097659B2 (en) 2001-09-07 2006-08-29 Medtronic, Inc. Fixation band for affixing a prosthetic heart valve to tissue
US7169785B2 (en) 2001-09-21 2007-01-30 Reddy Us Therapeutics, Inc. Methods and compositions of novel triazine compounds
US20030065377A1 (en) 2001-09-28 2003-04-03 Davila Luis A. Coated medical devices
US7108701B2 (en) * 2001-09-28 2006-09-19 Ethicon, Inc. Drug releasing anastomosis devices and methods for treating anastomotic sites
US20030065345A1 (en) * 2001-09-28 2003-04-03 Kevin Weadock Anastomosis devices and methods for treating anastomotic sites
US20060009840A1 (en) * 2002-03-15 2006-01-12 Hossainy Syed F Carrier for releasing a therapeutic substance in response to the presence of an enzyme
US8241308B2 (en) 2002-04-24 2012-08-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Tissue fastening devices and processes that promote tissue adhesion
US20030204168A1 (en) * 2002-04-30 2003-10-30 Gjalt Bosma Coated vascular devices
CA2485285A1 (en) 2002-05-10 2003-11-20 Cordis Corporation Method of making a medical device having a thin wall tubular membrane over a structural frame
US7351256B2 (en) 2002-05-10 2008-04-01 Cordis Corporation Frame based unidirectional flow prosthetic implant
US7270675B2 (en) 2002-05-10 2007-09-18 Cordis Corporation Method of forming a tubular membrane on a structural frame
US7485141B2 (en) * 2002-05-10 2009-02-03 Cordis Corporation Method of placing a tubular membrane on a structural frame
US20030229392A1 (en) * 2002-06-03 2003-12-11 Wong Samuel J. Drug eluted vascular graft
US7097850B2 (en) 2002-06-18 2006-08-29 Surmodics, Inc. Bioactive agent release coating and controlled humidity method
US7217426B1 (en) 2002-06-21 2007-05-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings containing polycationic peptides for cardiovascular therapy
WO2004002367A1 (fr) * 2002-06-27 2004-01-08 Microport Medical (Shanghai) Co., Ltd. Stent eluant des medicaments
US20080138433A1 (en) * 2002-07-05 2008-06-12 Celonova Biosciences, Inc. Vasodilator eluting blood storage and administration devices with a specific polyphosphazene coating and methods for their manufacture and use
US20080138377A1 (en) * 2002-07-05 2008-06-12 Celonova Biosciences, Inc. Vasodilator Eluting Luminal Stent Devices With A Specific Polyphosphazene Coating and Methods for Their Manufacture and Use
US20040086569A1 (en) * 2002-08-13 2004-05-06 Medtronic, Inc. Active agent delivery systems, medical devices, and methods
CA2494186A1 (en) * 2002-08-13 2004-02-19 Medtronic, Inc. Active agent delivery system including a poly(ethylene-co-(meth)acrylate), medical device, and method
US20040039437A1 (en) * 2002-08-13 2004-02-26 Medtronic, Inc. Medical device exhibiting improved adhesion between polymeric coating and substrate
WO2004014448A1 (en) * 2002-08-13 2004-02-19 Medtronic, Inc. Active agent delivery system including a hydrophilic polymer, medical device, and method
DE60316579T2 (de) * 2002-08-13 2008-07-03 Medtronic, Inc., Minneapolis System zur abgabe von wirkstoffen mit einem hydrophoben cellulose-derivat
US7438925B2 (en) * 2002-08-26 2008-10-21 Biovention Holdings Ltd. Drug eluting coatings for medical implants
US20040044404A1 (en) * 2002-08-30 2004-03-04 Stucke Sean M. Retention coatings for delivery systems
WO2004026361A1 (en) * 2002-09-18 2004-04-01 Medtronic Vascular, Inc. Controllable drug releasing gradient coatings for medical devices
EP1569762B1 (en) * 2002-10-22 2007-10-03 Medtronic Vascular, Inc. Stent with intermittent coating
US20060121080A1 (en) * 2002-11-13 2006-06-08 Lye Whye K Medical devices having nanoporous layers and methods for making the same
US7491234B2 (en) * 2002-12-03 2009-02-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for delivery of therapeutic agents
US7776926B1 (en) 2002-12-11 2010-08-17 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biocompatible coating for implantable medical devices
US7758880B2 (en) * 2002-12-11 2010-07-20 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biocompatible polyacrylate compositions for medical applications
US7758881B2 (en) * 2004-06-30 2010-07-20 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Anti-proliferative and anti-inflammatory agent combination for treatment of vascular disorders with an implantable medical device
DE602004019328D1 (de) * 2003-02-18 2009-03-19 Medtronic Inc Verschlussbeständiger hydrocephalischer shunt
US20040167572A1 (en) * 2003-02-20 2004-08-26 Roth Noah M. Coated medical devices
US20050131524A1 (en) * 2003-02-25 2005-06-16 Majercak David C. Method for treating a bifurcated vessel
US7942920B2 (en) * 2003-02-25 2011-05-17 Cordis Corporation Stent with nested fingers for enhanced vessel coverage
US7918884B2 (en) * 2003-02-25 2011-04-05 Cordis Corporation Stent for treatment of bifurcated lesions
US20090093875A1 (en) 2007-05-01 2009-04-09 Abbott Laboratories Drug eluting stents with prolonged local elution profiles with high local concentrations and low systemic concentrations
WO2004075943A1 (en) * 2003-02-28 2004-09-10 Biointeractions Ltd. Polymeric network system for medical devices and methods of use
WO2004084769A2 (en) * 2003-03-28 2004-10-07 Damian John Conway Stents
US8791171B2 (en) 2003-05-01 2014-07-29 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Biodegradable coatings for implantable medical devices
US8246974B2 (en) 2003-05-02 2012-08-21 Surmodics, Inc. Medical devices and methods for producing the same
CA2524271C (en) 2003-05-02 2012-09-04 Surmodics, Inc. Controlled release bioactive agent delivery device
US7279174B2 (en) 2003-05-08 2007-10-09 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent coatings comprising hydrophilic additives
US20040236414A1 (en) * 2003-05-23 2004-11-25 Brar Balbir S. Devices and methods for treatment of stenotic regions
JP2006525855A (ja) * 2003-05-23 2006-11-16 アンジオテック インターナショナル アクツィエン ゲゼルシャフト 吻合接合装置
US20060217797A1 (en) * 2003-05-23 2006-09-28 Wong Samuel J Asymmetric drug eluting hemodialysis graft
US20050118344A1 (en) 2003-12-01 2005-06-02 Pacetti Stephen D. Temperature controlled crimping
US20050064005A1 (en) * 2003-08-13 2005-03-24 Dinh Thomas Q. Active agent delivery systems including a miscible polymer blend, medical devices, and methods
EP1660145A2 (en) * 2003-08-13 2006-05-31 Medtronic, Inc. Active agent delivery systems, including a single layer of a miscible polymer blend, medical devices and methods
US20050037052A1 (en) * 2003-08-13 2005-02-17 Medtronic Vascular, Inc. Stent coating with gradient porosity
WO2005030091A2 (en) * 2003-09-25 2005-04-07 Scios Inc. Stents and intra-luminal prostheses containing map kinase inhibitors
US9579194B2 (en) 2003-10-06 2017-02-28 Medtronic ATS Medical, Inc. Anchoring structure with concave landing zone
WO2005040163A1 (en) 2003-10-28 2005-05-06 Dr. Reddy's Laboratories Ltd Heterocyclic compounds that block the effects of advanced glycation end products (age)
US7070616B2 (en) * 2003-10-31 2006-07-04 Cordis Corporation Implantable valvular prosthesis
US7347869B2 (en) 2003-10-31 2008-03-25 Cordis Corporation Implantable valvular prosthesis
EP1682196A2 (en) * 2003-11-10 2006-07-26 Angiotech International Ag Medical implants and anti-scarring agents
CA2536188A1 (en) * 2003-11-20 2005-06-09 Angiotech International Ag Electrical devices and anti-scarring agents
US8747881B2 (en) 2003-12-19 2014-06-10 Cordis Corporation Intraluminal medical devices in combination with therapeutic agents
US8652502B2 (en) * 2003-12-19 2014-02-18 Cordis Corporation Local vascular delivery of trichostatin A alone or in combination with sirolimus to prevent restenosis following vascular injury
ITTO20040135A1 (it) 2004-03-03 2004-06-03 Sorin Biomedica Cardio Spa Protesi valvolare cardiaca
US8828416B2 (en) * 2004-03-09 2014-09-09 Cordis Corporation Local vascular delivery of topotecan in combination with rapamycin to prevent restenosis following vascular injury
US8778014B1 (en) 2004-03-31 2014-07-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for preventing balloon damage to polymer coated stents
US20050232965A1 (en) * 2004-04-15 2005-10-20 Robert Falotico Local administration of a combination of rapamycin and 17 beta-estradiol for the treatment of vulnerable plaque
JP5290573B2 (ja) 2004-04-23 2013-09-18 メドトロニック スリーエフ セラピューティクス，インコーポレイティド 移植可能な補綴具弁
US9561309B2 (en) * 2004-05-27 2017-02-07 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Antifouling heparin coatings
US8512388B1 (en) * 2004-06-24 2013-08-20 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent delivery catheter with improved stent retention and method of making same
US8709469B2 (en) 2004-06-30 2014-04-29 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Anti-proliferative and anti-inflammatory agent combination for treatment of vascular disorders with an implantable medical device
JP4876916B2 (ja) * 2004-07-30 2012-02-15 株式会社カネカ ステント
US20060029640A1 (en) * 2004-08-05 2006-02-09 Gilbert Jeremy L Medical devices with surface modification for regulating cell growth on or near the surface
US7244443B2 (en) 2004-08-31 2007-07-17 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polymers of fluorinated monomers and hydrophilic monomers
WO2006044194A2 (en) 2004-10-18 2006-04-27 Tyco Healthcare Group, Lp Compression anastomosis device and method
US9107850B2 (en) 2004-10-25 2015-08-18 Celonova Biosciences, Inc. Color-coded and sized loadable polymeric particles for therapeutic and/or diagnostic applications and methods of preparing and using the same
US9114162B2 (en) 2004-10-25 2015-08-25 Celonova Biosciences, Inc. Loadable polymeric particles for enhanced imaging in clinical applications and methods of preparing and using the same
US20210299056A9 (en) 2004-10-25 2021-09-30 Varian Medical Systems, Inc. Color-Coded Polymeric Particles of Predetermined Size for Therapeutic and/or Diagnostic Applications and Related Methods
US20060088566A1 (en) * 2004-10-27 2006-04-27 Scimed Life Systems, Inc.,A Corporation Method of controlling drug release from a coated medical device through the use of nucleating agents
US20060093647A1 (en) * 2004-10-29 2006-05-04 Villafana Manuel A Multiple layer coating composition
DE102005003632A1 (de) 2005-01-20 2006-08-17 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Katheter für die transvaskuläre Implantation von Herzklappenprothesen
ITTO20050074A1 (it) 2005-02-10 2006-08-11 Sorin Biomedica Cardio Srl Protesi valvola cardiaca
DK1850796T3 (en) * 2005-02-18 2016-01-18 Cleveland Clinic Foundation DEVICE FOR REPLACEMENT OF A HEART VALVE
US20060259135A1 (en) * 2005-04-20 2006-11-16 The Cleveland Clinic Foundation Apparatus and method for replacing a cardiac valve
US7914569B2 (en) 2005-05-13 2011-03-29 Medtronics Corevalve Llc Heart valve prosthesis and methods of manufacture and use
TWI289765B (en) 2005-07-20 2007-11-11 Quanta Comp Inc Devices a methods for signal switching and processing
EP1945142B1 (en) 2005-09-26 2013-12-25 Medtronic, Inc. Prosthetic cardiac and venous valves
US20090053391A1 (en) * 2005-12-06 2009-02-26 Ludwig Florian N Method Of Coating A Drug-Releasing Layer Onto A Substrate
US10029034B2 (en) * 2005-12-15 2018-07-24 CARDINAL HEALTH SWITZERLAND 515 GmbH Drug-eluting articles with improved drug release profiles
EP2004095B1 (en) 2006-03-28 2019-06-12 Medtronic, Inc. Prosthetic cardiac valve formed from pericardium material and methods of making same
US20070254003A1 (en) * 2006-05-01 2007-11-01 Pu Zhou Non-sticky coatings with therapeutic agents for medical devices
US20080095918A1 (en) * 2006-06-14 2008-04-24 Kleiner Lothar W Coating construct with enhanced interfacial compatibility
US8388573B1 (en) 2006-06-28 2013-03-05 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Local delivery with a balloon covered by a cage
US9028859B2 (en) 2006-07-07 2015-05-12 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Phase-separated block copolymer coatings for implantable medical devices
BRPI0714288B1 (pt) 2006-07-10 2018-06-26 Mcneil-Ppc, Inc. Dispositivo de incontinência urinária intravaginal
US7717892B2 (en) 2006-07-10 2010-05-18 Mcneil-Ppc, Inc. Method of treating urinary incontinence
US8613698B2 (en) 2006-07-10 2013-12-24 Mcneil-Ppc, Inc. Resilient device
US10219884B2 (en) 2006-07-10 2019-03-05 First Quality Hygienic, Inc. Resilient device
US10004584B2 (en) 2006-07-10 2018-06-26 First Quality Hygienic, Inc. Resilient intravaginal device
US20080065044A1 (en) * 2006-09-08 2008-03-13 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Bioactive agent-containing implantable rings
US20080065196A1 (en) * 2006-09-12 2008-03-13 Michael Wayne Davis Intra-Columnar Cell Features to Improve Drug Distribution and Scaffolding of a Stent
US11304800B2 (en) 2006-09-19 2022-04-19 Medtronic Ventor Technologies Ltd. Sinus-engaging valve fixation member
US8834564B2 (en) 2006-09-19 2014-09-16 Medtronic, Inc. Sinus-engaging valve fixation member
US8876895B2 (en) 2006-09-19 2014-11-04 Medtronic Ventor Technologies Ltd. Valve fixation member having engagement arms
CN101646468A (zh) * 2006-10-10 2010-02-10 西洛诺瓦生物科学公司 包含硅酮和特定聚磷氮烯的组合物和装置
JP2010505597A (ja) * 2006-10-10 2010-02-25 セロノバ バイオサイエンシーズ， インコーポレイテッド ポリホスファゼンを用いたバイオ人工心臓弁
WO2008047354A2 (en) 2006-10-16 2008-04-24 Ventor Technologies Ltd. Transapical delivery system with ventriculo-arterial overflow bypass
US20080118541A1 (en) * 2006-11-21 2008-05-22 Abbott Laboratories Use of a terpolymer of tetrafluoroethylene, hexafluoropropylene, and vinylidene fluoride in drug eluting coatings on medical devices
US7713541B1 (en) 2006-11-21 2010-05-11 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Zwitterionic terpolymers, method of making and use on medical devices
WO2008064058A2 (en) * 2006-11-21 2008-05-29 Abbott Laboratories Use of a terpolymer of tetrafluoroethylene, hexafluoropropylene, and vinylidene fluoride in drug eluting coatings
WO2008070797A2 (en) 2006-12-06 2008-06-12 Medtronic Corevalve, Inc. System and method for transapical delivery of an annulus anchored self-expanding valve
US8147539B2 (en) 2006-12-20 2012-04-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Stent with a coating for delivering a therapeutic agent
US8105375B2 (en) * 2007-01-19 2012-01-31 The Cleveland Clinic Foundation Method for implanting a cardiovascular valve
WO2008103295A2 (en) 2007-02-16 2008-08-28 Medtronic, Inc. Replacement prosthetic heart valves and methods of implantation
US7896915B2 (en) 2007-04-13 2011-03-01 Jenavalve Technology, Inc. Medical device for treating a heart valve insufficiency
FR2915087B1 (fr) 2007-04-20 2021-11-26 Corevalve Inc Implant de traitement d'une valve cardiaque, en particulier d'une valve mitrale, materiel inculant cet implant et materiel de mise en place de cet implant.
US20080286332A1 (en) 2007-05-14 2008-11-20 Pacetti Stephen D Implantable medical devices with a topcoat layer of phosphoryl choline acrylate polymer for reduced thrombosis, and improved mechanical properties
US8802184B2 (en) 2007-05-30 2014-08-12 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Medical devices containing biobeneficial particles
US8293260B2 (en) 2007-06-05 2012-10-23 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Elastomeric copolymer coatings containing poly (tetramethyl carbonate) for implantable medical devices
US8747458B2 (en) 2007-08-20 2014-06-10 Medtronic Ventor Technologies Ltd. Stent loading tool and method for use thereof
US8100855B2 (en) 2007-09-17 2012-01-24 Abbott Cardiovascular Systems, Inc. Methods and devices for eluting agents to a vessel
US10856970B2 (en) 2007-10-10 2020-12-08 Medtronic Ventor Technologies Ltd. Prosthetic heart valve for transfemoral delivery
US9848981B2 (en) 2007-10-12 2017-12-26 Mayo Foundation For Medical Education And Research Expandable valve prosthesis with sealing mechanism
US8142490B2 (en) 2007-10-24 2012-03-27 Cordis Corporation Stent segments axially connected by thin film
US9149358B2 (en) 2008-01-24 2015-10-06 Medtronic, Inc. Delivery systems for prosthetic heart valves
US9393115B2 (en) 2008-01-24 2016-07-19 Medtronic, Inc. Delivery systems and methods of implantation for prosthetic heart valves
US8157853B2 (en) 2008-01-24 2012-04-17 Medtronic, Inc. Delivery systems and methods of implantation for prosthetic heart valves
EP2254513B1 (en) 2008-01-24 2015-10-28 Medtronic, Inc. Stents for prosthetic heart valves
EP3572045B1 (en) 2008-01-24 2022-12-21 Medtronic, Inc. Stents for prosthetic heart valves
WO2009094501A1 (en) 2008-01-24 2009-07-30 Medtronic, Inc. Markers for prosthetic heart valves
US9044318B2 (en) 2008-02-26 2015-06-02 Jenavalve Technology Gmbh Stent for the positioning and anchoring of a valvular prosthesis
ES2903231T3 (es) 2008-02-26 2022-03-31 Jenavalve Tech Inc Stent para el posicionamiento y anclaje de una prótesis valvular en un sitio de implantación en el corazón de un paciente
US20090264989A1 (en) 2008-02-28 2009-10-22 Philipp Bonhoeffer Prosthetic heart valve systems
US8313525B2 (en) 2008-03-18 2012-11-20 Medtronic Ventor Technologies, Ltd. Valve suturing and implantation procedures
US8430927B2 (en) 2008-04-08 2013-04-30 Medtronic, Inc. Multiple orifice implantable heart valve and methods of implantation
US8312825B2 (en) 2008-04-23 2012-11-20 Medtronic, Inc. Methods and apparatuses for assembly of a pericardial prosthetic heart valve
US8696743B2 (en) 2008-04-23 2014-04-15 Medtronic, Inc. Tissue attachment devices and methods for prosthetic heart valves
EP2119417B2 (en) 2008-05-16 2020-04-29 Sorin Group Italia S.r.l. Atraumatic prosthetic heart valve prosthesis
US8998981B2 (en) 2008-09-15 2015-04-07 Medtronic, Inc. Prosthetic heart valve having identifiers for aiding in radiographic positioning
US8721714B2 (en) 2008-09-17 2014-05-13 Medtronic Corevalve Llc Delivery system for deployment of medical devices
US8092822B2 (en) 2008-09-29 2012-01-10 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Coatings including dexamethasone derivatives and analogs and olimus drugs
US8137398B2 (en) 2008-10-13 2012-03-20 Medtronic Ventor Technologies Ltd Prosthetic valve having tapered tip when compressed for delivery
US8986361B2 (en) 2008-10-17 2015-03-24 Medtronic Corevalve, Inc. Delivery system for deployment of medical devices
ES2551694T3 (es) 2008-12-23 2015-11-23 Sorin Group Italia S.R.L. Válvula protésica expansible dotada de apéndices de anclaje
EP2246011B1 (en) 2009-04-27 2014-09-03 Sorin Group Italia S.r.l. Prosthetic vascular conduit
US8808369B2 (en) 2009-10-05 2014-08-19 Mayo Foundation For Medical Education And Research Minimally invasive aortic valve replacement
US9226826B2 (en) 2010-02-24 2016-01-05 Medtronic, Inc. Transcatheter valve structure and methods for valve delivery
US8652204B2 (en) 2010-04-01 2014-02-18 Medtronic, Inc. Transcatheter valve with torsion spring fixation and related systems and methods
IT1400327B1 (it) 2010-05-21 2013-05-24 Sorin Biomedica Cardio Srl Dispositivo di supporto per protesi valvolari e corrispondente corredo.
BR112012029896A2 (pt) 2010-05-25 2017-06-20 Jenavalve Tech Inc válcula cardíaca protética para endoprótese e endoprótese
US9918833B2 (en) 2010-09-01 2018-03-20 Medtronic Vascular Galway Prosthetic valve support structure
EP2486893B1 (en) 2011-02-14 2017-07-05 Sorin Group Italia S.r.l. Sutureless anchoring device for cardiac valve prostheses
EP2486894B1 (en) 2011-02-14 2021-06-09 Sorin Group Italia S.r.l. Sutureless anchoring device for cardiac valve prostheses
EP2842517A1 (en) 2011-12-29 2015-03-04 Sorin Group Italia S.r.l. A kit for implanting prosthetic vascular conduits
US9827401B2 (en) 2012-06-01 2017-11-28 Surmodics, Inc. Apparatus and methods for coating medical devices
MX351261B (es) 2012-06-01 2017-10-06 Surmodics Inc Aparato y método para recubrir catéteres con globo.
US10182928B2 (en) 2013-04-16 2019-01-22 Kaneka Corporation Medical tubular body
US9629718B2 (en) 2013-05-03 2017-04-25 Medtronic, Inc. Valve delivery tool
WO2015028209A1 (en) 2013-08-30 2015-03-05 Jenavalve Technology Gmbh Radially collapsible frame for a prosthetic valve and method for manufacturing such a frame
WO2016148648A1 (en) * 2015-03-19 2016-09-22 Nanyang Technological University A stent assembly and method of preparing the stent assembly
US10709555B2 (en) 2015-05-01 2020-07-14 Jenavalve Technology, Inc. Device and method with reduced pacemaker rate in heart valve replacement
WO2017048989A1 (en) 2015-09-15 2017-03-23 Fong Kenton D Devices and methods for anchoring a sheath in a tissue cavity
CN109475419B (zh) 2016-05-13 2021-11-09 耶拿阀门科技股份有限公司 用于通过引导鞘和装载系统来递送心脏瓣膜假体的心脏瓣膜假体递送系统和方法
CN110392557A (zh) 2017-01-27 2019-10-29 耶拿阀门科技股份有限公司 心脏瓣膜模拟
US10716558B2 (en) 2017-08-04 2020-07-21 Ethicon, Inc. Tissue anchors having bi-directional arrays of barbed pins for joining tissue layers
CN112165910A (zh) * 2018-04-17 2021-01-01 D·吕贝克 用于连接管状结构的装置和方法
CN112437649A (zh) 2018-05-23 2021-03-02 索林集团意大利有限责任公司 心脏瓣膜假体
WO2020112816A1 (en) 2018-11-29 2020-06-04 Surmodics, Inc. Apparatus and methods for coating medical devices
US11819590B2 (en) 2019-05-13 2023-11-21 Surmodics, Inc. Apparatus and methods for coating medical devices

Family Cites Families (611)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US861659A (en) 1906-10-03 1907-07-30 Edgar F Johnston Flexible shafting.
US2357881A (en) 1941-05-13 1944-09-12 Nat Oil Prod Co Process of treating glyceride oils
US2425753A (en) 1941-12-09 1947-08-19 Byron Jackson Co Elevator device
US2424029A (en) 1942-10-10 1947-07-15 Herbert L J Haller Cyclopropylalkyl ethers as insecticides
DE1078329B (de) 1955-04-27 1960-03-24 Du Pont Verfahren zur Herstellung eines elastischen Mischpolymerisats aus Vinylidenfluorid und einem anderen Fluorolefin
US3178399A (en) 1961-08-10 1965-04-13 Minnesota Mining & Mfg Fluorine-containing polymers and preparation thereof
US3279996A (en) 1962-08-28 1966-10-18 Jr David M Long Polysiloxane carrier for controlled release of drugs and other agents
US3585707A (en) 1966-04-13 1971-06-22 Cordis Corp Method of making tubular products
GB1205743A (en) 1966-07-15 1970-09-16 Nat Res Dev Surgical dilator
US3526005A (en) 1967-06-29 1970-09-01 Gulf General Atomic Inc Method of preparing an intravascular defect by implanting a pyrolytic carbon coated prosthesis
US3608095A (en) 1970-03-05 1971-09-28 Federal Tool Eng Co Method of fixing hair pieces to scalps
US3599641A (en) 1970-03-13 1971-08-17 David S Sheridan Combination connector and channel closure system for catheters
US3657744A (en) 1970-05-08 1972-04-25 Univ Minnesota Method for fixing prosthetic implants in a living body
US3675647A (en) 1970-08-05 1972-07-11 Alza Corp Intrauterine contraceptive device
US4069307A (en) * 1970-10-01 1978-01-17 Alza Corporation Drug-delivery device comprising certain polymeric materials for controlled release of drug
US3726279A (en) 1970-10-08 1973-04-10 Carolina Medical Electronics I Hemostatic vascular cuff
GB1269917A (en) 1971-01-12 1972-04-06 Bromsregulator Svenska Ab Improvements in pneumatic cylinder-piston units for railway vehicle brake riggings
US3774615A (en) 1971-02-08 1973-11-27 Ceskoslovenska Akademie Ved Device for connecting or joining the ends of interrupted tubular organs in surgical operations without stitching
US3779805A (en) 1971-05-19 1973-12-18 Bell Telephone Labor Inc Method of making waveguide mode filter
US3948254A (en) 1971-11-08 1976-04-06 Alza Corporation Novel drug delivery device
US3765414A (en) 1972-03-10 1973-10-16 Hydro Med Sciences Inc Drug release system
ZA737247B (en) 1972-09-29 1975-04-30 Ayerst Mckenna & Harrison Rapamycin and process of preparation
US4118532A (en) 1972-10-24 1978-10-03 Homsy Charles A Implantable material and method of preparing same
US3921636A (en) * 1973-01-15 1975-11-25 Alza Corp Novel drug delivery device
US3959078A (en) 1973-05-18 1976-05-25 Midwest Research Institute Enzyme immobilization with a thermochemical-photochemical bifunctional agent
US3974526A (en) 1973-07-06 1976-08-17 Dardik Irving I Vascular prostheses and process for producing the same
US3932627A (en) * 1974-02-04 1976-01-13 Rescue Products, Inc. Siver-heparin-allantoin complex
US3952747A (en) 1974-03-28 1976-04-27 Kimmell Jr Garman O Filter and filter insertion instrument
US3923939A (en) * 1974-06-07 1975-12-02 Alza Corp Process for improving release kinetics of a monolithic drug delivery device
US3968800A (en) 1974-09-17 1976-07-13 Vilasi Joseph A Device for insertion into a body opening
US3952334A (en) 1974-11-29 1976-04-27 General Atomic Company Biocompatible carbon prosthetic devices
US4076285A (en) * 1975-08-01 1978-02-28 Erika, Inc. Laminar flow connector for conduits
US4323071A (en) 1978-04-24 1982-04-06 Advanced Catheter Systems, Inc. Vascular guiding catheter assembly and vascular dilating catheter assembly and a combination thereof and methods of making the same
JPS6037733B2 (ja) 1978-10-12 1985-08-28 住友電気工業株式会社 管状臓器補綴材及びその製造方法
JPS6037735B2 (ja) 1978-10-18 1985-08-28 住友電気工業株式会社 人工血管
US4292965A (en) 1978-12-29 1981-10-06 The Population Council, Inc. Intravaginal ring
US4214587A (en) * 1979-02-12 1980-07-29 Sakura Chester Y Jr Anastomosis device and method
US4299226A (en) 1979-08-08 1981-11-10 Banka Vidya S Coronary dilation method
US4300244A (en) 1979-09-19 1981-11-17 Carbomedics, Inc. Cardiovascular grafts
US4252858A (en) * 1979-10-15 1981-02-24 Raychem Corporation Coated article and hot melt adhesive comprising fluorocarbon elastomer ethylene copolymer and tackifier
US4312920A (en) * 1979-11-07 1982-01-26 The United States Of America As Represented By The Department Of Health & Human Services Polymer alloy blood compatible surface
SU1088712A1 (ru) 1979-11-14 1984-04-30 Всесоюзный научно-исследовательский и испытательный институт медицинской техники Аппарат дл циркул рного сшивани кровеносных сосудов
US4390599A (en) 1980-07-31 1983-06-28 Raychem Corporation Enhanced recovery memory metal device
US4423183A (en) 1980-09-16 1983-12-27 David Hudson, Inc. Fluoroelastomer film compositions and solutions containing fatty polyamide curatives
US4388735A (en) 1980-11-03 1983-06-21 Shiley Inc. Low profile prosthetic xenograft heart valve
US4455690A (en) 1980-11-06 1984-06-26 Homsy Charles A Structure for in vivo implanation
US4366819A (en) * 1980-11-17 1983-01-04 Kaster Robert L Anastomotic fitting
US4368736A (en) * 1980-11-17 1983-01-18 Kaster Robert L Anastomotic fitting
JPS57144756A (en) 1981-03-04 1982-09-07 Koken Kk Impermeable laminated film
US4678466A (en) 1981-06-25 1987-07-07 Rosenwald Peter L Internal medication delivery method and vehicle
AU8954282A (en) 1981-09-16 1983-04-08 Wallsten, H.I. Device for application in blood vessels or other difficultly accessible locations and its use
SE456347B (sv) * 1982-02-09 1988-09-26 Ird Biomaterial Ab Ytmodifierat fast substrat samt forfarande for framstellning derav
SE8200751L (sv) 1982-02-09 1983-08-10 Olle Larm Forfarande for kovalent koppling for framstellning av konjugat och hervid erhallna produkter
DE3360633D1 (en) * 1982-02-12 1985-10-03 Unitika Ltd Anti-cancer device
DE3205942A1 (de) 1982-02-19 1983-09-08 Ljubomir Dr. Skopje Vasilev Ballonkatheter mit beweglicher spitze, der die voellige entleerung der harnblase ermoeglicht
SE445884B (sv) 1982-04-30 1986-07-28 Medinvent Sa Anordning for implantation av en rorformig protes
US4917091A (en) 1982-06-24 1990-04-17 Unilink Ab Annular fastening means
SE431609B (sv) 1982-06-24 1984-02-20 Unilink Ab Kirurgiskt instrument for astadkommande av anastomos och festelement herfor
US5702699A (en) 1982-09-23 1997-12-30 Cetus Corporation Process for the recovery of lipophilic proteins
US4722906A (en) * 1982-09-29 1988-02-02 Bio-Metric Systems, Inc. Binding reagents and methods
US4512338A (en) 1983-01-25 1985-04-23 Balko Alexander B Process for restoring patency to body vessels
US4503569A (en) 1983-03-03 1985-03-12 Dotter Charles T Transluminally placed expandable graft prosthesis
US5034265A (en) 1983-08-01 1991-07-23 Washington Research Foundation Plasma gas discharge treatment for improving the compatibility of biomaterials
US4656083A (en) 1983-08-01 1987-04-07 Washington Research Foundation Plasma gas discharge treatment for improving the biocompatibility of biomaterials
US4550447A (en) 1983-08-03 1985-11-05 Shiley Incorporated Vascular graft prosthesis
CA1232814A (en) 1983-09-16 1988-02-16 Hidetoshi Sakamoto Guide wire for catheter
US4560374A (en) 1983-10-17 1985-12-24 Hammerslag Julius G Method for repairing stenotic vessels
US5275622A (en) * 1983-12-09 1994-01-04 Harrison Medical Technologies, Inc. Endovascular grafting apparatus, system and method and devices for use therewith
US4787899A (en) 1983-12-09 1988-11-29 Lazarus Harrison M Intraluminal graft device, system and method
US4676241A (en) 1984-01-16 1987-06-30 W.L.G. Technology Ventilation tube swivel
US5197977A (en) 1984-01-30 1993-03-30 Meadox Medicals, Inc. Drug delivery collagen-impregnated synthetic vascular graft
US4727873A (en) 1984-04-17 1988-03-01 Mobin Uddin Kazi Embolus trap
US4562596A (en) * 1984-04-25 1986-01-07 Elliot Kornberg Aortic graft, device and method for performing an intraluminal abdominal aortic aneurysm repair
US4687482A (en) 1984-04-27 1987-08-18 Scripps Clinic And Research Foundation Vascular prosthesis
US4753652A (en) 1984-05-04 1988-06-28 Children's Medical Center Corporation Biomaterial implants which resist calcification
DK151404C (da) 1984-05-23 1988-07-18 Cook Europ Aps William Sammenklappeligt filter til implantation i en patients blodkar
US4564013A (en) * 1984-05-24 1986-01-14 Ethicon, Inc. Surgical filaments from vinylidene fluoride copolymers
US4580568A (en) 1984-10-01 1986-04-08 Cook, Incorporated Percutaneous endovascular stent and method for insertion thereof
FR2573646B1 (fr) 1984-11-29 1988-11-25 Celsa Composants Electr Sa Filtre perfectionne, en particulier pour la retenue de caillots sanguins
US4689046A (en) 1985-03-11 1987-08-25 Carbomedics, Inc. Heart valve prosthesis
CN85100493A (zh) 1985-04-01 1986-08-13 中国科学院上海有机化学研究所 四氟乙烯和偏氟乙烯共聚物室温涂料
CN85100445A (zh) 1985-04-01 1986-07-09 中国科学院上海有机化学研究所 四氟乙烯和偏氟乙烯共聚物的薄膜、制备方法及应用
SE450809B (sv) 1985-04-10 1987-08-03 Medinvent Sa Plant emne avsett for tillverkning av en spiralfjeder lemplig for transluminal implantation samt derav tillverkad spiralfjeder
WO1986007541A1 (en) 1985-06-19 1986-12-31 Yasushi Zyo Composition which can impart antithrombotic ability and medical apparatus to be in contact with blood
CH667209A5 (de) 1985-07-02 1988-09-30 Sulzer Ag Medizinische depotsonde.
US5102417A (en) 1985-11-07 1992-04-07 Expandable Grafts Partnership Expandable intraluminal graft, and method and apparatus for implanting an expandable intraluminal graft
US4733665C2 (en) 1985-11-07 2002-01-29 Expandable Grafts Partnership Expandable intraluminal graft and method and apparatus for implanting an expandable intraluminal graft
US4871357A (en) 1986-01-21 1989-10-03 Baxter International Inc. Ionic heparin coating
DE3786721D1 (de) 1986-02-24 1993-09-02 Fischell Robert Vorrichtung zum aufweisen von blutgefaessen, sowie system zu deren einfuehrung.
US4749585A (en) 1986-04-11 1988-06-07 University Of Medicine And Dentistry Of New Jersey Antibiotic bonded prosthesis and process for producing same
SE453258B (sv) 1986-04-21 1988-01-25 Medinvent Sa Elastisk, sjelvexpanderande protes samt forfarande for dess framstellning
US4665905A (en) 1986-06-09 1987-05-19 Brown Charles S Dynamic elbow and knee extension brace
US4786500A (en) 1986-06-26 1988-11-22 Alza Corporation Programmable agent delivery system
US4740207A (en) 1986-09-10 1988-04-26 Kreamer Jeffry W Intralumenal graft
US5041126A (en) 1987-03-13 1991-08-20 Cook Incorporated Endovascular stent and delivery system
US4907336A (en) 1987-03-13 1990-03-13 Cook Incorporated Method of making an endovascular stent and delivery system
US4800882A (en) * 1987-03-13 1989-01-31 Cook Incorporated Endovascular stent and delivery system
US4876109A (en) 1987-04-13 1989-10-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Soluble covering for cardiac pacing electrode
US4816339A (en) 1987-04-28 1989-03-28 Baxter International Inc. Multi-layered poly(tetrafluoroethylene)/elastomer materials useful for in vivo implantation
US5061276A (en) 1987-04-28 1991-10-29 Baxter International Inc. Multi-layered poly(tetrafluoroethylene)/elastomer materials useful for in vivo implantation
NL8701337A (nl) 1987-06-09 1989-01-02 Sentron V O F Substraat voorzien van een bloedcompatibel oppervlak, verkregen door koppeling aan het oppervlak van een fysiologisch aktieve stof met remmende invloed op de vorming van bloedstolsels en/of in staat om gevormde bloedstolsels af te breken, alsmede werkwijze ter vervaardiging van het substraat.
US4969458A (en) 1987-07-06 1990-11-13 Medtronic, Inc. Intracoronary stent and method of simultaneous angioplasty and stent implant
US5263984A (en) 1987-07-20 1993-11-23 Regen Biologics, Inc. Prosthetic ligaments
US5472702A (en) 1987-08-26 1995-12-05 United States Surgical Corporation Sterilization of growth factors
US4990131A (en) * 1987-09-01 1991-02-05 Herbert Dardik Tubular prostheses for vascular reconstructive surgery and process for preparing same
US5131908A (en) 1987-09-01 1992-07-21 Herbert Dardik Tubular prosthesis for vascular reconstructive surgery and process for preparing same
US5047020A (en) 1987-09-14 1991-09-10 Baxter International Inc. Ionic heparin coating
US5133732A (en) 1987-10-19 1992-07-28 Medtronic, Inc. Intravascular stent
US4886062A (en) 1987-10-19 1989-12-12 Medtronic, Inc. Intravascular radially expandable stent and method of implant
US5266073A (en) 1987-12-08 1993-11-30 Wall W Henry Angioplasty stent
US5192307A (en) 1987-12-08 1993-03-09 Wall W Henry Angioplasty stent
US4916193A (en) 1987-12-17 1990-04-10 Allied-Signal Inc. Medical devices fabricated totally or in part from copolymers of recurring units derived from cyclic carbonates and lactides
US5185408A (en) * 1987-12-17 1993-02-09 Allied-Signal Inc. Medical devices fabricated totally or in part from copolymers of recurring units derived from cyclic carbonates and lactides
US5019096A (en) 1988-02-11 1991-05-28 Trustees Of Columbia University In The City Of New York Infection-resistant compositions, medical devices and surfaces and methods for preparing and using same
US4950256A (en) 1988-04-07 1990-08-21 Luther Medical Products, Inc. Non-thrombogenic intravascular time release catheter
JP3038339B2 (ja) 1988-05-02 2000-05-08 ザイナクシス・テクノロジーズ・インコーポレーテッド バイオ粒子の表面膜に対してバイオアフェクティング物質を結合する化合物
DE3817172A1 (de) 1988-05-20 1989-11-30 Kugelfischer G Schaefer & Co Dichtung fuer einen kugelgewindetrieb
US4994298A (en) * 1988-06-07 1991-02-19 Biogold Inc. Method of making a biocompatible prosthesis
US5262451A (en) 1988-06-08 1993-11-16 Cardiopulmonics, Inc. Multifunctional thrombo-resistant coatings and methods of manufacture
US5338770A (en) 1988-06-08 1994-08-16 Cardiopulmonics, Inc. Gas permeable thrombo-resistant coatings and methods of manufacture
US5182317A (en) * 1988-06-08 1993-01-26 Cardiopulmonics, Inc. Multifunctional thrombo-resistant coatings and methods of manufacture
US4998923A (en) 1988-08-11 1991-03-12 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Steerable dilatation catheter
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
US5019090A (en) 1988-09-01 1991-05-28 Corvita Corporation Radially expandable endoprosthesis and the like
US5226913A (en) 1988-09-01 1993-07-13 Corvita Corporation Method of making a radially expandable prosthesis
US5092877A (en) 1988-09-01 1992-03-03 Corvita Corporation Radially expandable endoprosthesis
US5053048A (en) 1988-09-22 1991-10-01 Cordis Corporation Thromboresistant coating
CA1322628C (en) 1988-10-04 1993-10-05 Richard A. Schatz Expandable intraluminal graft
US5162430A (en) 1988-11-21 1992-11-10 Collagen Corporation Collagen-polymer conjugates
US4856516A (en) 1989-01-09 1989-08-15 Cordis Corporation Endovascular stent apparatus and method
CH678393A5 (es) 1989-01-26 1991-09-13 Ulrich Prof Dr Med Sigwart
US5163958A (en) 1989-02-02 1992-11-17 Cordis Corporation Carbon coated tubular endoprosthesis
US6146358A (en) 1989-03-14 2000-11-14 Cordis Corporation Method and apparatus for delivery of therapeutic agent
US5041100A (en) 1989-04-28 1991-08-20 Cordis Corporation Catheter and hydrophilic, friction-reducing coating thereon
US4990155A (en) * 1989-05-19 1991-02-05 Wilkoff Howard M Surgical stent method and apparatus
US4994071A (en) * 1989-05-22 1991-02-19 Cordis Corporation Bifurcating stent apparatus and method
US5045072A (en) 1989-06-13 1991-09-03 Cordis Corporation Catheter having highly radiopaque, flexible tip
US5171262A (en) 1989-06-15 1992-12-15 Cordis Corporation Non-woven endoprosthesis
US5015253A (en) 1989-06-15 1991-05-14 Cordis Corporation Non-woven endoprosthesis
US5272012A (en) 1989-06-23 1993-12-21 C. R. Bard, Inc. Medical apparatus having protective, lubricious coating
US5196404B1 (en) 1989-08-18 1996-09-10 Biogen Inc Inhibitors of thrombin
US5292331A (en) 1989-08-24 1994-03-08 Applied Vascular Engineering, Inc. Endovascular support device
CA2026604A1 (en) 1989-10-02 1991-04-03 Rodney G. Wolff Articulated stent
US5213898A (en) 1989-10-12 1993-05-25 Norsk Hydro A.S. Process for the preparation of surface modified solid substrates
US5049403A (en) 1989-10-12 1991-09-17 Horsk Hydro A.S. Process for the preparation of surface modified solid substrates
US5035706A (en) 1989-10-17 1991-07-30 Cook Incorporated Percutaneous stent and method for retrieval thereof
US5176660A (en) * 1989-10-23 1993-01-05 Cordis Corporation Catheter having reinforcing strands
US5123913A (en) 1989-11-27 1992-06-23 Wilk Peter J Suture device
US5059166A (en) 1989-12-11 1991-10-22 Medical Innovative Technologies R & D Limited Partnership Intra-arterial stent with the capability to inhibit intimal hyperplasia
KR920000459B1 (ko) 1989-12-13 1992-01-14 재단법인 한국화학연구소 다당류 유도체가 도포된 인공혈관과 그 제조방법
US5304121A (en) 1990-12-28 1994-04-19 Boston Scientific Corporation Drug delivery system making use of a hydrogel polymer coating
US5439446A (en) 1994-06-30 1995-08-08 Boston Scientific Corporation Stent and therapeutic delivery system
US5822601A (en) 1989-12-29 1998-10-13 Packard Bell Nec Apparatus to allow a CPU to control the relocation of code blocks for other CPUs
US5049132A (en) 1990-01-08 1991-09-17 Cordis Corporation Balloon catheter for delivering therapeutic agents
DE69108423T2 (de) 1990-02-08 1995-07-27 Howmedica Aufblasbarer Dilatator.
NL194941C (nl) 1990-02-15 2003-08-04 Cordis Corp Werkwijze voor het aanbrengen van een fysiologisch actieve verbinding op een substraatoppervlak.
US5545208A (en) 1990-02-28 1996-08-13 Medtronic, Inc. Intralumenal drug eluting prosthesis
US6004346A (en) 1990-02-28 1999-12-21 Medtronic, Inc. Intralumenal drug eluting prosthesis
DE69110787T2 (de) 1990-02-28 1996-04-04 Medtronic Inc Intraluminale prothese mit wirkstoffeluierung.
FR2663733B2 (fr) 1990-03-19 1994-07-01 Canovas Gines Dispositif de controle de l'usure et pression des pneus et de la geometrie des trains de pneus.
FR2660189B1 (fr) 1990-03-28 1992-07-31 Lefebvre Jean Marie Dispositif destine a etre implante dans un vaisseau avec des pattes laterales a dents antagonistes.
IL94138A (en) 1990-04-19 1997-03-18 Instent Inc Device for the treatment of constricted fluid conducting ducts
WO1991017724A1 (en) 1990-05-17 1991-11-28 Harbor Medical Devices, Inc. Medical device polymer
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
FR2663217B1 (fr) 1990-06-15 1992-10-16 Antheor Dispositif filtrant destine a la prevention des embolies.
US5064435A (en) 1990-06-28 1991-11-12 Schneider (Usa) Inc. Self-expanding prosthesis having stable axial length
US5122154A (en) 1990-08-15 1992-06-16 Rhodes Valentine J Endovascular bypass graft
US5234447A (en) * 1990-08-28 1993-08-10 Robert L. Kaster Side-to-end vascular anastomotic staple apparatus
US5163952A (en) 1990-09-14 1992-11-17 Michael Froix Expandable polymeric stent with memory and delivery apparatus and method
US5258020A (en) 1990-09-14 1993-11-02 Michael Froix Method of using expandable polymeric stent with memory
US5222971A (en) 1990-10-09 1993-06-29 Scimed Life Systems, Inc. Temporary stent and methods for use and manufacture
US5449372A (en) 1990-10-09 1995-09-12 Scimed Lifesystems, Inc. Temporary stent and methods for use and manufacture
DE9117152U1 (de) * 1990-10-09 1996-07-11 Cook Inc Stent
US5180366A (en) * 1990-10-10 1993-01-19 Woods W T Apparatus and method for angioplasty and for preventing re-stenosis
US5132108A (en) 1990-11-08 1992-07-21 Cordis Corporation Radiofrequency plasma treated polymeric surfaces having immobilized anti-thrombogenic agents
US5486357A (en) * 1990-11-08 1996-01-23 Cordis Corporation Radiofrequency plasma biocompatibility treatment of inside surfaces
US5234160A (en) 1990-11-21 1993-08-10 Elopak Systems A.G. Aseptic pour spout seal for flat top end closures
US5632776A (en) 1990-11-22 1997-05-27 Toray Industries, Inc. Implantation materials
US5217483A (en) 1990-11-28 1993-06-08 Numed, Inc. Intravascular radially expandable stent
US5893840A (en) 1991-01-04 1999-04-13 Medtronic, Inc. Releasable microcapsules on balloon catheters
US5178618A (en) * 1991-01-16 1993-01-12 Brigham And Womens Hospital Method and device for recanalization of a body passageway
US5354257A (en) 1991-01-29 1994-10-11 Med Institute, Inc. Minimally invasive medical device for providing a radiation treatment
US5135536A (en) 1991-02-05 1992-08-04 Cordis Corporation Endovascular stent and method
US5378475A (en) * 1991-02-21 1995-01-03 University Of Kentucky Research Foundation Sustained release drug delivery devices
US5116365A (en) 1991-02-22 1992-05-26 Cordis Corporation Stent apparatus and method for making
AU1579092A (en) 1991-02-27 1992-10-06 Nova Pharmaceutical Corporation Anti-infective and anti-inflammatory releasing systems for medical devices
US5540928A (en) 1991-02-27 1996-07-30 President And Fellows Of Harvard College Extraluminal regulation of the growth and repair of tubular structures in vivo
US5171217A (en) 1991-02-28 1992-12-15 Indiana University Foundation Method for delivery of smooth muscle cell inhibitors
US5254107A (en) 1991-03-06 1993-10-19 Cordis Corporation Catheter having extended braid reinforced transitional tip
TW222650B (es) 1991-04-01 1994-04-21 Dow Corning
US5304200A (en) 1991-05-29 1994-04-19 Cordis Corporation Welded radially expandable endoprosthesis and the like
US5213576A (en) 1991-06-11 1993-05-25 Cordis Corporation Therapeutic porous balloon catheter
US5527354A (en) 1991-06-28 1996-06-18 Cook Incorporated Stent formed of half-round wire
USD359802S (en) 1991-06-28 1995-06-27 Cook Incorporated Vascular stent
US5314472A (en) 1991-10-01 1994-05-24 Cook Incorporated Vascular stent
US5202332A (en) 1991-08-07 1993-04-13 American Home Products Corporation Rapamycin analog as immunosuppressant
US5356433A (en) 1991-08-13 1994-10-18 Cordis Corporation Biocompatible metal surfaces
US5604283A (en) * 1991-08-27 1997-02-18 Daikin Industries, Ltd. Fluororubber coating composition
US5176972A (en) * 1991-09-11 1993-01-05 Polaroid Corporation Imaging medium with low refractive index layer
WO1993005825A1 (en) 1991-09-20 1993-04-01 Baxter International Inc. Processes for reducing the thrombogenicity of biomaterials
US5811447A (en) 1993-01-28 1998-09-22 Neorx Corporation Therapeutic inhibitor of vascular smooth muscle cells
US6515009B1 (en) * 1991-09-27 2003-02-04 Neorx Corporation Therapeutic inhibitor of vascular smooth muscle cells
US5443498A (en) 1991-10-01 1995-08-22 Cook Incorporated Vascular stent and method of making and implanting a vacsular stent
WO1993006792A1 (en) 1991-10-04 1993-04-15 Scimed Life Systems, Inc. Biodegradable drug delivery vascular stent
US5500013A (en) 1991-10-04 1996-03-19 Scimed Life Systems, Inc. Biodegradable drug delivery vascular stent
US5464450A (en) 1991-10-04 1995-11-07 Scimed Lifesystems Inc. Biodegradable drug delivery vascular stent
US5366504A (en) 1992-05-20 1994-11-22 Boston Scientific Corporation Tubular medical prosthesis
US5290305A (en) 1991-10-11 1994-03-01 Kanji Inoue Appliance collapsible for insertion into human organs and capable of resilient restoration
US5720776A (en) * 1991-10-25 1998-02-24 Cook Incorporated Barb and expandable transluminal graft prosthesis for repair of aneurysm
US5387235A (en) * 1991-10-25 1995-02-07 Cook Incorporated Expandable transluminal graft prosthesis for repair of aneurysm
CA2380683C (en) 1991-10-28 2006-08-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Expandable stents and method for making same
US5311884A (en) 1991-11-12 1994-05-17 Ethicon, Inc. Process for making a piezoelectric biomedical device
US5516781A (en) 1992-01-09 1996-05-14 American Home Products Corporation Method of treating restenosis with rapamycin
US5258021A (en) 1992-01-27 1993-11-02 Duran Carlos G Sigmoid valve annuloplasty ring
CA2087132A1 (en) 1992-01-31 1993-08-01 Michael S. Williams Stent capable of attachment within a body lumen
US5405377A (en) 1992-02-21 1995-04-11 Endotech Ltd. Intraluminal stent
DE4206843C2 (de) 1992-03-04 1994-03-24 Heraeus Elektrochemie Elektrochemische Zellen zur Durchführung elektrochemischer Prozesse
US5648357A (en) 1992-03-04 1997-07-15 Cell Therapeutics, Inc. Enatiomerically pure hydroxylated xanthine compounds
US5580874A (en) 1992-03-04 1996-12-03 Cell Therapeutics, Inc. Enatiomerically pure hydroxylated xanthine compounds
WO1993017684A2 (en) 1992-03-04 1993-09-16 Cell Therapeutics, Inc. Enantiomeric hydroxylated xanthine compounds
US5599352A (en) * 1992-03-19 1997-02-04 Medtronic, Inc. Method of making a drug eluting stent
DE69326631T2 (de) 1992-03-19 2000-06-08 Medtronic Inc Intraluminales Erweiterungsgerät
US5282823A (en) 1992-03-19 1994-02-01 Medtronic, Inc. Intravascular radially expandable stent
US5591224A (en) 1992-03-19 1997-01-07 Medtronic, Inc. Bioelastomeric stent
US5510077A (en) 1992-03-19 1996-04-23 Dinh; Thomas Q. Method of making an intraluminal stent
US5571166A (en) 1992-03-19 1996-11-05 Medtronic, Inc. Method of making an intraluminal stent
US5370683A (en) 1992-03-25 1994-12-06 Cook Incorporated Vascular stent
SE500972C2 (sv) 1992-03-30 1994-10-10 Moelnlycke Ab Förfarande och anordning för tillverkning av sårförband samt ett sårförband tillverkat medelst förfarandet
US5306250A (en) 1992-04-02 1994-04-26 Indiana University Foundation Method and apparatus for intravascular drug delivery
FR2689388B1 (fr) 1992-04-07 1999-07-16 Celsa Lg Filtre sanguin perfectionne eventuellement resorbable.
AU670937B2 (en) 1992-04-28 1996-08-08 Wyeth Method of treating hyperproliferative vascular disease
US5288711A (en) * 1992-04-28 1994-02-22 American Home Products Corporation Method of treating hyperproliferative vascular disease
US5368566A (en) 1992-04-29 1994-11-29 Cardiovascular Dynamics, Inc. Delivery and temporary stent catheter having a reinforced perfusion lumen
US5354308A (en) 1992-05-01 1994-10-11 Beth Israel Hospital Association Metal wire stent
WO1995014500A1 (en) 1992-05-01 1995-06-01 Beth Israel Hospital A stent
US5383928A (en) * 1992-06-10 1995-01-24 Emory University Stent sheath for local drug delivery
US5342387A (en) 1992-06-18 1994-08-30 American Biomed, Inc. Artificial support for a blood vessel
PT647137E (pt) 1992-06-22 2008-11-24 Univ California Antagonistas dos receptores da glicina e a sua utilização
US5496365A (en) 1992-07-02 1996-03-05 Sgro; Jean-Claude Autoexpandable vascular endoprosthesis
DE4222380A1 (de) * 1992-07-08 1994-01-13 Ernst Peter Prof Dr M Strecker In den Körper eines Patienten perkutan implantierbare Endoprothese
US5283257A (en) * 1992-07-10 1994-02-01 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Method of treating hyperproliferative vascular disease
DE4226100A1 (de) * 1992-08-07 1994-02-10 Stihl Maschf Andreas Schaltung zur Spannungsversorgung eines Mikroprozessors in einer Zündschaltung für einen Zweitaktmotor
US5256790A (en) 1992-08-13 1993-10-26 American Home Products Corporation 27-hydroxyrapamycin and derivatives thereof
US5382261A (en) * 1992-09-01 1995-01-17 Expandable Grafts Partnership Method and apparatus for occluding vessels
US5342621A (en) 1992-09-15 1994-08-30 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Antithrombogenic surface
CA2106034A1 (en) 1992-09-24 1994-03-25 Ralph J. Russo 21-norrapamycin
US6251920B1 (en) 1993-05-13 2001-06-26 Neorx Corporation Prevention and treatment of cardiovascular pathologies
US6306421B1 (en) 1992-09-25 2001-10-23 Neorx Corporation Therapeutic inhibitor of vascular smooth muscle cells
GB9221220D0 (en) 1992-10-09 1992-11-25 Sandoz Ag Organic componds
EP0597593A1 (en) 1992-10-30 1994-05-18 Medtronic, Inc. Thromboresistant articles
US5578075B1 (en) 1992-11-04 2000-02-08 Daynke Res Inc Minimally invasive bioactivated endoprosthesis for vessel repair
US5449382A (en) 1992-11-04 1995-09-12 Dayton; Michael P. Minimally invasive bioactivated endoprosthesis for vessel repair
US5383853A (en) * 1992-11-12 1995-01-24 Medtronic, Inc. Rapid exchange catheter
US5804584A (en) 1992-11-16 1998-09-08 Cell Therapeutics, Inc. Therapeutic compounds containing a monocyclic five- to six- membered ring structure having one to two nitrogen atoms
US5342348A (en) 1992-12-04 1994-08-30 Kaplan Aaron V Method and device for treating and enlarging body lumens
US5336518A (en) 1992-12-11 1994-08-09 Cordis Corporation Treatment of metallic surfaces using radiofrequency plasma deposition and chemical attachment of bioactive agents
BE1006440A3 (fr) 1992-12-21 1994-08-30 Dereume Jean Pierre Georges Em Endoprothese luminale et son procede de preparation.
US5443458A (en) 1992-12-22 1995-08-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Multilayered biodegradable stent and method of manufacture
FR2699809B1 (fr) * 1992-12-28 1995-02-17 Celsa Lg Dispositif pouvant constituer sélectivement un filtre sanguin temporaire.
US5540703A (en) 1993-01-06 1996-07-30 Smith & Nephew Richards Inc. Knotted cable attachment apparatus formed of braided polymeric fibers
US5419760A (en) 1993-01-08 1995-05-30 Pdt Systems, Inc. Medicament dispensing stent for prevention of restenosis of a blood vessel
US5429634A (en) 1993-09-09 1995-07-04 Pdt Systems Biogenic implant for drug delivery and method
US5308641A (en) 1993-01-19 1994-05-03 Medtronic, Inc. Biocompatibility of solid surfaces
US5229172A (en) 1993-01-19 1993-07-20 Medtronic, Inc. Modification of polymeric surface by graft polymerization
US5350800A (en) 1993-01-19 1994-09-27 Medtronic, Inc. Method for improving the biocompatibility of solid surfaces
US5370691A (en) 1993-01-26 1994-12-06 Target Therapeutics, Inc. Intravascular inflatable stent
US5981568A (en) 1993-01-28 1999-11-09 Neorx Corporation Therapeutic inhibitor of vascular smooth muscle cells
CA2114988A1 (en) * 1993-02-05 1994-08-06 Matthew O'boyle Ultrasonic angioplasty balloon catheter
US5252579A (en) 1993-02-16 1993-10-12 American Home Products Corporation Macrocyclic immunomodulators
US5976534A (en) 1993-02-25 1999-11-02 Zymogenetics, Inc. Inhibition of intimal hyperplasia using antibodies to PDGF receptors and heparin
US5308862A (en) 1993-03-05 1994-05-03 Boehringer Mannheim Pharmaceuticals Corporation - Smithkline Beecham Corp., Ltd. Partnership No. 1 Use of, and method of treatment using, carbazolyl-(4)-oxypropanolamine compounds for inhibition of smooth muscle cell proliferation
WO1994021308A1 (en) 1993-03-18 1994-09-29 Cedars-Sinai Medical Center Drug incorporating and releasing polymeric coating for bioprosthesis
BE1006819A7 (nl) 1993-03-24 1994-12-13 Dsb Nv Polyurethaan gecoate prothesen (stents) voor de behandeling van bloedvatvernauwingen.
US5474563A (en) 1993-03-25 1995-12-12 Myler; Richard Cardiovascular stent and retrieval apparatus
US5607463A (en) 1993-03-30 1997-03-04 Medtronic, Inc. Intravascular medical device
US5670506A (en) 1993-04-05 1997-09-23 Cell Therapeutics, Inc. Halogen, isothiocyanate or azide substituted xanthines
US5399352A (en) 1993-04-14 1995-03-21 Emory University Device for local drug delivery and methods for using the same
US5523092A (en) * 1993-04-14 1996-06-04 Emory University Device for local drug delivery and methods for using the same
US5985307A (en) 1993-04-14 1999-11-16 Emory University Device and method for non-occlusive localized drug delivery
WO1994024961A1 (en) 1993-04-23 1994-11-10 Schneider (Usa) Inc. Covered stent and stent delivery device
US5504091A (en) 1993-04-23 1996-04-02 American Home Products Corporation Biotin esters of rapamycin
US5441515A (en) 1993-04-23 1995-08-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Ratcheting stent
US5464650A (en) 1993-04-26 1995-11-07 Medtronic, Inc. Intravascular stent and method
US5824048A (en) 1993-04-26 1998-10-20 Medtronic, Inc. Method for delivering a therapeutic substance to a body lumen
JPH08509642A (ja) 1993-04-28 1996-10-15 フォーカル，インコーポレイテッド 管腔内フォトサーモフォーミングの装置およびその方法
ATE406909T1 (de) * 1993-05-13 2008-09-15 Poniard Pharmaceuticals Inc Prävention und behandlung von pathologien, die mit einer abnormalen proliferationglatter muskelzellen verbunden sind
WO1994027506A2 (de) † 1993-05-21 1994-12-08 Biovision Gmbh Entwicklung, Herstellung Und Vertrieb Von Biomaterialien Anastomosevorrichtung
CH686761A5 (de) 1993-05-27 1996-06-28 Sandoz Ag Galenische Formulierungen.
JPH07498A (ja) 1993-06-02 1995-01-06 Uchida Yasunari 骨誘導材
JPH0767895A (ja) * 1993-06-25 1995-03-14 Sumitomo Electric Ind Ltd 抗菌性人工血管及び抗菌性手術用縫合糸
US5344402A (en) 1993-06-30 1994-09-06 Cardiovascular Dynamics, Inc. Low profile perfusion catheter
US5937051A (en) 1993-07-08 1999-08-10 Teknekron Infoswitch Corporation Method and system for transferring calls and call-related data between a plurality of call centers
US5411549A (en) 1993-07-13 1995-05-02 Scimed Life Systems, Inc. Selectively expandable, retractable and removable stent
DK0797988T3 (da) † 1993-07-19 2009-05-11 Univ British Columbia Anti-angiogene præparater og fremgangsmåder til anvendelse deraf
US5994341A (en) * 1993-07-19 1999-11-30 Angiogenesis Technologies, Inc. Anti-angiogenic Compositions and methods for the treatment of arthritis
JP3220331B2 (ja) 1993-07-20 2001-10-22 エチコン・インコーポレーテツド 非経口投与用の吸収性液体コポリマー類
EP0662806B1 (en) 1993-07-23 2001-04-11 Cook Incorporated A flexible stent having a pattern formed from a sheet of material
PT1118325E (pt) 1993-07-29 2006-05-31 Us Health Utilizacao de paclitaxel e seus derivados na preparacao de um medicamento para o tratamento de restenose
US5387680A (en) * 1993-08-10 1995-02-07 American Home Products Corporation C-22 ring stabilized rapamycin derivatives
US5441947A (en) 1993-08-25 1995-08-15 Eli Lilly And Company Methods of inhibiting vascular restenosis
US5380299A (en) * 1993-08-30 1995-01-10 Med Institute, Inc. Thrombolytic treated intravascular medical device
EP0670738A1 (en) 1993-09-24 1995-09-13 Baxter International Inc. Methods for enhancing vascularization of implant devices
CA2173118C (en) 1993-10-01 2000-09-26 Hannah S. Kim Improved vena cava filter
US5378836A (en) * 1993-10-08 1995-01-03 American Home Products Corporation Rapamycin oximes and hydrazones
US5391730A (en) * 1993-10-08 1995-02-21 American Home Products Corporation Phosphorylcarbamates of rapamycin and oxime derivatives thereof
WO1995010989A1 (en) 1993-10-19 1995-04-27 Scimed Life Systems, Inc. Intravascular stent pump
US5389106A (en) * 1993-10-29 1995-02-14 Numed, Inc. Impermeable expandable intravascular stent
US5385908A (en) * 1993-11-22 1995-01-31 American Home Products Corporation Hindered esters of rapamycin
US5385910A (en) * 1993-11-22 1995-01-31 American Home Products Corporation Gem-distributed esters of rapamycin
US5385909A (en) * 1993-11-22 1995-01-31 American Home Products Corporation Heterocyclic esters of rapamycin
US5393772A (en) * 1993-11-24 1995-02-28 Boehringer Mannheim Pharmaceuticals Corporation Use of, and method of treatment using, hydroxycarbazole compounds for inhibition of smooth muscle migration and proliferation
US5792106A (en) 1993-12-02 1998-08-11 Scimed Life Systems, Inc. In situ stent forming catheter
US5464540A (en) 1993-12-09 1995-11-07 Bend Research, Inc. Pervaporation by countercurrent condensable sweep
JPH07175535A (ja) 1993-12-16 1995-07-14 Nec Corp Ｆｅｔ増幅器用電源回路
CN1046944C (zh) 1993-12-17 1999-12-01 山道士有限公司 雷怕霉素类衍生物
JP2703510B2 (ja) 1993-12-28 1998-01-26 アドヴァンスド カーディオヴァスキュラー システムズ インコーポレーテッド 拡大可能なステント及びその製造方法
US5389639A (en) * 1993-12-29 1995-02-14 American Home Products Company Amino alkanoic esters of rapamycin
US5519042A (en) 1994-01-13 1996-05-21 Hoechst Aktiengesellschaft Method of treating hyperproliferative vascular disease
US5759205A (en) 1994-01-21 1998-06-02 Brown University Research Foundation Negatively charged polymeric electret implant
US5403341A (en) 1994-01-24 1995-04-04 Solar; Ronald J. Parallel flow endovascular stent and deployment apparatus therefore
US5609627A (en) 1994-02-09 1997-03-11 Boston Scientific Technology, Inc. Method for delivering a bifurcated endoluminal prosthesis
US5443477A (en) 1994-02-10 1995-08-22 Stentco, Inc. Apparatus and method for deployment of radially expandable stents by a mechanical linkage
US5643312A (en) 1994-02-25 1997-07-01 Fischell Robert Stent having a multiplicity of closed circular structures
US5441516A (en) 1994-03-03 1995-08-15 Scimed Lifesystems Inc. Temporary stent
IL112873A (en) 1994-03-08 2005-03-20 Wyeth Corp Rapamycin-fkbp12 binding proteins, their isolation and their use
US5556413A (en) 1994-03-11 1996-09-17 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coiled stent with locking ends
US5843120A (en) 1994-03-17 1998-12-01 Medinol Ltd. Flexible-expandable stent
US5449373A (en) 1994-03-17 1995-09-12 Medinol Ltd. Articulated stent
US5807861A (en) 1994-03-24 1998-09-15 Cell Therapeutics, Inc. Amine substituted xanthinyl compounds
US5525610A (en) 1994-03-31 1996-06-11 American Home Products Corporation 42-Epi-rapamycin and pharmaceutical compositions thereof
US5362718A (en) 1994-04-18 1994-11-08 American Home Products Corporation Rapamycin hydroxyesters
CA2147709C (en) 1994-04-25 1999-08-24 Sharon S. Lam Radiopaque stent markers
DE69527141T2 (de) 1994-04-29 2002-11-07 Scimed Life Systems Inc Stent mit kollagen
US5464580A (en) 1994-06-01 1995-11-07 Ethicon, Inc. Process of sterilization
US5463048A (en) 1994-06-14 1995-10-31 American Home Products Corporation Rapamycin amidino carbamates
US5629077A (en) 1994-06-27 1997-05-13 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biodegradable mesh and film stent
CA2136576C (en) 1994-06-27 2005-03-08 Bernard Cohen Improved nonwoven barrier and method of making the same
DE4422336A1 (de) 1994-06-27 1996-01-04 Basf Ag Verwendung von Leukotriarylmethanen zum Markieren von Kohlenwasserstoffen
US5397355A (en) 1994-07-19 1995-03-14 Stentco, Inc. Intraluminal stent
US5788979A (en) 1994-07-22 1998-08-04 Inflow Dynamics Inc. Biodegradable coating with inhibitory properties for application to biocompatible materials
US5656121A (en) 1994-08-19 1997-08-12 Minnesota Mining And Manufacturing Company Method of making multi-layer composites having a fluoropolymer layer
US5660873A (en) 1994-09-09 1997-08-26 Bioseal, Limited Liability Corporaton Coating intraluminal stents
US5891108A (en) 1994-09-12 1999-04-06 Cordis Corporation Drug delivery stent
US5649977A (en) 1994-09-22 1997-07-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Metal reinforced polymer stent
US5749203A (en) 1994-09-23 1998-05-12 Kimberly-Clark Corporation Method of packaging a medical article
CA2179304C (en) 1994-10-17 2008-02-05 Keiji Igaki Stent for liberating drug
US5603894A (en) * 1994-10-31 1997-02-18 Abbott Laboratories Method of sterilizing a pharmaceutical composition
EP0790810B1 (en) 1994-11-09 2004-04-28 Endotex Interventional Systems, Inc. Kit of delivery catheter and graft for aneurysm repair
US5707385A (en) 1994-11-16 1998-01-13 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Drug loaded elastic membrane and method for delivery
US5491231A (en) * 1994-11-28 1996-02-13 American Home Products Corporation Hindered N-oxide esters of rapamycin
US5665591A (en) 1994-12-06 1997-09-09 Trustees Of Boston University Regulation of smooth muscle cell proliferation
US5563145A (en) 1994-12-07 1996-10-08 American Home Products Corporation Rapamycin 42-oximes and hydroxylamines
US5637113A (en) 1994-12-13 1997-06-10 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polymer film for wrapping a stent structure
US5569197A (en) 1994-12-21 1996-10-29 Schneider (Usa) Inc Drug delivery guidewire
US5986049A (en) 1994-12-30 1999-11-16 Zymogenetics, Inc. Purified thrombopoietin and method of making it
US6254618B1 (en) 1995-01-18 2001-07-03 Pepi Dakov Connector for hollow anatomical organs
NL9500094A (nl) 1995-01-19 1996-09-02 Industrial Res Bv Y-vormige stent en werkwijze van het plaatsen daarvan.
US5858967A (en) * 1995-01-20 1999-01-12 University Of Washington Appetite supression factor and related methods
US5827734A (en) 1995-01-20 1998-10-27 University Of Washington Materials and methods for determining ob protein in a biological sample
US5575818A (en) 1995-02-14 1996-11-19 Corvita Corporation Endovascular stent with locking ring
US6179817B1 (en) 1995-02-22 2001-01-30 Boston Scientific Corporation Hybrid coating for medical devices
US5904697A (en) * 1995-02-24 1999-05-18 Heartport, Inc. Devices and methods for performing a vascular anastomosis
US5695504A (en) † 1995-02-24 1997-12-09 Heartport, Inc. Devices and methods for performing a vascular anastomosis
DE69637527D1 (de) 1995-03-01 2008-06-26 Boston Scient Scimed Inc Längsflexibler und expandierbarer stent
US5591197A (en) * 1995-03-14 1997-01-07 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Expandable stent forming projecting barbs and method for deploying
US5571191A (en) 1995-03-16 1996-11-05 Fitz; William R. Artificial facet joint
CA2171896C (en) 1995-03-17 2007-05-15 Scott C. Anderson Multi-anchor stent
AU712029B2 (en) 1995-03-20 1999-10-28 Allergan, Inc. Use of retinoids for the manufacture of a medicament for the treatment of restenosis
US6306144B1 (en) 1996-11-01 2001-10-23 Scimed Life Systems, Inc. Selective coating of a balloon catheter with lubricious material for stent deployment
US5605696A (en) * 1995-03-30 1997-02-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Drug loaded polymeric material and method of manufacture
US5709713A (en) 1995-03-31 1998-01-20 Cardiovascular Concepts, Inc. Radially expansible vascular prosthesis having reversible and other locking structures
DK0734698T4 (da) 1995-04-01 2006-07-03 Variomed Ag Stent til transluminal implantation i hule organer
US20020091433A1 (en) 1995-04-19 2002-07-11 Ni Ding Drug release coated stent
US6099562A (en) 1996-06-13 2000-08-08 Schneider (Usa) Inc. Drug coating with topcoat
JPH10506560A (ja) 1995-04-19 1998-06-30 シュナイダー（ユーエスエー）インク 薬品を放出する被覆されたステント
US5837313A (en) 1995-04-19 1998-11-17 Schneider (Usa) Inc Drug release stent coating process
US6120536A (en) 1995-04-19 2000-09-19 Schneider (Usa) Inc. Medical devices with long term non-thrombogenic coatings
US5667523A (en) 1995-04-28 1997-09-16 Impra, Inc. Dual supported intraluminal graft
US5628786A (en) 1995-05-12 1997-05-13 Impra, Inc. Radially expandable vascular graft with resistance to longitudinal compression and method of making same
US5622975A (en) 1995-06-01 1997-04-22 Eli Lilly And Company Methods for inhibiting vascular smooth muscle cell migration
US5603722A (en) * 1995-06-06 1997-02-18 Quanam Medical Corporation Intravascular stent
US5674242A (en) 1995-06-06 1997-10-07 Quanam Medical Corporation Endoprosthetic device with therapeutic compound
US5618837A (en) 1995-06-07 1997-04-08 Zymogenetics, Inc. PDGF antagonists III
US5679404A (en) 1995-06-07 1997-10-21 Saint-Gobain/Norton Industrial Ceramics Corporation Method for depositing a substance with temperature control
US6187757B1 (en) * 1995-06-07 2001-02-13 Ariad Pharmaceuticals, Inc. Regulation of biological events using novel compounds
US5798374A (en) 1995-06-07 1998-08-25 Sugen Inc. Methods of inhibiting phosphatase activity and treatment of disorders associated therewith
AU716005B2 (en) * 1995-06-07 2000-02-17 Cook Medical Technologies Llc Implantable medical device
US5744587A (en) 1995-06-07 1998-04-28 Zymogenetics, Inc. Method for purifying thrombopoietin
US5609629A (en) 1995-06-07 1997-03-11 Med Institute, Inc. Coated implantable medical device
US5820917A (en) * 1995-06-07 1998-10-13 Medtronic, Inc. Blood-contacting medical device and method
US5710174A (en) * 1995-06-07 1998-01-20 Zymo Genetics, Inc. Factor XIIIA inhibitor
US5786171A (en) 1995-06-22 1998-07-28 President And Fellows Of Harvard University Aortic preferentially expressed gene and uses thereof
EP0835115B1 (en) 1995-06-30 2004-05-06 ZymoGenetics, Inc. 4-(2-(n-2-carboxamidoindole)aminoethyl)-benzenesulfonamides or sulfonylureas as pdgf antagonists
US5877224A (en) 1995-07-28 1999-03-02 Rutgers, The State University Of New Jersey Polymeric drug formulations
US5679659A (en) 1995-08-22 1997-10-21 Medtronic, Inc. Method for making heparinized biomaterials
US5672638A (en) 1995-08-22 1997-09-30 Medtronic, Inc. Biocompatability for solid surfaces
US5607475A (en) 1995-08-22 1997-03-04 Medtronic, Inc. Biocompatible medical article and method
US6168604B1 (en) * 1995-10-06 2001-01-02 Metamorphic Surgical Devices, Llc Guide wire device for removing solid objects from body canals
US5669924A (en) 1995-10-26 1997-09-23 Shaknovich; Alexander Y-shuttle stent assembly for bifurcating vessels and method of using the same
US5574059A (en) 1995-10-27 1996-11-12 Cornell Research Foundation, Inc. Treating disorders mediated by vascular smooth muscle cell proliferation
US5733920A (en) 1995-10-31 1998-03-31 Mitotix, Inc. Inhibitors of cyclin dependent kinases
US5702669A (en) 1995-12-21 1997-12-30 Green; Edward Francis Apparatus method for sterilization using ethylene oxide
US5780462A (en) 1995-12-27 1998-07-14 American Home Products Corporation Water soluble rapamycin esters
ATE320771T1 (de) 1996-01-04 2006-04-15 Timothy A M Dr Chuter Flachdrahtstent
US6203569B1 (en) 1996-01-04 2001-03-20 Bandula Wijay Flexible stent
US5980553A (en) 1996-12-20 1999-11-09 Cordis Corporation Axially flexible stent
US6441025B2 (en) 1996-03-12 2002-08-27 Pg-Txl Company, L.P. Water soluble paclitaxel derivatives
NZ332234A (en) 1996-03-12 2000-06-23 Pg Txl Company Lp Water soluble paclitaxel prodrugs formed by conjugating paclitaxel or docetaxel with a polyglutamic acid polymer and use for treating cancer
US6334871B1 (en) 1996-03-13 2002-01-01 Medtronic, Inc. Radiopaque stent markers
IL117472A0 (en) 1996-03-13 1996-07-23 Instent Israel Ltd Radiopaque stent markers
CA2199890C (en) 1996-03-26 2002-02-05 Leonard Pinchuk Stents and stent-grafts having enhanced hoop strength and methods of making the same
GB9606452D0 (en) 1996-03-27 1996-06-05 Sandoz Ltd Organic compounds
US5824042A (en) 1996-04-05 1998-10-20 Medtronic, Inc. Endoluminal prostheses having position indicating markers
US5713949A (en) 1996-08-06 1998-02-03 Jayaraman; Swaminathan Microporous covered stents and method of coating
DE19614160A1 (de) * 1996-04-10 1997-10-16 Variomed Ag Stent zur transluminalen Implantation in Hohlorgane
US5932299A (en) 1996-04-23 1999-08-03 Katoot; Mohammad W. Method for modifying the surface of an object
US5728420A (en) 1996-08-09 1998-03-17 Medtronic, Inc. Oxidative method for attachment of glycoproteins to surfaces of medical devices
UA58485C2 (uk) 1996-05-03 2003-08-15 Медінол Лтд. Спосіб виготовлення роздвоєного стента (варіанти) та роздвоєний стент (варіанти)
US5951586A (en) 1996-05-15 1999-09-14 Medtronic, Inc. Intraluminal stent
US6136798A (en) 1996-05-16 2000-10-24 Warner-Lambert Company Compounds inhibiting the association of the PDGF receptor and phosphatidylinositol 3-kinase and their use
US5876433A (en) 1996-05-29 1999-03-02 Ethicon, Inc. Stent and method of varying amounts of heparin coated thereon to control treatment
US5697971A (en) 1996-06-11 1997-12-16 Fischell; Robert E. Multi-cell stent with cells having differing characteristics
US5676670A (en) 1996-06-14 1997-10-14 Beth Israel Deaconess Medical Center Catheter apparatus and method for creating a vascular bypass in-vivo
US5928279A (en) * 1996-07-03 1999-07-27 Baxter International Inc. Stented, radially expandable, tubular PTFE grafts
NL1003497C2 (nl) 1996-07-03 1998-01-07 Cordis Europ Katheter met tijdelijk vena-cava filter.
US5820918A (en) 1996-07-11 1998-10-13 Hercules Incorporated Medical devices containing in-situ generated medical compounds
EP0820784B1 (en) 1996-07-24 2003-06-11 Cordis Corporation Balloon catheter and methods of use
US6245026B1 (en) 1996-07-29 2001-06-12 Farallon Medsystems, Inc. Thermography catheter
US5728150A (en) 1996-07-29 1998-03-17 Cardiovascular Dynamics, Inc. Expandable microporous prosthesis
US5924997A (en) 1996-07-29 1999-07-20 Campbell; Thomas Henderson Catheter and method for the thermal mapping of hot spots in vascular lesions of the human body
EP0918859A1 (en) 1996-08-02 1999-06-02 ZymoGenetics, Inc. Testis-specific insulin homolog polypeptides
US5922730A (en) 1996-09-09 1999-07-13 American Home Products Corporation Alkylated rapamycin derivatives
US5868763A (en) * 1996-09-16 1999-02-09 Guidant Corporation Means and methods for performing an anastomosis
US6565581B1 (en) 1996-09-16 2003-05-20 Origin Medsystems, Inc. Apparatus and method for performing an anastomosis
US5722982A (en) 1996-09-26 1998-03-03 University Technology Corporation Strabismus surgery apparatus and method
US6387121B1 (en) 1996-10-21 2002-05-14 Inflow Dynamics Inc. Vascular and endoluminal stents with improved coatings
US5833651A (en) 1996-11-08 1998-11-10 Medtronic, Inc. Therapeutic intraluminal stents
ZA9710342B (en) 1996-11-25 1998-06-10 Alza Corp Directional drug delivery stent and method of use.
US5807743A (en) 1996-12-03 1998-09-15 Ribozyme Pharmaceuticals, Inc. Interleukin-2 receptor gamma-chain ribozymes
US5980972A (en) 1996-12-20 1999-11-09 Schneider (Usa) Inc Method of applying drug-release coatings
US5972024A (en) 1996-12-24 1999-10-26 Metacardia, Inc. Suture-staple apparatus and method
US5843166A (en) 1997-01-17 1998-12-01 Meadox Medicals, Inc. Composite graft-stent having pockets for accomodating movement
DE69831938T2 (de) * 1997-02-20 2006-07-06 Cook Inc., Bloomington Beschichtetes, implantierbares medizinisches geräte
KR100537303B1 (ko) 1997-02-28 2006-07-14 알케마 인코포레이티드 비닐리덴 플루오라이드와 헥사플루오로프로필렌과의공중합체 및 이를 포함하는 전기화학전지
US6025414A (en) * 1997-02-28 2000-02-15 Jeffery S. Rich Heat moldable composition
US5962516A (en) 1997-02-28 1999-10-05 Pharmagenesis, Inc. Immunosuppressive compounds and methods
US5858990A (en) * 1997-03-04 1999-01-12 St. Elizabeth's Medical Center Fas ligand compositions for treatment of proliferative disorders
US20020133222A1 (en) 1997-03-05 2002-09-19 Das Gladwin S. Expandable stent having a plurality of interconnected expansion modules
US5827324A (en) 1997-03-06 1998-10-27 Scimed Life Systems, Inc. Distal protection device
US5814064A (en) 1997-03-06 1998-09-29 Scimed Life Systems, Inc. Distal protection device
US6152946A (en) 1998-03-05 2000-11-28 Scimed Life Systems, Inc. Distal protection device and method
US5912225A (en) 1997-04-14 1999-06-15 Johns Hopkins Univ. School Of Medicine Biodegradable poly (phosphoester-co-desaminotyrosyl L-tyrosine ester) compounds, compositions, articles and methods for making and using the same
US6240616B1 (en) 1997-04-15 2001-06-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of manufacturing a medicated porous metal prosthesis
US5843172A (en) 1997-04-15 1998-12-01 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Porous medicated stent
US6273913B1 (en) 1997-04-18 2001-08-14 Cordis Corporation Modified stent useful for delivery of drugs along stent strut
JP4083241B2 (ja) 1997-04-23 2008-04-30 アーテミス・メディカル・インコーポレイテッド 分岐ステント及び遠位保護システム
US5879697A (en) 1997-04-30 1999-03-09 Schneider Usa Inc Drug-releasing coatings for medical devices
US5741327A (en) 1997-05-06 1998-04-21 Global Therapeutics, Inc. Surgical stent featuring radiopaque markers
ES2285770T3 (es) 1997-05-12 2007-11-16 Metabolix, Inc. Polihidroxialcanoato para aplicaciones en vivo.
US6730103B2 (en) 1997-05-19 2004-05-04 Pepi Dakov Connector system and methods for cutting and joining hollow anatomical structures
US6165560A (en) 1997-05-30 2000-12-26 Micell Technologies Surface treatment
DE19723723C2 (de) 1997-05-30 1999-05-20 Fraunhofer Ges Forschung Polymerbeschichtung für Prothesen, Implantate und Körperelektroden und Verfahren zu ihrer Herstellung
JP2002511907A (ja) * 1997-05-30 2002-04-16 マイセル・テクノロジーズ 表面処理
US6011082A (en) * 1997-06-02 2000-01-04 Pharmacia & Upjohn Ab Process for the modification of elastomers with surface interpreting polymer networks and elastomers formed therefrom
US5800525A (en) 1997-06-04 1998-09-01 Vascular Science, Inc. Blood filter
US5916910A (en) 1997-06-04 1999-06-29 Medinox, Inc. Conjugates of dithiocarbamates with pharmacologically active agents and uses therefore
WO1998056312A1 (en) 1997-06-13 1998-12-17 Scimed Life Systems, Inc. Stents having multiple layers of biodegradable polymeric composition
US6171232B1 (en) * 1997-06-26 2001-01-09 Cordis Corporation Method for targeting in vivo nitric oxide release
US5916224A (en) 1997-07-09 1999-06-29 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Army Tendon repair clip implant
US6177272B1 (en) * 1997-07-21 2001-01-23 The Regents Of The University Of Michigan Method for treating vascular proliferative diseases with p27 and fusions thereof
US5897911A (en) 1997-08-11 1999-04-27 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Polymer-coated stent structure
US6306166B1 (en) 1997-08-13 2001-10-23 Scimed Life Systems, Inc. Loading and release of water-insoluble drugs
US6159488A (en) 1997-08-14 2000-12-12 Agricultural Research Org. Ministry Of Agriculture (Gov.) Intracoronary stents containing quinazolinone derivatives
US5922022A (en) 1997-09-04 1999-07-13 Kensey Nash Corporation Bifurcated connector system for coronary bypass grafts and methods of use
US6231598B1 (en) 1997-09-24 2001-05-15 Med Institute, Inc. Radially expandable stent
US6890546B2 (en) 1998-09-24 2005-05-10 Abbott Laboratories Medical devices containing rapamycin analogs
US6015815A (en) * 1997-09-26 2000-01-18 Abbott Laboratories Tetrazole-containing rapamycin analogs with shortened half-lives
US5972027A (en) 1997-09-30 1999-10-26 Scimed Life Systems, Inc Porous stent drug delivery system
US6179864B1 (en) * 1997-10-13 2001-01-30 Becky Peters-Combs Smoking cessation device and method
US5980565A (en) 1997-10-20 1999-11-09 Iowa-India Investments Company Limited Sandwich stent
US6225346B1 (en) 1997-10-24 2001-05-01 Sugen, Inc. Tyrphostin like compounds
NL1007349C2 (nl) * 1997-10-24 1999-04-27 Suyker Wilhelmus Joseph Leonardus Systeem voor het mechanisch vervaardigen van anastomoses tussen holle structuren; alsmede inrichting en applicator voor gebruik daarbij.
US5932580A (en) 1997-12-01 1999-08-03 Yissum Research And Development Company Of The Hebrew University Of Jerusalem PDGF receptor kinase inhibitory compounds their preparation and compositions
US6129754A (en) 1997-12-11 2000-10-10 Uni-Cath Inc. Stent for vessel with branch
US6022374A (en) * 1997-12-16 2000-02-08 Cardiovasc, Inc. Expandable stent having radiopaque marker and method
GB9726851D0 (en) 1997-12-19 1998-02-18 Zeneca Ltd Human signal transduction serine/threonine kinase
US6129755A (en) 1998-01-09 2000-10-10 Nitinol Development Corporation Intravascular stent having an improved strut configuration
US6623521B2 (en) 1998-02-17 2003-09-23 Md3, Inc. Expandable stent with sliding and locking radial elements
US6140127A (en) 1998-02-18 2000-10-31 Cordis Corporation Method of coating an intravascular stent with an endothelial cell adhesive five amino acid peptide
US6015432A (en) 1998-02-25 2000-01-18 Cordis Corporation Wire reinforced vascular prosthesis
US6110188A (en) 1998-03-09 2000-08-29 Corvascular, Inc. Anastomosis method
ES2243050T3 (es) † 1998-03-09 2005-11-16 Ethicon, Inc. Dispositivo de anastomosis.
US6425898B1 (en) 1998-03-13 2002-07-30 Cordis Corporation Delivery apparatus for a self-expanding stent
US7208010B2 (en) 2000-10-16 2007-04-24 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device for delivery of beneficial agent
US6887268B2 (en) 1998-03-30 2005-05-03 Cordis Corporation Extension prosthesis for an arterial repair
US6187038B1 (en) * 1998-04-08 2001-02-13 Sulzer Carbomedics Inc. Small bore biologic graft with therapeutic delivery system
US5980566A (en) 1998-04-11 1999-11-09 Alt; Eckhard Vascular and endoluminal stents with iridium oxide coating
US20020099438A1 (en) 1998-04-15 2002-07-25 Furst Joseph G. Irradiated stent coating
US20010029351A1 (en) 1998-04-16 2001-10-11 Robert Falotico Drug combinations and delivery devices for the prevention and treatment of vascular disease
GB2336698A (en) 1998-04-24 1999-10-27 Dialog Corp Plc The Automatic content categorisation of text data files using subdivision to reduce false classification
ATE219693T1 (de) 1998-04-27 2002-07-15 Surmodics Inc Bioaktive wirkstoffe freisetzende beschichtungen
US7022131B1 (en) † 1998-05-29 2006-04-04 By-Pass Inc. Methods and devices for vascular surgery
WO2000056227A1 (en) † 1999-03-19 2000-09-28 By-Pass, Inc. Advanced closure device
US6641593B1 (en) 1998-06-03 2003-11-04 Coalescent Surgical, Inc. Tissue connector apparatus and methods
US6607541B1 (en) 1998-06-03 2003-08-19 Coalescent Surgical, Inc. Tissue connector apparatus and methods
US6254634B1 (en) 1998-06-10 2001-07-03 Surmodics, Inc. Coating compositions
AU761192B2 (en) 1998-06-10 2003-05-29 Converge Medical, Inc. Sutureless anastomosis systems
US6369039B1 (en) 1998-06-30 2002-04-09 Scimed Life Sytems, Inc. High efficiency local drug delivery
US6153252A (en) * 1998-06-30 2000-11-28 Ethicon, Inc. Process for coating stents
NL1009551C2 (nl) 1998-07-03 2000-01-07 Cordis Europ Vena cava filter met verbeteringen voor beheerste ejectie.
US6299604B1 (en) 1998-08-20 2001-10-09 Cook Incorporated Coated implantable medical device
US6335029B1 (en) * 1998-08-28 2002-01-01 Scimed Life Systems, Inc. Polymeric coatings for controlled delivery of active agents
US6117147A (en) † 1998-09-30 2000-09-12 Sulzer Carbomedics Inc. Device and method for reinforcing an anastomotic site
NL1010386C2 (nl) † 1998-10-23 2000-04-26 Eric Berreklouw Anastomose-inrichting.
US6113612A (en) * 1998-11-06 2000-09-05 St. Jude Medical Cardiovascular Group, Inc. Medical anastomosis apparatus
US6059813A (en) 1998-11-06 2000-05-09 Scimed Life Systems, Inc. Rolling membrane stent delivery system
US6290906B1 (en) 1998-11-09 2001-09-18 Aga Gas, Inc. Method for removing sterilant from objects subjected to gaseous sterilization
US6187024B1 (en) * 1998-11-10 2001-02-13 Target Therapeutics, Inc. Bioactive coating for vaso-occlusive devices
US6190403B1 (en) * 1998-11-13 2001-02-20 Cordis Corporation Low profile radiopaque stent with increased longitudinal flexibility and radial rigidity
FR2785812B1 (fr) * 1998-11-16 2002-11-29 Commissariat Energie Atomique Protheses bioactives, notamment a proprietes immunosuppressives, antistenose et antithrombose, et leur fabrication
US6336937B1 (en) * 1998-12-09 2002-01-08 Gore Enterprise Holdings, Inc. Multi-stage expandable stent-graft
US6120847A (en) 1999-01-08 2000-09-19 Scimed Life Systems, Inc. Surface treatment method for stent coating
US6309380B1 (en) 1999-01-27 2001-10-30 Marian L. Larson Drug delivery via conformal film
US6143354A (en) 1999-02-08 2000-11-07 Medtronic Inc. One-step method for attachment of biomolecules to substrate surfaces
US6440364B1 (en) 1999-02-16 2002-08-27 Ethicon, Inc. Method of degassing absorbable suture products
HUP0105284A3 (en) 1999-02-19 2003-12-29 Zymogenetics Inc Seattle Inhibitors for use in hemostasis and immune function
EP1159015A1 (en) † 1999-03-04 2001-12-05 Tepha, Inc. Bioabsorbable, biocompatible polymers for tissue engineering
WO2000053126A1 (de) 1999-03-10 2000-09-14 Aesculap Ag & Co. Kg Implantat zur festlegung des facettengelenks
US6245012B1 (en) 1999-03-19 2001-06-12 Nmt Medical, Inc. Free standing filter
US6730349B2 (en) 1999-04-19 2004-05-04 Scimed Life Systems, Inc. Mechanical and acoustical suspension coating of medical implants
US6368658B1 (en) 1999-04-19 2002-04-09 Scimed Life Systems, Inc. Coating medical devices using air suspension
ATE279435T1 (de) 1999-05-10 2004-10-15 Abbott Gmbh & Co Kg Salze von thrombininhibitoren
US6375676B1 (en) 1999-05-17 2002-04-23 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Self-expanding stent with enhanced delivery precision and stent delivery system
US6428550B1 (en) 1999-05-18 2002-08-06 Cardica, Inc. Sutureless closure and deployment system for connecting blood vessels
ATE319421T1 (de) 1999-05-27 2006-03-15 Biocompatibles Uk Ltd Lokale arzneistoffabgabe
WO2000072764A1 (en) 1999-05-28 2000-12-07 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Anastomosis system and methods for use
US6315790B1 (en) 1999-06-07 2001-11-13 Scimed Life Systems, Inc. Radiopaque marker bands
US6258121B1 (en) 1999-07-02 2001-07-10 Scimed Life Systems, Inc. Stent coating
US6179187B1 (en) * 1999-07-07 2001-01-30 Mark L. Lemire Ergonomically enhanced backpack
US6165185A (en) 1999-07-28 2000-12-26 Vasconnect, Inc. Method for interconnecting vessels in a patient
US6458140B2 (en) 1999-07-28 2002-10-01 Vasconnect, Inc. Devices and methods for interconnecting vessels
US6309660B1 (en) 1999-07-28 2001-10-30 Edwards Lifesciences Corp. Universal biocompatible coating platform for medical devices
US6179861B1 (en) * 1999-07-30 2001-01-30 Incept Llc Vascular device having one or more articulation regions and methods of use
US6713119B2 (en) 1999-09-03 2004-03-30 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biocompatible coating for a prosthesis and a method of forming the same
US6287628B1 (en) 1999-09-03 2001-09-11 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Porous prosthesis and a method of depositing substances into the pores
US6663606B1 (en) 1999-10-28 2003-12-16 Scimed Life Systems, Inc. Biocompatible medical devices
US20010053931A1 (en) 1999-11-24 2001-12-20 Salvatore J. Abbruzzese Thin-layered, endovascular silk-covered stent device and method of manufacture thereof
WO2001041653A2 (en) † 1999-12-06 2001-06-14 Converge Medical, Inc. End-side anastomosis systems
US6251136B1 (en) 1999-12-08 2001-06-26 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of layering a three-coated stent using pharmacological and polymeric agents
US6602287B1 (en) 1999-12-08 2003-08-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent with anti-thrombogenic coating
WO2001047572A2 (en) 1999-12-29 2001-07-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Device and active component for inhibiting formation of thrombus-inflammatory cell matrix
US6471979B2 (en) 1999-12-29 2002-10-29 Estrogen Vascular Technology, Llc Apparatus and method for delivering compounds to a living organism
US6899731B2 (en) 1999-12-30 2005-05-31 Boston Scientific Scimed, Inc. Controlled delivery of therapeutic agents by insertable medical devices
US6245100B1 (en) 2000-02-01 2001-06-12 Cordis Corporation Method for making a self-expanding stent-graft
EP1132058A1 (en) 2000-03-06 2001-09-12 Advanced Laser Applications Holding S.A. Intravascular prothesis
US6379382B1 (en) 2000-03-13 2002-04-30 Jun Yang Stent having cover with drug delivery capability
US6818247B1 (en) 2000-03-31 2004-11-16 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Ethylene vinyl alcohol-dimethyl acetamide composition and a method of coating a stent
US6517573B1 (en) * 2000-04-11 2003-02-11 Endovascular Technologies, Inc. Hook for attaching to a corporeal lumen and method of manufacturing
US7419678B2 (en) 2000-05-12 2008-09-02 Cordis Corporation Coated medical devices for the prevention and treatment of vascular disease
US20040243097A1 (en) 2000-05-12 2004-12-02 Robert Falotico Antiproliferative drug and delivery device
US6776796B2 (en) 2000-05-12 2004-08-17 Cordis Corportation Antiinflammatory drug and delivery device
US20050002986A1 (en) * 2000-05-12 2005-01-06 Robert Falotico Drug/drug delivery systems for the prevention and treatment of vascular disease
US8236048B2 (en) * 2000-05-12 2012-08-07 Cordis Corporation Drug/drug delivery systems for the prevention and treatment of vascular disease
US7300662B2 (en) 2000-05-12 2007-11-27 Cordis Corporation Drug/drug delivery systems for the prevention and treatment of vascular disease
AU5543801A (en) 2000-05-16 2001-11-26 Ortho Mcneil Pharm Inc Process for coating medical devices using super-critical carbon dioxide
US6673385B1 (en) * 2000-05-31 2004-01-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods for polymeric coatings stents
CA2410632A1 (en) † 2000-06-22 2001-12-27 David S. Garvey Nitrosated and nitrosylated taxanes, compositions and methods of use
US7077836B2 (en) * 2000-07-21 2006-07-18 Vein Rx, Inc. Methods and apparatus for sclerosing the wall of a varicose vein
AU2001281304B2 (en) 2000-08-15 2006-05-25 Surmodics, Inc. Medicament incorporation matrix
EP1341446A4 (en) * 2000-09-01 2007-06-20 Angiolink Corp WOUND TREATMENT AND WOUNDEN DEVICE
US6254632B1 (en) 2000-09-28 2001-07-03 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Implantable medical device having protruding surface structures for drug delivery and cover attachment
US7261735B2 (en) 2001-05-07 2007-08-28 Cordis Corporation Local drug delivery devices and methods for maintaining the drug coatings thereon
US20020111590A1 (en) 2000-09-29 2002-08-15 Davila Luis A. Medical devices, drug coatings and methods for maintaining the drug coatings thereon
US20060222756A1 (en) 2000-09-29 2006-10-05 Cordis Corporation Medical devices, drug coatings and methods of maintaining the drug coatings thereon
US20070276476A1 (en) 2000-09-29 2007-11-29 Llanos Gerard H Medical Devices, Drug Coatings and Methods for Maintaining the Drug Coatings Thereon
US20020051730A1 (en) 2000-09-29 2002-05-02 Stanko Bodnar Coated medical devices and sterilization thereof
US6746773B2 (en) 2000-09-29 2004-06-08 Ethicon, Inc. Coatings for medical devices
CA2424029C (en) 2000-09-29 2008-01-29 Cordis Corporation Coated medical devices
US6764507B2 (en) 2000-10-16 2004-07-20 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device with improved spatial distribution
US6833153B1 (en) 2000-10-31 2004-12-21 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Hemocompatible coatings on hydrophobic porous polymers
US7087078B2 (en) 2000-11-21 2006-08-08 Schering Ag Tubular vascular implants (stents) and methods for producing the same
US6579319B2 (en) 2000-11-29 2003-06-17 Medicinelodge, Inc. Facet joint replacement
US6545097B2 (en) 2000-12-12 2003-04-08 Scimed Life Systems, Inc. Drug delivery compositions and medical devices containing block copolymer
US20020103526A1 (en) 2000-12-15 2002-08-01 Tom Steinke Protective coating for stent
US6939375B2 (en) 2000-12-22 2005-09-06 Avantac Vascular Corporation Apparatus and methods for controlled substance delivery from implanted prostheses
US7018405B2 (en) 2000-12-22 2006-03-28 Avantec Vascular Corporation Intravascular delivery of methylprednisolone
US6471980B2 (en) 2000-12-22 2002-10-29 Avantec Vascular Corporation Intravascular delivery of mycophenolic acid
NZ527046A (en) † 2001-01-16 2005-06-24 Vascular Therapies Llc A flexible cylindrical matrix material, preferably collagen with an antiproliferative agent preferably rapamycin dispersed throughout for implantation to be in contact with a vascular structure
US7179251B2 (en) 2001-01-17 2007-02-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Therapeutic delivery balloon
CA2437575C (en) 2001-02-16 2009-04-07 Queen's University At Kingston Method and device for treating abnormal curvature of the spine
WO2002066092A2 (en) 2001-02-23 2002-08-29 Angiogene Inc. Drug eluting device for treating vascular diseases
US7229441B2 (en) 2001-02-28 2007-06-12 Warsaw Orthopedic, Inc. Flexible systems for spinal stabilization and fixation
US20020133224A1 (en) 2001-03-13 2002-09-19 Clara Bajgar Drug eluting encapsulated stent
US7048939B2 (en) 2001-04-20 2006-05-23 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Methods for the inhibition of neointima formation
US7056339B2 (en) 2001-04-20 2006-06-06 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Drug delivery platform
US20020173803A1 (en) 2001-05-01 2002-11-21 Stephen Ainsworth Self-closing surgical clip for tissue
US8182527B2 (en) * 2001-05-07 2012-05-22 Cordis Corporation Heparin barrier coating for controlled drug release
US6656216B1 (en) 2001-06-29 2003-12-02 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Composite stent with regioselective material
US6787179B2 (en) 2001-06-29 2004-09-07 Ethicon, Inc. Sterilization of bioactive coatings
US6626920B2 (en) 2001-07-05 2003-09-30 Converge Medical, Inc. Distal anastomosis system
DE10135771B4 (de) 2001-07-23 2006-02-16 Aesculap Ag & Co. Kg Facettengelenkimplantat
US7195640B2 (en) 2001-09-25 2007-03-27 Cordis Corporation Coated medical devices for the treatment of vulnerable plaque
US6753071B1 (en) 2001-09-27 2004-06-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Rate-reducing membrane for release of an agent
US20030065377A1 (en) 2001-09-28 2003-04-03 Davila Luis A. Coated medical devices
US6517889B1 (en) * 2001-11-26 2003-02-11 Swaminathan Jayaraman Process for coating a surface of a stent
US7029482B1 (en) 2002-01-22 2006-04-18 Cardica, Inc. Integrated anastomosis system
US20030204168A1 (en) 2002-04-30 2003-10-30 Gjalt Bosma Coated vascular devices
US6919100B2 (en) 2003-01-22 2005-07-19 Cordis Corporation Method for coating medical devices
US6852122B2 (en) 2003-01-23 2005-02-08 Cordis Corporation Coated endovascular AAA device
US7186518B2 (en) 2003-11-21 2007-03-06 Dade Behring Inc. Method and composition useful for determining FK 506
JP4948574B2 (ja) 2009-07-24 2012-06-06 株式会社デンソー カードエッジコネクタ及びその組付方法

Also Published As

Publication number Publication date
DE60124285T3 (de) 2011-03-17
ATE343969T1 (de) 2006-11-15
AU2001294869B2 (en) 2006-06-15
CA2424029A1 (en) 2002-04-04
ES2275737T3 (es) 2007-06-16
AU9486901A (en) 2002-04-08
US8303609B2 (en) 2012-11-06
DE60124285T2 (de) 2007-05-31
CA2424029C (en) 2008-01-29
EP1322235B2 (en) 2010-08-11
DE60124285D1 (de) 2006-12-14
EP1322235B1 (en) 2006-11-02
EP1322235A1 (en) 2003-07-02
US20020133183A1 (en) 2002-09-19
JP5100951B2 (ja) 2012-12-19
WO2002026139A1 (en) 2002-04-04
JP2004521668A (ja) 2004-07-22

Similar Documents

Publication Publication Date Title
AU2001294869B2 (en) Coated medical devices
AU2003203891B2 (en) Coated medical devices
CA2436342C (en) Coated vascular filters
US7108701B2 (en) Drug releasing anastomosis devices and methods for treating anastomotic sites
EP1421909B1 (en) Anastomosis devices
CA2467797C (en) Increased biocompatibility of implantable medical devices
US7527632B2 (en) Modified delivery device for coated medical devices
CA2475968C (en) A coating for implantable medical devices to control drug elution from abasecoat
US6852122B2 (en) Coated endovascular AAA device
AU2001294869A1 (en) Coated medical devices
US20040167572A1 (en) Coated medical devices

Legal Events

Date Code Title Description
FG Grant or registration