RU2138297C1 - Медицинские устройства, подверженные вызываемому разложению - Google Patents

Медицинские устройства, подверженные вызываемому разложению Download PDF

Info

Publication number
RU2138297C1
RU2138297C1 RU94034125A RU94034125A RU2138297C1 RU 2138297 C1 RU2138297 C1 RU 2138297C1 RU 94034125 A RU94034125 A RU 94034125A RU 94034125 A RU94034125 A RU 94034125A RU 2138297 C1 RU2138297 C1 RU 2138297C1
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
medical device
polymer
crosslinked
solution
ion
Prior art date
Application number
RU94034125A
Other languages
English (en)
Other versions
RU94034125A (ru
Inventor
Эндрю Лузио Гэри
Энтони Томпсон Сэмюель
Original Assignee
Хекьюлиз Инкорпорейтед
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Хекьюлиз Инкорпорейтед filed Critical Хекьюлиз Инкорпорейтед
Publication of RU94034125A publication Critical patent/RU94034125A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2138297C1 publication Critical patent/RU2138297C1/ru

Links

Images

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
    • A61L31/148—Materials at least partially resorbable by the body
    • 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
    • A61L29/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. lubricating compositions
    • 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
    • A61L29/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. lubricating compositions
    • A61L29/148—Materials at least partially resorbable by the body
    • 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
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
    • Y10T428/00—Stock material or miscellaneous articles
    • Y10T428/29—Coated or structually defined flake, particle, cell, strand, strand portion, rod, filament, macroscopic fiber or mass thereof
    • Y10T428/2982—Particulate matter [e.g., sphere, flake, etc.]
    • Y10T428/2984—Microcapsule with fluid core [includes liposome]
    • Y10T428/2985—Solid-walled microcapsule from synthetic polymer
    • Y10T428/2987—Addition polymer from unsaturated monomers only

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Prostheses (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Medicines Containing Material From Animals Or Micro-Organisms (AREA)
  • Pharmaceuticals Containing Other Organic And Inorganic Compounds (AREA)

Abstract

Настоящее изобретение обеспечивает создание медицинских устройств, состоящих из сшитого ионным путем полимера, в частности расширителей, компонентов катетеров или канюль, пробок и зажимов. Медицинские устройства изготовляют путем обработки сшиваемых ионным путем полимерных композиций композициями со сшивающим ионом для получения сшитым ионным путем материалов. Важным признаком настоящего изобретения является то, что эти медицинские устройства могут быть разложены in vivo в нужный момент в результате воздействия на данное медицинское устройство химическим запускающим средством, которое в общем описывается как вещество, которое вытесняет сшивающий ион в этом сшитом ионным путем материале путем связывания или простой замены несшивающим ионом. 4 с. и 17 з.п.ф-лы, 3 ил.

Description

Данное изобретение относится к медицинским устройствам, которые могут быть подвергнуты разложению in vivo. Более конкретно, настоящее изобретение относится к новым системам медицинских устройств, предназначенным для вызываемого разложения, содержащим один или более полимеров, в которых образуются поперечные связи с помощью ионов, один или более ионов, образующих поперечные связи, и один или более веществ, которые вытесняют образующий поперечные связи ион. Медицинские устройства часто используются для облегчения протока материала, как в случае с уретральным расширителем, используемым для дренирования мочи из почки в мочевой пузырь, или с сосудистым имплантатом, используемым для поддержания кровотока. Обычно эти медицинские устройства делались из прочных, небиодеградируемых материалов, таких как металлы, полиуретаны и полиакрилаты. Эти небиодеградируемые, нерастворяемые медицинские устройства обычно должны удаляться с помощью инвазивной процедуры после того, как они послужили своей цели, или же они остаются в теле неограниченное время. Когда эти устройства остаются in vivo, часто имеют место медицинские осложнения, такие как воспаление и другие реакции на посторонние предметы.
Недавно также были изготовлены устройства из биодеградируемых материалов, таких как полиэфиры, полиангидриды и сложные полиортоэфиры. В патенте США 5085629 описано применение биодеградируемого полиэфирного терполимера лактида, гликолида и эпсилон-капролактона в уретральном расширителе. В этом патенте биодеградируемый материал обладал гидролитической нестабильностью. Эти полимеры подвергаются гидролитическому расщеплению цепи в присутствии воды для образования низкомолекулярных водорастворимых видов. Как сообщалось, эти сложные полиэфиры подвергаются гидролизу по всей толщине этого устройства одновременно (гомогенный гидролиз), в то время как, согласно сообщению, полиангидриды и сложные полиортоэфиры гидролизуются с поверхности (гетерогенный гидролиз). Существует несколько проблем, присущих устройствам, изготавливаемым из этих биодеградируемых материалов. Имеется значительная потеря в прочности этого устройства до сколько-нибудь значительной потери веса. Эти устройства могут разламываться на крупные куски, которые могут закупорить сосуд, в котором они были развернуты. Биодеградируемые устройства, которые подвергаются поверхностному гидролизу, возможно могут приобретать вид тонкой кожицы, которая также может вызвать закупорку сосуда. Полукристаллические биодеградируемые материалы, как также было показано, оставляют нерастворимые кристаллические остатки в теле в течение очень длительных периодов времени.
В течение многих лет системы полисахарид-металлические соли использовались в биомедицинских случаях применения. Согласно заявке на Европейский патент 0507604 A2 для предотвращения послеоперационного слипания используется карбоксил-содержащий полисахарид с поперечными связями, полученными с помощью ионов. Полисахарид с поперечными связями, полученный ионным путем согласно данному изобретению, оставляют in vivo. Не делается попыток растворить этот материал.
Гидрогели широко использовались для применения в биомедицине. В патентах США 4941870; 4286341 и 4878907 гидрогель используется в качестве покрытия на эластомерной основе в протезе сосуда. Этот гидрогель остается in vivo. Kocavara et al. в J.Biomed. Mater. Res. T.I, стр. 325-336 (1967) сообщили об использовании уретрального протеза анастомоза, изготовленного из гидрогеля поли(оксиэтилметакрилата), упрочненного волокнами из сложного полиэфира. Этот протез предназначен для оставления in vivo.
В патентах США 4997443 и 4902295 трансплантируемую искусственную ткань для поджелудочной железы готовят из гелевого предшественника альгиновой кислоты, матричного мономера и клеток поджелудочной железы с помощью ионов Ca2+ и катализатора полимеризации матричного мономера. Кальций-альгиновая кислота используется для обеспечения механической целостности для этой смеси, пока матричный мономер полимеризуется, после чего кальций-альгиновую кислоту удаляют с помощью цитрата посредством хелатирования кальция с получением пористой матрицы. Это использование хелата для растворения кальций-альгиновой кислоты происходит in vitro. Кальций-альгиновая кислота действует в качестве средства помощи при процессе, а не как структурный элемент в конечном изделии - искусственной ткани.
Гидрогели из полисахаридов-солей металлов также использовались для приготовления крошечных гелевых капсул, содержащих клетки панкреатических островков, для получения инсулина. Эти капсулы были показаны исследователями в Уодсвортском Медицинском центре Администрации Ветеранов как эффективно регулирующие уровни инсулина у собак-диабетиков в течение двух лет (Scientific American, June 1992, стр. 18-22). Эти капсулы остаются in vivo.
В патенте США 5057606 описан способ приготовления полисахаридных гидрогелей и изделие, пригодное для его осуществления. Эти вспененные и невспененные желированные изделия приготовляют путем смешивания вместе первого компонента, содержащего суспензию водонерастворимой соли двух или трехвалентного металла в водном растворе полисахарида со вторым компонентом, содержащим водный раствор водорастворимой кислоты, что необязательно, включающей водорастворимый полисахарид. Эти гели остаются in vivo.
С помощью настоящего изобретения устраняются проблемы, связанные с вышеуказанными материалами. Гидролитическая нестабильность не является основой для облегчения растворения. Эти устройства разлагаются при необходимости в результате применения вещества, которое действует для удаления видов, имеющих поперечные связи с помощью ионов, которые могут иметь анионную (моно или поли) или катионную (моно или поли) природу, через механизмы связывания или вытеснения. Применительно к данному описанию, термин "разложение" включает в себя как разложение этого устройства на небольшие частицы, так и на водорастворимые компоненты. Вызываемое разложение устраняет неопределенность во времени, отмечаемую при применении биоразлагаемых материалов, от одного пациента к другому. Способы вызываемого разложения включают введение или вызываемое выделение разлагающего вещества через питание, введение этого вещества непосредственно на данное устройство в водном растворе, введение этого вещества в капсулу в данном устройстве, парентеральное введение и клизма. Разложение происходит без значительного разбухания устройства.
Настоящее изобретение обеспечивает создание медицинского устройства, содержащего по крайней мере один элемент, выбранный из группы, состоящей из расширителей, компонентов катетеров или канюль, пробок и зажимов, состоящих из полимера, имеющего поперечные связи, полученные с помощью ионов. Эти медицинские приспособления получают путем обработки полимерных композиций, имеющих поперечные связи, полученные ионным путем, с помощью ионных композиций, образующих поперечные связи, для получения материалов, имеющих поперечные связи, полученные ионным путем. Эта обработка может включать сшивание водного раствора полимерного компонента, в котором образуются поперечные связи с помощью ионов, в растворе иона, образующего поперечные связи.
Другим вариантом осуществления изобретения является новое сочетание медицинского устройства, содержащего полимер, имеющий поперечные связи, полученные ионным путем, в сочетании с по крайней мере одной из жидкостей организма, выбранной из группы, состоящей из мочи, желчи, фекалиев, крови и кишечных жидкостей. Другим предметом данного изобретения является медицинское устройство, содержащее по крайней мере один элемент, выбранный из группы, состоящей из расширителей, компонентов катетеров или канюль, пробок и зажимов, когда указанное медицинское устройство включает по крайней мере одну жидкость из организма; выбранную из группы, состоящей из мочи, желчи, фекалиев, крови и кишечных жидкостей, и полимер, имеющий поперечные связи, полученные ионным путем.
Еще одним вариантом осуществления изобретения является медицинское устройство, содержащее по крайней мере один элемент, выбранный из группы, состоящей из расширителей, компонентов катетеров или канюль, пробок, и зажимов, состоящих из полимера с поперечными связями, полученными ионным путем, и вещество, которое действует так, чтобы переместить сшивающий ион через связывание или простую замену несшивающим ионом.
Данное изобретение также включает способ разложения медицинского устройства in vivo, включающее обработку указанного устройства с помощью по крайней мере одного химического средства запуска. Эти химические средства запуска могут содержать по крайней мере одно вещество, которое вытесняет сшивающий ион. Данное изобретение также включает способ консервативного лечения людей и животных, включающий введение в них медицинского устройства, содержащего по крайней мере один элемент, выбранный из группы, состоящей из расширителей, компонентов катетеров или канюль, пробок и зажимов, когда это медицинское приспособление содержит полимер с поперечными связями, полученными ионным путем. За введением медицинских устройств может следовать разложение медицинского устройства химическим веществом запуска.
Еще одним предметом настоящего изобретения является медицинское устройство, состоящее из полимерного гидрогеля с поперечными связями, полученными ионным путем, содержащего не менее 90% воды.
Устройства, полученные и уравновешенные согласно настоящему изобретению при комнатной температуре, имеют великолепную механическую прочность и эластичность, но было обнаружено, что лечение при более высокой температуре в значительной степени повышает жесткость и стойкость устройства к деформации. Уравновешивание устройства выше комнатной температуры, обычно между 40oC и 100oC, не только приводит к улучшенным механическим свойствам, но и позволяет придать устройству новую форму. Уплотнение устройства может происходить во время этого этапа тепловой обработки. Неожиданным образом, эти устройства, уплотненные и приобретшие форму, сохраняют новую форму и плотность по возвращении к комнатной температуре.
Один способ изготовления изделий трубчатой формы согласно настоящему изобретению включает введение раствора, содержащего сшиваемый ионным путем полимер, через мундштук экструдера для получения трубки, одновременное накачивание раствора, содержащего сшивающий ион, через образованную трубку, и экструдирование образованной трубки из указанного мундштука экструдера в раствор, содержащий сшивающий ион. При этом способе этап сшивания может включать придание устройству формы, как при мокром формовании трубчатого устройства. В качестве альтернативы, это устройство может быть получено путем литьевого формования композиции с латентным сшиванием, такой, как реакционная система литьевого формования из одной или двух частей. Термин "трубчатый", как он используется в данном описании, включает не только устройства цилиндрической формы, имеющие круглое поперечное сечение, но и устройства, имеющие иные поперечные сечения, до тех пор, пока такие изделия имеют полый канал, который отличает трубку от стержня.
Другой способ изготовления этих устройств мог бы представлять собой обычную литьевую технологию, такую как реакционное литьевое формование, когда полимер, сшиваемый ионным путем, и сшивающий ион смешиваются и вводятся в литьевую форму для получения изделия требуемой конфигурации.
Это медицинское устройство может быть также приготовлено in vivo. Такой метод медицинского лечения людей и животных включает введение полимера, сшиваемого ионным путем, и сшивающего иона, с последующим сшиванием указанного полимера для получения медицинского устройства, выбранного из группы, состоящей из расширителей, компонентов катетеров или канюль, пробок и зажимов, когда указанное медицинское устройство содержит полимер, сшитый ионным путем.
Разложение медицинских устройств достигается путем воздействия на сшитую ионным путем композицию с помощью вещества, которые вытесняют сшивающий ион. Способы ввода этих веществ включают в себя ввод через пищу или через пищу с вызываемым высвобождением вещества для пациента, через парентеральное введение, ввод раствора непосредственно на устройство или через высвобождение заключенного в капсулу вещества в самом устройстве, или же через клизму.
Медицинские устройства таким образом безопасно выводятся из тела в форме водорастворимых компонентов в результате воздействия на них веществ, которые вытесняют сшивающий ион. Разложение происходит при минимальном разбухании устройства.
Медицинские устройства по настоящему изобретению особенно приемлемы в различных системах в теле животных или людей, включая, но без ограничения этим перечнем, желудочно-кишечные, мочеполовые, сердечно-сосудистые, лимфатические, оториноларингологические, зрительные, неврологические, наружнопокровные и мускульные системы.
Эти медицинские устройства, которые содержат сшитый ионным путем полимер, могут стерилизоваться при температуре не ниже 121oC.
На фиг.1 показан аппарат для мокрого формирования, примененный в практике данного изобретения.
На фиг.2 показан мундштук аппарата для мокрого формования, который является частью аппарата, показанного на фиг.1.
На фиг.3 показана установка литьевого формования в условиях реакции для изготовления медицинских устройств согласно настоящему изобретению.
Медицинские устройства согласно настоящему изобретению изготовляются путем обработки сшиваемых ионным путем полимеров сшивающими ионами для получения сшитых ионным путем материалов.
Сшиваемые ионным путем полимеры могут быть по природе анионными или катионными и могут включать, но это не является ограничением, карбоксил-, сульфат- и амин-функционализированные полимеры, такие как полиакриловая кислота, полиметакриловая кислота, полиэтиленамин, полисахариды, такие как альгиновая кислота, пектиновая кислота, карбоксиметилцеллюлоза, гиалуроновая кислота, гепарин, хитозан, карбоксиметилхитозан, карбоксиметилсодержащий крахмал, карбоксиметилсодержащий декстран, гепаринсульфат, хондроитин-сульфат, катионный гуар, катион-содержащий крахмал, и их соли. Предпочтительными сшиваемыми ионным путем полимерами являются альгиновая кислота, пектиновая кислота, карбоксиметилцеллюлоза, гиалуроновая кислота, хитозан, и их соли. Наиболее предпочтительные сшиваемые ионным путем полимеры - это альгиновая кислота, пектиновая кислота и гиалуроновая кислота и их соли. Сшиваемые ионным путем полимеры классифицируются как сшиваемые ионным путем анионные полимеры и сшиваемые ионным путем катионные полимеры. Среди сшиваемых ионным путем анионных полимеров, которые могут быть использованы, находятся полиакриловая кислота, полиметакриловая кислота, альгиновая кислота, пектиновая кислота, карбоксиметилцеллюлоза, гиалуроновая кислота, гепарин, карбоксиметилсодержащий крахмал, карбоксиметилсодержащий декстран, гепарин-сульфат и хондроитин-сульфат. Среди сшиваемых ионным путем катионных полимеров, которые могут быть использованы, находятся хитозан, катионный гуар, катион-содержащий крахмал и полиэтиленамин.
Сшивающие ионы обычно классифицируют как анионы или катионы. Соответствующие сшивающие ионы включают, без ограничения этим перечнем, катионы, содержащие ион, выбранный из группы, состоящей из ионов кальция, магния, бария, стронция, бора, берилия, аллюминия, железа, меди, кобальта, свинца и серебра, и анионы, выбранные из группы, состоящей из ионов фосфата, цитрата, бората, сукцината, малеата, адипата и оксалата. В более широком плане эти анионы являются производными от многоосновных органических или минеральных кислот. Предпочтительные сшивающие катионы - ионы кальция, железа и алюминия. Наиболее предпочтительные сшивающие катионы - ионы кальция и железа. Наиболее предпочтительным сшивающим анионом является фосфат.
Соответствующие вещества, которые вытесняют сшивающий ион, включают, без ограничения этим перечнем, этилендиамин- тетрауксусную кислоту, этилендиамин-тетраацетат, цитрат, органические фосфаты, такие как фосфат целлюлозы, неорганические фосфаты, как, например, пентанатрий-триполифосфат, моно и двух-основный калий- фосфат, натрий-пирофосфат, и фосфорная кислота, тринатрий- карбоксиметилсукцинат, нитрилоуксусная кислота, малеиновая кислота, оксалат, полиакриловая кислота, ионы натрия, калия, кальция и магния. Предпочтительными веществами являются цитрат, неорганические фосфаты, ионы натрия, калия и магния. Наиболее предпочтительными веществами являются неорганические фосфаты и ионы магния.
Эти устройства могут, что необязательно, включать воду, другие добавки для медицинского лечения, такие как антисептики, антибиотики, антикоагулянты, или лекарственные средства, и добавки для регулирования механических свойств.
Формы линейных устройств или заготовок устройств, такие как волокна, стержни, трубки или ленты, могут быть изготовлены путем использования устройства формования, в котором раствор сшиваемого ионным путем полимера, продавливают через формирующий мундштук в ванну сшивания, содержащую сшивающие ионы. Если раствор сшиваемого ионным путем полимера является водным, то продукт после сшивания обычно описывают как гидрогель. Гидрогель может быть использован в таком виде, в каком он изготовлен, или далее ему может быть придана трехмерная форма в результате обработки в сшивающем растворе после его продавливания для получения нужной формы. После уравновешивания гидрогель будет сохранять новую трехмерную форму. Это устройство может быть использовано в его форме гидрогеля или в дегидратированной форме. Во время дегидратации эта трехмерная форма сохраняется. Устройства более сложной формы могут быть получены при использовании состава для литьевого формования с реакцией в виде одной или двух частей. Эти литьевые композиции обычно содержат этот сшиваемый ионным путем полимер в растворе, сшивающий ион в нерастворимой или в слаборастворимой форме, и добавки, вызывающие растворение сшивающего иона. Когда сшивающий ион растворяется и разлагает гели раствора сшиваемого ионным путем полимера. Этот гель (или гидрогель, если растворитель - вода) может быть использован в том виде, как получен, либо в дополнительно усовершенствованном виде, сшитым и приобретшим форму вследствие намачивания в растворе сшивающего иона. Растворение сшивающего иона для образования этого геля может быть осуществлено в результате использования двухкомпонентной литьевой системы, в которой второй компонент содержит кислоту или предшественник кислоты, такой как циклический лактон, который снижает pH и переводит в раствор ранее нерастворимый сшивающий ион.
Затем это устройство может быть помещено в тело для применения. После применения это устройство может быть разложено in vivo с помощью воздействия на него водного раствора вещества, которое вытесняет сшивающий ион.
Эти медицинские устройства пригодны для применения в медицине, когда удаление стандартного неразлагаемого медицинского приспособления ведет к дискомфорту пациента и/или расходам, когда терапевтически желательно применение временного устройства. Примерами полезного применения в таких устройствах являются мочеточниковые и мочеиспускательные, желчные, кишечные и привратниковые расширители. При этих случаях применения при существующем уровне в данной области расширители должны удаляться с помощью второй инвазионной процедуры, являющейся дорогостоящей и приносящей дискомфорт пациенту. Устройства согласно изобретению облегчают удаление, приводя к уменьшению дискомфорта для пациента и затрат. Эти медицинские устройства также пригодны в случаях сердечно-сосудистых, лимфатических, неврологических, наружнопокровных, скелетных, мышечных, глазных, оториноларингологических, оральных, желудочно-кишечных и мочеполовых применений, где управляемое разложение сшитой ионным путем части устройства является эффективным, и в хирургических операциях, когда устройство требуется временно, как, например, клеточные леса, после чего предпочтительно удаление растворением. Другие случаи применения медицинского устройства могут включать устройства, предупреждающие склеивание, дренажные устройства, такие как в трубках для уха или синуса, устройства для выделения лекарств в случаях в стоматологии и медицине, при лечении ран, как при лечении пролежней, временные каркасы для кости, остеофильные покрытия, направляющие для роста нервных тканей, временный расширитель для анастомоза, фасонные устройства для выделения, гемостаты, хирургические тампоны, шунт для водянки головного мозга, диализная трубка, покрытия инструментов, бляшки для систем подачи, сумки для стомы, устройства для ухода за ранами, имеющие подгоняемую форму, которые желируются на пациенте, временная пробка вводимый шприцем временный заполнитель для вылечивания аневризма, искусственная кожа, заполнитель зубных луночек, содержащий терапевтические добавки, временное фильтрующее устройство для полой вены, капсула для выделения фильтрующих устройств для полой вены, фильтр тромбозе глубокой вены для применений в ортопедии, растворимая питательная трубка для тонких кишок, и расширители для хиатальной грыжи. Любые из этих устройств также могут действовать путем высвобождения лекарственных препаратов или питательных веществ и т.п.
Настоящим изобретением устраняются проблемы, связанные с материалами предшествующего уровня техники. Для облегчения растворения не используется гидролитическая нестабильность. Эти устройства разлагаются при необходимости путем применения вещества, которое вытесняет сшивающий ион в это устройство. Вызываемая дезинтеграция устраняет неопределенность во времени, наблюдаемую при применении биоразлагаемых материалов, от одного пациента к другому. Способы вызываемого разложения включают введение или вызываемое высвобождение этого вещества через пищу, введение этого вещества непосредственно на устройство в водном растворе, заключение этого вещества в капсулу в этом устройстве, парентеральное введение и клизму. Разложение происходит без значительного разбухания устройства.
На фиг.1 показан аппарат для мокрого формования, используемый для изготовления медицинских устройств согласно настоящему изобретению. Показан шприцевой насос 1 для перекачивания содержимого шприца 3 и шприца 4. Шприц 3 заполняют сшиваемым ионным путем полимером, а шприц 4 заполняют веществом, образующим поперечные связи, обычно раствором сшивающего иона. Шприц 3 связан с мундштуком мокрого формования 6, в который входит боковая трубка 7, связанная со шприцем 4. Ванна образования поперечных связей 5 содержит раствор сшивающего иона, который рециркулируют через трубку 8 с помощью перистальтического насоса 2.
На фиг.2 показан мундштук 6 мокрого формования, имеющий наконечник 9, в который входит полимеризуемый ионным путем полимер, и наконечник 10, из которого выходит изделие, содержащее продукт реакции полимера и сшивающего иона. Сшивающий ион входит через боковую трубку 7 так, что когда трубка образуется в мундштуке мокрого формования, полимер вводят в контакт со сшивающим ионом на внутренней и наружной поверхностях трубки.
На фиг.3 показан реакционный аппарат литьевого формования, используемый для изготовления медицинских устройств согласно настоящему изобретению, имеющий шприцевой насос 21, соединенный со шприцем 22, который содержит сшиваемый ионным путем полимер и нерастворимую соль, содержащую сшивающий ион, и со шприцем 23, который содержит сшиваемый ионным путем полимер и регулятор pH. Содержимое шприцев 22 и 23 инъецируют в у-образную трубку 24 и переводят в статический миксер 25. Как у-образная трубка 24, так и статический смеситель 25 представляют собой силиконовые трубки. Содержимое статического миксера 25 затем перемещается из конца 26 статического миксера в отверстие 27 литьевой формы 30, имеющей полость 29 трубчатой формы и стержень 28, расположенный так, чтобы формовалось и желировалось устройство трубчатой формы. Желированное устройство трубчатой формы затем может быть помещено в раствор, содержащий сшивающий ион до получения достаточно сшитого полимера.
Изобретение далее иллюстрируется следующими примерами.
Пример 1.
К 95,10 г дистиллированной воды добавляли 5,005 г натрий-альгиновой кислоты (Sigma, средний молекулярный вес, makrocystis pyrifera), которые смешивали до однородной формы (примерно 1 час), нагревали до 90oC в течение 45 минут, охлаждали до комнатной температуры и затем центрифугировали для удаления захваченного воздуха. Затем использовали раствор натрий-альгиновой кислоты для заполнения шприца в 30 см3, который прикрепляли к мундштуку мокрого формования, изображенному на фиг.1. Шприц и мундштук прикрепляли, как показано на фиг. 1, к шприцевому насосу, шприцу сшивающего раствора, содержащему 10 мас.% дигидрата CaCl2 в воде, а подача из перистальтического насоса содержала 10 мас.% дигидрата CaCl2 в воде. Шприцевой насос использовали для мокрого формования трубки из натрий-альгиновой кислоты в сшивающую ванну, содержащую 10 мас.% дигидрата CaCl2 в воде. После отливки трубки перистальтический насос включали для поддержания протока раствора коагулянта через трубку. Спустя 30 минут трубку удаляли из ванны сшивания и помещали в 4%-ный по весу раствор дигидрата CaCl2 в воде. Трубку оставляли в этом растворе на 24 часа.
Пример 2.
Отрезки трубок, приготовленные как в примере 1, погружали в нижеследующий водный раствор: а) 0,5% одноосновный калий-фосфат и 0,5% двухосновный калий-фосфат, и б) 1% натрий-триполифосфат, соответственно, и оставляли на всю ночь. Трубки в сосудах а и б распались и разложились за ночь.
Пример 3.
Трубки, приготовленные как в примере 1, помещали на медную проволоку, которую затем сгибали на обоих концах для получения катетера в форме свиного хвостика. Затем трубку и проволоку помещали в 4%-ный по весу раствор дигидрата CaCl2 в воде, который нагревали до 90oC в течение 12 часов. После охлаждения раствора до комнатной температуры трубку и проволоку удаляли из раствора, проволоку выпрямляли и трубку извлекали из проволоки. Трубка сохранила форму проволоку и имела теперь свиные хвостики на каждом конце, а также демонстрировала уменьшение толщины стенки.
Пример 4.
Короткий отрезок трубки, которой нагреванием была придана форма как в примере 3, затем погружали в 0,50%-ный по весу раствор лимоннокислого натрия в воде. Трубка разлагалась полностью за менее, чем 6 часов.
Пример 5.
Примерно 15 г 5%-ного по весу раствора натрий-альгиновой кислоты в воде (приготовленного как в Примере 1) загружали в шприц объемом 30 см3. Шприц и мундштук соединяли, как на фиг.1, со шприцевым насосом, при этом шприц со сшивающим раствором содержал 10 мас.% Al2(SO4)3•18H2O в воде, а подача из перистальтического насоса содержала 10 мас.% Al2(SO4)3•18H2O в воде. Шприцевой насос использовали для мокрого формования трубки из натрий-альгиновой кислоты в сшивающей ванне, содержащей 10 мас.% Al2(SO4)3•18H2O в воде. После формования трубки перистальтический насос включали для поддержания протока раствора коагулянта через эту трубку. Спустя 20 минут трубку извлекали из сшивающей ванны и помещали в 4%-ный по весу раствор AI2(SO4)3•18H2O в воде. Трубку оставляли в этом растворе на 24 часа. Затем трубку нагревали до 90oC в 4%-ном растворе Al2(SO4)3•18H2O в воде в течение 16 часов. Затем отрезок в 1/4'' обработанной теплом трубки демонстрировал, что он растворяется и распадается в 0,50%-ном по весу триполифосфате натрия в водном растворе в течение ночи.
Пример 6.
Примерно 2 см3 5%-ного по весу раствора натрий-альгиновой кислоты в воде, приготовленного как в Примере 1, загружали в шприц на 10 см3, из которого его формовали в 4%-ный по весу раствор FeCl3 в воде. Этот раствор немедленно коагулировался, образуя непрерывное волокно. После выдерживания всю ночь в растворе FeCl3 волокно нагревали в 4%-ном по весу растворе FeCl3 в воде в течение 16 часов при 90oC, затем кусочек волокна погружали в 0,50%-ный раствор триполифосфата натрия в воде. Это волокно разлагалось за ночь.
Пример 7.
5%-ный по весу раствор натрий-альгиновой кислоты в воде, полученный как в Примере 1, формовали из шприца на 10 см3 в 4%-ный по весу раствор SrCl2•6H2O в воде. Раствор альгиновой кислоты немедленно желировался, превращаясь в волокно. Это волокно оставляли на ночь в сшивающем растворе. На другой день волокно нагревали в течение 16 часов при 90oC в том же самом сшивающем растворе. Короткие отрезки обработанного теплом волокна погружали в 0,5%-ный по весу раствор триполифосфата натрия в воде и в 0,5%-ный по весу раствор лимоннокислого натрия в воде. Волокно в растворе триполифосфата натрия разлагалось в течение 3 часов. Волокно в растворе лимоннокислого натрия разлагалось за ночь.
Пример 8.
0,010 г гиалуроната натрия (Chisso Corp, партия N 700910, M.W. 1,35•106) добавляли к 0,99 г 5%-ного по весу раствора натрий-альгиновой кислоты, который приготовляли как в примере 1. Раствор смешивали шпателем до растворения гиалуроната и однородности раствора. Затем раствор переносили в стеклянный шприц 2,5 см3. Иглу калибра 18 длиной 1,5'' прикрепляли к стеклянному шприцу и формовали образец в 10%-ный по весу раствор CaCl2•2Н2О в воде. Проба быстро загустевала, образуя волокно. Это волокно оставляли на 1 час в сшивающем растворе. Затем волокно перемещали в 4%-ный водный раствор CaCl2•2Н2О и оставляли на ночь. Затем волокно нагревали в 4%-ном водном растворе CaCl2•2H2O в течение 16 часов. Затем волокно демонстрировало, что оно разлагается и растворяется в 0,5%-ном водном растворе триполифосфата натрия в течение ночи.
Пример 9.
1,25 грамм пектиновой кислоты (GENU® pectinic acid Hercules Incorporated, LM 1912 CSZ) добавляли к 47,5 г дистиллированной воды при смешивании. Смешивание продолжали в течение 15 минут, после чего добавляли 1,25 грамм натрий-альгиновой кислоты (Sigma, средний молекулярный вес). Смесь смешивали еще в течение 30 минут, затем центрифугировали для удаления захваченного воздуха. Шприц 2,5 см3 заполняли примерно 2 см3 этого раствора. Этот раствор формовали непосредственно из шприца в 10%-ный раствор CaCl2•2Н2О в воде. Материал немедленно затвердевал в форме волокна. Это волокно оставляли в сшивающем растворе на 20 минут, затем CaCl2•2H2O разбавляли до 4% добавлением дистиллированной воды. Образцы хранили в этом 4%-ном растворе всю ночь. Небольшой кусочек этого волокна, как было продемонстрировано растворялся в течение ночи в 0,5%-ном растворе триполифосфата натрия в воде.
Пример 10.
Получали 2,9%-ный по весу раствор гиалуроната натрия в воде добавлением 0,10 г гиалуроната натрия (Chisso Corporation) к 3,40 граммам дистиллированной воды. Поверх раствора гиалуроната натрия отстаивали 0,73 г 3%-ного водного раствора FeCl3. Раствор гиалуроната начинал немедленно затвердевать. Спустя 3 часа извлекали небольшой кусочек геля и погружали его в 0,5%-ный водный раствор триполифосфата натрия. Этот гель разлагался в течение ночи.
Пример 11.
0,82 г гепарина (Fluka) и 0,83 г дистиллированной воды после завешивания помещали в 5 мл сосуд, перемешивали до растворения гепарина, затем центрифугировали для удаления захваченного воздуха. Затем равный объем (примерно, 1,6 см3) 3%-ного по весу раствора FeCl3 в воде переливали в 5 мл склянку поверх раствора гепарина. После выдерживания всю ночь при комнатной температуре раствор гепарина затвердевал. Этот гель демонстрировал полное растворение в 0,5%-ном растворе триполифосфата натрия в воде в течение нескольких часов.
Пример 12.
4,00 грамма Mannugel MB (Kelco International Limited) добавляли к 76,00 граммам дистиллированной воды при перемешивании. Пробу перемешивали в течение одного часа при комнатной температуре, после чего ее нагревали в течение одного часа при 90oC. Затем пробу центрифугировали для удаления захваченного воздуха. Примерно 30 см3 раствора Mannugel переносили в шприц на 30 см3. Этот шприц прикрепляли к мундштуку трубки, как на фиг.1 к шприцевому насосу, при этом шприц со сшивающим раствором содержал 10 мас.% дигидрата CaCl2 в воде, а подача перестальтического насоса содержала 10 мас.% дигидрата CaCl2 в воде. Шприцевой насос использовали для мокрого формования трубки из натрий-альгиновой кислоты в сшивающую ванну, содержащую 10 мас.% дигидрата CaCl2 в воде. После сформирования трубки перистальтический насос включали для поддержания протока сшивающего раствора через эту трубку. Спустя 20-30 минут трубку удаляли из сшивающей ванны и помещали в 4%-ный по весу раствор дигидрата CaCl2 в воде. Трубку оставляли в этом растворе на ночь. Затем кусочек трубки обрабатывали теплом при 90oC в течение 16 часов в 4%-ном по весу растворе дигидрата CaCl2 в воде. Затем кусочек обработанной теплом трубки погружали в 0,5%-ный по весу раствор триполифосфата натрия в воде. После выдерживания всю ночь трубка развалилась и разложилась.
Пример 13.
5,0 г пектиновой кислоты (GENU® pectinic acid Hercules Inc. LM 1912 CZS) добавляли к 45,0 г дистиллированной воды при смешивании. Добавляли еще 16,6 г дистиллированной воды и смешивали до равномерного состояния. Раствор центрифугировали для удаления захваченного воздуха. В 2,5 см3 шприц вводили примерно 2 см3 раствора. Этот раствор формовали через иглу калибра 18 длиной 1,5'' в 10% CaCl2•2H2O в водном растворе. Волокно немедленно застывало. Это волокно оставляли в сшивающей ванне на 45 минут, после чего его переносили в 4% CaCl2•2H2O в водном растворе и составляли на всю ночь.
Затем волокно в 4% водном растворе CaCl2•2H2O нагревали до 90oC в течение 16 часов. Затем кусочек волокна демонстрировал полное растворение в 0,5%-ном растворе триполифосфата натрия в воде.
Пример 14.
2,40 г CaHPO4 диспергировали в 76,63 г дистиллированной воды. Затем к этой суспензии при смешивании добавляли 4,00 г натрий-альгиновой кислоты (Sigma, средний молекулярный вес). После смешивания до однородного состояния раствор/суспензию нагревали до 90oC в течение 20 минут, смешивали в ультразвуковой очищающей ванне Amer can Brano в течение 30 минут, оставляли на ночь при комнатной температуре, затем центрифугировали для удаления захваченного воздуха. Второй раствор приготовляли смешиванием 0,30 г лактона D-глюконовой кислоты (Sigma) в 9,70 г 5%-ного раствора натрий-альгиновой кислоты в воде. Затем части 1 и 2 вводили в отдельные шприцы на 10 см3, подсоединенные как на фиг. З. Шприцевой насос использовали для продавливания обоих растворов через статический смеситель в форму, предназначенную для получения трубки длиной 10'', имеющую наружный диаметр 12'' и внутренний диаметр 0,04''. Спустя 1,5 часа форму открывали и удаляли затвердевшую трубку. Трубку помещали в 4%-ный по весу раствор CaCl2•2Н2O в воде. После выдерживания всю ночь в трубку вводили кусочек медной проволоки, которой была придана такая форма, когда оба конца образовывали свиные хвостики, затем обрабатывали теплом при 90oC в течение 16 часов. Затем трубку, приобретшую форму в горячем состоянии, извлекали из медной проволоки. Трубка сохраняла форму свиного хвостика на обоих концах. Кусочек трубки погружали в 0,50% раствор триполифосфата натрия в воде. Трубка разваливалась и разлагалась в течение ночи.
Пример 15.
Примерно 0,5 мл 25%-ного по весу раствора натрий-полиакриловой кислоты (Polysciences, MW 140.000) добавляли к примерно 5 мл 4%-ного по весу раствора дигидрата хлористого кальция в воде. Полиакриловая кислота образовала гель за ночь. Небольшой кусочек этого геля демонстрировал растворение за ночь в 10 см3 0,5%-ного триполифосфата натрия.
Пример 16.
625,8 г деионизированной воды взвешивали в стакане на 1000 мл. Воду энергично перемешивали при добавлении в завихрительную воронку 118,2 г альгината натрия (Protanal LF 10/60, Pronova). Перемешивание заканчивали спустя 10 секунд. Раствор оставляли на ночь при комнатной температуре. 727,15 г раствора переносили в планетарный смеситель на 1 кварту Ross Double, который предварительно подогревали до 60oC. Раствор смешивали в течение 30 минут при 60oC, после чего добавляли 54,07 г основного углекислого висмута. Смешивание продолжали в течение 30 минут. Смеситель охлаждали до комнатной температуры перед открыванием. Смесь загружали в шприц 30 см3, центрифугировали для удаления захваченного воздуха, затем использовали для формования трубки на аппарате с фиг.1. Внутренний сшивающий раствор и сшивающая ванна представляли собой 30%-ный по весу дигидрат хлористого кальция. Воздушный зазор между мундштуком (позиция 6 на фиг.1) и сшивающей ванной (позиция 5 на фиг. 1) был установлен на уровне 35,56 см.
Затем трубку из альгината кальция несколько раз диализовали в деионизированной воде для удаления несвязанных ионов.
Пример 17.
9,0 г гексагидрата хлористого стронция растворяли в 21,0 деионизированной воды в сосуде объемом 4 унции. Трубку из альгината кальция длиной 2 дюйма, полученную как в примере 16, погружали в раствор в сосуде на 48 часов. Трубку из альгината стронция затем подвергали диализу в деионизированной воде несколько раз для удаления несвязанного стронция, кальция и ионов хлорида.
Пример 18.
0,87 г хлористого свинца смешивали с 86,13 г деионизированной воды в сосуде на 4 унции и перемешивали до растворения. Трубку из альгината кальция длиной 2 дюйма, приготовленную как в примере 16, погружали в этот раствор в сосуде на 48 часов. Затем трубку из альгината олова диализовали в деионизированной воде несколько раз для удаления несвязанных ионов свинца, кальция и хлорида.
Пример 19.
0,52 г фтористого олова добавляли к 102,96 г деионизированной воды для получения насыщенного раствора. Трубку из альгината кальция длиной 2 дюйма, приготовленную как в примере 16, погружали в раствор фтористого олова на 48 часов. Затем трубку из альгината олова подвергали диализу в деионизированной воде несколько раз для удаления несвязанных ионов.
Пример 20.
36,0 г хлористого бария растворяли в 84,0 граммах деионизированной воды. Трубку из альгината кальция длиной 2 дюйма (5,08 см), приготовленную как в примере 16, погружали в раствор хлористого бария на 48 часов. Затем трубку из альгината бария подвергали диализу в деионизированной воде несколько раз для удаления несвязанных ионов.
Пример 21.
Трубки, приготовленные в примерах 16-20, пропитывали искусственной мочой, содержащей 0,025 мас.% PO3-. Трубки, как оказалось, имеют следующий порядок чувствительности к фосфату: альгинат кальция > альгинат стронция > альгинат олова, альгинат свинца, > альгинат бария.
Пример 22.
Трубку из альгината бария, приготовленную как в примере 20, погружали в 20 0,3%-ный по весу тринатрий-цитрата. Через 6 дней трубка была вздувшейся, расщепленной и частично разложенной.

Claims (21)

1. Медицинское устройство, отличающееся тем, что содержит по крайней мере один элемент, выбранный из группы, состоящей из расширителей, компонентов катетеров, канюль, пробок и зажимов, выполненных из полимера, сшитого ионным путем.
2. Медицинское устройство по п.1, отличающееся тем, что указанный полимер, сшитый ионным путем, включает в себя по крайней мере один полимер, полученный из по крайней мере одного сшиваемого ионным путем полимера, выбранного из группы, состоящей из карбоксильных, сульфатных и аминовых функционализированных полимеров.
3. Медицинское устройство по п.1, отличающееся тем, что указанный полимер, сшитый ионным путем, содержит по крайней мере один полимер, полученный из по крайней мере одного полисахарида.
4. Медицинское устройство по п.1, отличающееся тем, что указанный полимер, сшитый ионным путем, содержит по крайней мере один полимер, полученный из по крайней мере одного сшиваемого ионным путем анионного полимера.
5. Медицинское устройство по п.1, отличающееся тем, что указанный полимер, сшитый ионным путем, содержит по крайней мере один полимер, полученный из по крайней мере одного сшиваемого ионным путем катионного полимера.
6. Медицинское устройство по п.4, отличающееся тем, что указанный сшитый ионным путем анионный полимер содержит по крайней мере один полимер, полученный из по крайней мере одного сшиваемого ионным путем полимера, выбранного из группы, состоящей из полиакриловой кислоты, полиметакриловой кислоты, альгиновой кислоты, пектиновой кислоты, карбоксиметилцеллюлозы, гиалуроновой кислоты, гепарина, карбоксиметилсодержащего крахмала, карбоксиметилсодержашего декстрана, гепаринсульфата и хондроитин-сульфата, и их солей.
7. Медицинское устройство по п.5, отличающееся тем, что указанный сшитый ионным путем полимер содержит по крайней мере один полимер, полученный из по крайней мере одного сшиваемого ионным путем полимера, выбранного из группы, состоящей из хитозана, катионного гурана, катионного крахмала и полиэтиленамина.
8. Медицинское устройство по п.1, отличающееся тем, что указанный сшитый ионным путем полимер сшивается с помощью сшивающего иона, который содержит один или более катионов.
9. Медицинское устройство по п.8, отличающееся тем, что указанный один или более катионов выбирают из группы, состоящей из ионов кальция, магния, бария, стронция, бора, бериллия, алюминия, железа, меди, кобальта, свинца и серебра.
10. Медицинское устройство по п.1, отличающееся тем, что указанный сшитый ионным путем полимер сшивается с помощью сшивающего иона, который содержит один или более анионов.
11. Медицинское устройство по п.10, отличающееся тем, что указанный один или более анионов выбирают из группы, состоящей из ионов фосфата, цитрата, бората, сукцината, малеата, адипата и оксалата.
12. Медицинское устройство по пп.1 - 11, отличающееся тем, что в нем содержится по крайней мере одна из жидкостей организма, выбранная из группы, состоящей из мочи, желчи, экскрементов и кишечных жидкостей.
13. Медицинское устройство по пп.1 - 11, отличающееся тем, что дополнительно содержит вещество, которое вытесняет сшивающий ион.
14. Медицинское устройство по п.13, отличающееся тем, что указанное вещество, которое вытесняет сшивающий ион, содержит один или более элементов, выбранных из группы, состоящей из этилендиаминтетрауксусной кислоты, этилендиаминтетраацетата, цитрата, органических фосфатов, неорганических фосфатов, тринатрий-карбоксиметилоксисукцината, нитрилотриуксусной кислоты, малеиновой кислоты, оксалата, полиакриловой кислоты, натрия, калия, кальция и магния.
15. Медицинское устройство по п. 14, отличающееся тем, что указанный неорганический фосфат выбирают из группы, состоящей из триполифосфата пентанатрия, одно- и двухосновного фосфата калия, пирофосфата натрия и фосфорной кислоты.
16. Медицинское устройство по одному из пп.1 -15, отличающееся тем, что полимер, сшитый ионным путем, представлен в виде гидрогеля с содержанием воды менее 90%.
17. Медицинское устройство по одному из пп.1 -16, отличающееся тем, что оно стерилизуется при температуре не ниже 121oC.
18. Способ растворения in vivo медицинского устройства, отличающийся тем, что устройство по пп.1 - 17 обрабатывают по крайней мере одним химическим средством запуска разложения полимера.
19. Способ по п. 18, отличающийся тем, что в качестве химического средства используют по крайней мере одно вещество, которое вытесняет сшивающий ион.
20. Способ увеличения механической прочности и плотности и придания новой формы медицинскому устройству, отличающийся тем, что устройство по пп.1 - 17 нагревают до температуры, превышающей приблизительно 40oC.
21. Способ изготовления изделия, имеющего трубчатую форму и входящего в медицинское устройство, отличающийся тем, что для изготовления элемента медицинского устройства по пп.1 - 17, мундштук экструдера заполняют сшиваемым ионным путем полимером с образованием в нем трубки, одновременно прокачивают через образующуюся трубку раствор, содержащий сшивающий ион, и выдавливают эту трубку из мундштука экструдера в раствор, содержащий сшивающий ион.
RU94034125A 1993-09-29 1994-09-23 Медицинские устройства, подверженные вызываемому разложению RU2138297C1 (ru)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US08/128,952 US5531716A (en) 1993-09-29 1993-09-29 Medical devices subject to triggered disintegration
US128.952 1993-09-29

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU94034125A RU94034125A (ru) 1996-07-10
RU2138297C1 true RU2138297C1 (ru) 1999-09-27

Family

ID=22437777

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU94034125A RU2138297C1 (ru) 1993-09-29 1994-09-23 Медицинские устройства, подверженные вызываемому разложению

Country Status (13)

Country Link
US (5) US5531716A (ru)
EP (1) EP0645150B1 (ru)
JP (1) JP3703155B2 (ru)
KR (1) KR950007801A (ru)
CN (1) CN1114177A (ru)
AT (1) ATE209511T1 (ru)
AU (1) AU685152B2 (ru)
BR (1) BR9403911A (ru)
CA (1) CA2132293C (ru)
DE (1) DE69429227T2 (ru)
DK (1) DK0645150T3 (ru)
PL (1) PL177431B1 (ru)
RU (1) RU2138297C1 (ru)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2011105931A1 (ru) * 2010-02-27 2011-09-01 Учреждение Российской Академии Наук Институт Органического Синтеза Им. И.Я. Постовского Уральског Отделения Ран Адгезивная композиция для съемных зубных протезов
RU2445950C2 (ru) * 2006-10-26 2012-03-27 Сэндзю Фармасьютикал Ко., Лтд. Жидкая водная глазная композиция

Families Citing this family (197)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5531716A (en) * 1993-09-29 1996-07-02 Hercules Incorporated Medical devices subject to triggered disintegration
US6361526B1 (en) 1993-11-01 2002-03-26 Medtronic Xomed, Inc. Antimicrobial tympanostomy tube
US5505713A (en) * 1994-04-01 1996-04-09 Minimed Inc. Indwelling catheter with stable enzyme coating
US5931165A (en) * 1994-09-06 1999-08-03 Fusion Medical Technologies, Inc. Films having improved characteristics and methods for their preparation and use
US5531735A (en) * 1994-09-27 1996-07-02 Hercules Incorporated Medical devices containing triggerable disintegration agents
US6214331B1 (en) * 1995-06-06 2001-04-10 C. R. Bard, Inc. Process for the preparation of aqueous dispersions of particles of water-soluble polymers and the particles obtained
US7867275B2 (en) * 1995-06-07 2011-01-11 Cook Incorporated Coated implantable medical device method
US6774278B1 (en) * 1995-06-07 2004-08-10 Cook Incorporated Coated implantable medical device
US7846202B2 (en) * 1995-06-07 2010-12-07 Cook Incorporated Coated implantable medical device
US20070203520A1 (en) * 1995-06-07 2007-08-30 Dennis Griffin Endovascular filter
US7611533B2 (en) 1995-06-07 2009-11-03 Cook Incorporated Coated implantable medical device
US7550005B2 (en) 1995-06-07 2009-06-23 Cook Incorporated Coated implantable medical device
US7896914B2 (en) * 1995-06-07 2011-03-01 Cook Incorporated Coated implantable medical device
US5702682A (en) * 1995-12-01 1997-12-30 Hercules Incorporated Methods for preparing radiopaque medical devices
US5684051A (en) * 1996-04-24 1997-11-04 Hercules Incorporated Medical devices with improved elastic response
US5718862A (en) * 1996-04-24 1998-02-17 Hercules Incorporated Secondary shaping of ionically crosslinked polymer compositions for medical devices
DK0914102T3 (da) 1996-05-24 2006-01-09 Angiotech Pharm Inc Præparater og fremgangsmåder til behandling eller forebyggelse af syddomme i legemskanaler
US6458156B1 (en) * 1996-05-31 2002-10-01 The University Of Western Ontario Expansible bioprosthetic valve stent
US5791352A (en) * 1996-06-19 1998-08-11 Fusion Medical Technologies, Inc. Methods and compositions for inhibiting tissue adhesion
US6368356B1 (en) 1996-07-11 2002-04-09 Scimed Life Systems, Inc. Medical devices comprising hydrogel polymers having improved mechanical properties
US6060534A (en) * 1996-07-11 2000-05-09 Scimed Life Systems, Inc. Medical devices comprising ionically and non-ionically crosslinked polymer hydrogels having improved mechanical properties
US5820918A (en) * 1996-07-11 1998-10-13 Hercules Incorporated Medical devices containing in-situ generated medical compounds
US6530951B1 (en) * 1996-10-24 2003-03-11 Cook Incorporated Silver implantable medical device
WO1998025254A1 (de) * 1996-12-04 1998-06-11 Erbe Elektromedizin Gmbh Künstliches gewebe
DE69836635T2 (de) * 1997-07-18 2007-09-27 Resound Corp., Redwood City Hinter-dem-ohr-hörhilfesystem
EP1763284B1 (en) * 1997-07-18 2018-06-13 Resound Corporation Behind the ear hearing system
US6186985B1 (en) 1997-10-03 2001-02-13 Boston Scientific Corporation Gastro-intestinal tube with dissolvable support bolster
US6293960B1 (en) 1998-05-22 2001-09-25 Micrus Corporation Catheter with shape memory polymer distal tip for deployment of therapeutic devices
US7314477B1 (en) 1998-09-25 2008-01-01 C.R. Bard Inc. Removable embolus blood clot filter and filter delivery unit
US9669113B1 (en) 1998-12-24 2017-06-06 Devicor Medical Products, Inc. Device and method for safe location and marking of a biopsy cavity
US6356782B1 (en) 1998-12-24 2002-03-12 Vivant Medical, Inc. Subcutaneous cavity marking device and method
US6371904B1 (en) 1998-12-24 2002-04-16 Vivant Medical, Inc. Subcutaneous cavity marking device and method
US6165140A (en) 1998-12-28 2000-12-26 Micrus Corporation Composite guidewire
DK173680B1 (da) * 1999-02-10 2001-06-11 Coloplast As Stomiprop
AU3503700A (en) * 1999-02-25 2000-09-14 Scimed Life Systems, Inc. Medical devices comprising hydrogel polymers having improved mechanical properties
US6575930B1 (en) * 1999-03-12 2003-06-10 Medrad, Inc. Agitation devices and dispensing systems incorporating such agitation devices
US6231589B1 (en) 1999-03-22 2001-05-15 Microvena Corporation Body vessel filter
US6887235B2 (en) 1999-03-24 2005-05-03 Micrus Corporation Variable stiffness heating catheter
US6352531B1 (en) 1999-03-24 2002-03-05 Micrus Corporation Variable stiffness optical fiber shaft
EP1229940B1 (en) 1999-11-15 2014-05-14 Piramal Healthcare (Canada) Limited Temperature-controlled and ph-dependant self-gelling biopolymeric aqueous solution
EP1255576B1 (en) * 1999-12-09 2003-08-20 Biosyntech Canada Inc. Mineral-polymer hybrid composition
US20030158302A1 (en) * 1999-12-09 2003-08-21 Cyric Chaput Mineral-polymer hybrid composition
US6592566B2 (en) 2000-02-03 2003-07-15 Arizona Board Of Regents Method for forming an endovascular occlusion
KR100880622B1 (ko) * 2000-06-29 2009-01-30 바이오신텍 캐나다 인코포레이티드 연골 및 다른 조직의 복구 및 재생용 조성물 및 방법
US6607553B1 (en) 2000-11-17 2003-08-19 B. Braun Medical, Inc. Method for deploying a thermo-mechanically expandable stent
US6913765B2 (en) * 2001-03-21 2005-07-05 Scimed Life Systems, Inc. Controlling resorption of bioresorbable medical implant material
DE10115740A1 (de) 2001-03-26 2002-10-02 Ulrich Speck Zubereitung für die Restenoseprophylaxe
WO2002103004A1 (en) * 2001-06-15 2002-12-27 The Children's Hospital Of Philadelphia Surface modification for improving biocompatibility
US20040143180A1 (en) * 2001-11-27 2004-07-22 Sheng-Ping Zhong Medical devices visible under magnetic resonance imaging
US20030100830A1 (en) * 2001-11-27 2003-05-29 Sheng-Ping Zhong Implantable or insertable medical devices visible under magnetic resonance imaging
US20030153971A1 (en) * 2002-02-14 2003-08-14 Chandru Chandrasekaran Metal reinforced biodegradable intraluminal stents
US20030153972A1 (en) * 2002-02-14 2003-08-14 Michael Helmus Biodegradable implantable or insertable medical devices with controlled change of physical properties leading to biomechanical compatibility
US9204956B2 (en) 2002-02-20 2015-12-08 C. R. Bard, Inc. IVC filter with translating hooks
US8328877B2 (en) 2002-03-19 2012-12-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Stent retention element and related methods
US7462366B2 (en) 2002-03-29 2008-12-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Drug delivery particle
GB0210216D0 (en) * 2002-05-03 2002-06-12 First Water Ltd Ionically crosslinked alginate hydrogels, process for their manufacture and their use in medical devices
WO2003105917A2 (en) 2002-06-12 2003-12-24 Scimed Life Systems, Inc. Bulking agents
EP1521603B1 (en) * 2002-07-12 2011-01-19 Cook Incorporated Coated medical device
US7842377B2 (en) 2003-08-08 2010-11-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Porous polymeric particle comprising polyvinyl alcohol and having interior to surface porosity-gradient
US7338433B2 (en) 2002-08-13 2008-03-04 Allergan, Inc. Remotely adjustable gastric banding method
EP2181655B1 (en) 2002-08-28 2016-12-07 Apollo Endosurgery, Inc. Fatigue-restistant gastric banding device
US8012454B2 (en) 2002-08-30 2011-09-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolization
DE10243132B4 (de) 2002-09-17 2006-09-14 Biocer Entwicklungs Gmbh Antiinfektiöse, biokompatible Titanoxid-Beschichtungen für Implantate sowie Verfahren zu deren Herstellung
DE10244847A1 (de) 2002-09-20 2004-04-01 Ulrich Prof. Dr. Speck Medizinische Vorrichtung zur Arzneimittelabgabe
WO2004029581A2 (en) * 2002-09-26 2004-04-08 The Children's Hospital Of Philadelphia Method of determining surface binding capacity
US7883490B2 (en) 2002-10-23 2011-02-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Mixing and delivery of therapeutic compositions
US6992127B2 (en) 2002-11-25 2006-01-31 Ast Products, Inc. Polymeric coatings containing a pH buffer agent
US8709038B2 (en) * 2002-12-20 2014-04-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Puncture hole sealing device
EP1610752B1 (en) * 2003-01-31 2013-01-02 Boston Scientific Limited Localized drug delivery using drug-loaded nanocapsules and implantable device coated with the same
FR2861734B1 (fr) 2003-04-10 2006-04-14 Corneal Ind Reticulation de polysaccharides de faible et forte masse moleculaire; preparation d'hydrogels monophasiques injectables; polysaccharides et hydrogels obtenus
US6923996B2 (en) * 2003-05-06 2005-08-02 Scimed Life Systems, Inc. Processes for producing polymer coatings for release of therapeutic agent
JP4500304B2 (ja) * 2003-05-12 2010-07-14 ケンブリッジ エンタープライズ リミティド ポリマーデバイスの製造
GB0310858D0 (en) * 2003-05-12 2003-06-18 Univ Cambridge Tech Polymer transistor
US7364585B2 (en) * 2003-08-11 2008-04-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices comprising drug-loaded capsules for localized drug delivery
US7976823B2 (en) 2003-08-29 2011-07-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Ferromagnetic particles and methods
WO2005037062A2 (en) 2003-10-14 2005-04-28 Pluromed, Inc. Confinement of kidney-stone fragments during lithotripsy
US7294123B2 (en) * 2003-12-17 2007-11-13 Corris Neurovascular, Inc. Activatable bioactive vascular occlusive device and method of use
EP2228035A1 (en) * 2003-12-23 2010-09-15 FMC Biopolymer AS Use of alginate matrices to control cell growth
ES2399951T3 (es) 2004-01-23 2013-04-04 Allergan, Inc. Banda gástrica ajustable de una pieza que puede fijarse de forma liberable
US7736671B2 (en) 2004-03-02 2010-06-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolization
US20050220882A1 (en) * 2004-03-04 2005-10-06 Wilson Pritchard Materials for medical implants and occlusive devices
EP2145610A1 (en) 2004-03-08 2010-01-20 Allergan Medical S.A. Closure system for tubular organs
ES2368149T3 (es) 2004-03-18 2011-11-14 Allergan, Inc. Aparato para el ajuste del volumen de globos intragástricos.
US8173176B2 (en) 2004-03-30 2012-05-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolization
US7311861B2 (en) 2004-06-01 2007-12-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolization
US7704267B2 (en) 2004-08-04 2010-04-27 C. R. Bard, Inc. Non-entangling vena cava filter
CA2583373C (en) * 2004-10-12 2013-09-03 Fmc Biopolymer As Self-gelling alginate systems and uses thereof
US7794473B2 (en) 2004-11-12 2010-09-14 C.R. Bard, Inc. Filter delivery system
US8425550B2 (en) 2004-12-01 2013-04-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolic coils
US8267954B2 (en) 2005-02-04 2012-09-18 C. R. Bard, Inc. Vascular filter with sensing capability
US7727555B2 (en) 2005-03-02 2010-06-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Particles
US7858183B2 (en) 2005-03-02 2010-12-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Particles
US8251888B2 (en) 2005-04-13 2012-08-28 Mitchell Steven Roslin Artificial gastric valve
EP1903999B1 (en) 2005-04-25 2018-11-21 Covidien LP Controlled fracture connections for stents
US7963287B2 (en) 2005-04-28 2011-06-21 Boston Scientific Scimed, Inc. Tissue-treatment methods
CN105056310A (zh) 2005-05-02 2015-11-18 健赞公司 非碎石性的肾结石治疗
CA2946470C (en) 2005-05-12 2019-02-19 C.R. Bard Inc. Removable embolus blood clot filter
US12115057B2 (en) 2005-05-12 2024-10-15 C.R. Bard, Inc. Tubular filter
US9463426B2 (en) 2005-06-24 2016-10-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Methods and systems for coating particles
CA2616818C (en) 2005-08-09 2014-08-05 C.R. Bard, Inc. Embolus blood clot filter and delivery system
US8007509B2 (en) 2005-10-12 2011-08-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Coil assemblies, components and methods
EP1948810A4 (en) * 2005-11-04 2010-06-30 Biosyntech Canada Inc COMPOSITION AND METHOD USING CHITOSAN FOR THE EFFICIENT ADMINISTRATION OF NUCLEIC ACIDS TO CELLS
CA2630217C (en) 2005-11-18 2016-10-11 C.R. Bard, Inc. Vena cava filter with filament
US8152839B2 (en) 2005-12-19 2012-04-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Embolic coils
US8101197B2 (en) 2005-12-19 2012-01-24 Stryker Corporation Forming coils
US7947368B2 (en) 2005-12-21 2011-05-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Block copolymer particles
US7798954B2 (en) 2006-01-04 2010-09-21 Allergan, Inc. Hydraulic gastric band with collapsible reservoir
US8043206B2 (en) 2006-01-04 2011-10-25 Allergan, Inc. Self-regulating gastric band with pressure data processing
US20070191878A1 (en) * 2006-01-20 2007-08-16 Segner Garland L Body vessel filter
US8828077B2 (en) * 2006-03-15 2014-09-09 Medinol Ltd. Flat process of preparing drug eluting stents
WO2007133366A2 (en) 2006-05-02 2007-11-22 C. R. Bard, Inc. Vena cava filter formed from a sheet
US9326842B2 (en) 2006-06-05 2016-05-03 C. R . Bard, Inc. Embolus blood clot filter utilizable with a single delivery system or a single retrieval system in one of a femoral or jugular access
US20080085295A1 (en) * 2006-07-14 2008-04-10 Fmc Biopolymer As Hydrogels containing low molecular weight alginates and biostructures made therefrom
US8414927B2 (en) 2006-11-03 2013-04-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Cross-linked polymer particles
CA2687284A1 (en) * 2007-03-20 2008-09-25 Boston Scientific Limited Urological medical devices for release of therapeutic agents
CA2687281A1 (en) * 2007-03-20 2008-09-25 Boston Scientific Limited Urological medical devices for release of prostatically beneficial therapeutic agents
US20080243234A1 (en) * 2007-03-27 2008-10-02 Medtronic Vascular, Inc. Magnesium Alloy Stent
US20080293637A1 (en) * 2007-05-23 2008-11-27 Allergan, Inc. Cross-linked collagen and uses thereof
EP2167144A4 (en) 2007-06-13 2012-11-21 Fmc Corp DEGRADABLE, IMPLANTABLE DEVICES BASED ON BIOPOLYMERS
US20110077737A1 (en) * 2007-07-30 2011-03-31 Allergan, Inc. Tunably Crosslinked Polysaccharide Compositions
US8318695B2 (en) * 2007-07-30 2012-11-27 Allergan, Inc. Tunably crosslinked polysaccharide compositions
CN103463638A (zh) * 2007-08-28 2013-12-25 Fmc有限公司 延迟的自胶凝藻酸盐体系及其应用
US8697044B2 (en) * 2007-10-09 2014-04-15 Allergan, Inc. Crossed-linked hyaluronic acid and collagen and uses thereof
DE102007050839A1 (de) * 2007-10-24 2009-04-30 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Kohlehydratbasierende Additive mit Klebeeffekt für wässrige Feuer- und Brandsschutzmittel, deren Herstellung und Verwendung
SI2818184T1 (sl) 2007-11-16 2019-03-29 Aclaris Therapeutics, Inc. Sestava in postopki za zdravljenje purpure
US8394784B2 (en) * 2007-11-30 2013-03-12 Allergan, Inc. Polysaccharide gel formulation having multi-stage bioactive agent delivery
US8394782B2 (en) * 2007-11-30 2013-03-12 Allergan, Inc. Polysaccharide gel formulation having increased longevity
US20090143348A1 (en) * 2007-11-30 2009-06-04 Ahmet Tezel Polysaccharide gel compositions and methods for sustained delivery of drugs
US8241657B2 (en) * 2007-12-04 2012-08-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Biodisintegrable medical devices
US8668863B2 (en) 2008-02-26 2014-03-11 Board Of Regents, The University Of Texas System Dendritic macroporous hydrogels prepared by crystal templating
US20090263458A1 (en) * 2008-04-21 2009-10-22 Lasse Daniel Efskind Material for surgical use in traumatology
AU2009240512B2 (en) * 2008-04-24 2014-07-10 Medtronic, Inc. Protective gel based on chitosan and oxidized polysaccharide
AU2009240509B2 (en) 2008-04-24 2014-08-21 Medtronic, Inc. Rehydratable thiolated polysaccharide particles and sponge
US8530632B2 (en) 2008-04-24 2013-09-10 Medtronic Xomed, Inc. Chitosan-containing protective composition
US8802652B2 (en) 2008-04-24 2014-08-12 Medtronic, Inc. Rehydratable polysaccharide particles and sponge
US8357795B2 (en) 2008-08-04 2013-01-22 Allergan, Inc. Hyaluronic acid-based gels including lidocaine
EP3184552B1 (en) 2008-09-02 2020-08-12 Tautona Group LP Threads of hyaluronic acid, methods of making thereof and uses thereof
GB0816365D0 (en) * 2008-09-08 2008-10-15 Univ Belfast Polymeric material
US20100305397A1 (en) * 2008-10-06 2010-12-02 Allergan Medical Sarl Hydraulic-mechanical gastric band
WO2010042493A1 (en) 2008-10-06 2010-04-15 Allergan, Inc. Mechanical gastric band with cushions
US20100185049A1 (en) 2008-10-22 2010-07-22 Allergan, Inc. Dome and screw valves for remotely adjustable gastric banding systems
CN104825247B (zh) 2009-07-29 2017-05-03 C·R·巴德公司 管式过滤器
CA2780274C (en) 2009-11-09 2018-06-26 Spotlight Technology Partners Llc Fragmented hydrogels
CA2780294C (en) 2009-11-09 2018-01-16 Spotlight Technology Partners Llc Polysaccharide based hydrogels
US10240419B2 (en) 2009-12-08 2019-03-26 Baker Hughes, A Ge Company, Llc Downhole flow inhibition tool and method of unplugging a seat
EP2338477A1 (en) 2009-12-15 2011-06-29 bene-Arzneimittel GmbH Suppository comprising pantoprazole
US9114188B2 (en) 2010-01-13 2015-08-25 Allergan, Industrie, S.A.S. Stable hydrogel compositions including additives
US20110172180A1 (en) 2010-01-13 2011-07-14 Allergan Industrie. Sas Heat stable hyaluronic acid compositions for dermatological use
US20110171311A1 (en) * 2010-01-13 2011-07-14 Allergan Industrie, Sas Stable hydrogel compositions including additives
US20110171286A1 (en) * 2010-01-13 2011-07-14 Allergan, Inc. Hyaluronic acid compositions for dermatological use
US8758221B2 (en) 2010-02-24 2014-06-24 Apollo Endosurgery, Inc. Source reservoir with potential energy for remotely adjustable gastric banding system
US8840541B2 (en) * 2010-02-25 2014-09-23 Apollo Endosurgery, Inc. Pressure sensing gastric banding system
JP5749283B2 (ja) 2010-03-12 2015-07-15 アラーガン・アンデュストリー・ソシエテ・パール・アクシオン・サンプリフィエＡｌｌｅｒｇａｎ Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅ Ｓａｓ 皮膚状態を改善するための流体組成物
DK3078388T3 (da) 2010-03-22 2019-05-20 Allergan Inc Tværbundne hydrogeler til blødvævsforøgelse
AR081808A1 (es) * 2010-03-26 2012-10-24 Philip Morris Prod Procedimiento para producir una estructura continua de un material encapsulado
US9028394B2 (en) 2010-04-29 2015-05-12 Apollo Endosurgery, Inc. Self-adjusting mechanical gastric band
US9044298B2 (en) 2010-04-29 2015-06-02 Apollo Endosurgery, Inc. Self-adjusting gastric band
US20110270024A1 (en) 2010-04-29 2011-11-03 Allergan, Inc. Self-adjusting gastric band having various compliant components
US20110270025A1 (en) 2010-04-30 2011-11-03 Allergan, Inc. Remotely powered remotely adjustable gastric band system
US8517915B2 (en) 2010-06-10 2013-08-27 Allergan, Inc. Remotely adjustable gastric banding system
US9005605B2 (en) 2010-08-19 2015-04-14 Allergan, Inc. Compositions and soft tissue replacement methods
US8889123B2 (en) 2010-08-19 2014-11-18 Allergan, Inc. Compositions and soft tissue replacement methods
US8697057B2 (en) 2010-08-19 2014-04-15 Allergan, Inc. Compositions and soft tissue replacement methods
US8883139B2 (en) 2010-08-19 2014-11-11 Allergan Inc. Compositions and soft tissue replacement methods
US20120059216A1 (en) 2010-09-07 2012-03-08 Allergan, Inc. Remotely adjustable gastric banding system
WO2012048283A1 (en) 2010-10-08 2012-04-12 Board Of Regents, The University Of Texas System One-step processing of hydrogels for mechanically robust and chemically desired features
US9095558B2 (en) 2010-10-08 2015-08-04 Board Of Regents, The University Of Texas System Anti-adhesive barrier membrane using alginate and hyaluronic acid for biomedical applications
US8961393B2 (en) 2010-11-15 2015-02-24 Apollo Endosurgery, Inc. Gastric band devices and drive systems
US20130096081A1 (en) 2011-06-03 2013-04-18 Allergan, Inc. Dermal filler compositions
US9393263B2 (en) 2011-06-03 2016-07-19 Allergan, Inc. Dermal filler compositions including antioxidants
CN107412002A (zh) 2011-06-03 2017-12-01 阿勒根公司 包括抗氧化剂的皮肤填充剂组合物
US9408797B2 (en) 2011-06-03 2016-08-09 Allergan, Inc. Dermal filler compositions for fine line treatment
WO2012171540A1 (en) 2011-06-15 2012-12-20 Bene-Arzneimittel Gmbh Suppository comprising pantoprazole comprised in pellets with a cellulose core
US9707739B2 (en) 2011-07-22 2017-07-18 Baker Hughes Incorporated Intermetallic metallic composite, method of manufacture thereof and articles comprising the same
US9033055B2 (en) 2011-08-17 2015-05-19 Baker Hughes Incorporated Selectively degradable passage restriction and method
US9090956B2 (en) 2011-08-30 2015-07-28 Baker Hughes Incorporated Aluminum alloy powder metal compact
US20130244943A1 (en) 2011-09-06 2013-09-19 Allergan, Inc. Hyaluronic acid-collagen matrices for dermal filling and volumizing applications
US9662422B2 (en) 2011-09-06 2017-05-30 Allergan, Inc. Crosslinked hyaluronic acid-collagen gels for improving tissue graft viability and soft tissue augmentation
US8876694B2 (en) 2011-12-07 2014-11-04 Apollo Endosurgery, Inc. Tube connector with a guiding tip
US8961394B2 (en) 2011-12-20 2015-02-24 Apollo Endosurgery, Inc. Self-sealing fluid joint for use with a gastric band
US9010416B2 (en) 2012-01-25 2015-04-21 Baker Hughes Incorporated Tubular anchoring system and a seat for use in the same
US11565027B2 (en) 2012-12-11 2023-01-31 Board Of Regents, The University Of Texas System Hydrogel membrane for adhesion prevention
EP2931327B1 (en) 2012-12-11 2019-02-13 Board Of Regents, The University Of Texas System Hydrogel membrane for adhesion prevention
WO2014144364A1 (en) 2013-03-15 2014-09-18 Children's Medical Center Corporation Gas-filled stabilized particles and methods of use
CA2921952C (en) * 2013-08-21 2022-12-13 Children's National Medical Center Dissolvable on-command implant
US9816339B2 (en) 2013-09-03 2017-11-14 Baker Hughes, A Ge Company, Llc Plug reception assembly and method of reducing restriction in a borehole
US9192574B2 (en) 2013-10-24 2015-11-24 Medtronic Xomed, Inc. Chitosan paste wound dressing
US9192692B2 (en) 2013-10-24 2015-11-24 Medtronic Xomed, Inc. Chitosan stenting paste
US11167343B2 (en) 2014-02-21 2021-11-09 Terves, Llc Galvanically-active in situ formed particles for controlled rate dissolving tools
US10865465B2 (en) 2017-07-27 2020-12-15 Terves, Llc Degradable metal matrix composite
US10689740B2 (en) 2014-04-18 2020-06-23 Terves, LLCq Galvanically-active in situ formed particles for controlled rate dissolving tools
US10150713B2 (en) 2014-02-21 2018-12-11 Terves, Inc. Fluid activated disintegrating metal system
WO2016051219A1 (en) 2014-09-30 2016-04-07 Allergan Industrie, Sas Stable hydrogel compositions including additives
WO2016128783A1 (en) 2015-02-09 2016-08-18 Allergan Industrie Sas Compositions and methods for improving skin appearance
US20190264008A1 (en) * 2016-10-31 2019-08-29 Kewpie Corporation Gel Composition and Method for Producing Same
WO2018165327A1 (en) 2017-03-08 2018-09-13 Alafair Biosciences, Inc. Hydrogel medium for the storage and preservation of tissue
WO2022271985A1 (en) * 2021-06-24 2022-12-29 Rvo 2.0 Inc, D/B/A Optics Medical Catheters comprising a hydrogel polymer

Family Cites Families (52)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2485512A (en) * 1941-10-21 1949-10-18 Alginate Ind Ltd Manufacture of transparent alginic films
GB579004A (en) * 1943-11-12 1946-07-19 Ernest Gordon Greville Improved surgical sutures and like surgical material and the manufacture thereof
GB674755A (en) * 1949-08-04 1952-07-02 Courtaulds Ltd Improvements in and relating to the production of artificial protein fibres
US2712672A (en) * 1952-01-28 1955-07-12 Calcagno Luigi Process for preparing proteic sponges
US2847713A (en) * 1955-05-13 1958-08-19 Weingand Richard Process for producing synthetic sausage skins and other laminar structures from alginates
US2897547A (en) * 1955-05-27 1959-08-04 Weingand Richard Process for producing synthetic sausage casing from alginates or alginic acid
US3271496A (en) * 1964-01-27 1966-09-06 Amicon Corp Method of shaping polyelectrolyte polymer
US4137921A (en) * 1977-06-24 1979-02-06 Ethicon, Inc. Addition copolymers of lactide and glycolide and method of preparation
US4339295A (en) * 1978-12-20 1982-07-13 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Department Of Health & Human Services Hydrogel adhesives and sandwiches or laminates using microwave energy
US4286341A (en) * 1979-04-16 1981-09-01 Iowa State University Research Foundation, Inc. Vascular prosthesis and method of making the same
JPS5714640A (en) * 1980-07-02 1982-01-25 Toray Ind Inc Separating membrane of methyl methacrylate type
DE3272706D1 (en) * 1981-05-27 1986-09-25 Unitika Ltd Urethral catheter capable of preventing urinary tract infection and process for producing the same
US4613517A (en) * 1983-04-27 1986-09-23 Becton, Dickinson And Company Heparinization of plasma treated surfaces
CA1238043A (en) * 1983-12-15 1988-06-14 Endre A. Balazs Water insoluble preparations of hyaluronic acid and processes therefor
FR2559666B1 (fr) * 1984-02-21 1986-08-08 Tech Cuir Centre Procede de fabrication de tubes de collagene, notamment de tubes de faibles diametres, et application des tubes obtenus dans le domaine des protheses vasculaires et des sutures nerveuses
US4716224A (en) * 1984-05-04 1987-12-29 Seikagaku Kogyo Co. Ltd. Crosslinked hyaluronic acid and its use
US4650488A (en) * 1984-05-16 1987-03-17 Richards Medical Company Biodegradable prosthetic device
SE442820B (sv) * 1984-06-08 1986-02-03 Pharmacia Ab Gel av tverbunden hyaluronsyra for anvendning som glaskroppssubstitut
US4863907A (en) * 1984-06-29 1989-09-05 Seikagaku Kogyo Co., Ltd. Crosslinked glycosaminoglycans and their use
US4801475A (en) * 1984-08-23 1989-01-31 Gregory Halpern Method of hydrophilic coating of plastics
US4605691A (en) * 1984-12-06 1986-08-12 Biomatrix, Inc. Cross-linked gels of hyaluronic acid and products containing such gels
US5128326A (en) * 1984-12-06 1992-07-07 Biomatrix, Inc. Drug delivery systems based on hyaluronans derivatives thereof and their salts and methods of producing same
US4636524A (en) * 1984-12-06 1987-01-13 Biomatrix, Inc. Cross-linked gels of hyaluronic acid and products containing such gels
US4582865A (en) * 1984-12-06 1986-04-15 Biomatrix, Inc. Cross-linked gels of hyaluronic acid and products containing such gels
US5202431A (en) * 1985-07-08 1993-04-13 Fidia, S.P.A. Partial esters of hyaluronic acid
US4851521A (en) * 1985-07-08 1989-07-25 Fidia, S.P.A. Esters of hyaluronic acid
JPS6233855A (ja) * 1985-07-31 1987-02-13 株式会社　君津化学研究所 アルギン不織シ−ト及び製造法
US4997443A (en) * 1985-08-26 1991-03-05 Hana Biologics, Inc. Transplantable artificial tissue and process
US4902295A (en) * 1985-08-26 1990-02-20 Hana Biologics, Inc. Transplantable artificial tissue
EP0213908A3 (en) * 1985-08-26 1989-03-22 Hana Biologics, Inc. Transplantable artificial tissue and process
SE8504501D0 (sv) * 1985-09-30 1985-09-30 Astra Meditec Ab Method of forming an improved hydrophilic coating on a polymer surface
US4838876A (en) * 1986-04-29 1989-06-13 The Kendall Company Silicone rubber catheter having improved surface morphology
IT1198449B (it) * 1986-10-13 1988-12-21 F I D I Farmaceutici Italiani Esteri di alcoli polivalenti di acido ialuronico
JPH0696023B2 (ja) * 1986-11-10 1994-11-30 宇部日東化成株式会社 人工血管およびその製造方法
GB8729977D0 (en) * 1987-12-23 1988-02-03 Bard Ltd Catheter
US4888016A (en) * 1988-02-10 1989-12-19 Langerman David W "Spare parts" for use in ophthalmic surgical procedures
US5061738A (en) * 1988-04-18 1991-10-29 Becton, Dickinson And Company Blood compatible, lubricious article and composition and method therefor
IT1219587B (it) * 1988-05-13 1990-05-18 Fidia Farmaceutici Polisaccaridi carbossiilici autoreticolati
US5085629A (en) * 1988-10-06 1992-02-04 Medical Engineering Corporation Biodegradable stent
US5057606A (en) * 1989-01-24 1991-10-15 Minnesota Mining And Manufacturing Company Form-in-place polysaccharide gels
US5089606A (en) * 1989-01-24 1992-02-18 Minnesota Mining And Manufacturing Company Water-insoluble polysaccharide hydrogel foam for medical applications
HU203372B (en) * 1989-02-24 1991-07-29 Richter Gedeon Vegyeszet Process for producing hyaluronic associates and pharmaceutical compositions and cosmetics comprising such active ingredient
US5049138A (en) * 1989-11-13 1991-09-17 Boston Scientific Corporation Catheter with dissolvable tip
DE69112260T2 (de) * 1990-04-23 1996-04-11 Monsanto Co Gellan-Gummi-Fasern.
US5077352A (en) * 1990-04-23 1991-12-31 C. R. Bard, Inc. Flexible lubricious organic coatings
US5149543A (en) * 1990-10-05 1992-09-22 Massachusetts Institute Of Technology Ionically cross-linked polymeric microcapsules
JP2777279B2 (ja) * 1990-10-08 1998-07-16 工業技術院長 創傷被覆材及びその製造方法
IT1247157B (it) * 1991-02-11 1994-12-12 Fidia Spa Canali di guida biodegradabili e bioassorbibili da impiegare per la rigenerazione nervosa.
GR920100122A (el) * 1991-04-05 1993-03-16 Ethicon Inc Πολυσακχαρίτες οι οποίοι περιέχουν καρβοξύλιο με σταυροειδείς δεσμούς δια την πρόληψιν της προσφύσεως.
US5334640A (en) * 1992-04-08 1994-08-02 Clover Consolidated, Ltd. Ionically covalently crosslinked and crosslinkable biocompatible encapsulation compositions and methods
US5306764A (en) * 1992-09-03 1994-04-26 China Technical Consultants Inc. Water dispersible polyurethane and process for preparation thereof
US5531716A (en) * 1993-09-29 1996-07-02 Hercules Incorporated Medical devices subject to triggered disintegration

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2445950C2 (ru) * 2006-10-26 2012-03-27 Сэндзю Фармасьютикал Ко., Лтд. Жидкая водная глазная композиция
WO2011105931A1 (ru) * 2010-02-27 2011-09-01 Учреждение Российской Академии Наук Институт Органического Синтеза Им. И.Я. Постовского Уральског Отделения Ран Адгезивная композиция для съемных зубных протезов

Also Published As

Publication number Publication date
CA2132293A1 (en) 1995-03-30
JP3703155B2 (ja) 2005-10-05
EP0645150B1 (en) 2001-11-28
EP0645150A1 (en) 1995-03-29
US6126645A (en) 2000-10-03
US5531716A (en) 1996-07-02
US6096018A (en) 2000-08-01
BR9403911A (pt) 1995-05-30
CN1114177A (zh) 1996-01-03
AU685152B2 (en) 1998-01-15
US5820608A (en) 1998-10-13
KR950007801A (ko) 1995-04-15
CA2132293C (en) 2009-04-07
RU94034125A (ru) 1996-07-10
ATE209511T1 (de) 2001-12-15
PL305241A1 (en) 1995-04-03
DE69429227D1 (de) 2002-01-10
DK0645150T3 (da) 2002-03-18
PL177431B1 (pl) 1999-11-30
JPH07163655A (ja) 1995-06-27
DE69429227T2 (de) 2002-07-25
AU7429694A (en) 1995-04-13
US5650116A (en) 1997-07-22

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2138297C1 (ru) Медицинские устройства, подверженные вызываемому разложению
EP0704222B1 (en) In vivo degradable medical device, composition and method for its production and process for its decomposition
JP4331795B2 (ja) 改良された弾性応答を有する医療装置
US8545869B2 (en) Controlling resorption of bioresorbable medical implant material through dispersed responsive particles
JP4116079B2 (ja) 医療装置用のイオン架橋ポリマー組成物の二次成形
AU2002306707A1 (en) Controlled resorption of medical implants
WO1998002204A1 (en) Medical devices comprising ionically and non-ionically cross-linked polymer hydrogels having improved mechanical properties
AU2007234593B2 (en) Controlled resorption of medical implants