RU2403069C2 - Медицинские устройства, покрытые быстро растворяющимся биосовместимым покрытием - Google Patents

Медицинские устройства, покрытые быстро растворяющимся биосовместимым покрытием Download PDF

Info

Publication number
RU2403069C2
RU2403069C2 RU2008106613/15A RU2008106613A RU2403069C2 RU 2403069 C2 RU2403069 C2 RU 2403069C2 RU 2008106613/15 A RU2008106613/15 A RU 2008106613/15A RU 2008106613 A RU2008106613 A RU 2008106613A RU 2403069 C2 RU2403069 C2 RU 2403069C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
coating
chitosan
sodium alginate
alginate
specified
Prior art date
Application number
RU2008106613/15A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2008106613A (ru
Inventor
Михель ДОРНИС (NO)
Михель ДОРНИС
Кристиан Клейн ЛАРСЕН (NO)
Кристиан Клейн Ларсен
Тересе АНДЕРСЕН (NO)
Тересе АНДЕРСЕН
Original Assignee
ФМС БиоПолимер АС
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 ФМС БиоПолимер АС filed Critical ФМС БиоПолимер АС
Publication of RU2008106613A publication Critical patent/RU2008106613A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2403069C2 publication Critical patent/RU2403069C2/ru

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
    • A61L31/08—Materials for coatings
    • A61L31/10—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
    • 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
    • A61L29/10—Inorganic 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
    • A61L29/14—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
    • 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
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L5/00—Compositions of polysaccharides or of their derivatives not provided for in groups C08L1/00 or C08L3/00
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L5/00—Compositions of polysaccharides or of their derivatives not provided for in groups C08L1/00 or C08L3/00
    • C08L5/04—Alginic acid; Derivatives thereof
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L5/00—Compositions of polysaccharides or of their derivatives not provided for in groups C08L1/00 or C08L3/00
    • C08L5/08—Chitin; Chondroitin sulfate; Hyaluronic acid; Derivatives thereof

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Polymers & Plastics (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Inorganic Chemistry (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Medicinal Preparation (AREA)
  • Paints Or Removers (AREA)

Abstract

Изобретение относится к медицине, конкретно к медицинскому устройству, включающему биосовместимое медицинское покрытие, приклеенное к нему, в котором покрытие включает по меньшей мере одну из несшитых растворимых в воде солей (i) альгиновой кислоты, (ii) гиалуроновой кислоты или (iii) хитозана, причем покрытие полностью растворяется по меньшей мере в одной физиологической жидкости организма человека менее чем за 3 часа. Покрытие быстро растворяется из устройства. 28 з.п. ф-лы, 2 табл.

Description

Родственные заявки
По данной заявке испрашивается приоритет согласно USSN 60/706396, поданной 21 июля 2005.
Область техники, к которой относится изобретение
Изобретение относится к медицинским устройствам, включающим биосовместимое медицинское покрытие, приклеенное к ним, в которых биосовместимое медицинское покрытие включает по меньшей мере одну из несшитых растворимых в воде солей: (i) альгиновой кислоты, (ii) гиалуроновой кислоты или (iii) хитозана, причем покрытие является легко растворимым по меньшей мере в одной физиологической жидкости организма млекопитающих.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Из предшествующего уровня техники известно, что биополимеры, такие как альгинат, хитозан и гиалуронан можно применять для покрытия медицинских устройств для местного применения, таких как перевязочные материалы для ран, или для имплантации на медицинских устройствах, таких как стенты или катетеры, и в качестве тканей или в качестве биологических герметиков. Подобные покрытия разрабатываются так, чтобы они оставались прикрепленными к медицинскому устройству или другой подложке в течение требуемого периода времени или в течение срока полезного использования медицинского устройства. В предшествующем уровне техники биополимерный компонент обычно является сшитым при помощи двухвалентных ионов или химических агентов. Сшивающий агент может содержаться в покрывающей композиции, когда покрытие наносят на подложку или вводиться на другой стадии в процессе нанесения покрытия. Сшитое биополимерное покрытие можно гидратировать с образованием гидрогеля, который может растворяться в течение продолжительного периода времени при контакте с физиологическими жидкостями или другим водным окружением.
В US 2004/0057978 раскрыто медицинское устройство в медицинском комплекте для длительной имплантации, в котором неорганическую поверхность медицинского устройства модифицируют с образованием содействующей адгезии поверхности, которую покрывают раствором альгината и вводят во взаимодействие со сшивающим щелочноземельным катионом с образованием гелеобразного покрытия альгината.
В WO 03092754 раскрыты ионносшитые гидрогели альгината, которые образуют самостоятельные листовые или нелистовые формы и могут частично или полностью инкапсулировать пористый субстрат, такой как хирургическая сетка. Установлено, что разрушение сшитой биополимерной пленки стимулирует рост тканей в сетку. Пленка характеризуется временем разрушения, измеренным при комнатной температуре в солевом растворе, до около 72 часов.
В US 2004/0172048 описан сетчатый материал хирургического имплантата, который предпочтительно является по меньшей мере частично инкапсулированным рассасывающимся покрытием для облегчения манипулирования. Покрытие, оболочка или слой могут быть созданы на основе желатина, крахмала, целлюлозы, альгината или гиалуроновой кислоты и предпочтительно поглощаются организмом в течение 48 часов после имплантации так, чтобы не способствовать удержанию инородного тела в организме.
Несмотря на приведенный выше предшествующий уровень техники, существуют случаи, когда желательно, чтобы покрытие растворялось за короткий промежуток времени после того, как поверхность медицинского устройства подверглась воздействию.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Данное изобретение относится к медицинским устройствам, включающим биосовместимое медицинское покрытие, приклеенное к ним, в которых покрытие включает по меньшей мере одну из несшитых растворимых в воде солей: (i) альгиновой кислоты, (ii) гиалуроновой кислоты или (iii) хитозана, причем покрытие является легко растворимым по меньшей мере в одной физиологической жидкости организма млекопитающих.
Настоящее изобретение предоставляет покрытие на медицинском устройстве, инструменте или конструкции, которое временно обеспечивает наличие по меньшей мере одного защитного свойства, смазывающего свойства, биоадгезивного свойства у инструмента или медицинского устройства.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Покрытиями настоящего изобретения являются растворимые покрытия для нанесения на инструменты и медицинские устройства, которые являются растворимыми в воде и обеспечивают наличие таких свойств, как смазывающее свойство, увеличивающее способность к скольжению; защитное свойство для маскировки или покрытия зазубренных, неровных или острых областей устройства; биоадгезивное свойство, позволяющее устройству приклеиваться к слизистым поверхностям, тканям и органам. Биополимерное покрытие по изобретению может также способствовать облегчению введения, размещения, перемещения или установки устройства. Растворение покрытия по изобретению затем позволит обеспечить долговременное размещение, закрепление или безопасность устройства.
Фраза “легко растворяющийся”, как используется в данном документе, относится к биосовместимым покрытиям по изобретению, которые полностью растворяются по меньшей мере в одной физиологической жидкости организма млекопитающего, например, человека, как правило, менее чем за 3 часа, менее чем за 2,5 часа, менее чем за 2,0 часа, менее чем за 1,5 часа, менее чем за 1,0 час, менее чем за 50 минут, менее чем за 40 минут и менее чем за 30 минут. Физиологические жидкости включают сыворотку крови, плазму, интерстициальную жидкость, мочу, желудочный сок, по желанию. Примеры типичных модельных физиологических жидкостей, которые можно применять для определения растворимости покрытий в рамках данного изобретения, включают 0,9% раствор NaCl, сбалансированный раствор соли Хэнкса или искусственный желудочный сок.
Альгинаты являются семейством неразветвленных бинарных сополимеров, связанных 1→4 гликозидной связью мономеров β-D-маннуроновой кислоты (М) и α-L-гулуроновой кислоты (G). Относительное количество двух мономеров уроновой кислоты и их последовательное расположение вдоль полимерной цепи широко варьируются в зависимости от происхождения альгината. Остатки уроновой кислоты распределяются вдоль полимерной цепи по принципу блочной матрицы, где одновременно присутствуют гомополимерные блоки G остатков (G-блоки), гомополимерные блоки М остатков (М-блоки) и блоки с чередующейся последовательностью М и G звеньев (МG-блоки). Молекула альгината не может быть описана только мономерной композицией. Композиция и структура последовательности вместе с молекулярной массой и молекулярной конформацией являются ключевыми характеристиками альгината в определении его свойств и функций. Соли альгиновой кислоты, применяемые в настоящем изобретении, являются несшитыми и растворимыми в воде.
Растворимые в воде альгинаты, подходящие для применения в настоящем изобретении, включают как несшитые обогащенные гулуроновой кислотой, так и обогащенные маннуроновой кислотой соли альгиновой кислоты. Предпочтительной солью альгиновой кислоты является альгинат натрия, но можно также применять альгинаты калия и магния.
Фармакокинетические исследования альгината проводили путем введения меченного радиоактивным изотопом [14С] альгината, выделенного из Pseudomonas aeruginosa (Skaugrud, Ш. еt al., Biomedical and pharmaceutical applications of alginate and chitosan, Biotech. Genetic Eng. Rev., 16, 23-40, 1999). Фармакокинетика у мышей после внутривенной (IV) болюсной инъекции 100 мкг [14С] альгината соответствует 2-камерной модели. Данные указывают на первоначальное быстрое удаление альгината из крови (от 0 до 5 часов) с последующим более медленным удалением (5-48 часов). Первоначальный период полувыведения (t1/2α) составляет приблизительно 4 часа, в то время как вторичный период полувыведения (t1/2β), по-видимому, составляет около 22 часов.
Предпочтительными альгинатами являются хорошо изученные несшитые растворимые в воде соли альгиновой кислоты со сниженным содержанием эндотоксина. Подобные альгинаты являются доступными под торговым названием PRONOVA. Для асептического покрытия без термической стерилизации предпочтительным является стерильный альгинат натрия. Такие альгинаты с низким содержанием эндотоксина являются предпочтительными, особенно если подобные альгинаты с пониженным содержанием эндотоксина удовлетворяют нормативным требованиям для содержания эндотоксина. Под сниженным содержанием эндотоксина подразумевается, что содержание эндотоксина в альгинате, применяемом для получения покрытия, и содержание эндотоксина в медицинском устройстве вместе не должны превышать, например, рекомендованного U.S. Food and Drug Administration содержания эндотоксина в имплантируемом медицинском устройстве. Принятые в настоящее время нормативы устанавливают, что устройство не может высвобождать в организм пациента более чем 350 единиц эндотоксина (EU) (5 EU/кг).
Хитозан является линейным полисахаридом, который состоит из случайно распределенных звеньев D-глюкозамина (D-звеньев) и N-ацетилглюкозамина (А-звеньев), связанных β(1→4) связями. Соотношение между глюкозамином и N-ацетилглюкозамином обозначают как степень дезацетилирования. Дезацетилированные мономеры (глюкозамин) случайным образом распределяются вдоль полимерной цепи. Хитозан содержит первичные аминогруппы, которые могут быть протонированы, образуя таким образом катионный биополимер. В растворе соли хитозана будут нести положительный заряд благодаря протонизации свободных аминогрупп глюкозамина. Способность к взаимодействию с отрицательно заряженными поверхностями прямо пропорциональна плотности положительного заряда хитозана. Катионная природа хитозана придает данному полимеру биоадгезивное свойство.
Хитозан можно разрушить ферментом лизоцимом. Лизоцим обнаружен у млекопитающих в слюне, слезах, сыворотке крови и в интерстициальной жидкости. Продуктами разложения хитозана являются глюкозамин и N-ацетилглюкозамин. Данные продукты разложения являются нетоксичными для млекопитающих.
Хитозаны, подходящие для применения в настоящем изобретении, являются несшитыми растворимыми в воде солями хитозана и предпочтительно включают препараты хорошо охарактеризованного хитозана с пониженным содержанием эндотоксина. Подобные хитозаны являются доступными под торговым наименованием PROTASAN. Пониженное содержание эндотоксина означает, что содержание эндотоксина в покрытии хитозана и содержание эндотоксина в медицинском устройстве вместе не должно превышать рекомендованные пределы эндотоксина для имплантируемых медицинских устройств.
Гиалуронат является линейным полимером, который состоит из мономеров глюкуроновой кислоты и N-ацетилглюкозамина, сшитых попеременно с помощью β(1→3) и β(1→4) гликозидных связей. Гиалуронат является основным компонентом внеклеточной матрицы кожи человека, суставов и большинства органов и тканей. Растворы гиалуронана могут быть очень вязкими и маслянистыми. При смачивании пленки, состоящей из гиалуроната, покрытие становится очень скользким и будет растворяться со временем до тех пор, пока гиалуронат не сошьется.
Гиалуронат разлагается ферментом гиалуронидазой. У млекопитающих гиалуронан обладает очень высокой скоростью превращения. Период полувыведения гиалуронана в кровотоке млекопитающих составляет около 5 минут. Гиалуронидаза обнаружена в тканях и клетках, плазме крови, синовиальной жидкости и моче.
Соли гиалуроновой кислоты для применения в настоящем изобретении являются ее несшитыми растворимыми в воде солями.
Предпочтительные соли альгиновой кислоты, гиалуроновой кислоты и хитозана обладают содержанием эндотоксина менее чем 100 единиц эндотоксина на грамм.
Покрытое медицинское устройство для нанесения покрытия в рамках данного изобретения включает все устройства, инструменты, конструкции и т.д., предназначенные для контакта по меньшей мере с одной физиологической жидкостью организма млекопитающего. Устройства можно получить путем нанесения на предоставленную поверхность, частично или полностью, раствора растворимого биополимерного покрытия по настоящему изобретению. Например, это можно сделать при погружении устройства в раствор биополимерного покрытия настоящего изобретения и затем позволить избытку раствора стечь с устройства. Альтернативно покрытие можно нанести с помощью распыления, окунания и других способов, которые позволяют раствору биополимерного покрытия войти в контакт с устройством или поверхностью устройства. Затем покрытие сушат в подходящей атмосфере (низкая влажность, регулирование температуры, отсутствие пыли и стерильность, если требуется асептическая обработка).
Примерами медицинских устройств, которые можно покрыть с использованием биополимерных растворов, являются: пластиковые и металлические трубки, пластиковые и металлические катетеры, пластиковые и металлические канюли и иглы или блоки с иглами, хирургические инструменты, такие как зажимы, пинцеты, ретракторы и т.д., лигатуры, пластиковые (такие как полиэтиленовые) нити, сетки и поддерживающие повязки. Полезность настоящего изобретения распространяется на другие устройства, конкретно не перечисленные в данном документе, которые можно частично или полностью покрыть с использованием предложенных композиций. До нанесения покрытия можно выполнить необязательную обработку поверхности медицинского устройства для активизации присоединения биополимерного покрытия.
В настоящем изобретении является желательным, чтобы по меньшей мере слой, покрывающий незащищенную поверхность, не оставался на устройстве, а быстро растворялся из устройства. Данный слой можно удалить до применения, например, для сохранения стерильности хирургического инструмента, или после размещения, например, для наложения швов до растворения из покрытого медицинского устройства. Данный слой можно также активировать до применения, например, для придания таких свойств, как адгезивность или маслянистость. В настоящем изобретении в композициях растворимого биополимерного покрытия, как правило, не применяют сшитые компоненты (которые, как правило нежелательным образом замедляют растворение покрытия), и следовательно эти композиции растворяются из покрытого устройства за минуты. Скорость растворения можно контролировать путем регулирования состава биополимерной композиции. Скорость растворения покрытой композиции можно замедлить за счет выбора применяемого биополимера и структуры покрытия. Например, биополимер с высокой вязкостью и высокой молекулярной массой будет гидратироваться и растворяться медленнее, чем биополимер с низкой вязкостью и низкой молекулярной массой. В одном воплощении настоящего изобретения комбинируют альгинаты натрия с низкой и средней вязкостью. Цель этого состоит в том, чтобы позволить альгинату натрия с низкой вязкостью раствориться первым, в то время как скорость растворения альгината натрия со средней вязкостью является более замедленной. Альтернативно покрытие медицинского устройства с использованием последующих покрытий, т.е. внутреннего покрытия одним биополимерным покрытием по изобретению, имеющим определенные вязкость и молекулярную массу, с последующим внешним покрытием другим биополимерным покрытием, имеющим отличающиеся вязкость и молекулярную массу, может влиять на характеристики растворимости покрытия.
Объемы и концентрации биополимеров можно менять в соответствии с условиями покрытия и устройством, которое следует покрыть. Окончательную концентрацию биополимера, а также применение индивидуального биополимера или их смеси, можно подбирать для обеспечения желательных свойств покрытия, таких как растворимость биополимера в физиологических жидкостях, гибкость покрытия, способность к покрытию субстрата (по отношению к свойствам поверхности медицинского устройства, инструмента или биосовместимой структуры, желательной толщины и т.д.) и биосовместимость биополимера с организмом, в который покрытое медицинское устройство вводится или имплантируется. Для покрытий имплантируемых устройств следует выбирать ультрачистые биополимеры, поскольку в них понижен уровень эндотоксинов. Дополнительные свойства, которые являются желательными, включают стабильность биополимерного покрытия в течение длительных периодов времени до применения (увеличенный срок хранения) и прикрепление покрытия к медицинскому устройству или его поверхности до удаления при растворении, предпочтительно не требующее химической реакционной способности. Во избежание сомнений, если определенно не указано иначе, все мас. %, приведенные в данном документе для компонентов в покрытии устройства, являются мас. % по отношению к массе покрытия во время нанесения на устройство.
Можно включить другие ингредиенты, такие как антибиотики, например, гентамицин, ванкомицин и другие препараты антибиотиков. Можно добавить дополнительные агенты, усиливающие вязкость, такие как карбоксиметилцеллюлоза или другие производные целлюлозы, известные специалистам, и/или поливиниловый спирт. В композицию можно также включить анестетики, такие как лидокаин или другие агенты, известные специалистам. Можно также включить моновалентный антибиотический катион, такой как серебро.
Можно также включить пластификатор для обеспечения гибкости, где желательно. Подобные пластификаторы можно выбирать из глицерина, сорбита, полиэтиленгликоля и других материалов, известных специалистам. Пластификатор может присутствовать в количестве до 20% раствора. Пластификаторы можно применять, если покрытие слишком хрупкое. Подобная хрупкость, если она чрезмерная, может привести к нежелательному разламыванию, расщеплению, растрескиванию, отслаиванию или иному разрушению покрытия. С другой стороны, большие количества пластификатора в некоторых ситуациях могут привести к увеличению липкости покрытия сверх желательного уровня. Пластификаторы должны быть преимущественно не заряженными, растворимыми в воде и биосовместимыми. Выбранный пластификатор не должен взаимодействовать с биополимерами по изобретению таким образом, чтобы это вызвало осаждение биополимера, снизило гибкость покрытия или индуцировало любой другой отрицательный эффект.
Кроме того, концентрацию и тип пластификатора можно варьировать. В следующих примерах при нанесении на устройство применяли глицерин до конечной концентрации 10% в покрытии. Однако данную концентрацию можно варьировать для соответствия свойствам конечного покрытия (высушенного), в некоторых случаях можно применять пониженные концентрации глицерина.
Способ сушки биополимерного покрытия на устройстве может являться или сушкой воздухом в свободном от пыли окружении, или ускоренной сушкой с использованием сушильной печи. Однако, благодаря природе биополимера условия сушки не должны превышать 40 до 80°С. Более высокие температуры могут привести к разложению биополимера, что в свою очередь повлияет на способность биополимерного покрытия к гидратации и растворению.
Для применения в биомедицинских целях подобные покрытые медицинские устройства должны быть стерилизованы в конце обработки. Существует несколько способов стерилизации, выбранный способ стерилизации должен гарантировать целостность медицинского устройства. Для гарантии полезности биополимерного покрытия предпочтительна стерилизация с применением этиленоксида вместо стандартного автоклавирования. Стерилизация электронным пучком является более предпочтительной, чем гамма-облучение. Предпочтительные способы стерилизации приводят к меньшему разложению биополимерного покрытия, чем другие способы стерилизации. Стерилизации с применением водного спирта перед упаковкой следует избегать, так как содержание воды в спирте будет инициировать гидратацию и растворение покрытия.
Упаковку следует разработать, чтобы позволить покрытому медицинскому устройству оставаться стерильным и без загрязнения в течение срока хранения продукта. Кроме того, упаковка должна предотвращать проникновение влаги, которая могла бы нанести ущерб покрытию.
Устройство по настоящему изобретению может быть частично или полностью заключено внутри покрытия по изобретению.
В примерах применялись следующие способы:
Вязкость: Кажущуюся вязкость определяли при 20°С с помощью ротационного вискозиметра Брукфилда и адаптера для небольших образцов с использованием шпинделя номер 21 или UL-адаптера с использованием шпинделя номер 00. Для всех биополимеров, кроме Protanal LFR 5/60, вязкость определяли в 1% (мас./мас.) водном растворе, в котором массу корректировали для содержания сухого вещества. Вязкость Protanal LFR 5/60 исследовали в 10% водном растворе.
Содержание эндотоксина: Для определения содержания эндотоксина применяли кинетический анализ лизата лимулусных амебоцитов (LAL). Применяли комплект Kinetic QCL LAL от BioWhittaker, хотя можно применять комплекты других коммерческих поставщиков.
Содержание гулуроната и маннуроната: G и М содержание в альгинатах определяли с помощью спектроскопии протонного ядерно-магнитного резонанса (ЯМР). Применяемый способ соответствует способу стандартного испытания ASTM F 2259.
Для получения покрытой полиэтиленовой сетчатой полосы применяли следующую процедуру, за исключением того, что иначе отмечено. Сетчатую полосу прикрепляли к стеклянной поверхности при помощи адгезивной ленты к каждому концу полосы. Сетчатую полосу расправляли, но не натягивали, на стеклянной поверхности и затем прикрепляли. Биополимерную смесь наливали на полосу, чтобы покрыть сетку и закрыть стороны полосы. Вязкость раствора была достаточной, чтобы удерживать покрытие на сетчатой полосе. Покрытую сетчатую полосу затем высушивали на воздухе в течение ночи. Если желательно, процесс покрытия можно повторить, что было в случае Примеров 1-7, приведенных ниже. Высушенную покрытую биополимером полиэтиленовую сетчатую полосу удаляли со стеклянной поверхности.
Настоящее изобретение далее будет описано со ссылкой на конкретные примеры. Следует понимать, что данные примеры предназначены только для иллюстрации, и настоящее изобретение не ограничивается условиями, материалами или устройствами, перечисленными в данных примерах. В данном патентном описании все части и проценты являются массовыми, если не указано иное.
ПРИМЕРЫ
Пример 1
Получали следующие водные композиции альгината с низким содержанием эндотоксина:
(А) Водную композицию альгината получали из 10% (об./об.) глицерина и 5% обогащенного гулуронатом альгината натрия. 25 г PRONOVA UP LVG альгината натрия (175 мПас (1% раствор), содержание эндотоксина <700 EU (единиц эндотоксина)/грамм) растворяли в 425 мл деионизированной воды, содержащей 50 мл глицерина.
(В) Водную композицию альгината получали из 10% (об./об.) глицерина и 5% обогащенного гулуронатом альгината натрия, используя смесь с различными молекулярными массами. 15 г PRONOVA UP LVG альгината натрия (79 мПас (1% раствор), 69% гулуроновой кислоты, содержание эндотоксина <100 EU/грамм) и 10 г PRONOVA UP МVG альгината натрия (385 мПас (1% раствор), содержание эндотоксина <500 EU/грамм) растворяли в 425 мл деионизированной воды с добавлением 50 мл глицерина.
(С) Водную композицию альгината получали из 10% (об./об.) глицерина и 5% обогащенного маннуронатом альгината натрия от средней до более низкой вязкости. 25 г PRONOVA LVМ альгината натрия (135 мПас (1% раствор)) растворяли в 425 мл деионизированной воды, содержащей 50 мл глицерина.
(D) Водную композицию альгината получали из 10% (об./об.) глицерина и 5% обогащенного маннуронатом альгината натрия с использованием смеси с различными молекулярными массами.
15 г PRONOVA UP LVМ (58% маннуроновой кислоты, 27 мПас (1% раствор), содержание эндотоксина 130 EU/грамм) и 10 г PRONOVA МVМ (200 мПас) растворяли в 425 мл деионизированной воды с добавлением 50 мл глицерина.
(Е) Водную композицию альгината получали при смешивании в объемном соотношении 1:1 альгината с гулуронатом (PRONOVA UP LVG) из примера 1(А) и альгината с маннуронатом (PRONOVA UP LМV) из примера 1(С).
(F) Водную композицию альгината получали при смешивании равных объемов 2,5% (мас./об.) PRONOVA UP МVG альгината натрия (385 мПас (1% раствор), 72% гулуроновой кислоты, содержание эндотоксина <500 EU/грамм) с 2,5% (мас./об.) PRONOVA UP МVМ альгинатом натрия (200 мПас (1% раствор), 58% маннуроновой кислоты, содержание эндотоксина <1500 EU/грамм). Композиция также содержала 10% глицерина.
Каждую смесь применяли для нанесения покрытия на полиэтиленовую сетчатую полосу. Сетчатую полосу прикрепляли к стеклянной поверхности. Биополимерную смесь наливали на полосу, чтобы покрыть сетку и закрыть стороны полосы. Увеличенная вязкость смеси удерживала раствор на сетчатой полосе. Покрытую сетчатую полосу затем высушивали на воздухе в течение ночи. Если желательно, процесс покрытия можно повторить. Высушенную покрытую альгинатом полиэтиленовую сетчатую полосу удаляли со стеклянной поверхности. Покрытая сетчатая полоса была гибкой, и ее можно было разрезать без разрушения покрытия. Толщина покрытия после высушивания составляла приблизительно 0,5 мм, тогда как сетчатая полоса имела толщину приблизительно 0,3 мм. Покрытый образец помещали в химический стакан, содержащий 1000 мл 0,9% NaCl при комнатной температуре. Применяли легкое перемешивание с помощью магнитной мешалки и перемешивающего бруска, приблизительно 20 оборотов за минуту. При наблюдении все биополимерные покрытия растворились за 30 минут.
Пример 2
Биополимерное покрытие можно также получить в асептических условиях с использованием стерильного альгината натрия. В следующих случаях полиэтиленовую сетчатую полосу окунали в следующие растворы альгината в асептических условиях.
(А) 4% (мас./об.) раствор стерильного альгината натрия был получен при растворении 0,25 г PRONOVA SLG 100 (147 мПас (1% раствор), 67% гулуроновой кислоты, содержание эндотоксина <25 EU/грамм) в 5,6 мл стерильной деионизированной воды вместе с 0,62 мл стерильного глицерина.
(В) 4% (мас./об.) раствор стерильного альгината натрия был получен при растворении 0,25 г PRONOVA SLМ 100 (230 мПас (1% раствор), 57% маннуроновой кислоты, содержание эндотоксина <25 EU/грамм) в 5,6 мл стерильной деионизированной воды вместе с 0,62 мл стерильного глицерина.
Полученные растворы применяли для покрытия стерильной полиэтиленовой сетчатой полосы при погружении полосы в раствор альгината с использованием асептического способа. Избытку раствора позволяли стечь с сетчатой полосы, которую затем помещали на стеклянную поверхность. Сетчатую полосу высушивали воздухом в течение ночи в печи с ламинарным потоком воздуха. По разнице во взвешивании определено, что количество альгината составило 0,03 г на сантиметр полиэтиленовой сетки. Покрытая сетчатая полоса была гибкой, и ее можно было разрезать без разрушения покрытия.
Пример 3
Получали водную покрывающую композицию, содержащую 4% (мас./мас.) хлорида хитозана (PROTASAN UP CL 214, 81 мПас (1% раствор), 95% дезацетилирования, содержание эндотоксина <520 EU/грамм) и 10% глицерина. Для покрытия 5 см2 (5 см на 1 см) сетчатой полосы применяли 1,0 г данного раствора, как описано в Примере 1. Покрытую сетчатую полосу затем высушивали воздухом в течение ночи при комнатной температуре. Покрытая сетчатая полоса была гибкой, и ее можно было разрезать без разрушения покрытия.
2,5 см покрытого образца помещали в химический стакан, содержащий 25 мл искусственного желудочного сока без фермента комнатной температуре. Применяли легкое перемешивание с помощью магнитной мешалки и перемешивающего бруска, приблизительно 20 оборотов за минуту. При наблюдении все покрытие хитозана растворилось за 30 минут. Искусственная желудочная кислота была изготовлена в соответствии с Фармакопеей США; 2,0 г хлорида натрия, 7 мл соляной кислоты и MilliQ-вода (MQ-вода) до общего объема 1000 мл.
Пример 4
Готовили водный раствор, содержащий 2,5% (мас./мас.) гиалуроната натрия (НА) (SODIUM HYALURONATE PHARMA GRADE 80, Mw: 1,08·103 кДа, содержание эндотоксина <0,8 EU/грамм) и 10% глицерина. Для покрытия 5 см2 сетчатой полосы применяли 1,0 г данного раствора, как описано в Примере 1. Покрытую сетчатую полосу затем высушивали воздухом в течение ночи при комнатной температуре. Покрытая сетчатая полоса была гибкой, и ее можно было разрезать без разрушения покрытия.
5 см покрытого образца помещали в химический стакан, содержащий 50 мл модельного физиологического раствора (сбалансированный солевой раствор Хэнкса, Н8264, Sigma-Aldrich Chemie GmbH, Steinheim, Germany) комнатной температуры. Небольшие объемы отбирали пипеткой из раствора в ходе перемешивания для определения количества растворенного гиалуроната как функции времени. Анализ проводили на основании количественного метода определения уроновых кислот, описанного Filisetti-Cozzi, T. M. C. C. аnd Carpita, N.C. (Anal. Biochem., 197, 157-162 (1991)). Стандартную кривую получали из трех контрольных растворов (100-, 150- и 200 мкг/мл) такого же НА, как применяли в покрытии. Уравнение, применяемое для вычислений, получали из значений оптической плотности при 520 нм для контрольных растворов, перечисленных выше, и пустой пробы (коэффициент корреляции: R2 = 0,99). Таблица 1 представляет рассчитанное количество растворенного НА±1 SD как функцию времени относительно общего количества НА в покрытии.
Таблица 1
Скорость растворения покрытия, изготовленного из НА, в модельном физиологическом растворе.
Время, [мин] Выделившийся НА±1 SD, [%]
5
10
15
20
30
45
60
75		 12±1
16±0
25±9
33±6
47±15
84±1
102±4
102±3
Результаты показывают 100% выделение НА, использованного для получения покрытия, за 60 минут.
Пример 5
Водный раствор получали из 5% (мас./мас.) обогащенного маннуронатом альгината натрия (PRONOVA UP LVM, 135 мПас (1% раствор) такого же, как применяемый в примере 1 образец (С)) и 10% глицерина. Для покрытия 5 см2 сетчатой полосы применяли 1,0 г данного раствора, как описано в Примере 1. Покрытую сетчатую полосу затем высушивали воздухом в течение ночи при комнатной температуре. Покрытая сетчатая полоса была гибкой, и ее можно было разрезать без разрушения покрытия.
Скорость растворения определяли, как описано в Примере 4. Стандартную кривую получали из пяти контрольных растворов (50-, 75-, 100-, 150- и 200 мкг/мл) такого же альгината, как применялся в покрытии. Уравнение, применяемое для вычислений, получали из значений оптической плотности при 520 нм для контрольных растворов, перечисленных выше (коэффициент корреляции: R2 = 0,99). Таблица 2 представляет рассчитанное количество растворенного альгината ±1 SD как функцию времени относительно общего количества альгината в покрытии.
Таблица 2
Скорость растворения покрытия, изготовленного из альгината, в модельном физиологическом растворе.
Время, [мин] Выделившийся альгинат
±1 SD, [%]
5
10
15
20
30
45
60		 14±0
33±0
53±1
77±2
103±0
103±2
102±5
Результаты показывают 100% выделение альгината, использованного для получения покрытия, за 30 минут.
Пример 6
Получали водный раствор, содержащий 1,25% (мас./мас.) НА, 2,5% (мас./мас.) альгината и 10% глицерина. Использованные НА и альгинат являются такими же, как присутствующие в Примерах 4 и 5 соответственно. Для покрытия 5 см2 сетчатой полосы применяли 1,0 г данного раствора, как описано в Примере 1. Покрытую сетчатую полосу затем высушивали воздухом в течение ночи при комнатной температуре. Покрытая сетчатая полоса была гибкой, и ее можно было разрезать без разрушения покрытия.
2,5 см покрытого образца помещали в химический стакан, содержащий 25 мл раствора Хэнкса комнатной температуры. Применяли легкое перемешивание с помощью магнитной мешалки и перемешивающего бруска, приблизительно 20 оборотов за минуту. При наблюдении все покрытие растворилось за 60 минут.
Пример 7
Получали следующие водные композиции альгинатов:
(А) Водную композицию альгината получали из 10% (об./об.) глицерина и 5% обогащенного гулуронатом альгината натрия. 25 г PRONOVA UP LVG альгината натрия (79 мПас (1% раствор), 69% гулуроновой кислоты, содержание эндотоксина <100 EU/грамм) растворяли в 425 мл деионизированной воды, содержащей 50 мл глицерина.
(В) Водную композицию альгината получали из 10% (об./об.) глицерина и 5% обогащенного маннуронатом альгината натрия. 25 г PRONOVA LVМ альгината натрия (135 мПас (1% раствор)) растворяли в 425 мл деионизированной воды, содержащей 50 мл глицерина.
Каждую смесь применяли для покрытия полиэтиленовых сетчатых полос, как объясняется в Примере 1. Покрытые альгинатами полиэтиленовые сетчатые полосы подвергали воздействию гамма-излучения, с дозой равной 29,5 кГрэй. Сохраняли контрольные образцы, не подвергнутые воздействию гамма-излучения. Подвергнутые воздействию гамма-излучения образцы покрытой полиэтиленовой сетки обладали такой же гибкостью, как и не облученные контрольные образцы. Пленки облученных образцов были прозрачными с проблесками желтого цвета, в то время как пленки контрольных образцов (не облученные) были прозрачными.
Пленочные покрытия растворяли, помещая 0,5 см часть покрытой сетки в буферный раствор сульфата натрия. Полученные растворы непосредственно применяли для измерения молекулярной массы при применении эксклюзионной хроматографии с рассеянием лазерного света (SEC-MALS). Среднемассовые молекулярные массы (Mw) альгината в покрытии из контрольных образцов (не облученных) составляли 120000 г/моль и 150000 г/моль для композиций (А) и (В) соответственно, в то время как Mw альгината в облученных гамма-излучением образцах составляли 50000 и 60000 г/моль для композиций (А) и (В) соответственно.
Изобретение проиллюстрировано подробным описанием и примерами предпочтительных воплощений. Различные изменения в форме и деталях будут находиться в рамках квалификации специалистов. Следовательно, изобретение должно определяться формулой изобретения, а не описанием примеров предпочтительных воплощений.

Claims (29)

1. Медицинское устройство, включающее биосовместимое медицинское покрытие, приклеенное к нему, в котором указанное биосовместимое медицинское покрытие включает по меньшей мере одну из несшитых растворимых в воде солей (i) альгиновой кислоты, (ii) гиалуроновой кислоты или (iii) хитозана, причем указанное покрытие полностью растворяется по меньшей мере в одной физиологической жидкости организма человека менее чем за 3 ч.
2. Устройство по п.1, в котором указанное покрытие дополнительно включает пластификатор.
3. Устройство по любому из пп.1 или 2, в котором указанная растворимая в воде соль альгиновой кислоты является альгинатом натрия.
4. Устройство по п.3, в котором указанный альгинат натрия имеет содержание эндотоксина <100 единиц эндотоксина/грамм.
5. Устройство по п.1, в котором указанный альгинат натрия присутствует в количестве от 1 до 10% от общей массы покрытия.
6. Устройство по п.5, в котором указанный альгинат натрия присутствует в количестве 5% от общей массы композиции.
7. Устройство по п.1, в котором указанная растворимая в воде соль включает смесь (i) альгината натрия с низкой вязкостью и (ii) альгината натрия со средней или высокой вязкостью.
8. Устройство по п.7, в котором альгинат натрия с низкой вязкостью имеет вязкость в 1% растворе, измеренную при 20°С, от 2 до 100 мПас, и альгинат натрия со средней или высокой вязкостью имеет вязкость от 100 до 500 мПас в 1% растворе, измеренную при 20°С.
9. Устройство по п.7, включающее от 0,5 до 20% пластификатора.
10. Устройство по п.1, в котором указанная соль альгиновой кислоты включает по меньшей мере одну соль из альгината калия или альгината магния.
11. Устройство по п.1, в котором указанная соль хитозана включает хлорид хитозана.
12. Устройство по п.11, в котором концентрация хлорида хитозана составляет от 0,5 до 10% от общей массы композиции.
13. Устройство по п.1, в котором указанная соль хитозана включает глутамат хитозана.
14. Устройство по п.13, в котором концентрация глутамата хитозана составляет от 0,5 до 10% от общей массы композиции.
15. Устройство по п.12 или 14, включающее от 0,5 до 20% пластификатора.
16. Устройство по п.1 или 2, в котором указанная соль гиалуроновой кислоты включает гиалуронат натрия.
17. Устройство по п.16, в котором концентрация гиалуроната натрия составляет от 0,5 до 5% от общей массы композиции.
18. Устройство по п.1, в котором указанное покрытие полностью растворяется по меньшей мере в одной физиологической жидкости организма млекопитающего менее чем за 1,0 ч.
19. Устройство по п.1, в котором указанная соль включает смесь альгината натрия и хитозана.
20. Устройство по п.1, в котором указанная растворимая в воде соль включает смесь альгината натрия и гиалуроната натрия.
21. Устройство по п.1, в котором указанные соли альгиновой кислоты, гиалуроновой кислоты и хитозана имеют уровень эндотоксина менее чем 100 единиц эндотоксина на грамм.
22. Устройство по п.1, в котором указанная соль хитозана включает ацетат хитозана.
23. Устройство по п.1, в котором указанное покрытие полностью растворяется по меньшей мере в одной физиологической жидкости организма млекопитающего менее чем за 50 мин.
24. Устройство по п.1, в котором указанное покрытие полностью растворяется по меньшей мере в одной физиологической жидкости организма млекопитающего менее чем за 40 мин.
25. Устройство по п.1, в котором указанное покрытие полностью растворяется по меньшей мере в одной физиологической жидкости организма млекопитающего менее чем за 30 мин.
26. Устройство по п.1, в котором указанная физиологическая жидкость организма млекопитающего является по меньшей мере одной жидкостью из сыворотки крови, плазмы, интерстициальной жидкости, мочи или желудочного сока.
27. Устройство по п.1, в котором указанное устройство заключено внутрь покрытия.
28. Устройство по п.1, в котором указанное покрытие стерилизуется гамма-облучением, электронным пучком или этиленоксидом.
29. Устройство по п.1, в котором указанное покрытие включает по меньшей мере один фармацевтически активный ингредиент, который способен выделяться локально в месте имплантации у человека.
RU2008106613/15A 2005-07-21 2006-07-14 Медицинские устройства, покрытые быстро растворяющимся биосовместимым покрытием RU2403069C2 (ru)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US70639605P 2005-07-21 2005-07-21
US60/706,396 2005-07-21

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2008106613A RU2008106613A (ru) 2009-08-27
RU2403069C2 true RU2403069C2 (ru) 2010-11-10

Family

ID=37709039

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2008106613/15A RU2403069C2 (ru) 2005-07-21 2006-07-14 Медицинские устройства, покрытые быстро растворяющимся биосовместимым покрытием

Country Status (11)

Country Link
US (1) US8257727B2 (ru)
EP (1) EP1903982A4 (ru)
JP (1) JP2009513182A (ru)
CN (1) CN101563116A (ru)
AU (1) AU2006276278A1 (ru)
BR (1) BRPI0613622A2 (ru)
CA (1) CA2615607A1 (ru)
IL (1) IL188858A (ru)
NO (1) NO20080470L (ru)
RU (1) RU2403069C2 (ru)
WO (1) WO2007015761A2 (ru)

Families Citing this family (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2878522B1 (fr) * 2004-12-01 2008-04-18 Merck Sante Soc Par Actions Si Nouveaux inhibiteurs specifiques de la caspas-10
US20100172953A1 (en) * 2007-06-13 2010-07-08 Fmc Corporation Biopolymer Based Implantable Degradable Devices
US8109908B1 (en) 2008-01-22 2012-02-07 Greatbatch Ltd. Biodegradable shroud for a dilator/sheath assembly
US8202529B2 (en) * 2008-05-30 2012-06-19 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Implantable drug delivery devices having alternating hydrophilic and amphiphilic polymer layers
US8986728B2 (en) * 2008-05-30 2015-03-24 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Soluble implantable device comprising polyelectrolyte with hydrophobic counterions
US20090297578A1 (en) * 2008-06-03 2009-12-03 Trollsas Mikael O Biosoluble coating comprising anti-proliferative and anti-inflammatory agent combination for treatment of vascular disorders
DE102010020940B4 (de) * 2010-05-19 2014-09-25 Heraeus Medical Gmbh Antibiotische Beschichtung
IN2014CN03524A (ru) 2011-11-13 2015-10-09 Suneris Inc
EP3062740A4 (en) * 2013-11-01 2017-08-02 Atrium Medical Corporation Positioning agent and method of using the same
US10493107B2 (en) * 2014-06-09 2019-12-03 Cornell University Implantable therapeutic delivery system and methods thereof
ES2753653T3 (es) * 2014-10-03 2020-04-13 Dupont Nutrition Usa Inc Salchichas de emulsión fina y método de fabricación
CN105079870B (zh) * 2015-08-11 2018-06-05 安徽省康宁医疗用品有限公司 一种长效抗菌可吸收医用缝合线
JP2020508165A (ja) * 2017-02-24 2020-03-19 クヴァンテック アーゲー インプラント用表面シーリング
CN107648680A (zh) * 2017-09-29 2018-02-02 无锡盛雅生物科技有限公司佛山分公司 提高生物相容性的抗菌涂层的制备方法
CN108159002B (zh) * 2018-01-09 2020-06-16 大连理工大学 一种洋葱仿生多层结构可控释药载体的制备方法
CN108144119B (zh) * 2018-01-12 2021-02-23 郑州大学 一种在生物镁合金表面磷灰石涂层上制备抗菌透明质酸钠及壳聚糖双分子层的方法
FR3085164B1 (fr) * 2018-08-22 2021-02-26 Natvi Procede de lubrification
WO2020187493A1 (en) * 2019-03-19 2020-09-24 Qvanteq Ag Medical device and process of preparing a medical device
CN114931865B (zh) * 2022-05-16 2023-06-09 重庆理工大学 一种聚酰胺陶瓷复合纳滤膜、制备方法及其应用

Family Cites Families (44)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4491660A (en) * 1980-01-10 1985-01-01 Abbott Laboratories Matrix polymers for binding endotoxins
US4326532A (en) 1980-10-06 1982-04-27 Minnesota Mining And Manufacturing Company Antithrombogenic articles
US4500676A (en) * 1983-12-15 1985-02-19 Biomatrix, Inc. Hyaluronate modified polymeric articles
US4487865A (en) 1983-12-15 1984-12-11 Biomatrix, Inc. Polymeric articles modified with hyaluronate
CA1300538C (en) * 1986-08-01 1992-05-12 Robert Charley Maintenance of the viability of microorganisms for use in microbial inoculants
US6706780B2 (en) 1988-05-31 2004-03-16 University Of Florida Method of and composition for preventing tissue damage
JPH05168689A (ja) * 1991-12-20 1993-07-02 Pola Chem Ind Inc 創傷被覆材
JP3064116B2 (ja) * 1992-09-28 2000-07-12 京セラ株式会社 生体移植材とその製造方法
US5514377A (en) 1994-03-08 1996-05-07 The Regents Of The University Of California In situ dissolution of alginate coatings of biological tissue transplants
ATE219381T1 (de) 1995-02-07 2002-07-15 Fidia Advanced Biopolymers Srl Verfahren zur beschichtung von gegenständen mit hyaluronsäure, dessen derivaten und halbsynthetischen polymeren
US5688855A (en) 1995-05-01 1997-11-18 S.K.Y. Polymers, Inc. Thin film hydrophilic coatings
US6150581A (en) * 1995-06-07 2000-11-21 United States Surgical Corporation Chitosan/alginate anti-adhesion barrier
US5830883A (en) 1995-11-06 1998-11-03 Duquesne University Of The Holy Ghost Methods of creating a unique chitosan and employing the same to form complexes with drugs, delivery of the same within a patient and a related dosage form
JP3737518B2 (ja) 1996-03-12 2006-01-18 ピージー−ティーエックスエル カンパニー， エル．ピー． 水溶性パクリタキセルプロドラッグ
US6706690B2 (en) * 1999-06-10 2004-03-16 Baxter Healthcare Corporation Hemoactive compositions and methods for their manufacture and use
EP0944403A2 (en) * 1996-12-10 1999-09-29 Reprogenesis, Inc Improved hydrogel for tissue engineering
FR2776192B1 (fr) * 1998-03-20 2001-05-18 Ass Pour Les Transferts De Tec Materiau a usage medical presentant un faible coefficient de glissement et procede d'obtention
US6200595B1 (en) * 1998-04-24 2001-03-13 Kuraray Co., Ltd. Medical adhesive
JP4583597B2 (ja) * 1998-05-05 2010-11-17 ボストン サイエンティフィック リミテッド 末端が滑らかなステント
US6106889A (en) 1998-06-11 2000-08-22 Biocoat Incorporated Method of selective coating of articles
US6160032A (en) 1998-09-30 2000-12-12 Medtronic Ave, Inc. Biocompatible coating composition
US6309380B1 (en) * 1999-01-27 2001-10-30 Marian L. Larson Drug delivery via conformal film
JP3504548B2 (ja) * 1999-11-08 2004-03-08 朝日インテック株式会社 潤滑性ガイディングカテーテル
JP2001340375A (ja) * 2000-05-31 2001-12-11 Toyobo Co Ltd 創傷被覆材
US7087249B2 (en) * 2001-04-23 2006-08-08 Nucryst Pharmaceuticals Corp. Treatment of mucosal membranes
EP1913896B1 (en) * 2001-03-09 2012-12-26 Boston Scientific Limited Method for making a medical sling
GB0108088D0 (en) 2001-03-30 2001-05-23 Browning Healthcare Ltd Surgical implant
US6702983B2 (en) 2001-05-15 2004-03-09 Bausch & Lomb Incorporated Low ionic strength method and composition for reducing bacterial attachment to biomaterials
GB2382527A (en) * 2001-12-03 2003-06-04 Acordis Speciality Fibres Ltd Wound dressings
AR038269A1 (es) * 2002-01-09 2005-01-12 Novartis Ag Articulos polimericos que tienen un recubrimiento lubrico, y metodo para fabricarlos
US20030161938A1 (en) * 2002-02-22 2003-08-28 Bo Johnson Composition and method for coating medical devices
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
US7838119B2 (en) 2002-09-19 2010-11-23 Medtronic, Inc. Medical assembly suitable for long-term implantation and method for fabricating the same
US7025982B2 (en) 2002-09-19 2006-04-11 Medtronic, Inc. Medical assembly suitable for long-term implantation and method for fabricating the same
CA2497349C (en) * 2002-09-26 2008-07-08 Angiotech International Ag Perivascular wraps
US7491234B2 (en) 2002-12-03 2009-02-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for delivery of therapeutic agents
GB0302738D0 (en) 2003-02-06 2003-03-12 Advanced Biopolymers As Composition
RU2240839C1 (ru) 2003-04-07 2004-11-27 Болдырев Сергей Николаевич Устройство с биологически активным покрытием для дренирования и пролонгированной местной лекарственной терапии при полостных показаниях в хирургии, проктологии, гинекологии
WO2004112863A1 (en) * 2003-06-20 2004-12-29 Mcgill University Biodegradable membrane-covered implant comprising chitosan
EP1740044A1 (en) 2004-04-30 2007-01-10 Coloplast A/S A hydrophilic coating of a water-swellable hydrophilic matrix and an anti-microbial polymer
US20060073184A1 (en) 2004-09-29 2006-04-06 Bausch & Lomb Inc. Viscoelastic composition, methods of use and packaging device with anti-oxidant
US20060198869A1 (en) 2005-03-03 2006-09-07 Icon Medical Corp. Bioabsorable medical devices
US7556598B2 (en) * 2005-04-04 2009-07-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Dissolvable protective treatment for an implantable supportive sling
US20070059473A1 (en) 2005-08-19 2007-03-15 Sun Medical Technology Research Corp. Sheet-like covering member used for implant medical device

Also Published As

Publication number Publication date
NO20080470L (no) 2008-02-20
CN101563116A (zh) 2009-10-21
AU2006276278A1 (en) 2007-02-08
IL188858A (en) 2012-02-29
IL188858A0 (en) 2008-04-13
CA2615607A1 (en) 2007-02-08
BRPI0613622A2 (pt) 2017-05-02
RU2008106613A (ru) 2009-08-27
WO2007015761A2 (en) 2007-02-08
EP1903982A4 (en) 2011-03-16
WO2007015761A3 (en) 2009-04-16
EP1903982A2 (en) 2008-04-02
US8257727B2 (en) 2012-09-04
JP2009513182A (ja) 2009-04-02
US20070077271A1 (en) 2007-04-05

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2403069C2 (ru) Медицинские устройства, покрытые быстро растворяющимся биосовместимым покрытием
US11229724B2 (en) Biocompatible and bioabsorbable derivatized chitosan compositions
US5093319A (en) Use of derivatives of chitin soluble in aqueous solutions for preventing adhesions
RU2576803C2 (ru) Новые гепариновые частицы и способы их применения
US9050392B2 (en) Hydrogel and biomedical applications thereof
RU2321597C2 (ru) Биоматериал, способ его приготовления и его применение, медицинское средство, имплантат и вкладыш
JP3337472B2 (ja) 創傷治癒剤
US20080114096A1 (en) Lubricious biopolymeric network compositions and methods of making same
KR101288748B1 (ko) 광반응성 다당, 광가교 다당 생성물, 이들의 제조 방법 및이로부터 제조된 의료용 재료
KR930004655B1 (ko) 수용액중 가용성인 키틴 유도체의 유착 방지를 위한 용도
US20060189573A1 (en) Solutions and films of glycated chitosan
AU2007224137A1 (en) Biodegradable foam
PT1163274E (pt) Processo para reticulação de ácido hialurónico em polímeros
JP2003508128A (ja) 生物活性物質及びその調製物を担持する新規多層型材料
US6476204B1 (en) Dextran-maleic acid monoesters and hydrogels based thereon
CN108159483B (zh) 快速外科手术黏合密封剂
AU595524B2 (en) Drug delivery systems based on hyaluronan, derivatives thereof and their salts and methods of producing same

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20110715