WO2010118883A2 - Beschichteter stent - Google Patents

Beschichteter stent Download PDF

Info

Publication number
WO2010118883A2
WO2010118883A2 PCT/EP2010/002353 EP2010002353W WO2010118883A2 WO 2010118883 A2 WO2010118883 A2 WO 2010118883A2 EP 2010002353 W EP2010002353 W EP 2010002353W WO 2010118883 A2 WO2010118883 A2 WO 2010118883A2
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
stent
stent according
polymer coating
mol
polymer
Prior art date
Application number
PCT/EP2010/002353
Other languages
English (en)
French (fr)
Other versions
WO2010118883A3 (de
Inventor
Martina Nissl
Manfred GÜLCHER
Original Assignee
Qualimed Innovative Medizinprodukte Gmbh
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Family has litigation
First worldwide family litigation filed litigation Critical https://patents.darts-ip.com/?family=42246071&utm_source=google_patent&utm_medium=platform_link&utm_campaign=public_patent_search&patent=WO2010118883(A2) "Global patent litigation dataset” by Darts-ip is licensed under a Creative Commons Attribution 4.0 International License.
Application filed by Qualimed Innovative Medizinprodukte Gmbh filed Critical Qualimed Innovative Medizinprodukte Gmbh
Priority to US13/265,043 priority Critical patent/US20120209373A1/en
Priority to EP10719251.0A priority patent/EP2419155B2/de
Publication of WO2010118883A2 publication Critical patent/WO2010118883A2/de
Publication of WO2010118883A3 publication Critical patent/WO2010118883A3/de

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L31/16—Biologically active materials, e.g. therapeutic substances
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • 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
    • 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
    • A61L2300/00—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices
    • A61L2300/40—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices characterised by a specific therapeutic activity or mode of action
    • A61L2300/416—Anti-neoplastic or anti-proliferative or anti-restenosis or anti-angiogenic agents, e.g. paclitaxel, sirolimus
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2300/00—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices
    • A61L2300/60—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices characterised by a special physical form
    • A61L2300/606—Coatings
    • 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
    • A61L2400/00—Materials characterised by their function or physical properties
    • A61L2400/18—Modification of implant surfaces in order to improve biocompatibility, cell growth, fixation of biomolecules, e.g. plasma treatment

Definitions

  • the invention relates to a stent having a bioresorbable polymer layer which is loaded with a drug which inhibits restenosis, the stent itself being made of a metallic material having a surface polished by electro-polishing and passivated, into which carbanions are implanted.
  • the stent is intended especially for cardiovascular use.
  • Stents are widely used to remove vascular bottlenecks. The most common reason is a narrowing of the coronary arteries due to arteriosclerosis. Arteriosclerosis can have a number of causes, for example due to a vascular injury, in which there is a hyperproliferation of the vascular epithelial cells. As a result, there may be a more or less strong local constriction of the affected blood vessel, up to the vascular occlusion and dying of the tissue supplied by the respective vessel. In the coronary area, such constipation leads to heart attack.
  • Vascular constrictions in the area of the heart disease can be treated in various ways. On the one hand there is the possibility of one
  • Balloon dilation can be eliminated, where the narrowed area of the vessel with
  • Vascular dilatation is usually associated with the placement of a stent in which the stent
  • Vascular support is crimped on the balloon and widened with this and placed in the narrowed area of the vessel.
  • the stent supports the tissue and ideally holds the vessel open.
  • treatments also known as “percutaneous transluminal coronary angioplasty” (PTCA) and stenting, are done endovascularly and are significantly gentler on the patient than surgical treatment of vasoconstriction.
  • PTCA percutaneous transluminal coronary angioplasty
  • the stents which are set with the help of inflatable balloons, are pressed against the wall of the vessel with considerable pressure, in most cases considerably more than 6 bar.
  • the pressure exerted thereby on the vessel wall pressure load can lead to injuries of the vessel wall, which in turn leads to a complex cascade of processes not yet completely known.
  • the so-called neointimal hyperplasia leads to the proliferation and migration of the medial and intimal vascular smooth muscle cells, which ultimately leads to attachment of tissue to the stent. Restenosis is the consequence, i. H. a renewed vasoconstriction.
  • stents are smoothed mechanically or electrochemically. There are also limits to this approach, as crimping a stent onto a balloon and then expanding the stent when placed will result in surface irregularities.
  • Muscle tissues are embedded. Since the muscle tissue "works", it comes to a constant load on the vessel wall at the stented sites mechanical friction. The concomitant irritation contributes to restenosis.
  • the surface in particular the inner surface of the stent plays an important role, as it can promote the attachment of cell tissue and / or sclerotic material.
  • an enrichment of the surface with foreign ions is carried out in order to achieve a passivation.
  • carbon ion implantation can make the metal surface more biocompatible and reduce the release of toxic ions, such as nickel ions from nickel-containing medical steels.
  • antiproliferative drugs are used, for example paclitaxel or rapamycin. These drugs can be applied to the vessel wall, for example, by using balloons coated therewith.
  • Another possibility is the coating of stents with such antiproliferative agents.
  • drug-containing coatings made of biocompatible polymers (resomers) are increasingly used, even those that are absorbed by the body over time. These coatings release the drug over a more or less long period of time.
  • a stent which is low in irritation, capable of metered release of an antiproliferative drug from a resorbable polymer for a limited period of time and having a low rate of restenosis.
  • the stent should have a long-term high biocompatibility and be used for the treating physician in the usual way without additional effort.
  • the drug load receiving polymer coating contains a homo- or copolymer of hydroxycarboxylic acids, which is terminally esterified.
  • the stent according to the invention consists of a conventional metallic material, such as a medical steel or nitinol.
  • the stent itself has a smoothed by electropolishing surface, which is additionally passivated.
  • the passivation can be achieved by switching the stent as an anode during electropolishing in a suitable medium.
  • a good electropolishing can significantly improve in particular the roughness values of the smoothed surface.
  • the result is an approximation of the real to the ideal surface.
  • ratios of the real to the ideal surface 100 to 200 are achieved, which can hardly be undershot even with careful processing.
  • a good electropolishing lowers the ratio of the real to the ideal surface to values lower than 10.
  • Ideal is a ratio of the real to the ideal surface of 2.5 to 5, which means that the surface available for adherence to the stent surface (after removal of the polymer coating) is 2.5 to 5 times the ideal surface area. There are fewer adhesions and thus lower restenosis rates. At the same time, such a smoothed surface develops less irritation potential on the adjacent body tissue.
  • the stent is modified by ion implantation in its near-surface regions.
  • carbon ions have proven to be the most suitable.
  • the ion implantation takes place in a manner known per se. A description of a carbon-implanted stent with a suitable distribution of the carbon ions can be found in DE 202 20 589 U1.
  • Carbon ion implantation involves the introduction of carbon ions into the near-surface layers of the stent but not the coating of stents with carbon.
  • the ion implantation causes the saturation of free valences of the metal parts of the stent and leads to a displacement of the oxygen.
  • the highest carbon content is not measured on the surface itself, but a few microns below the surface.
  • the proportion of oxygen atoms and especially of alloying additives such as nickel is significantly reduced.
  • DE 202 20 589 A1 uses this effect to reduce the release of toxic ions from the stent to the blood and to improve the body tolerance of the stent surface.
  • this effect plays a secondary role.
  • Near-surface oxides of the stent metals lead to the incorporation of water and binding of polar substances, in particular also of a polymer coating, which has the consequence that such a polymer coating, especially if they are made of polar materials is firmly attached to the surface via hydrogen bonds and optionally ionic bonds.
  • polar substances in particular also of a polymer coating
  • the polymer adheres too long to the surface of the stent, which also causes the drug load to be released for too long a period of time. A reduction of the binding energy between stent surface and polymer counteracts this.
  • the carbon ion implantation usually takes place after the electropolishing of the stent surface.
  • electropolishing unevenness of the surfaces is leveled, thereby reducing the overall surface area.
  • electropolishing is carried out under oxidative conditions-as a rule, the object to be polished is switched to an anode-this simultaneously leads to the filling of an oxide-rich surface.
  • the oxide-rich surface is on the one hand well tolerated by the body and on the other hand suitable for reducing the release of toxic ions.
  • the extremely smooth surface also reduces the attachment of biological materials and in particular of cells. On the other hand, there is the above-described effect of better binding of polar polymer coatings.
  • Bioresorbable polymer coatings are known in stent technology.
  • polyesters are used.
  • inner polyesters based on hydroxycarboxylic acids are used. These can be present both as homopolymers and as copolymers, it being possible for the copolymers to be random or block copolymers.
  • the end-capped polyesters are additionally esterified.
  • Polyesters based on hydroxycarboxylic acids are known in principle and can be prepared, for example, by polymerization or copolymerization of hydroxycarboxylic acids, their dimeric esters or of lactones. Particularly suitable are the hydroxycarboxylic acids having up to 8 carbon atoms, including glycolic acid, lactic acid, hydroxybutyric acid and hydroxyvaleric acid.
  • the polymers and copolymers of hydroxycarboxylic acids are excellent because of their structure Medicament carrier, are well tolerated by the body and excellent bioresorbable.
  • the polyesters based on glycolic acid and lactic acid are preferably prepared by polymerization of glycolide and lactide.
  • the polymer coatings used according to the invention no longer contain any free carboxyl groups. Rather, terminal carboxylic acid groups and optionally also pendant carboxylic acid groups are essentially all converted into their esters. Suitable esters are in particular the esters of alcohols having up to 6 carbon atoms, in particular the ethyl esters.
  • Esterification of the free carboxyl groups of the polymer coating deprives them of the ability to form bonds to the stent surface, whether by salt formation or hydrogen bond formation. At the same time the irritation potential of the modified polycondensates is significantly reduced. Especially in the early stages of stent implantation, it may be useful to avoid any form of additional irritation.
  • copolymers of lactic acid and glycolic acid for example in a ratio of 25 to 75 mol% lactic acid and 75 to 25 mol% glycolic acid. Preference is given to a ratio of 45 to 55 mol% of lactic acid and 55 to 45 mol% of glycolic acid, but in particular a copolymer of approximately equal molar proportions.
  • the lactic acid may be present in its D-form or its L-form, but preferably as an approximately equimolar mixture of D- and L-lactic acid, in particular of the formula.
  • x denotes the number of lactide units, y the number of glycolide units, and n the number of repeating units in the polymer.
  • the terminally esterified hydroxycarboxylic acid polymers can be prepared from the unesterified starting materials which are commercially available by esterification methods known per se.
  • a ethylverestertes product which is obtained from the Resomer ® RG 504, by esterification and are commercially available is (Messrs. Boehringer Ingelheim) is.
  • the polymer coating of the stent according to the invention contains a restenosis-inhibiting, in particular proliferation-inhibiting, anti-angiogenic, anti-inflammatory or antithrombotic active ingredient, as it has been described many times in the literature.
  • a restenosis-inhibiting in particular proliferation-inhibiting, anti-angiogenic, anti-inflammatory or antithrombotic active ingredient, as it has been described many times in the literature.
  • Preferred active ingredients are
  • Rapamycin and paclitaxel The active ingredient is integrated into the polymer coating in a manner known per se and is liberated by migration processes and by the degradation of the polymer layer.
  • the drug-loaded polymer layer may be applied in a conventional manner to the prepared stents, such as by dip coating or spray coating. In both cases, the stent is coated by repeated wetting and drying with a solution containing polymer and drug with the desired coverage in the desired thickness.
  • the surface treatment of the stents according to the invention should be carried out in such a way that after the carbon ion implantation less than 50% of the binding activity to the polymer coating is bound by the implanted carbon ions. Preferably, more than 75% of the binding activity should be bound.
  • Carbon implantation into the near - surface layers not only lowers the level of toxic (nickel) ions in the near - boundary layer, but also neutralizes the metal oxides and the incorporated oxygen, leading to reduced water retention and greatly reduced interaction between the polar groups Polymer coating and the metal surface comes.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Media Introduction/Drainage Providing Device (AREA)

Abstract

Die Erfindung betrifft einen Stent, insbesondere für den kardiovaskulären Einsatz, mit einer bioresorbierbaren Polymerbeschichtung, die mit einem die Restenose inhibierenden Mittel beladen ist, wobei der Stent unter der Polymerbeschichtung eine durch Elektropolitur geglättete und passivierte Metalloberfläche aufweist, in die Carboniumionen implantiert sind, wobei die Polymerbeschichtung ein Homo- oder Copolymer aus Hydroxycarbonsäuren enthält, das endständig verestert ist.

Description

Beschichteter Stent
Die Erfindung betrifft einen Stent mit einer bioresorbierbaren Polymerschicht, die mit einem die Restenose inhibierenden Wirkstoff beladen ist, wobei der Stent selbst aus einem metallischen Material besteht, das eine durch Elektropolitur geglättete und passivierte Oberfläche aufweist, in die Carbonionen implantiert sind. Der Stent ist insbesondere für den kardiovaskulären Einsatz bestimmt.
Stents werden vielfach zur Beseitigung von vaskulären Engpässen eingesetzt. Der häufigste Grund ist eine Verengung der Herzkranzgefäße durch Arteriosklerose. Eine Arteriosklerose kann eine Reihe von Ursachen haben, beispielsweise auf eine vaskuläre Verletzung zurückgehen, bei der es zu einer Hyperproliferation der vaskulären Epithelzellen kommt. In der Folge kann es zu einer mehr oder weniger starken lokalen Verengung des betroffenen Blutgefäßes kommen, bis hin zum Gefäßverschluss und zum Absterben des von dem jeweiligen Gefäßes versorgten Gewebes. Im Koronarbereich führt eine solche Verstopfung zum Herzinfarkt.
Gefäßverengungen im Bereich der Herzkrankgefäße können auf verschiedene Art und Weise behandelt werden. Zum einen besteht die Möglichkeit einer
Bypass-Operation, die mit einem mehr oder weniger schweren operativen
Eingriff verbunden ist. Endovaskulär können Gefäßverengungen durch
Ballondilatation beseitigt werden, bei der die verengte Stelle des Gefäßes mit
Hilfe eines hydraulisch aufblasbaren Ballon dilatiert wird. Die Gefäßdilatation ist zumeist auch mit der Platzierung eines Stents verbunden, bei der der Stent
(„Gefäßstütze") auf den Ballon aufgekrimpt ist und mit diesem aufgeweitet und in der verengten Stelle des Gefäßes platziert wird. Der Stent stützt das Gewebe und hält im Idealfall das Gefäß offen. Diese auch als „perkutane transluminale koronare Angioplastie" (PTCA) und „Stenting" bezeichneten Behandlungsweisen geschehen auf endovaskulärem Weg und sind für den Patienten erheblich schonender, als eine operative Behandlung der Gefäßverengung.
Die mit Hilfe von aufblasbaren Ballonen gesetzten Stents werden mit einem erheblichen Druck an die Gefäßwand gepresst, zumeist mit deutlich mehr als 6 bar. Die dadurch auf die Gefäßwand ausgeübte Druckbelastung kann zu Verletzungen der Gefäßwand führen, die wiederum zu einer komplexen Kaskade an bis heute nicht vollständig bekannten Vorgängen führt. Unter anderem kommt es im Rahmen der so genannten neointimalen Hyperplasie zu der Proliferation und Migration der medialen und intimalen vaskulären glatten Muskelzellen, was letztendlich zu Anlagerung von Gewebe an dem Stent führt. Eine Restenose ist die Folge, d. h. eine erneute Gefäßverengung.
Einer solchen restenotischen Gefäßverengung versucht man auf mehreren Wegen zu begegnen, die bislang aber nur zu Teilerfolgen geführt haben. Zur Verminderung der Gefäßschäden versucht man zum einen, die Druckbelastung beim Setzen der Stents gering zu halten. Da aber ein gewisser Mindestdruck aufgewandt werden muss, um das Gefäß zu erweitern, sind diesem Ansatz Grenzen gesetzt. In bestimmten Bereichen hat man aber mit selbstexpandierenden Stents, beispielsweise aus Nitinol, Erfolge erzielt.
Ein anderer weit verbreiteter Ansatz ist die sorgfältige Glättung der Stentoberfläche durch Polierverfahren, um Verletzungen durch Grate und Unebenheiten zu vermeiden. Zu diesem Zweck werden Stents mechanisch oder elektrochemisch geglättet. Auch diesem Ansatz sind Grenzen gesetzt, da das Aufkrimpen eines Stents auf einem Ballon und die anschließende Erweiterung des Stents beim Platzieren zu Unregelmäßigkeiten an der Oberfläche führen.
Hinzu kommt, dass insbesondere im koronaren Bereich die Gefäße im
Muskelgewebe eingebettet sind. Da das Muskelgewebe „arbeitet", kommt es zu einer ständigen Belastung der Gefäßwand an den gestenteten Stellen durch mechanische Reibung. Die damit einhergehende Reizung trägt zur Restenose bei.
Bei der Restenose spielt die Oberfläche, insbesondere auch die innere Oberfläche des Stents eine wichtige Rolle, als sie die Anlagerung von Zellgewebe und/oder sklerotischem Material fördern kann. Insoweit kommt es darauf an, die Stentoberfläche zum einen glatt und abweisend zu gestalten, um die Anlagerung von nicht erwünschten Materialien zu vermeiden, andererseits aber auch so zu passivieren, dass davon keine zusätzliche Reizung des verletzten Gefäßes ausgeht. Zu diesem Zweck wird beispielsweise, zusätzlich zur Elektropolitur der Stentoberfläche, eine Anreicherung der Oberfläche mit Fremdionen vorgenommen, um eine Passivierung zu erzielen. Insbesondere kann eine Carbonionenimplantierung die Metalloberfläche körperverträglicher machen und die Abgabe von toxischen Ionen vermindern, beispielsweise von Nickelionen aus nickelhaltigen medizinischen Stählen.
Um der Restenosegefahr auf anderem Wege zu begegnen, werden proliferationshemmende Medikamente eingesetzt, beispielsweise Paclitaxel oder Rapamycin. Diese Medikamente können beispielsweise durch die Verwendung damit beschichteter Ballone auf die Gefäßwand aufgebracht werden. Eine andere Möglichkeit ist die Beschichtung von Stents mit solchen proliferationshemmenden Mitteln. Hierzu wurde vorgeschlagen, den Stent mit entsprechenden Grübchen oder Kanälen zu versehen, in die das Mittel eingebracht werden kann. Häufiger eingesetzt werden aber medikamentenhaltige Beschichtungen aus biokompatiblen Polymeren (Resomere), auch solchen, die im Laufe der Zeit vom Körper resorbiert werden. Diese Beschichtungen setzen das Medikament über einen mehr oder weniger langen Zeitraum frei.
Die Praxis hat gezeigt, dass die Restenosegefahr in den ersten Tagen und Wochen nach der Gefäßdilatation am größten ist. Insoweit kommt es darauf an, ein proliferationshemmendes Medikament vor allem in dieser Zeit bereitzustellen. Viele Trägermaterialien sind aber nur beschränkt dazu geeignet, eine gleichmäßige Abgabe des Medikaments über einen definierten Zeitraum zu gewährleisten. Ein Problem, das sich bei vielen bioresorbierbaren Polymerbeschichtungen von Stents, wie sie als Medikamententräger eingesetzt werden, ergibt, ist die Unzuverlässigkeit der Ablösung von der Stentoberfläche. Bioresorbierbare Polymere, wie sie beispielsweise unter der Bezeichnung Resomer® von der Firma Boehringer Ingelheim vertrieben werden, sind polare Substanzen, die sich über Wechselwirkungen mehr oder weniger fest an die Metalloberfläche binden, insbesondere wenn diese nicht sauber poliert und passiviert ist. Auch die Tatsache, dass medizinische Stähle dazu neigen, Sauerstoff oxidativ an der Oberfläche anzulagern, führt zu einer vermehrten und festeren Bindung von polaren Polymeren an der Oberfläche. In der Folge ist die Ablösung des Polymers bzw. dessen Resorption durch den Körper nur schlecht steuerbar.
Unter Berücksichtigung dieser Gesichtspunkte ist es Aufgabe der Erfindung, einen Stent bereitzustellen, der reizarm ist, dazu in der Lage ist, ein proliferationshemmendes Medikament dosiert über einen begrenzten Zeitraum aus einem resorbierbaren Polymer abzugeben und eine geringe Restenoserate aufweist. Der Stent soll eine auf Dauer angelegte hohe Körperverträglichkeit aufweisen und für den behandelnden Arzt auf üblichem Wege ohne Mehraufwand einsetzbar sein.
Diese Aufgabe wird mit einem Stent der eingangs genannten Art gelöst, bei dem die die Medikamentenlast aufnehmende Polymerbeschichtung ein Homo- oder Copolymer aus Hydroxycarbonsäuren enthält, das endständig verestert ist.
Der erfindungsgemäße Stent besteht aus einem üblichen metallischen Material, etwa einem medizinischen Stahl oder Nitinol. Der Stent selbst weist eine durch Elektropolitur geglättete Oberfläche aus, die zusätzlich passiviert ist. Die Passivierung kann dadurch erzielt werden, dass der Stent bei der Elektropolitur in einem dafür geeigneten Medium als Anode geschaltet wird.
Eine gute Elektropolitur vermag insbesondere die Rauigkeitswerte der geglätteten Oberfläche deutlich zu verbessern. Im Ergebnis erfolgt eine Annäherung der realen an die ideale Oberfläche. Mit mechanischer Glätte werden Verhältnisse der realen zur idealen Oberfläche von 100 bis 200 erreicht, die auch bei sorgfältiger Bearbeitung kaum unterschritten werden können. Eine gute Elektropolitur senkt das Verhältnis der realen zur idealen Oberfläche auf Werte, die unter 10 liegen. Ideal ist ein Verhältnis der realen zur idealen Oberfläche von 2,5 bis 5, was bedeutet, dass die für Anhaftungen auf der Stentoberfläche (nach Abtragung der Polymerbeschichtung) zur Verfügung stehende Oberfläche 2,5 bis 5 mal so groß ist wie die ideale Oberfläche. Es kommt zu weniger Anhaftungen und damit zu geringeren Restenoseraten. Zugleich entwickelt eine solchermaßen geglättete Oberfläche weniger Reizpotential auf das angrenzende Körpergewebe.
Zusätzlich zu der durch Elektropolitur geglätteten Oberfläche ist der Stent durch Ionenimplantation in seinen oberflächennahen Bereichen modifiziert. Für die Ionenimplantation haben sich Carbonionen als am besten geeignet erwiesen. Die Ionenimplantation erfolgt auf an und für sich bekannte Art und Weise. Eine Beschreibung eines Carbon-implantierten Stents mit einer geeigneten Verteilung der Carbonionen findet sich in DE 202 20 589 U1.
Bei der Carbonionenimplantation handelt es sich um die Einbringung von Kohlenstoffionen in die oberflächennahen Schichten des Stents, nicht jedoch um die Beschichtung von Stents mit Kohlenstoff. Die Ionenimplantation bewirkt die Absättigung von freien Valenzen der Metallanteile des Stents und führt zu einer Verdrängung des Sauerstoffs. Die höchsten Kohlenstoffanteile werden nicht an der Oberfläche selbst gemessen, sondern einige μm unterhalb der Oberfläche. An der Oberfläche selbst ist der Anteil an Sauerstoffatomen und insbesondere auch an Legierungszusätzen wie Nickel deutlich herabgesetzt. DE 202 20 589 A1 nutzt diesen Effekt um die Abgabe toxischer Ionen aus dem Stent an das Blut herabzusetzen und die Körperverträglichkeit der Stentoberfläche zu verbessern.
Erfindungsgemäß spielt dieser Effekt allerdings eine sekundäre Rolle. Primär kommt es darauf an, den oberflächennahen Bereich des Stents zu desaktivieren und den oberflächennahen Sauerstoffgehalt deutlich herabzusetzen. Oberflächennahe Oxide der Stentmetalle führen zur Einlagerung von Wasser und Anbindung von polaren Substanzen, insbesondere auch aus einer Polymerbeschichtung, was zur Folge hat, dass eine solche Polymerbeschichtung, insbesondere dann, wenn sie aus polaren Materialien besteht, über Wasserstoffbrückenbindungen und ggf. ionische Bindungen fest an der Oberfläche haftet. Bei bioresorbierbaren Polymerschichten, bei denen es auf eine zuverlässige Resorption und Ablösung von der Stentoberfläche ankommt, ist eine solche relativ feste Verbindung mit dem Stent für den gewünschten Zweck unerwünscht. Das Polymer haftet zu lange auf der Oberfläche des Stents, was auch dazu führt, dass die Medikamentbeladung über einen zu langen Zeitraum abgegeben wird. Eine Verminderung der Bindungsenergie zwischen Stentoberfläche und Polymer wirkt dem entgegen.
Die Carbonionenimplantation findet in der Regel nach der Elektropolitur der Stentoberfläche statt. Bei der Elektropolitur werden Unebenheiten der Oberflächen eingeebnet und dadurch auch die Gesamtoberfläche verkleinert. Wir die Elektropolitur unter oxidativen Bedingungen - in der Regel wird der zu polierende Gegenstand als Anode geschaltet - durchgeführt, führt dies gleichzeitig zur Ausfüllung einer oxidreichen Oberfläche. Die oxidreiche Oberfläche ist zum einen gut körperverträglich und zum anderen geeignet, die Abgabe von toxischen Ionen zu vermindern. Die außerordentlich glatte Oberfläche vermindert zudem die Anlagerung biologischer Materialien und insbesondere von Zellen. Andererseits kommt es zu dem oben beschriebenen Effekt der besseren Anbindung von polaren Polymerbeschichtungen.
Bioresorbierbare Polymerbeschichtungen sind in der Stenttechnologie bekannt. Vielfach werden Polyester eingesetzt. Erfindungsgemäß werden innere Polyester auf Basis von Hydroxycarbonsäuren verwandt. Diese können sowohl als Homo- als auch als Copolymere vorliegen, wobei es sich bei den Copolymeren um statistische oder um Blockcopolymere handeln kann. In jedem Fall sind die Polyester endständig zusätzlich verestert.
Polyester auf Basis von Hydroxycarbonsäuren sind grundsätzlichen bekannt und können beispielsweise durch Polymerisation oder Copolymerisation von Hydroxycarbonsäuren, deren dimeren Estern oder aus Lactonen hergestellt werden. Geeignet sind insbesondere die Hydroxycarbonsäuren mit bis zu 8 Kohlenstoffatomen, darunter Glykolsäure, Milchsäure, Hydroxybuttersäure und Hydroxyvaleriansäure. Die Polymere und Copolymere von Hydroxycarbonsäuren eignen sich aufgrund ihrer Struktur hervorragend als Medikamententräger, sind gut körperverträglich und hervorragend bioresorbierbar. Die Polyester auf Basis von Glykolsäure und Milchsäure werden vorzugsweise durch Polymerisation von Glykolid und Lactid hergestellt.
Die erfindungsgemäß zum Einsatz kommenden Polymerbeschichtungen enthalten keine freien Carboxylgruppen mehr. Vielmehr sind endständige Carbonsäuregruppen und gegebenenfalls auch seitenständige Carbonsäuregruppen im Wesentlichen alle in ihre Ester überführt. Als Ester kommen insbesondere die Ester von Alkoholen mit bis zu 6 Kohlenstoffatomen in Frage, insbesondere die Ethylester.
Die Veresterung der freien Carboxylgruppen der Polymerbeschichtung nimmt diesen die Möglichkeit zur Ausbildung von Bindungen an die Stentoberfläche, sei es durch Salzbildung oder Bildung von Wasserstoffbrückenbindungen. Zugleich wird das Reizpotential der so modifizierten Polykondensate deutlich vermindert. Insbesondere in der Frühphase einer Stentimplantation erscheint es sinnvoll, jede Form von zusätzlicher Reizung zu vermeiden.
Besonders bevorzugt sind Copolymere aus Milchsäure und Glykolsäure, etwa in einem Verhältnis von 25 bis 75 Mol-% Milchsäure und 75 bis 25 Mol-% Glykolsäure. Bevorzugt ist ein Verhältnis von 45 bis 55 Mol-% Milchsäure und 55 bis 45 Mol-% Glykolsäure, insbesondere aber ein Copolymerisat aus etwa gleichen Molanteilen. Die Milchsäure kann in ihrer D-Form oder ihrer L-Form vorliegen, vorzugsweise aber als in etwa äquimolares Gemisch aus D- und L- Milchsäure, insbesondere der Formel.
In der Formel bezeichnet x die Zahl der Lactideinheiten, y die Zahl der Glykolideinheiten und n die Zahl der Wiederholungseinheiten im Polymer.
Die endständig veresterten Hydroxycarbonsäurepolymere können aus den unveresterten Ausgangsmaterialien, die kommerziell erhältlich sind, durch an und für sich bekannte Veresterungsverfahren hergestellt werden. Bevorzugt ist ein ethylverestertes Produkt, das aus dem Resomer® RG 504 durch Veresterung erhalten wird und kommerziell verfügbar ist (Fa. Boehringer Ingelheim).
Die Polymerbeschichtung des erfindungsgemäßen Stents enthält einen die Restenose hemmenden, insbesondere proliferationshemmenden, antiangiogenen, entzündungshemmenden oder antithrombotischen Wirkstoff, wie er vielfach in der Literatur beschrieben ist. Bevorzugte Wirkstoffe sind
Rapamycin und Paclitaxel. Der Wirkstoff ist auf an und für sich bekannte Weise in die Polymerbeschichtung integriert und wird durch Migrationsprozesse sowie durch den Abbau der Polymerschicht freigesetzt.
Die mit Medikament beladene Polymerschicht kann auf übliche Art und Weise auf die vorbereiteten Stents aufgebracht werden, etwa durch tauchbeschichten oder sprühbeschichten. In beiden Fällten wird der Stent durch wiederholtes Benetzen und Trocknen mit einer Lösung, die Polymer und Wirkstoff enthält mit dem gewünschten Überzung in der gewünschten Stärke überzogen.
Die Oberflächenbehandlung der erfindungsgemäßen Stents sollte so durchgeführt werden, dass nach der Carbonionenimplantation weniger als 50 % der Bindungsaktivität gegenüber der Polymerbeschichtung durch die implantierten Kohlenstoffionen gebunden sind. Vorzugsweise sollte mehr als 75 % der Bindungsaktivität gebunden sein. Die Kohlenstoffimplantation in die oberflächennahen Schichten setzt nicht nur den Anteil an toxischen (Nickel) Ionen in den grenznahen Schicht herab, sondern neutralisiert auch die Metalloxide und den eingelagerten Sauerstoff, so dass es zu einer verminderten Wassereinlagerung und einer stark verminderten Wechselwirkung zwischen den polaren Gruppen der Polymerbeschichtung und der Metalloberfläche kommt. Zur Verteilung der Kohlenstoffionen in der Stentoberfläche wird ausdrücklich auf Fig. 2 in DE 202 29 589 U1 hingewiesen.
Insgesamt hat sich gezeigt, dass durch die Kombination einer Reihe von Behandlungsschritten der Stentoberfläche - insbesondere einer sorgfältigen Elektropolitur mit einer oxidativen Passivierung und der Carbonionenimplantation - mit einer speziellen Resomerbeschichtung, deren Carbonsäurefunktionen durch Veresterung neutralisiert wurden, ein Stent bereit gestellt werden kann, der hinsichtlich Abgabe seiner Medikamentbeladung und Abbau seiner Polymerbeschichtung den gestellten Anforderungen gerecht wird. Nach Abbau der Polymerbeschichtung bleibt eine gut körperverträgliche und die Restenose hemmende Stentoberfläche zurück, die der Einheilung in die Gefäßwand nicht entgegensteht.
- Patentansprüche

Claims

Patentansprüche
1. Stent, insbesondere für den kardiovaskulären Einsatz, mit einer bioresorbierbaren Polymerbeschichtung, die mit einem die Restenose inhibierenden Mittel beladen ist, wobei der Stent unter der Polymerbeschichtung eine durch Elektropolitur geglättete und passivierte Metalloberfläche aufweist, in die Carboniumionen implantiert sind, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass die Polymerbeschichtung ein Homo- oder Copolymer aus Hydroxycarbonsäuren enthält, das endständig verestert ist.
2. Stent nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Polymerbeschichtung aus einem Homo- oder Copolymer von Milchsäure und/oder Glykolsäure besteht.
3. Stent nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Polymerbeschichtung aus 25 bis 75 Mol-% Lactideinheiten und 75 bis 25 Mol-%
Glykolideinheiten besteht.
4. Stent nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass er aus 45 bis 55 Mol % Lactideinheiten und 55 bis 45 Mol-% Glycolideinheiten besteht.
5. Stent nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Polymerbeschichtung aus etwa 50 Mol-% D,L-Lactideinheiten und etwa 50 MoI-
% Glykolideinheiten besteht.
6. Stent nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Polymer der Polymerbeschichtung endständig mit einem C1-C6-Alkohol verestert ist.
7. Stent nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass der Ester ein Ethylester ist.
8. Stent nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens 50 % der Bindungsaktivität der Metalloberfläche des Stents durch Carbonionen gesättigt ist.
9. Stent nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens 75 % der Bindungsaktivität der Metalloberfläche des Stents durch Carbonionen gesättigt ist.
10. Stent nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die bioresorbierbare Polymerbeschichtung mit einem Wirkstoff beladen ist.
11. Stent nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass der
Wirkstoff ein proliferationshemmendes Mittel ist.
12. Stent nach Anspruch 11 , dadurch gekennzeichnet, dass der Wirkstoff Rapamycin oder Paclitaxel ist.
13. Stent nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass er aus medizinischem Stahl oder Nitinol besteht.
14. Stent nach einem der vorstehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch ein Verhältnis der realen zur idealen Oberfläche von < 10 nach der Elektropolitur.
15. Stent nach Anspruch 14 mit einem Verhältnis der realen zur idealen Oberfläche von 2,5 bis 5.
PCT/EP2010/002353 2009-04-18 2010-04-16 Beschichteter stent WO2010118883A2 (de)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US13/265,043 US20120209373A1 (en) 2009-04-18 2010-04-16 Coated Stint
EP10719251.0A EP2419155B2 (de) 2009-04-18 2010-04-16 Beschichteter stent

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102009018013A DE102009018013A1 (de) 2009-04-18 2009-04-18 Beschichteter Stent
DE102009018013.3 2009-04-18

Publications (2)

Publication Number Publication Date
WO2010118883A2 true WO2010118883A2 (de) 2010-10-21
WO2010118883A3 WO2010118883A3 (de) 2011-03-03

Family

ID=42246071

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/EP2010/002353 WO2010118883A2 (de) 2009-04-18 2010-04-16 Beschichteter stent

Country Status (4)

Country Link
US (1) US20120209373A1 (de)
EP (1) EP2419155B2 (de)
DE (1) DE102009018013A1 (de)
WO (1) WO2010118883A2 (de)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2016160012A1 (en) 2015-04-01 2016-10-06 Yale University Iron platinum particles for adherence of biologics on medical implants
EP2419155B2 (de) † 2009-04-18 2017-04-26 Qualimed Innovative Medizinprodukte GmbH Beschichteter stent

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2575487B (en) * 2018-07-12 2023-02-08 Cook Medical Technologies Llc Coated medical device and method of coating such a device

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE20220589U1 (de) * 2001-05-21 2003-11-27 Qualimed Innovative Medizinprodukte Gmbh Medizinische Vorrichtung
WO2004101017A2 (de) * 2003-05-16 2004-11-25 Blue Membranes Gmbh Biokompatibel beschichtete medizinische implantate
US20050025808A1 (en) * 2001-09-24 2005-02-03 Herrmann Robert A. Medical devices and methods for inhibiting smooth muscle cell proliferation
EP1980223A1 (de) * 2006-01-30 2008-10-15 Toyo Advanced Technologies Co., Ltd. Stent und verfahren zu seiner herstellung

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4416028A (en) * 1981-01-22 1983-11-22 Ingvar Eriksson Blood vessel prosthesis
US20020099438A1 (en) * 1998-04-15 2002-07-25 Furst Joseph G. Irradiated stent coating
US20040176838A1 (en) * 2001-05-21 2004-09-09 Andreas Mucha Medical device
US6638301B1 (en) * 2002-10-02 2003-10-28 Scimed Life Systems, Inc. Medical device with radiopacity
WO2008003298A2 (de) † 2006-07-03 2008-01-10 Hemoteq Ag Herstellung, verfahren und verwendung von wirkstofffreisetzenden medizinprodukten zur permanenten offenhaltung von blutgefässen
EP1917971A1 (de) † 2006-10-27 2008-05-07 Société de Conseils de Recherches et d'Applications Scientifiques ( S.C.R.A.S.) Zusammensetzungen mit verlängerter Wirkstofffreigabe, enthaltend Polymere mit sehr niedrigem Molekulargewicht
DE102009018013A1 (de) † 2009-04-18 2010-10-21 Qualimed Innovative Medizin-Produkte Gmbh Beschichteter Stent

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE20220589U1 (de) * 2001-05-21 2003-11-27 Qualimed Innovative Medizinprodukte Gmbh Medizinische Vorrichtung
US20050025808A1 (en) * 2001-09-24 2005-02-03 Herrmann Robert A. Medical devices and methods for inhibiting smooth muscle cell proliferation
WO2004101017A2 (de) * 2003-05-16 2004-11-25 Blue Membranes Gmbh Biokompatibel beschichtete medizinische implantate
EP1980223A1 (de) * 2006-01-30 2008-10-15 Toyo Advanced Technologies Co., Ltd. Stent und verfahren zu seiner herstellung

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2419155B2 (de) † 2009-04-18 2017-04-26 Qualimed Innovative Medizinprodukte GmbH Beschichteter stent
WO2016160012A1 (en) 2015-04-01 2016-10-06 Yale University Iron platinum particles for adherence of biologics on medical implants
US11285211B2 (en) 2015-04-01 2022-03-29 Yale University Iron platinum particles for adherence of biologics on medical implants

Also Published As

Publication number Publication date
EP2419155B1 (de) 2013-12-11
US20120209373A1 (en) 2012-08-16
WO2010118883A3 (de) 2011-03-03
DE102009018013A1 (de) 2010-10-21
EP2419155A2 (de) 2012-02-22
EP2419155B2 (de) 2017-04-26

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE60105554T3 (de) Endovaskulärer Stent mit Tacrolimus enthaltender Beschichtung
DE60221287T2 (de) Intraluminale vorrichtung mit einer ein therapeutisches-mittel enthaltenden beschichtung
EP1389471B1 (de) Verfahren zur Herstellung eines implantationsfähigen Stents mit einer polymeren Beschichtung aus hochmolekularem Poly-L-Lactid
DE60104396T2 (de) Medizinische vorrichtung
DE60032102T2 (de) Beschichtung für einen stent
EP1562565B1 (de) Verwendung eines oder mehrerer der elemente aus der gruppe yttrium, neodym und zirconium
DE60126544T3 (de) Beschichtung für medizinische Geräte
EP1603606B1 (de) Endovaskuläres implantat mit einer zumindest abschnittsweisen aktiven beschichtung aus ratjadon und/oder einem ratjadon-derivat
EP2135628B1 (de) Stent mit einer Beschichtung und einem Grundkörper, die ein Lithiumsalz enthalten
DE10237571A1 (de) Endovaskuläres Implantat mit aktiver Beschichtung
DE60303947T2 (de) Bioaktive-wirkstofffreisetzende beschichtung mit aromatischen poly(meth)acrylaten
DE102007059755A1 (de) Implantate mit membrandiffusionskontrollierter Wirkstofffreisetzung
EP2111880A2 (de) Biodegradierbarer Metallstent
DE102005010100A1 (de) Medizinisches Instrument mit einer medikamentenfreisetzenden Beschichtung
DE102006038236A1 (de) Biodegradierbarer Stent mit einer aktiven Beschichtung
Grube et al. Rapamycin analogs for stent-based local drug delivery
DE10361941A1 (de) Magnesiumhaltige Beschichtung
DE10305811A1 (de) Chirurgisches Implantat
EP2415489B1 (de) Polylactid-beschichtetes Implantat aus einer biokorrodierbaren Magnesiumlegierung
EP2419155B1 (de) Beschichteter stent
EP2055328B1 (de) Stent mit einem Grundkörper aus einem bioinerten metallischen Implantatwerkstoff
DE60207265T2 (de) Heparin-stent
EP3613449A1 (de) Verbesserung der polymerschicht bei degradierbaren vorrichtungen
EP2540293A1 (de) Erhöhung der effizienz der therapeutischen Wirkung pharmakologischer Wirsktoff-freissetzender medizinischer Vorrichtungen
EP2147689A2 (de) Implantat mit Beschichtung

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 10719251

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A2

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2010719251

Country of ref document: EP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 13265043

Country of ref document: US