Имплантируемый стент



Имплантируемый стент
Имплантируемый стент
Имплантируемый стент
Имплантируемый стент
Имплантируемый стент
Имплантируемый стент

 


Владельцы патента RU 2571685:

ТРАНСЛУМИНА ГМБХ (DE)

Изобретение относится к области медицины и представляет собой стент для имплантации в сосуд, имеющий по меньшей мере одну поверхность из металла, который в расширенном состоянии в сосуде прилегает внутри к его стенке, стент снабжен нанесенной на его поверхность смесью из биорезорбируемого связывающего вещества, которое представляет собой олигомер на основе молочной и гликолевой кислот, длина цепочек которого является достаточно короткой настолько, что биологическое разложение олигомера в имплантированном состоянии происходит в течение примерно 6 недель, и активной субстанции. Изобретение обеспечивает равномерное распределение и хорошую кинетику высвобождения лекарственного средства, быстрое разложение олигомерного связующего вещества, быстрое и полное врастание стента из чистого металла. 12 з.п. ф-лы, 6 ил.

 

Настоящее изобретение относится к предусмотренному для имплантации в сосуд, выполненному с возможностью расширения в радиальном направлении, имеющему по меньшей мере одну поверхность из металла стенту, который в сосуде прилегает в расширенном состоянии к его стенке, причем стент снабжен нанесенной на его поверхности смесью из биорезорбируемого связывающего вещества на базе молочной и гликолевой кислот, а также активного вещества.

Подобный стент известен из EP 2189169 A1.

Стенты в смысле данного изобретения являются внутрисосудистыми имплантатами, называемыми также интраваскулярными протезами. Подобные стенты представляют собой имеющие возможность расширения в радиальном направлении эндопротезы, которые транслюминально имплантируются в сосуды, например кровеносные сосуды, пищевод, трахею, кишечник и т.д., и затем расширяются в радиальном направлении, так что они прилегают внутри к стенке сосуда.

Стенты применяются, например, для того, чтобы укрепить кровеносные сосуды и/или чтобы в сосудистой системе предотвратить рестеноз после предшествующей ангиопластики. Они могут быть саморасширяющимися или активно расширяться под действием приложенной изнутри радиальной силы, если они установлены, например, на баллоне.

Поэтому под «радиально расширяющимся стентом» в рамках данного изобретения понимаются как саморасширяющиеся, так и имеющие возможность активного расширения стенты.

При этом стенты имеют полый цилиндрический корпус со стенкой из соединенных между собой распорок и ответвлений, образующий проницаемую в радиальном направлении и пружинящую структуру. В зачастую предпочтительном варианте осуществления полый цилиндрический корпус содержит кольцеобразные сегменты из проходящих зигзагом, сомкнутых между собой ответвлений, образующих объемно расположенные одну возле другой петли с проксимальными и дистальными вершинами, так что каждый сегмент имеет в окружном направлении меандроподобную волнистую структуру. Отдельные сегменты соединены между собой короткими распорками. При расширении расстояние между проксимальными и дистальными вершинами в каждом сегменте немного сокращается, однако зигзагообразная структура сохраняется.

Внешний диаметр корпуса примерно соответствует в расширенном состоянии внутреннему диаметру подлежащего стентированию сосуда, к стенке которого стент прилегает с оказанием обусловленного его гибкой и пружинящей структурой радиального усилия. В продольном направлении корпус стента открыт для протекания транспортируемых в стентированном сосуде сред или веществ.

Эти стенты, как правило, помещаются с помощью т.н. систем введения в теле и на месте использования освобождаются, для чего их крепят на катетеры, т.е. обжимают на их баллонах, которые по т.н. методу Селдингера с помощью проводников-струн, проходящих через внутренний люмен катетера, вводятся через соответствующие сосуды.

Когда в данном сосуде достигается место освобождения, стент расширяется и прижимается при этом своей поверхностью внутри к стенке сосуда.

Прежде всего, для стентов известно, кроме того, аблюминально покрытие их поверхности активными веществами, прежде всего лекарственными средствами, или предусмотрение резервуаров с лекарственными средствами в структуре стентов, или же применение микропористых распорок и ответвлений для временного хранения лекарственного средства. Тогда лекарственное средство локально передается в стенку сосуда, чтобы таким образом предотвратить, например, рестенозы вследствие пролиферации окружающей ткани.

Таким образом, посредством соответственным образом покрытых или снабженных резервуарами стентов можно передавать активные вещества целенаправленно, так сказать, непосредственно на месте в окружающую ткань. Покрытие стентов, а также сосудистых протезов активными веществами желательно потому, что тем самым улучшается биологическая совместимость имплантатов, вследствие чего, например, может быть предотвращено возникновение тромбозов на входящих в контакт с кровью поверхностях.

Подобное снабжение стенки сосуда лекарственными средствами важно, прежде всего, в случае стентов с чистой металлической поверхностью, т.н. Bare-Metal Stents (BMS), т.к. эти стенты показывают относительно высокую долю рестеноза около 30%. Причиной этого является вызванная имплантацией травма сосуда, ведущая к пролиферации клеток гладкой мускулатуры.

Для предотвращения или ослабления пролиферации клеток гладкой мускулатуры стенты поэтому покрывают цитостатическими или цитотоксичными лекарственными средствами, например, такими как рапамицин или паклитаксель. Тогда говорят о стентах, элюирующих лекарство (DES).

Для этого лекарственные средства присоединяются с помощью связывающего вещества, как правило, полимерного связывающего вещества, к поверхности стента или вводятся в полимерную матрицу на поверхности стента. После имплантации стентов лекарственное средство путем диффузии через полимер поступает в стенку сосуда. После происшедшего высвобождения лекарственного средства полимер длительно остается на поверхности стента.

Оставшийся полимер может вызывать воспаления и реакции сенсибилизации и дает стенту врастать хуже, чем сопоставимому стенту из чистого металла (BMS). Невросшие раскосы стента приводят в худшем случае к последующим тромбозам стента. Пониженной доле рестеноза по сравнению со стентом из чистого металла (BMS) противостоит, следовательно, повышенный риск последующих тромбозов стента.

Поэтому желательно, чтобы стент, элюирующий лекарство (DES), был снабжен как хорошими антирестенозными свойствами, так и хорошим свойством врастания, и тем самым был обеспечен меньший риск последующих тромбозов стента. Выполнить это требование можно посредством стентов, элюирующих лекарство (DES), не содержащих полимеров. Но поскольку их техническая реализация затруднительная, уже было предложено для стента, элюирующего лекарство (DES), использовать биорезорбируемые связывающие вещества.

Стенты с подобными способными к биологическому расщеплению полимерами превращаются после высвобождения лекарственного средства вследствие распада полимерных компонентов в стент из чистого металла (BMS) и сочетают таким образом хорошие качества безопасности стента из чистого металла (BMS) с хорошими антирестенозными свойствами стента, элюирующего лекарство (DES).

В качестве биорезорбируемых связывающих веществ при этом применяются главным образом различные полиэфиры на основе молочной и/или гликолевой кислоты, которые разлагаются в организме без остатка. Известно применение полимеров молочной кислоты (PLA), поли-L-молочной кислоты (PLLA) и сополимеров молочной и гликолевой кислот (PLGA) с различными соотношениями мономеров. Эти полимеры своими механическими и химическими свойствами отчасти заметно различаются между собой.

Стент с биорезорбируемым связывающим веществом на основе сополимеров молочной и гликолевой кислот (PLGA) описан в публикации Falotico et al., "NEVO™: a new generation of sirolimus-eluting coronary stent", in Eurointervention Supplement (2009) Vol. 5 (Supplement 5) F88-F93.

Известный стент снабжен равномерно распределенными по его структуре резервуарами, состоящими из сквозных отверстий в материале стента. Эти отверстия закрываются изнутри или снаружи основанием из сополимеров молочной и гликолевой кислот (PLGA), причем соотношение мономеров молочной кислоты к гликолевой кислоте составляет здесь 75:25, так что полимер согласно данным этой публикации разлагается в течение 4-5 месяцев.

В выполненное таким образом глухое отверстие вводится смесь сополимеров молочной и гликолевой кислот (PLGA) с лекарственным средством сиролимус в соотношении 1,2:1. Направленная наружу или внутрь отдача с временной задержкой лекарственного средства происходит как путем диффузии медикамента из полимерной матрицы, так и путем разложения полимерной матрицы в резервуарах.

Согласно этой публикации 80% лекарственного средства отдаются в течение 30 дней, через 90 дней, как сказано, высвобождаются 100% лекарственного средства. Известный стент, как сказано, примерно через три месяца превращается далее в стент из чистого металла (BMS). Разложилось ли за этот период времени все связывающее вещество или же остатки находятся в отверстиях резервуаров, в публикации не сказано.

В то время как этот известный стент, как представляется, удовлетворяет существенным требованиям к хорошим антирестенозным свойствам и хорошим свойствам врастания, он все же имеет ряд недостатков.

С одной стороны, наполнение резервуаров является технически сложным и длительным по времени, т.к. для аблюминальной передачи лекарственного средства сначала нужно нанести основание из полимера сополимеров молочной и гликолевой кислот (PLGA) в каждое отверстие, а затем ввести смесь из полимера и лекарственного средства в образованные таким образом глухие отверстия. Если требуется дополнительная люминальная передача, то часть резервуара сначала нужно заполнить смесью, а затем заполнить крышкой из полимера сополимеров молочной и гликолевой кислот (PLGA). Таким образом, два раза необходимы две технологические операции.

Далее, при соотношении мономеров 75:25 ни в коем случае не гарантировано, что основание или крышка из полимера сополимеров молочной и гликолевой кислот (PLGA) через 3 месяца также полностью разложились, так что полимер даже через несколько недель после полного выделения лекарственного средства отдается в ткань, что может вызывать проблемы воспалений и сенсибилизации.

Известный из ранее упомянутого EP 2189169 A1 стент состоит из магниевого сплава и потому сам способен к полному биологическому разложению. Связывающее вещество содержит полимер полилактид-ко-гликолид и должно прежде всего замедлить разложение магния, наряду с этим оно может служить матрицей для высвобождения активной субстанции.

В US 2010/0042206 A1 описан способный к полному биологическому разложению стент из магниевого сплава, который может быть снабжен покрытием из самых разных полимеров на основе молочной и гликолевой кислот, служащих матрицей для высвобождения активных субстанций. Высвобождение активной субстанции и разложение матрицы должны происходить по времени параллельно за период 1-12 месяцев.

В WO 2004/087214 A1 также описывается стент, который может быть снабжен покрытием из полимеров на основе молочной и гликолевой кислот, служащих матрицей для высвобождения активных субстанций. Этот известный стент по конструкции сходен со стентом, известным из публикации Falotico et al. Он имеет поры, в которых содержится активная субстанция до высвобождения посредством полимеров сополимеров молочной и гликолевой кислот (PLGA).

В US 2008/0169582 описано изготовление стентов, полностью состоящих из способных к биологическому разложению длинноцепных полимеров. Активная субстанция вводится или в материал стента, или в матрицу из дополнительного полимерного слоя. Основой полимеров могут быть молочная и гликолевая кислоты.

На этом фоне в основу данного изобретения положена задача создать стент ранее названного типа, в котором устранены известные из уровня техники недостатки. Прежде всего, должно быть упрощено изготовление стента и улучшена кинетика высвобождения активной субстанции, а также разложение связывающего вещества.

В ранее упомянутом стенте эта задача согласно изобретению решена тем, что биорезорбируемое связывающее вещество является олигомером на основе молочной кислоты и гликолевой кислоты, длина цепочек которого достаточно коротка, чтобы олигомер в имплантированном состоянии биологически разлагался в течение примерно 6 недель.

Поскольку смесь олигомерного связывающего вещества и активной субстанции согласно изобретению наносится как покрытие на поверхность, не требуются такие дополнительные участки связывающего вещества, как крышка или основания в известном стенте, чтобы удерживать смесь на протяжении длительного времени. Тем самым олигомерное связывающее вещество теперь может быть рассчитано таким образом, чтобы оно разлагалось примерно так же быстро, как высвобождается активная субстанция.

Для этого согласно изобретению в качестве связывающего вещества применяется олигомер, т.е. субстанция с такой степенью полимеризации, которая согласно обычному определению лежит ниже 100. Использованные в рамках изобретения олигомеры имеют такую степень полимеризации, которая ниже, чем примерно 50.

При этом является особенно предпочтительным, чтобы вымывание или растворение лекарственного средства из матрицы связывающего вещества и деградация самой этой матрицы могли происходить параллельно таким образом, что после полного высвобождения лекарственного средства на стенте больше не было связывающего вещества.

Благодаря возможности настройки соответствующей скорости деструкции согласно изобретению наличие связывающего вещества на стенте сокращается до как можно более короткого периода времени, так что ранее описанные недостатки в виде воспалений и реакций сенсибилизации в значительной мере устраняются.

Поскольку покрытие наносится прямо на поверхность стента, далее устраняются трудоемкие шаги по изготовлению, которые необходимы в случае известного из публикации Falotico et al. стента.

Далее, является выгодным, что предусмотренное согласно изобретению покрытие поверхности, предпочтительно сплошно прилегающее к поверхности, обеспечивает равномерную аблюминальную передачу лекарственного средства, что, несмотря на возможно большое количество резервуаров, в случае известного из публикации Falotico et al. стента не обеспечивается.

Таким образом, новый стент не только обеспечивает очень хорошую кинетику высвобождения лекарственного средства и быстрое разложение олигомерного связывающего вещества, он также обеспечивает равномерно распределенную по поверхности передачу лекарственного средства.

Таким образом полностью решается лежащая в основе изобретения задача.

При этом является предпочтительным, если биорезорбируемое связывающее вещество представляет собой олиго(D,L-лактат-ко-гликолят), длина цепочки которого достаточно коротка, чтобы он в имплантированном состоянии распадался в течение примерно 6 недель, причем олигомер, предпочтительно, имеет молекулярный вес (Mη), составляющий 1000-4000 дальтон, предпочтительно около 3000 дальтон, и если соотношение мономеров молочной кислоты и гликолевой кислоты в олигомере составляет, предпочтительно, примерно 1:1.

Это покрытие особо хорошо зарекомендовало себя в предшествующих опытах изобретателей.

Насколько известно изобретателям, в уровне техники до сих пор не предлагалось применение ни олигомеров на основе молочной и гликолевой кислот, ни олиго(D,L-лактат-ко-гликолята) как связывающего вещества. В качестве связывающего вещества предлагаются или неспецифические длинноцепные полимеры сополимеров молочной и гликолевой кислот (PLGA), т.е. полимер, возникающий вследствие поликонденсации обеих кислот, или специфический поли(лактид-ко-гликолид), т.е. полимер другой кристалличности, возникающий путем полимеризация с расщеплением цикла обоих сложных эфиров.

Теперь изобретатели обнаружили, что связывающие вещества, состоящие из короткоцепочных олигомеров, прежде всего, если они получаются из молочной и гликолевой кислот, особо хорошо пригодны в качестве матрицы для активных субстанций, т.к. они в физиологических условиях разлагаются в течение 6 недель. Этот период времени соответствует периоду времени, в течение которого должна высвобождаться активная субстанция.

Из обсужденной ранее публикации Falotico et al. известно, что на скорость распада сополимеров молочной и гликолевой кислот (PLGA), т.е. полимеров, влияет соотношение мономеров молочной кислоты и гликолевой кислоты и выраженный через присущую вязкость молекулярный вес полиэфира. Согласно этому наивысшая скорость распада получается при соотношении мономеров 50:50, причем скорость распада по мере снижения вязкости возрастает.

Для полимеров с соотношением мономеров 50:50 продолжительности распада в зависимости от вязкости составляют 1-2 недели, 3-4 недели или 1-2 месяца. При каких условиях определялись продолжительности распада, не описано. Измерения изобретателей данной заявки показывают явно большие продолжительности разложения, чем указано в публикации Falotico et al.

В известном стенте применяется соотношение мономеров 75:25, причем продолжительность распада составляет, видимо, около 4-5 месяцев. Этот полимер в известном стенте применяется таким образом, что он при имплантации механически не вступает в контакт со стенкой сосуда.

Через 3 месяца, когда активная субстанция полностью освобождена, в известном стенте в отверстиях резервуаров поэтому еще имеется связывающее вещество, которое разлагается только за следующие 4-8 недель. Это также целесообразно, потому что связывающее вещество служит там в том числе для того, чтобы определять и ограничивать направление высвобождения, так что связывающее вещество может полностью разлагаться лишь тогда, когда активная субстанция высвободилась уже на 100%.

Изобретатели данной заявки обнаружили, что олигомеры на основе молочной и гликолевой кислот, прежде всего олиго(D,L-лактат-ко-гликолята), можно особо хорошо применять для, предпочтительно, сплошного покрытия на поверхности стента, причем при внедрении активной субстанции в матрицу из связывающего вещества с помощью использованных согласно изобретению олигомеров, можно настроить такую кинетику высвобождения, чтобы связывающее вещество уже псле полного высвобождения активной субстанции разлагалось и оставался чистый стент из чистого металла (BMS).

Нельзя было ожидать, что подобное покрытие с использованными согласно изобретению олигомерами все же имеет достаточную механическую устойчивость, так что стент с нанесенным покрытием можно обжать на баллоне и после введения в сосуд дилятировать, причем покрытие не рассыпается на нити, не отслаивается и не слипается.

По опыту изобретателей олигомер обеспечивает хорошую когезию покрытия внутри покрытия и хорошую адгезию между покрытием и поверхностью стента.

Олигомеры с предусмотренными согласно изобретению продолжительностями распада в публикации Falotico et al. не указаны.

Прежде всего, если олигомер смешивается с рапамицином или производным рапамицина, предпочтительно в весовом соотношении от 3:1 до 1:3, предпочтительно примерно 1:1, то получается устойчивое покрытие, которое разлагается в течение примерно 6 недель полностью и без остатка.

Опыты с покрытиями из чистого рапамицина показали, что он in vitro в зависимости от толщины слоя через 4-6 недель отделяется от поверхности стента.

Таким образом, новое покрытие имеет то преимущество, что после полного отделения или вымывания рапамициновой составляющей на поверхности стента нет остатков связывающего вещества, которые могли бы отрицательно сказаться на качествах безопасности.

Высвобождение происходит при этом не только посредством диффузии или вымывания активной субстанции, но также посредством биологического разложения связывающего вещества.

Применение олигомера и рапамицина в весовом соотношении 1:1 выгодно для определенных случаев применения, однако в рамках данного изобретения могут применяться также другие весовые соотношения.

Предпочтительно, покрытие наносится на стент с микропористой или шероховатой поверхностью, причем стент в качестве металла, предпочтительно, содержит высококачественную сталь. При этом стент может целиком состоять из металла, предпочтительно высококачественной стали, или иметь поверхность из металла, причем поверхность направлена как к внутренней стенке сосуда, а при необходимости также к люмену сосуда.

После полного высвобождения активной субстанции и происходящего при этом полного разложения связывающего вещества, т.е. матрицы, остается чистая, микропористая металлическая поверхность, имеющая хорошие свойства врастания стента из чистого металла (BMS). Тем не менее, новый стент также обладает антирестенозными свойствами стента из чистого металла (BMS).

Применение олигомерного связывающего вещества, таким образом, обеспечивает впервые быстрое и полное врастание стента из чистого металла (BMS), что, например, при коронарных стентах обычно ассоциируется с высокой безопасностью.

Стенты с микропористой поверхностью известны из уровня техники, см., например, DE 10200387 A1. Поверхность известного стента снабжена порами, в которых имеются запасы лекарственных средств и полимера. Также возможно снабдить стент шероховатой поверхностью, в которой предусмотрены мельчайшие поры.

Прежде всего, вследствие пленкообразующих свойств использованных согласно изобретению олигомеров, явно отличающихся от пленкообразующих свойств полимеров, по опыту изобретателей данной заявки устойчивые покрытия можно изготовлять на имеющих возможность расширения стентах, которые особенно прочны, если стент имеет микропористую или шероховатую поверхность.

Далее, является предпочтительным, если поверхность снабжена сплошным покрытием из биорезорбируемого связывающего вещества и активной субстанции.

Под «сплошным покрытием» в рамках данного изобретения понимается покрытие, покрывающее, по меньшей мере, всю аблюминальную поверхность стента и даже при обжатии и последующей дилятации стента не отслаивающееся на довольно больших участках.

Дальнейшие преимущества следуют из описания и прилагаемого чертежа.

Понятно, что названные ранее признаки и те, которые будут описаны далее, применимы не только в указанных комбинациях, но и в других комбинациях или поодиночке, не выходя за рамки настоящего изобретения.

Пример осуществления изобретения изображен на прилагаемом чертеже и подробнее поясняется в последующем описании. Показано на:

Фиг. 1 схематический вид сбоку в разрезе введенного в сосуд, снабженного покрытием стента согласно изобретению перед его дилятацией,

Фиг. 2 снимок имеющей покрытие согласно изобретению, еще не обжатой поверхности стента,

Фиг. 3 снимок, как на фиг. 2, но после обжатия,

Фиг. 4 изображение, как на фиг. 3, однако в увеличенном изображении и после дилятации,

Фиг. 5 изображение, как на фиг. 4, однако через 2 недели контакта с изотоническим раствором поваренной соли при 37°C, и

Фиг. 6 изображение, как на фиг. 4, однако через 6 недель контакта с изотоническим раствором поваренной соли.

На фиг. 1 показан в схематическом виде сбоку стент 10, обжатый на баллоне 11. Баллон 11 по проводнику-струне 12 введен в сосуд 14, к стенке 15 которого он после расширения посредством баллона 11 прижимается.

Стент 10 имеет поверхность 16, на которую нанесено обозначенное позицией 17 покрытие, содержащее в весовом соотношении 1:1 связывающее вещество и рапамицин в качестве активной субстанции. Толщина слоя составляет примерно 7-10 мкм, раствор для нанесения покрытий, из которого осаждено покрытие на поверхность, составлял примерно 2% (=10 мг/мл рапамицина и 10 мг/мл связывающего вещества).

Поверхность 16 является микропористой, т.е. имеет поры в диапазоне диаметров 1-5 мкм. Стент 10 соответствует, например, стенту, известному из DE 10200387 A1. Однако он может иметь также поверхность 16 с приданной шероховатостью.

Связывающее вещество является олигоэфиром молочной и гликолевой кислот, в котором мономеры содержатся в соотношении 1:1. Олигомер (B2) имеет определенный посредством характеристической вязкости молекулярный вес около 3000 (B2) дальтон и степень полимеризации около 45. В продаже он представлен фирмой "Evonik" под торговым названием "Resomer® Condensate 50:50 Mn 2300".

Для сравнения был исследован полимер (B1) со степенью полимеризации около 142 и молекулярным весом около 10000 дальтон. Сополимер молочной и гликолевой кислот (PLGA) B1 продается как "Resomer® RG 502 H" фирмы "Evonik".

Это покрытие распадается при контакте с тканью через 2 недели на 20% (B1) или на 80% (B2), а через 6 недель на 90% (B1) или >99% (B2).

Лучшие показатели были получены для B2, это покрытие распадается через 6 недель на 100%.

Оба покрытия в принципе пригодны для применения на стентах, т.к. они имеют хорошую механическую устойчивость.

Однако только для B2 были получены удовлетворительные в плане механики результаты при скорости распада, соответствующей высвобождению рапамицина, которая in vivo продолжается примерно 4-6 недель.

На фиг. 2 и 3 показан покрытый B2 стент непосредственно после нанесения покрытия и после обжатия.

На фиг. 4-6 на полученном с помощью электронного микроскопа увеличенном снимке показан стент из фиг. 2 после обжатия и последующей дилятации, непосредственно после нанесения покрытия (фиг. 4), а также через 2 недели (фиг. 5) и через 6 недель (фиг. 6) хранения в изотоническом растворе поваренной соли при 37°C.

Видно, что механические свойства покрытия поверхности вследствие обжатия не страдают и что покрытие через 6 недель полностью исчезло.

1. Предусмотренный для имплантации в сосуд (14), выполненный с возможностью расширения в радиальном направлении, имеющий по меньшей мере одну поверхность (16) из металла стент (10), который в расширенном состоянии в сосуде (14) прилегает внутри к его стенке (15), причем стент (10) снабжен нанесенной на его поверхность (16) смесью из биорезорбируемого связывающего вещества на основе молочной и гликолевой кислот, а также активной субстанции, отличающийся тем, что биорезорбируемое связывающее вещество представляет собой олигомер на основе молочной и гликолевой кислот, длина цепочек которого является достаточно короткой настолько, что биологическое разложение олигомера в имплантированном состоянии происходит в течение примерно 6 недель.

2. Стент по п. 1, отличающийся тем, что олигомер представляет собой олиго(D,L-лактат-со-гликолят).

3. Стент по п. 2, отличающийся тем, что олигомер имеет молекулярный вес (Mη), составляющий от 1000 до 4000 дальтон.

4. Стент по п. 3, отличающийся тем, что олигомер имеет молекулярный вес (Mη), составляющий около 3000 дальтон.

5. Стент по п. 2, отличающийся тем, что соотношение мономеров молочной и гликолевой кислот в олигомере составляет примерно 1:1.

6. Стент по п. 3, отличающийся тем, что соотношение мономеров молочной и гликолевой кислот в олигомере составляет примерно 1:1.

7. Стент по п. 4, отличающийся тем, что соотношение мономеров молочной и гликолевой кислот в олигомере составляет примерно 1:1.

8. Стент по одному из пп. 1-7, отличающийся тем, что связывающее вещество и активная субстанция в покрытии составляют в весовом соотношении от 3:1 до 1:3, предпочтительно примерно 1:1.

9. Стент по одному из пп. 1-7, отличающийся тем, что активная субстанция содержит рапамицин или производное рапамицина.

10. Стент по одному из пп. 1-7, отличающийся тем, что поверхность (16) представляет собой микропористую или шероховатую поверхность.

11. Стент по одному из пп. 1-7, отличающийся тем, что поверхность (16) имеет сплошное покрытие (17) из биорезорбируемого связывающего вещества и активной субстанции.

12. Стент по одному из пп. 1-7, отличающийся тем, что металл представляет собой высококачественную сталь.

13. Стент по одному из пп. 1-7, отличающийся тем, что он изготовлен из металла, предпочтительно из высококачественной стали.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к области медицины и представляет собой покрытие для медицинского устройства, ингибирующее агрессивную форму заживления, содержащее, по меньшей мере, одну нитрокарбоновую кислоту.

Изобретение относится к медицине. Описано медицинское устройство для местной доставки селективного агониста аденозиновых рецепторов в сочетании с другими лекарственными средствами, используется для уменьшения поражения миокарда после острого инфаркта миокарда.

Группа изобретений относится к медицине, конкретно к абсорбируемым полиэфирным сложным эфирам, которые уменьшают адгезию бактерий к материалам, таким как медицинские устройства и имплантаты.

Группа изобретений относится к медицине. Описан биоинтегрируемый композитный материал, включающий следующие компоненты в мас.%: коллаген 5%-10%, полиазолидинаммоний, модифицированный гидрат-ионами галогенов 0,5%-4%, водную дисперсию субмикронных агрегатов флавоноидов 0,5%-1%, воду - остальное.
Изобретение относится к области медицины, а именно к сердечно-сосудистой хирургии, и может быть использовано для профилактики развития спаечной болезни после операций на открытом сердце.

Антимикробная композиция для покрытия медицинского устройства включает материал, образующий полимерную пленку, и антимикробный препарат из традиционной китайской медицины, выбранный из группы: экстракт хауттюйнии сердцевидной, натрия хауттюйфонат и натрия новый хауттюйфонат, или их смеси.

Группа изобретений относится к медицине. Имплантируемое медицинское устройство для доставки ряда лечебных средств к месту вмешательства по первому варианту содержит по существу, цилиндрический интралюминальный каркас, грунтовочный слой, первое и второе покрытия и, по меньшей мере, одно терапевтическое средство.

Изобретение относится к области медицины. Описана биорезорбируемая гидрогелевая полимерная композиция для сердечно-сосудистой хирургии в виде пленки, полученная взаимодействием природных полимеров, биологически активных веществ, растворителя и пластификатора, где в качестве полимеров используют сшитые биорезорбируемые полимеры - желатин, хитозан, или смеси - хитозан и желатин, хитозан и полигидроксибутират, в качестве биологически активных веществ или их смесей используют антиоксидант - L-карнозин, антикоагулянт - гепарин, антиагрегант - дипиридамол, ацетилсалициловую кислоту, нестероидное противовоспалительное вещество - ацетилсалициловую кислоту, антимикробные препараты - ципрофлоксацин, метронидазол, при этом механическая прочность пленки не менее 1,2 МПа, относительное удлинение - не более 160%, модуль упругости - 0,4-5 МПа.

Изобретение относится к медицинским изделиям и к способу получения медицинских изделий. .

Изобретение относится к химико-фармацевтической промышленности и представляет собой имплантируемое медицинское устройство, содержащее внутрипросветную имплантируемую конструкцию; первое покрытие, содержащее комбинацию из рапамицина и пробукола в лечебных дозах, заключенных в первом полимерном материале, при этом первое покрытие присоединено к поверхности внутрипросветной имплантируемой конструкции; и второе покрытие, содержащее второй полимерный материал, присоединенное к первому покрытию, для регулирования скорости элюирования рапамицина и пробукола, при этом второй полимерный материал содержит фторполимер.

Группа изобретений относится к медицине. Описан медицинский абсорбируемый гемостатический и ранозаживляющий материал для костных ран и способ его получения.

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к средствам с повышенной эхогенностью для получения ультразвуковых изображений. Устройство содержит интервенционное устройство, изображение которого должно быть получено посредством ультразвука, и эхогенный полимерный рукав, расположенный рядом с интервенционным устройством и содержащий биосовместимую деформируемую мембрану, которая охватывает по меньшей мере часть интервенционного устройства.

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к средствам с повышенной эхогенностью для получения ультразвуковых изображений. Интервенционное устройство содержит интервенционное устройство, для которого должно быть получено ультразвуковое изображение, имеющее внешнюю поверхность, содержащую одну или более топографических неровностей в других случаях гладкой внешней поверхности интервенционного устройства и полимерную пленку, которая находится в тесном контакте с внешней поверхностью и закрывает по меньшей мере участок одной или более топографических неровностей, при этом натяжение полимерной пленки и резонансная характеристика полимерной пленки являются регулируемыми.

Изобретение относится к медицине. Регенерация или приживление ткани стимулируется при использовании структуры, включающей многослойную пластину коллагенового мембранного материала, который включает пластинчатый барьерный материал из очищенного коллагена, полученного из природной содержащей коллаген ткани, барьерный пластинчатый материал, включающий барьерный слой с внешней гладкой барьерной поверхностью и волокнистую поверхность, которая находится напротив гладкой барьерной поверхности.

Изобретение относится к применению твердого медицинского продукта, который нагревается под действием переменного магнитного поля, для терапевтического последующего лечения после хирургического удаления опухолей и раковых язв.

Изобретение относится к фармацевтической промышленности, а именно к способу получения заполняющего материала для пластической хирургии и инструментальной косметологии.

Изобретение относится к N-замещенным мономерам и полимерам, способам получения таких мономеров и полимеров и способам их использования для различных медицинских целей, например в медицинских устройствах.

Изобретение относится к гибкому листу, пригодному для применения в качестве тканевого клея и герметизирующего материала и предназначенному для локального применения в терапевтических целях на внутренних и внешних поверхностях организма.

Изобретение относится к медицине и касается медицинского субстрата, включающего гепариновые частицы, связанные на субстрате через, по меньшей мере, одну молекулу гепарина, причем эта гепариновая частица содержит, по меньшей мере, одну гепариновую молекулу и, по меньшей мере, одну каркасную молекулу, причем связанные гепариновые частицы чувствительны к гепариназе, и эта гепариновая частица связана с субстратом: по концевой точке, либо петлеобразно, либо через концевой альдегид, либо через альдегиды по всей длине данного гепарина. Изобретение обеспечивает значительную биологическую активность гепариновых частиц после иммобилизации, стерилизации, механического сжатия и растяжения и/или хранения по сравнению с другими покрытиями медицинских субстратов. 20 з.п. ф-лы, 6 ил., 3 табл., 19 пр.
Наверх