CA2093269C - Materiau pour prothese osseuse contenant des particules de carbonate de calcium dispersees dans une matrice polymere bioresorbable - Google Patents
Materiau pour prothese osseuse contenant des particules de carbonate de calcium dispersees dans une matrice polymere bioresorbable Download PDFInfo
- Publication number
- CA2093269C CA2093269C CA002093269A CA2093269A CA2093269C CA 2093269 C CA2093269 C CA 2093269C CA 002093269 A CA002093269 A CA 002093269A CA 2093269 A CA2093269 A CA 2093269A CA 2093269 C CA2093269 C CA 2093269C
- Authority
- CA
- Canada
- Prior art keywords
- polymer
- material according
- calcium carbonate
- lactic
- molecular weight
- Prior art date
- Legal status (The legal status 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 status listed.)
- Expired - Lifetime
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
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/40—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material
- A61L27/44—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix
- A61L27/446—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix with other specific inorganic fillers other than those covered by A61L27/443 or A61L27/46
-
- 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
- A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
- A61L2430/02—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of bones; weight-bearing implants
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10S623/00—Prosthesis, i.e. artificial body members, parts thereof, or aids and accessories therefor
- Y10S623/901—Method of manufacturing prosthetic device
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10S623/00—Prosthesis, i.e. artificial body members, parts thereof, or aids and accessories therefor
- Y10S623/92—Method or apparatus for preparing or treating prosthetic
- Y10S623/923—Bone
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Materials Engineering (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Dermatology (AREA)
- Medicinal Chemistry (AREA)
- Inorganic Chemistry (AREA)
- Transplantation (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Composite Materials (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Compositions Of Macromolecular Compounds (AREA)
- Dental Prosthetics (AREA)
Abstract
Matériau pour prothèse osseuse biorésorbable, contenant des particules de carbonate de calcium, provenant par exemple de squelette de corail, dispersées au sein d'une matrice polymère, lesdites particules ayant des dimensions inférieures à 1 mm et représentant de 40 à 70 % du poids total, et ledit polymère étant un polymère biorésorbable.</SDO AB>
Description
La présente invention a pour objet un matériau pou~p~o~~s~ ~s use biorésorbable contenant des particules de carbonate de calcium dispersées au sein d'une matrice polymère biorésorbable.
On sait que certains polymères tels que les polyesters aliphatiques, et en particulier ceux qui sont dérivés des acides lactique et glycolique, ont été préconisés comme matériaux biorésorbables, par exemple en chirurgie, pour la réalisation de fils de suture ou de pièces d'ostéosynthèse (voir par exemple les brevets US 3.739.773 et 3.867.190, et les brevets FR
On sait que certains polymères tels que les polyesters aliphatiques, et en particulier ceux qui sont dérivés des acides lactique et glycolique, ont été préconisés comme matériaux biorésorbables, par exemple en chirurgie, pour la réalisation de fils de suture ou de pièces d'ostéosynthèse (voir par exemple les brevets US 3.739.773 et 3.867.190, et les brevets FR
2.364.644 et 2.439.003), ou encore en pharmacologie pour la réalisation de système de libération contrôlée de principes actifs (voir par exemple le brevet FR-2.070.153). Ce sont des polymères synthétiques biorésorbables, c'est-à-dire qu'ils sont progressivement dégradés dans l'organisme et éliminés par les voies naturelles. Leurs produits de dégradation, par exemple les acides lactique et glycolique, sont des métabolites normaux et sont donc parfaitement tolérés par le milieu vivant.
Dans le brevet FR 2.460.657, on a décrit l'utilisation de carbonate de calcium, notamment sous la forme de pièces massives, dans la réalisation d'implants biodégradables utilisables comme pièces de prothèse osseuse. De tels implants, réalisés par exemple à partir de squelettes de corail naturel, sont bien tolërés et leur dégradation progressive s'effectue au profit d'une repousse du tissu osseux.
L'un des inconvénients des pièces de prothèse à base de carbonate de calcium est leur difficulté de mise en forme qui peut nécessiter des usinages délicats dans le cas de formes complexes.
Par ailleurs, un inconvénient des polyesters d'hydroxyacides mentionnés ci-dessus est que leur vitesse de dégradation est difficile à contrôler. Cette vitesse de dégradation est généralement trop lente dans le cas où les polymères sont à l'état cristallin, et est souvent trop rapide lorsque les polymères sont à l'état amorphe.
En outre, on a découvert que la dégradation est plus rapide à l'intérieur du matériau polymère qu'en surface, ce gui peut fragiliser dangereusement la pièce de prothèse implantée.
Dans le brevet FR 2.364.644, on avait décrit plus particulièrement l'utilisation de polymères cristallins avec introduction, dans le matériau polymère, d'une charge (phosphate de calcium) présente à raison de 0,5 à 30 % en poids, et de préférence de 0,5 à 5 % en poids, de façon à faciliter la résorption du polymère. Le mécanisme suggéré était que la présence de la charge crée dans la masse polymère des microhétérogénéités facilitant l'attaque en certains , points du matériau polymère et modifiant donc sa capacité de résorption.
Autrement dit, on considérait que les particules de la charge constituaient des points d'attaque préférentiels de la surface du polymère, avec constitution de microcavités favorables au développement de tissu osseux néoformé.
On a maintenant découvert que, de façon surprenante, l'association de particules de carbonate de calcium aux polymères biodégradables mentionnés ci-dessus permet de diminuer la vitesse de résorption du polymère, contrairement à ce qui était observé, dans le cas d'une JT/VA - BR.83935 c~ ~ge ~ base de phosphate de calcium, dans le brevet FR 2.364.64~.~
En outre, les propriétés de l'implant polymère, grâce à l'incorporation de particules de carbonate de calcium, sont notablement améliorées, comme cela est précisé
dans la partie expérimentale ci-après.
On a également découvert qu'il est généralement préférable d'utiliser, dans la réalisation de pièces de prothèse osseuse, des polymères amorphes.
Le carbonate de calcium améliore les propriétés de l'implant, même lorsque le matériau polymère est un matériau cristallin.
Grâce à l'association de quantités importantes de carbonate de calcium particulaire avec une matrice polymère, il est possible d'obtenir un matériau composite qui présente les mêmes avantages que les matériaux à base de carbonate de calcium, sans en présenter les inconvénients, c'est-à-dire la difficulté de réaliser des pièces de forme quelconque.
La présente invention a donc pour objet un matériau pour prothèse osseuse biorésorbable, contenant des particules de carbonate de calcium dispersées au sein d'une ;15 matrice polymère, lesdites particules ayant des dimensions inférieures à 1 mm et représentant de 40 à 70 % du poids total, et ledit polymère étant un polymère biorésorbable.
Les polymères utilisables selon l'invention sont bien entendu des polymères biocompatibles, c'est-à-dire implantables chez l'homme ou chez les animaux vertébrés sans provoquer sur l'organisme des effets secondaires inacceptables. De tels polymères sont bien connus, de nombreux représentants ayant été décrits dans la littérature.
Parmi les polymères utilisables, on citera en particulier les polymères dont les motifs sont dérivés d'hydroxyacides carboxyliques. Ces polymères sont donc des polyesters, mais sont parfois désignés dans la présente demande par la dénomination "polymères d'hydroxyacides".
Ces polymères peuvent être des homopolymères ou des copolymères.
De préférence, on utilise des polymères amorphes.
Parmi les polymères utilisables dans la réalisation du matériau selon l'invention, on citera plus particulièrement les polyacides lactiques) provenant de la polymérisation de mélanges de L- et de D-lactides en proportions telles que lesdits polyacides lactiques) soient 3U amorphes. Ces polymères sont constitués d'un mélange de motifs dérivés des acides D- et L-lactiques. On peut utiliser notamment un polyacide lactique) contenant de 20 à 80 %, et en particulier de 30 à 70 %, en motifs, de motifs D-lactiques. On peut utiliser à
particulier un polyacide lactique) contenant en proportions égales des motifs dérivés des acides D- et L-lactiques.
Parmi les copolymères utilisables, on peut citer en particulier les copolymères constitués de motifs dérivés d'acides lactique et glycolique, et par exemple un copolymère contenant jusqu'à 50 %, en motifs, de motifs dérivés d'acide glycolique. Avec plus de 50 % de morifs glycoliques, les copolymères sont difficiles à purifier car ils deviennent insolubles dans les solvants usuels.
JT/VA - BR.83935
Dans le brevet FR 2.460.657, on a décrit l'utilisation de carbonate de calcium, notamment sous la forme de pièces massives, dans la réalisation d'implants biodégradables utilisables comme pièces de prothèse osseuse. De tels implants, réalisés par exemple à partir de squelettes de corail naturel, sont bien tolërés et leur dégradation progressive s'effectue au profit d'une repousse du tissu osseux.
L'un des inconvénients des pièces de prothèse à base de carbonate de calcium est leur difficulté de mise en forme qui peut nécessiter des usinages délicats dans le cas de formes complexes.
Par ailleurs, un inconvénient des polyesters d'hydroxyacides mentionnés ci-dessus est que leur vitesse de dégradation est difficile à contrôler. Cette vitesse de dégradation est généralement trop lente dans le cas où les polymères sont à l'état cristallin, et est souvent trop rapide lorsque les polymères sont à l'état amorphe.
En outre, on a découvert que la dégradation est plus rapide à l'intérieur du matériau polymère qu'en surface, ce gui peut fragiliser dangereusement la pièce de prothèse implantée.
Dans le brevet FR 2.364.644, on avait décrit plus particulièrement l'utilisation de polymères cristallins avec introduction, dans le matériau polymère, d'une charge (phosphate de calcium) présente à raison de 0,5 à 30 % en poids, et de préférence de 0,5 à 5 % en poids, de façon à faciliter la résorption du polymère. Le mécanisme suggéré était que la présence de la charge crée dans la masse polymère des microhétérogénéités facilitant l'attaque en certains , points du matériau polymère et modifiant donc sa capacité de résorption.
Autrement dit, on considérait que les particules de la charge constituaient des points d'attaque préférentiels de la surface du polymère, avec constitution de microcavités favorables au développement de tissu osseux néoformé.
On a maintenant découvert que, de façon surprenante, l'association de particules de carbonate de calcium aux polymères biodégradables mentionnés ci-dessus permet de diminuer la vitesse de résorption du polymère, contrairement à ce qui était observé, dans le cas d'une JT/VA - BR.83935 c~ ~ge ~ base de phosphate de calcium, dans le brevet FR 2.364.64~.~
En outre, les propriétés de l'implant polymère, grâce à l'incorporation de particules de carbonate de calcium, sont notablement améliorées, comme cela est précisé
dans la partie expérimentale ci-après.
On a également découvert qu'il est généralement préférable d'utiliser, dans la réalisation de pièces de prothèse osseuse, des polymères amorphes.
Le carbonate de calcium améliore les propriétés de l'implant, même lorsque le matériau polymère est un matériau cristallin.
Grâce à l'association de quantités importantes de carbonate de calcium particulaire avec une matrice polymère, il est possible d'obtenir un matériau composite qui présente les mêmes avantages que les matériaux à base de carbonate de calcium, sans en présenter les inconvénients, c'est-à-dire la difficulté de réaliser des pièces de forme quelconque.
La présente invention a donc pour objet un matériau pour prothèse osseuse biorésorbable, contenant des particules de carbonate de calcium dispersées au sein d'une ;15 matrice polymère, lesdites particules ayant des dimensions inférieures à 1 mm et représentant de 40 à 70 % du poids total, et ledit polymère étant un polymère biorésorbable.
Les polymères utilisables selon l'invention sont bien entendu des polymères biocompatibles, c'est-à-dire implantables chez l'homme ou chez les animaux vertébrés sans provoquer sur l'organisme des effets secondaires inacceptables. De tels polymères sont bien connus, de nombreux représentants ayant été décrits dans la littérature.
Parmi les polymères utilisables, on citera en particulier les polymères dont les motifs sont dérivés d'hydroxyacides carboxyliques. Ces polymères sont donc des polyesters, mais sont parfois désignés dans la présente demande par la dénomination "polymères d'hydroxyacides".
Ces polymères peuvent être des homopolymères ou des copolymères.
De préférence, on utilise des polymères amorphes.
Parmi les polymères utilisables dans la réalisation du matériau selon l'invention, on citera plus particulièrement les polyacides lactiques) provenant de la polymérisation de mélanges de L- et de D-lactides en proportions telles que lesdits polyacides lactiques) soient 3U amorphes. Ces polymères sont constitués d'un mélange de motifs dérivés des acides D- et L-lactiques. On peut utiliser notamment un polyacide lactique) contenant de 20 à 80 %, et en particulier de 30 à 70 %, en motifs, de motifs D-lactiques. On peut utiliser à
particulier un polyacide lactique) contenant en proportions égales des motifs dérivés des acides D- et L-lactiques.
Parmi les copolymères utilisables, on peut citer en particulier les copolymères constitués de motifs dérivés d'acides lactique et glycolique, et par exemple un copolymère contenant jusqu'à 50 %, en motifs, de motifs dérivés d'acide glycolique. Avec plus de 50 % de morifs glycoliques, les copolymères sont difficiles à purifier car ils deviennent insolubles dans les solvants usuels.
JT/VA - BR.83935
-3--Lorsque la pièce de prothèse est destinée à remplaceriez p ~i s~~s subissant des contraintes relativement importantes, elle doit avoir des propriétés mécaniques suffisantes. Il convient en général que le polymère ait une masse moléculaire moyenne suffisamment élevée, par exemple une masse moléculaire en poids au moins égale à 40000 environ, pour que le matériau de l'invention soit capable de supporter les contraintes mécaniques auxquelles il doit être soumis après implantation. Le choix de la masse moléculaire peut donc être déterminé
dans chaque cas par des expériences de routine.
Lorsque la pièce de prothèse est une pièce de comblement ne subissant pas de contraintes mécaniques importantes, il est possible d'utiliser le matériau polymère sous la forme d'un produit pâteux~qui peut être facilement mis en place en raison de son caractère modelable. Le matériau pâteux peut ëtre obtenu en utilisant des polymères amorphes de faible masse moléculaire moyenne, ou en utilisant un mélange de polymères amorphes de haute et faible masses moléculaires moyennes. Par exemple, il est possible d'obtenir des polymbres ou copolymères pâteux, notamment en mélangeant un polyacide lactique) amorphe, de masse moléculaire moyenne élevée, par exemple supérieure à 20000, avec un polyacide lactique) amorphe de masse moléculaire moyenne faible (en particulier inférieure à
10000, ou inférieure à 5000), ce dernier jouant le rôle de plastifiant. La proportion de polyacide lactique) de faible masse moléculaire pourra être en particulier une proportion suffisante pour que la température de transition vitreuse du mélange de polymères soit inférieure à une température prédéterminée, en particulier inférieure à 50°C, par exemple à
3?°C. En effet, la température de transition vineuse diminue lorsque la proportion de polymère de faible masse moléculaire augmente.
On peut régler la souplesse de la pâte, qui augmente avec la teneur en polyacide lactique) de faible masse moléculaire. Ici encore, la composition du mélange polymère peut donc être déterminée par de simples expériences de routine.
Les polymères mentionnés ci-dessus sont connus ou peuvent être préparés selon les méthodes connues. Certains d'entre-eux sont d'ailleurs des produits commerciaux. Par exemple, pour préparer un polyacide lactique) de masse moléculaire moyenne élevée, ou un copolymère lactique-glycolique, on peut opérer par ouverture de cycle du diester cyclique (lactide, glycolide) selon les méthodes usuelles. Pour préparer un polyacide lactique) de faible masse moléculaire, on peut opérer notamment par polycondensation de mélanges d'acides L-et D-lactiques, par exemple d'acide D,L-lactique. Des copolymères correspondants sont préparés de façon analogue. ' Les masses moléculaires des polymères utilisés selon l'invention peuvent être déterminées par exemple en solution, par chromatographie par perméation de gel, par comparaison avec des polymères étalons (par exemple polystyrène).
Le matériau de l'invention peut contenir le carbonate de calcium sous forme cristalline (aragonite etlou calcite). Le carbonate de calcium peut être obtenu à partir de tout matériau, naturel ou synthétique, poreux ou non poreux, contenant de la calcite ou de Tf/VA - BR.83935
dans chaque cas par des expériences de routine.
Lorsque la pièce de prothèse est une pièce de comblement ne subissant pas de contraintes mécaniques importantes, il est possible d'utiliser le matériau polymère sous la forme d'un produit pâteux~qui peut être facilement mis en place en raison de son caractère modelable. Le matériau pâteux peut ëtre obtenu en utilisant des polymères amorphes de faible masse moléculaire moyenne, ou en utilisant un mélange de polymères amorphes de haute et faible masses moléculaires moyennes. Par exemple, il est possible d'obtenir des polymbres ou copolymères pâteux, notamment en mélangeant un polyacide lactique) amorphe, de masse moléculaire moyenne élevée, par exemple supérieure à 20000, avec un polyacide lactique) amorphe de masse moléculaire moyenne faible (en particulier inférieure à
10000, ou inférieure à 5000), ce dernier jouant le rôle de plastifiant. La proportion de polyacide lactique) de faible masse moléculaire pourra être en particulier une proportion suffisante pour que la température de transition vitreuse du mélange de polymères soit inférieure à une température prédéterminée, en particulier inférieure à 50°C, par exemple à
3?°C. En effet, la température de transition vineuse diminue lorsque la proportion de polymère de faible masse moléculaire augmente.
On peut régler la souplesse de la pâte, qui augmente avec la teneur en polyacide lactique) de faible masse moléculaire. Ici encore, la composition du mélange polymère peut donc être déterminée par de simples expériences de routine.
Les polymères mentionnés ci-dessus sont connus ou peuvent être préparés selon les méthodes connues. Certains d'entre-eux sont d'ailleurs des produits commerciaux. Par exemple, pour préparer un polyacide lactique) de masse moléculaire moyenne élevée, ou un copolymère lactique-glycolique, on peut opérer par ouverture de cycle du diester cyclique (lactide, glycolide) selon les méthodes usuelles. Pour préparer un polyacide lactique) de faible masse moléculaire, on peut opérer notamment par polycondensation de mélanges d'acides L-et D-lactiques, par exemple d'acide D,L-lactique. Des copolymères correspondants sont préparés de façon analogue. ' Les masses moléculaires des polymères utilisés selon l'invention peuvent être déterminées par exemple en solution, par chromatographie par perméation de gel, par comparaison avec des polymères étalons (par exemple polystyrène).
Le matériau de l'invention peut contenir le carbonate de calcium sous forme cristalline (aragonite etlou calcite). Le carbonate de calcium peut être obtenu à partir de tout matériau, naturel ou synthétique, poreux ou non poreux, contenant de la calcite ou de Tf/VA - BR.83935
4 l'aragonite. De préférence, le matériau contient de 50 à 70% en poids de carbonate de calcium.
s Parmi les matériaux à base d'aragonite, on citera notamment ceux constitués par du squelette de corail. On peut utiliser par exemple du squelette de corail madréporaire tel que ie Porites, le Pocillopora ou le Favites.
On peut également utiliser les coquilles de certains mollusques ou bivalves, par exemple Pinctada margaritifera.
1 o Les matériaux à base de calcite peuvent être constitués notamment par des squelettes d'échinodermes, en particulier des squelettes d'oursins ou encore des épines d'oursins.
Les squelettes de corail ou d'échinodermes peuvent étre débités en tronçons puis soumis à un broyage et éventuellement à un tamisage pour 15 obtenir des particules ayant les dimensions souhaitées. Les particules peuvent ensuite être soumises à un traitement permettant d'éliminer les résidus organiques, par exemple par immersion dans une solution d'hypochlorite de sodium pendant 48h et ensuite rincés à l'eau courante puis stérilisés, par exemple à la chaleur humide (120°C, 30 min).
2 o Pour préparer le matériau de l'invention on peut opérer par mélange du polymère constituant la matrice, sous forme de poudre ou de pâte, avec la poudre de carbonate de calcium.
On peut également opérer en ajoutant la poudre de carbonate de calcium dans une solution du polymère dans un solvant organique, après quoi 2 5 on évapore le solvant sous agitation. Le solvant (par exemple l'acétone) est ensuite évaporé progressivement sous agitation. On peut ensuite éliminer le solvant résiduel dans une étuve à vide. Le mélange solide obtenu peut être ensuite moulé par compression à une température au moins égale à la température de ramollissement du polymère.
3 o On peut également soumettre le mélange solide obtenu à un broyage, de façon à obtenir le matériau de l'invention sous forme de poudre.
La poudre obtenue, qui a par exemple des dimensions de particules de 50-500pm, 4a peut ensuite être mïse sous la forme désirée par moulage.
Les pièces massives moulées peuvent en outre être usinées pour leur donner sensiblement la forme du fragment osseux qu'elles sont destinées à
remplacer.
s Le matériau de l'invention peut être utilisé en chirurgie osseuse, y compris en chirurgie dentaire (par exemple pour la réalisation de racines dentaires artificielles).
Le matériau de l'invention sous forme de poudre peut également être utilisé pour revêtir, par moulage, des pièces massives en matériau inerte, telles 1 o que la queue fémorale d'une prothèse de hanche, ce qui permet la fixation temporaire, par emmanchement à force, dans la cavité médullaire, puis favorise la fixation définitive par stimulation de la repousse osseuse au contact de l'implant. Ce revêtement de prothèse permet de remplacer l'interface de ciment acrylique généralement utilisé, qui constitue la source majeure des 15 descellements observés dans ce genre d'opération.
a~9~2~~
L'invention a également pour objet les pièces de prothèse osseuse constituées, .otalement ou partiellement, à base du matériau de l'invention.
L'invention a également pour objet l'utilisation de particules de carbonate de calcium dispersées au sein d'une matrice polymére, dans la préparation d'une pièce de prothèse osseuse, lesdites particules ayant des dimensions inférieures à 1 mm et ledit polymère étant un polymère biorésorbable, tel que défini ci-dessus.
L'invention a en outre pour objet un procédé pour améliorer les propriétés des prothêses osseuses contenant un polymère biodégradable, par incorporation de carbonate de calcium dans une matrice dudit polymère, comme décrit ci-dessus.
On peut bien entendu incorporer dans la matrice polymère d'autres ingrédients actifs usuels sous forme particulaire, par exemple des antibiotiques.
Les exemples suivants illustrent l'invention sans toutefois la limiter.
EXEMPLE 1: Synthèse, yurification et caractérisation de polymère Les polyacides lactiques) sont désignés par la dénomination PLA X (X
représentant le pourcentage des motifs dérivés de l'acide L-lactique).
Les copolymères acide lactique/acide glycolique sont désignés par la dénomination PLA X GA Y, X représentant comme précédemment le pourcentage de motifs dérivés d'acide L-lactique et Y représentant le pourcentage des motifs dérivés d'acide glycolique, dans le mélange de monomères de départ. La teneur de ces polymères en motifs dérivés d'acide D-lactique est donc (100-X-Y). Les pourcentages sont ici des pourcentages en motifs.
Les polymères n° 1 et 2 sont commercialisés par la Société Phusis.
On a préparé le polymbre n°3 par ouverture de cycle du D,L-lactide (100 g) recristallisé dans l'acétone puis séché sous vide (45°C ; 3 jours). La polymérisation est effectuée à 140°C pendant 8 jours, en présence de 0,05 % en poids de poudre de zinc. Le polymère brut obtenu est purifié par dissolution dans 500 ml d'acétone, puis précipitation par addition progressive d'éthanol. Le polymère précipitê est séché sous vide (40°C ; 8 jours).
Les polymères commerciàux ont été soumis à une purification analogue.
La caractérisation des polymères a été effectuée par chromatographie par perméation de gel (GPC) par comparaison avec des étalons de polystyrène, la phase mobile étant le dioxanne.
On donne dans le tableau (n les masses moléculaires des polymères préparés.
TI'1VA - BR.83935 TABLEAU I
Polymère n° 1 2 3 Composition PLA37,5 GA25 PLA50 PLA50 Mp(x 10-3) 63 136 228 EXEMPLE 2 : Elaboration de mélanzes coraillpolymère Le corail, sous forme de poudre, est celui commercialisé par la Société Inoteb sous la dénomination Biocoral (granulométrie : 300-450 p.m).
) 15 a) Mélange d l'air Dans 18 ml d'acétone, on ajoute 4 g du polymère n°1 et on agite jusqu'à
dissolution.
On ajoute ensuite 6 g de poudre de corail. En maintenant l'agitation, on évapore progressivement le solvant. Le mélange est ensuite séché dans une étuve à vide à 40°C pour éliminer le solvant résiduel.
Le mélange a été moulé par compression de la manière suivante : le moule est posé
sur le plateau chauffant (150°C) d'une presse. Après 30 minutes, le moule, ayant atteint une température d'équilibre de 132°C environ, on introduit le mélange dans le moule et chauffe pendant 10 minutes. On applique ensuite une pression de 100 bars (lO~Pa) puis on refroidit rapidement le moule par circulation d'eau froide pendant 10 minutes. Après ouverture du moule froid, on obtient une plaque de 75 mm de diamètre et 1,2 mm d'épaisseur.
De la même façon, on a préparé un cylindre ayant un diamètre de 14 mm et une hauteur de 9 mm.
De façon analogue, on a préparé des plaques et cylindres avec les polymères n°2 et n°3 et une proportion de corail égale, comme précédemment, à 60 %.
b) Mélange sous vide On mélange 2 g du polymère n°2 et 10 ml d'acétone dans un ballon relié
à un évaporateur rotatif. Lorsque le vide est établi, on verse 3 g de corail dans la solution. Le bàllon est laissé en rotation lente pour obtenir un mélange homogène tandis que le solvant est évaporé
progressivement. Le mélange est ensuite séché dans une étuve à vide à
40°C pendant 24 h.
Avec ce mélange, on a préparé par moulage une plaque et un cylindre, comme précédemment.
JT/VA - $8.83935 On constate que pour une même masse de polymére et de corail, le mélange préparé
s.,~s vide a un volume moindre que le mélange préparé à l'air. L'explication de ce phénomère est que le corail utilisé ici comme source de carbonate de calcium est poreux.
Dégradation in vitro Les plaques obtenues précédemment ont été découpées en petites éprouvettes de mm x 12 mm environ. Chaque éprouvette a été introduite dans un flacon rempli de 30 ml de tampon phosphate (pi-1= 7,4). Les flacons sont placés dans une étuve à
37°C. A chaque intervalle de temps, des éprouvettes sont prélevées, rincées, séchées et analysées.
On a procédé notamment à la comparaison d'éprouvettes provenant d'une plaque réalisée comme précédemment avec le polymère n°3 seul (sans corail), et avec le polymère n°3 et le corail (mélange à 60 % en poids de corail). On a comparé des éprouvettes de même poids.
Tout d'abord, il a été constaté par l'examen visuel que les éprouvettes de PLA50 ont ~:15 beaucoup gonflé et se sont déformées en cours de dégradation, alors que celles du mélange corail/PLA 50 ont conservé la même forme et les mêmes dimensions.
Pour le PLA50, le taux d'eau absorbée a augmenté tués rapidement et a atteint une valeur de 176 % au bout de 10 semaines (gonflement des éprouvettes). Dans le cas du mélange corail/PLA50, le taux de l'eau absorbée était plus important (environ 40 %) que pour le PLA50 après une semaine de dégradation, mais ensuite le taux de l'eau absorbée n'a plus augmenté : il avait même tendance à décroître, pour atteindre moins de 30 % après 25 semaines.
Pour le PLA50, il n'y a pas eu de perte de masse détectable avant 10 semaines.
Entre 10 et 17 semaines, une forte perte (73 %) a été observée. Au-delà, les éprouvettes ont continué à perdre de la masse mais plus lentement. Par contre, le cas du mélange corail/PLA50 est très différent. Après une semaine, une faible perte de 2 % est détectée.
Par la suite, la perte de masse n'a augmenté que très légèrement pour atteindre 3 ou 4 % au bout de 25 semaines.
On a également étudié l'évolution de la concentration en acide L-lactique détecté
dans le milieu de dégradation. Cette évolution coïncide parfaitement avec celle de la perte de masse. Avec le PLA50, il n 'y a pas d'acide L-lactique détecté jusqu'à 10 semaines. Entre 10 et 17 semaines, une forte augmentation de la concentration en acide L-lactique a été observée.
Au delà, cette augmentation de la concentration en acide lactique a été
observée. Au-delà cette augmentation s'est ralentie. Pour le mélange PLA50%orail, la concentration en acide lactique est environ 5 fois plus faible (17 semaines) et 10 fois plus faible (25 semaines) que dans le'cas du PLA50 seul.
En conclusion, l'incorporation de corail ralentit la dégradation du polymère, et modifie les caractéristiques de cette dégradation.
JT/VA - BR.83935
s Parmi les matériaux à base d'aragonite, on citera notamment ceux constitués par du squelette de corail. On peut utiliser par exemple du squelette de corail madréporaire tel que ie Porites, le Pocillopora ou le Favites.
On peut également utiliser les coquilles de certains mollusques ou bivalves, par exemple Pinctada margaritifera.
1 o Les matériaux à base de calcite peuvent être constitués notamment par des squelettes d'échinodermes, en particulier des squelettes d'oursins ou encore des épines d'oursins.
Les squelettes de corail ou d'échinodermes peuvent étre débités en tronçons puis soumis à un broyage et éventuellement à un tamisage pour 15 obtenir des particules ayant les dimensions souhaitées. Les particules peuvent ensuite être soumises à un traitement permettant d'éliminer les résidus organiques, par exemple par immersion dans une solution d'hypochlorite de sodium pendant 48h et ensuite rincés à l'eau courante puis stérilisés, par exemple à la chaleur humide (120°C, 30 min).
2 o Pour préparer le matériau de l'invention on peut opérer par mélange du polymère constituant la matrice, sous forme de poudre ou de pâte, avec la poudre de carbonate de calcium.
On peut également opérer en ajoutant la poudre de carbonate de calcium dans une solution du polymère dans un solvant organique, après quoi 2 5 on évapore le solvant sous agitation. Le solvant (par exemple l'acétone) est ensuite évaporé progressivement sous agitation. On peut ensuite éliminer le solvant résiduel dans une étuve à vide. Le mélange solide obtenu peut être ensuite moulé par compression à une température au moins égale à la température de ramollissement du polymère.
3 o On peut également soumettre le mélange solide obtenu à un broyage, de façon à obtenir le matériau de l'invention sous forme de poudre.
La poudre obtenue, qui a par exemple des dimensions de particules de 50-500pm, 4a peut ensuite être mïse sous la forme désirée par moulage.
Les pièces massives moulées peuvent en outre être usinées pour leur donner sensiblement la forme du fragment osseux qu'elles sont destinées à
remplacer.
s Le matériau de l'invention peut être utilisé en chirurgie osseuse, y compris en chirurgie dentaire (par exemple pour la réalisation de racines dentaires artificielles).
Le matériau de l'invention sous forme de poudre peut également être utilisé pour revêtir, par moulage, des pièces massives en matériau inerte, telles 1 o que la queue fémorale d'une prothèse de hanche, ce qui permet la fixation temporaire, par emmanchement à force, dans la cavité médullaire, puis favorise la fixation définitive par stimulation de la repousse osseuse au contact de l'implant. Ce revêtement de prothèse permet de remplacer l'interface de ciment acrylique généralement utilisé, qui constitue la source majeure des 15 descellements observés dans ce genre d'opération.
a~9~2~~
L'invention a également pour objet les pièces de prothèse osseuse constituées, .otalement ou partiellement, à base du matériau de l'invention.
L'invention a également pour objet l'utilisation de particules de carbonate de calcium dispersées au sein d'une matrice polymére, dans la préparation d'une pièce de prothèse osseuse, lesdites particules ayant des dimensions inférieures à 1 mm et ledit polymère étant un polymère biorésorbable, tel que défini ci-dessus.
L'invention a en outre pour objet un procédé pour améliorer les propriétés des prothêses osseuses contenant un polymère biodégradable, par incorporation de carbonate de calcium dans une matrice dudit polymère, comme décrit ci-dessus.
On peut bien entendu incorporer dans la matrice polymère d'autres ingrédients actifs usuels sous forme particulaire, par exemple des antibiotiques.
Les exemples suivants illustrent l'invention sans toutefois la limiter.
EXEMPLE 1: Synthèse, yurification et caractérisation de polymère Les polyacides lactiques) sont désignés par la dénomination PLA X (X
représentant le pourcentage des motifs dérivés de l'acide L-lactique).
Les copolymères acide lactique/acide glycolique sont désignés par la dénomination PLA X GA Y, X représentant comme précédemment le pourcentage de motifs dérivés d'acide L-lactique et Y représentant le pourcentage des motifs dérivés d'acide glycolique, dans le mélange de monomères de départ. La teneur de ces polymères en motifs dérivés d'acide D-lactique est donc (100-X-Y). Les pourcentages sont ici des pourcentages en motifs.
Les polymères n° 1 et 2 sont commercialisés par la Société Phusis.
On a préparé le polymbre n°3 par ouverture de cycle du D,L-lactide (100 g) recristallisé dans l'acétone puis séché sous vide (45°C ; 3 jours). La polymérisation est effectuée à 140°C pendant 8 jours, en présence de 0,05 % en poids de poudre de zinc. Le polymère brut obtenu est purifié par dissolution dans 500 ml d'acétone, puis précipitation par addition progressive d'éthanol. Le polymère précipitê est séché sous vide (40°C ; 8 jours).
Les polymères commerciàux ont été soumis à une purification analogue.
La caractérisation des polymères a été effectuée par chromatographie par perméation de gel (GPC) par comparaison avec des étalons de polystyrène, la phase mobile étant le dioxanne.
On donne dans le tableau (n les masses moléculaires des polymères préparés.
TI'1VA - BR.83935 TABLEAU I
Polymère n° 1 2 3 Composition PLA37,5 GA25 PLA50 PLA50 Mp(x 10-3) 63 136 228 EXEMPLE 2 : Elaboration de mélanzes coraillpolymère Le corail, sous forme de poudre, est celui commercialisé par la Société Inoteb sous la dénomination Biocoral (granulométrie : 300-450 p.m).
) 15 a) Mélange d l'air Dans 18 ml d'acétone, on ajoute 4 g du polymère n°1 et on agite jusqu'à
dissolution.
On ajoute ensuite 6 g de poudre de corail. En maintenant l'agitation, on évapore progressivement le solvant. Le mélange est ensuite séché dans une étuve à vide à 40°C pour éliminer le solvant résiduel.
Le mélange a été moulé par compression de la manière suivante : le moule est posé
sur le plateau chauffant (150°C) d'une presse. Après 30 minutes, le moule, ayant atteint une température d'équilibre de 132°C environ, on introduit le mélange dans le moule et chauffe pendant 10 minutes. On applique ensuite une pression de 100 bars (lO~Pa) puis on refroidit rapidement le moule par circulation d'eau froide pendant 10 minutes. Après ouverture du moule froid, on obtient une plaque de 75 mm de diamètre et 1,2 mm d'épaisseur.
De la même façon, on a préparé un cylindre ayant un diamètre de 14 mm et une hauteur de 9 mm.
De façon analogue, on a préparé des plaques et cylindres avec les polymères n°2 et n°3 et une proportion de corail égale, comme précédemment, à 60 %.
b) Mélange sous vide On mélange 2 g du polymère n°2 et 10 ml d'acétone dans un ballon relié
à un évaporateur rotatif. Lorsque le vide est établi, on verse 3 g de corail dans la solution. Le bàllon est laissé en rotation lente pour obtenir un mélange homogène tandis que le solvant est évaporé
progressivement. Le mélange est ensuite séché dans une étuve à vide à
40°C pendant 24 h.
Avec ce mélange, on a préparé par moulage une plaque et un cylindre, comme précédemment.
JT/VA - $8.83935 On constate que pour une même masse de polymére et de corail, le mélange préparé
s.,~s vide a un volume moindre que le mélange préparé à l'air. L'explication de ce phénomère est que le corail utilisé ici comme source de carbonate de calcium est poreux.
Dégradation in vitro Les plaques obtenues précédemment ont été découpées en petites éprouvettes de mm x 12 mm environ. Chaque éprouvette a été introduite dans un flacon rempli de 30 ml de tampon phosphate (pi-1= 7,4). Les flacons sont placés dans une étuve à
37°C. A chaque intervalle de temps, des éprouvettes sont prélevées, rincées, séchées et analysées.
On a procédé notamment à la comparaison d'éprouvettes provenant d'une plaque réalisée comme précédemment avec le polymère n°3 seul (sans corail), et avec le polymère n°3 et le corail (mélange à 60 % en poids de corail). On a comparé des éprouvettes de même poids.
Tout d'abord, il a été constaté par l'examen visuel que les éprouvettes de PLA50 ont ~:15 beaucoup gonflé et se sont déformées en cours de dégradation, alors que celles du mélange corail/PLA 50 ont conservé la même forme et les mêmes dimensions.
Pour le PLA50, le taux d'eau absorbée a augmenté tués rapidement et a atteint une valeur de 176 % au bout de 10 semaines (gonflement des éprouvettes). Dans le cas du mélange corail/PLA50, le taux de l'eau absorbée était plus important (environ 40 %) que pour le PLA50 après une semaine de dégradation, mais ensuite le taux de l'eau absorbée n'a plus augmenté : il avait même tendance à décroître, pour atteindre moins de 30 % après 25 semaines.
Pour le PLA50, il n'y a pas eu de perte de masse détectable avant 10 semaines.
Entre 10 et 17 semaines, une forte perte (73 %) a été observée. Au-delà, les éprouvettes ont continué à perdre de la masse mais plus lentement. Par contre, le cas du mélange corail/PLA50 est très différent. Après une semaine, une faible perte de 2 % est détectée.
Par la suite, la perte de masse n'a augmenté que très légèrement pour atteindre 3 ou 4 % au bout de 25 semaines.
On a également étudié l'évolution de la concentration en acide L-lactique détecté
dans le milieu de dégradation. Cette évolution coïncide parfaitement avec celle de la perte de masse. Avec le PLA50, il n 'y a pas d'acide L-lactique détecté jusqu'à 10 semaines. Entre 10 et 17 semaines, une forte augmentation de la concentration en acide L-lactique a été observée.
Au delà, cette augmentation de la concentration en acide lactique a été
observée. Au-delà cette augmentation s'est ralentie. Pour le mélange PLA50%orail, la concentration en acide lactique est environ 5 fois plus faible (17 semaines) et 10 fois plus faible (25 semaines) que dans le'cas du PLA50 seul.
En conclusion, l'incorporation de corail ralentit la dégradation du polymère, et modifie les caractéristiques de cette dégradation.
JT/VA - BR.83935
Claims (21)
1. Matériau pour prothèse osseuse biorésorbable, contenant des particules de carbonate de calcium dispersées au sein d'une matrice polymère, lesdites particules ayant des dimensions inférieures à 1 mm et représentant de 40 à 70% du poids total, et ledit polymère étant un polymère d'hydroxyacide amorphe et biorésorbable.
2. Matériau selon la revendication 1, caractérisé par le fait que ledit polymère est un polymère d'acide lactique.
3. Matériau selon la revendication 2, caractérisé par le fait que ledit polymère est un poly(acide lactique) constitué d'un mélange de motifs dérivés des acides D- et L-lactiques, les proportions de chacun des motifs D- et L-étant suffisantes pour que ledit poly(acide lactique) soit amorphe.
4. Matériau selon la revendication 3, caractérisé par le fait que ledit poly(acide lactique) contient de 30 à 70% de motifs D-lactiques.
5. Matériau selon la revendication 4, caractérisé par le fait que ledit poly(acide lactique) contient en proportions égales des motifs dérivés des acides D- et L-lactiques.
6. Matériau selon la revendication 1 ou 2, caractérisé par le fait que ledit polymère est un copolymère.
7. Matériau selon la revendication 6, caractérisé par le fait que ledit polymère est un copolymère constitué de motifs dérivés d'acides lactiques et d'acide glycolique.
8. Matériau selon la revendication 7, caractérisé par le fait que ledit copolymère contient jusqu'à 50%, en motifs, de motifs dérivés d'acide glycolique.
9. Matériau selon l'une quelconque des revendications 1 à 8, caractérisé par le fait que ledit polymère a une masse moléculaire moyenne suffisamment élevée pour que le matériau soit capable de supporter les contraintes mécaniques auxquelles il doit être soumis après implantation.
10. Matériau selon la revendication 9, caractérisé par le fait que ledit polymère a une masse moléculaire moyenne en poids au moins égale à 40000 environ.
11. Matériau selon l'une quelconque des revendications 1 à 8, caractérisé par le fait que ledit polymère a une masse moléculaire moyenne suffisamment faible pour que le matériau se présente sous la forme d'un solide pâteux à température inférieure à 50°C.
12. Matériau selon la revendication 11, caractérisé par le fait que ledit polymère a une masse moléculaire moyenne suffisamment faible pour que le matériau se présente sous la forme d'un solide pâteux à température inférieure à 50°C.
13. Matériau selon la revendication 11 ou 12, caractérisé par le fait qu'il est constitué au moins en partie d'un polymère ayant une masse moléculaire moyenne en poids inférieure à 10000.
14. Matériau selon la revendication 13, caractérisé par le fait qu'il est constitué au moins en partie d'un polymère ayant une masse moléculaire moyenne en poids inférieure à 5000.
15. Matériau selon l'une quelconque des revendications 1 à 14, caractérisé par le fait qu'il contient de 50 à 70% en poids de carbonate de calcium.
16. Matériau selon l'une quelconque des revendications 1 à 15, caractérisé par le fait que ledit carbonate de calcium est sous forme de calcite ou d'aragonite.
17. Matériau selon l'une quelconque des revendications 1 à 16, caractérisé par le fait que ledit carbonate de calcium est obtenu à partir de squelettes d'organisme marin à base de carbonate de calcium, ou de coquilles de mollusques ou de bivalves.
18. Matériau selon la revendication 17, caractérisé par le tait que ledit carbonate de calcium est obtenu à partir de squelettes de corail, de squelettes ou épines d'oursins, ou de coquilles de Pinctada margaritifera.
19. Matériau selon l'une quelconque des revendications 1 à 18, caractérisé par le fait qu'il se présente sous la forme d'une poudre moulable ou sous la forme d'une pièce massive moulée.
20. Utilisation de particules de carbonate de calcium dispersées au sein d'une matrice polymère comme matériau pour la préparation d'une pièce de prothèse osseuse, lesdites particules ayant des dimensions inférieures à 1 mm, et ledit polymère étant un polymère d'hydroxyacide amorphe et biorésorbable.
21. Utilisation selon la revendication 20, caractérisée par le fait que ledit matériau est tel que défini dans l'une quelconque des revendications 2 à
19.
19.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
FR9204096 | 1992-04-03 | ||
FR9204096A FR2689400B1 (fr) | 1992-04-03 | 1992-04-03 | Materiau pour prothese osseuse contenant des particules de carbonate de calcium dispersees dans une matrice polymere bioresorbable. |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
CA2093269A1 CA2093269A1 (fr) | 1993-10-04 |
CA2093269C true CA2093269C (fr) | 2004-06-15 |
Family
ID=9428461
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
CA002093269A Expired - Lifetime CA2093269C (fr) | 1992-04-03 | 1993-04-02 | Materiau pour prothese osseuse contenant des particules de carbonate de calcium dispersees dans une matrice polymere bioresorbable |
Country Status (10)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5433751A (fr) |
EP (1) | EP0564369B1 (fr) |
JP (1) | JP3375372B2 (fr) |
AT (1) | ATE225192T1 (fr) |
AU (1) | AU667516B2 (fr) |
CA (1) | CA2093269C (fr) |
DE (1) | DE69332346T2 (fr) |
DK (1) | DK0564369T3 (fr) |
ES (1) | ES2184739T3 (fr) |
FR (1) | FR2689400B1 (fr) |
Families Citing this family (117)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP1304085A3 (fr) * | 1994-09-16 | 2004-01-21 | Ethicon Endo-Surgery, Inc. | Elément biodégradable de marquage de tissu |
AU3795395A (en) * | 1994-11-30 | 1996-06-06 | Ethicon Inc. | Hard tissue bone cements and substitutes |
US5741329A (en) * | 1994-12-21 | 1998-04-21 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Method of controlling the pH in the vicinity of biodegradable implants |
US6065476A (en) * | 1994-12-21 | 2000-05-23 | Board Of Regents, University Of Texas System | Method of enhancing surface porosity of biodegradable implants |
JP3676374B2 (ja) * | 1995-05-01 | 2005-07-27 | サム・ヤン・カンパニー・リミテッド | 移植用生体内分解性遮蔽膜および製造方法 |
KR100394034B1 (ko) * | 1995-05-28 | 2003-11-17 | 니시무라 마사히꼬 | 용이흡수성 칼슘을 함유하는 조성물 및 그의 제조방법 |
EP0893975B1 (fr) * | 1995-12-18 | 2003-04-16 | Jens Schug | Implant medical |
FR2743496B1 (fr) * | 1996-01-15 | 1998-04-10 | Univ Rennes | Composite macroporeux support de substance(s) medicamenteuse(s) utilisable comme materiau de reconstitution osseuse et procede d'elaboration |
US5817328A (en) * | 1996-01-17 | 1998-10-06 | Cambridge Scientific, Inc. | Material for buffered resorbable internal fixation devices and method for making same |
DE19614421C2 (de) * | 1996-04-12 | 1999-12-16 | Biovision Gmbh | Verfahren zur Herstellung eines biodegradierbaren Knochenersatz- und Implantatwerkstoffes und biodegradierbarer Knochenersatz- und Implantatwerkstoff |
EP0980273A1 (fr) * | 1997-04-16 | 2000-02-23 | White Spot AG | Implant biodegradable d'osteosynthese |
FI972890A (fi) * | 1997-07-08 | 1999-01-09 | Bioxid Oy | Uusi muovipohjainen komposiitti ja sen käytt¦ |
US6270464B1 (en) | 1998-06-22 | 2001-08-07 | Artemis Medical, Inc. | Biopsy localization method and device |
US6986788B2 (en) | 1998-01-30 | 2006-01-17 | Synthes (U.S.A.) | Intervertebral allograft spacer |
US20020058882A1 (en) * | 1998-06-22 | 2002-05-16 | Artemis Medical, Incorporated | Biopsy localization method and device |
WO2000007527A1 (fr) | 1998-08-03 | 2000-02-17 | Synthes Ag Chur | Espaceur d'allogreffe intervertebral |
US9669113B1 (en) | 1998-12-24 | 2017-06-06 | Devicor Medical Products, Inc. | Device and method for safe location and marking of a biopsy cavity |
US6371904B1 (en) | 1998-12-24 | 2002-04-16 | Vivant Medical, Inc. | Subcutaneous cavity marking device and method |
US6356782B1 (en) | 1998-12-24 | 2002-03-12 | Vivant Medical, Inc. | Subcutaneous cavity marking device and method |
US6630153B2 (en) * | 2001-02-23 | 2003-10-07 | Smith & Nephew, Inc. | Manufacture of bone graft substitutes |
US6395033B1 (en) * | 2000-04-10 | 2002-05-28 | Tyco Healthcare Group Lp | Dynamic fusion mechanostat devices |
US6620185B1 (en) | 2000-06-27 | 2003-09-16 | Smith & Nephew, Inc. | Surgical procedures and instruments |
US7144414B2 (en) * | 2000-06-27 | 2006-12-05 | Smith & Nephew, Inc. | Surgical procedures and instruments |
US6518328B2 (en) * | 2000-12-15 | 2003-02-11 | Biomet, Inc. | Coated resorbable polymer and method of making the same |
US20020114795A1 (en) * | 2000-12-22 | 2002-08-22 | Thorne Kevin J. | Composition and process for bone growth and repair |
US7105182B2 (en) * | 2001-07-25 | 2006-09-12 | Szymaitis Dennis W | Periodontal regeneration composition and method of using same |
US20030026770A1 (en) * | 2001-07-25 | 2003-02-06 | Szymaitis Dennis W. | Periodontal regeneration composition and method of using same |
US6641394B2 (en) * | 2001-08-13 | 2003-11-04 | Ormco Corporation | Fluid material delivery devices and methods |
FR2830249B1 (fr) | 2001-10-03 | 2004-08-13 | Toulouse Inst Nat Polytech | Composition de ciment hydraulique a base de carbonates de calcium |
EP1344538A1 (fr) * | 2002-03-14 | 2003-09-17 | Degradable Solutions AG | Matériau d'implantation poreux et biodégradable et son procédé de préparation |
KR100475828B1 (ko) * | 2002-08-30 | 2005-03-10 | 요업기술원 | 산호 유래 인산칼슘계 다공체 및 그 제조방법 |
EP1433489A1 (fr) * | 2002-12-23 | 2004-06-30 | Degradable Solutions AG | Implant osseux poreux biodégradable contenant une membrane de barrière |
FR2850282B1 (fr) * | 2003-01-27 | 2007-04-06 | Jerome Asius | Implant injectable a base de ceramique pour le comblement de rides, depressions cutanees et cicatrices, et sa preparation |
US7608092B1 (en) | 2004-02-20 | 2009-10-27 | Biomet Sports Medicince, LLC | Method and apparatus for performing meniscus repair |
US8163030B2 (en) * | 2004-05-06 | 2012-04-24 | Degradable Solutions Ag | Biocompatible bone implant compositions and methods for repairing a bone defect |
CA2564605A1 (fr) | 2004-05-12 | 2005-12-01 | Massachusetts Institute Of Technology | Procede de fabrication, tel qu'une impression tridimensionnelle, comprenant la formation de films utilisant la vapeur de solvant et analogue |
US8980300B2 (en) | 2004-08-05 | 2015-03-17 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Plasticizers for coating compositions |
ATE424862T1 (de) * | 2004-10-29 | 2009-03-15 | Smith & Nephew Inc | Bioabsorbierbare polymere mit kalziumkarbonat |
US8545866B2 (en) * | 2004-10-29 | 2013-10-01 | Smith & Nephew, Inc. | Bioabsorbable polymers |
US7857830B2 (en) | 2006-02-03 | 2010-12-28 | Biomet Sports Medicine, Llc | Soft tissue repair and conduit device |
US9017381B2 (en) | 2007-04-10 | 2015-04-28 | Biomet Sports Medicine, Llc | Adjustable knotless loops |
US7909851B2 (en) | 2006-02-03 | 2011-03-22 | Biomet Sports Medicine, Llc | Soft tissue repair device and associated methods |
US7905904B2 (en) | 2006-02-03 | 2011-03-15 | Biomet Sports Medicine, Llc | Soft tissue repair device and associated methods |
US8118836B2 (en) | 2004-11-05 | 2012-02-21 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for coupling soft tissue to a bone |
US7749250B2 (en) | 2006-02-03 | 2010-07-06 | Biomet Sports Medicine, Llc | Soft tissue repair assembly and associated method |
US8298262B2 (en) | 2006-02-03 | 2012-10-30 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method for tissue fixation |
US9801708B2 (en) | 2004-11-05 | 2017-10-31 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for coupling soft tissue to a bone |
US8088130B2 (en) | 2006-02-03 | 2012-01-03 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for coupling soft tissue to a bone |
US20060189993A1 (en) | 2004-11-09 | 2006-08-24 | Arthrotek, Inc. | Soft tissue conduit device |
US8137382B2 (en) | 2004-11-05 | 2012-03-20 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for coupling anatomical features |
US7905903B2 (en) | 2006-02-03 | 2011-03-15 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method for tissue fixation |
US8840645B2 (en) | 2004-11-05 | 2014-09-23 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for coupling soft tissue to a bone |
US8303604B2 (en) | 2004-11-05 | 2012-11-06 | Biomet Sports Medicine, Llc | Soft tissue repair device and method |
US8128658B2 (en) | 2004-11-05 | 2012-03-06 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for coupling soft tissue to bone |
US8361113B2 (en) | 2006-02-03 | 2013-01-29 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for coupling soft tissue to a bone |
US7658751B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-02-09 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method for implanting soft tissue |
US8034090B2 (en) | 2004-11-09 | 2011-10-11 | Biomet Sports Medicine, Llc | Tissue fixation device |
US7914539B2 (en) | 2004-11-09 | 2011-03-29 | Biomet Sports Medicine, Llc | Tissue fixation device |
US8998949B2 (en) | 2004-11-09 | 2015-04-07 | Biomet Sports Medicine, Llc | Soft tissue conduit device |
WO2006062518A2 (fr) * | 2004-12-08 | 2006-06-15 | Interpore Spine Ltd. | Composite a phase continue pour reparation musculosquelettique |
US20070038303A1 (en) * | 2006-08-15 | 2007-02-15 | Ebi, L.P. | Foot/ankle implant and associated method |
US8535357B2 (en) * | 2004-12-09 | 2013-09-17 | Biomet Sports Medicine, Llc | Continuous phase compositions for ACL repair |
CA2885981A1 (fr) * | 2005-04-05 | 2006-10-12 | Elixir Medical Corporation | Dispositifs medicaux implantables degradables |
US7740794B1 (en) | 2005-04-18 | 2010-06-22 | Biomet Sports Medicine, Llc | Methods of making a polymer and ceramic composite |
US7959650B2 (en) | 2006-09-29 | 2011-06-14 | Biomet Sports Medicine, Llc | Adjustable knotless loops |
US9468433B2 (en) | 2006-02-03 | 2016-10-18 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for forming a self-locking adjustable loop |
US9538998B2 (en) | 2006-02-03 | 2017-01-10 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for fracture fixation |
US10517587B2 (en) | 2006-02-03 | 2019-12-31 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for forming a self-locking adjustable loop |
US8652171B2 (en) | 2006-02-03 | 2014-02-18 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for soft tissue fixation |
US8652172B2 (en) | 2006-02-03 | 2014-02-18 | Biomet Sports Medicine, Llc | Flexible anchors for tissue fixation |
US11311287B2 (en) | 2006-02-03 | 2022-04-26 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method for tissue fixation |
US8574235B2 (en) | 2006-02-03 | 2013-11-05 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method for trochanteric reattachment |
US8251998B2 (en) | 2006-08-16 | 2012-08-28 | Biomet Sports Medicine, Llc | Chondral defect repair |
US8771352B2 (en) | 2011-05-17 | 2014-07-08 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for tibial fixation of an ACL graft |
US8562647B2 (en) | 2006-09-29 | 2013-10-22 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for securing soft tissue to bone |
US11259792B2 (en) | 2006-02-03 | 2022-03-01 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for coupling anatomical features |
US8506597B2 (en) | 2011-10-25 | 2013-08-13 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for interosseous membrane reconstruction |
US9271713B2 (en) | 2006-02-03 | 2016-03-01 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for tensioning a suture |
US8562645B2 (en) | 2006-09-29 | 2013-10-22 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for forming a self-locking adjustable loop |
US9149267B2 (en) | 2006-02-03 | 2015-10-06 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for coupling soft tissue to a bone |
US8801783B2 (en) | 2006-09-29 | 2014-08-12 | Biomet Sports Medicine, Llc | Prosthetic ligament system for knee joint |
US8597327B2 (en) | 2006-02-03 | 2013-12-03 | Biomet Manufacturing, Llc | Method and apparatus for sternal closure |
US8968364B2 (en) | 2006-02-03 | 2015-03-03 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for fixation of an ACL graft |
US9078644B2 (en) | 2006-09-29 | 2015-07-14 | Biomet Sports Medicine, Llc | Fracture fixation device |
DE102006037362B3 (de) * | 2006-08-09 | 2007-09-20 | Heraeus Kulzer Gmbh | Knochenersatzmaterial |
US8043377B2 (en) | 2006-09-02 | 2011-10-25 | Osprey Biomedical, Inc. | Implantable intervertebral fusion device |
US8637064B2 (en) * | 2006-09-20 | 2014-01-28 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Compression molding method for making biomaterial composites |
US11259794B2 (en) | 2006-09-29 | 2022-03-01 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method for implanting soft tissue |
US9918826B2 (en) | 2006-09-29 | 2018-03-20 | Biomet Sports Medicine, Llc | Scaffold for spring ligament repair |
US8500818B2 (en) | 2006-09-29 | 2013-08-06 | Biomet Manufacturing, Llc | Knee prosthesis assembly with ligament link |
US8672969B2 (en) | 2006-09-29 | 2014-03-18 | Biomet Sports Medicine, Llc | Fracture fixation device |
US7718616B2 (en) | 2006-12-21 | 2010-05-18 | Zimmer Orthobiologics, Inc. | Bone growth particles and osteoinductive composition thereof |
EP2136857A2 (fr) * | 2007-03-23 | 2009-12-30 | Smith & Nephew, Inc. | Dispositifs de fixation et procédé de réparation |
WO2009027640A2 (fr) * | 2007-08-24 | 2009-03-05 | Smith & Nephew Plc | Dispositif capable de libérer du lactate de calcium |
EP2234559A1 (fr) * | 2008-01-09 | 2010-10-06 | Innovative Health Technologies, Llc | Pastilles d'implant et procédés pour effectuer une augmentation et une conservation d'os |
JP2010178957A (ja) * | 2009-02-06 | 2010-08-19 | Ngk Spark Plug Co Ltd | 生体吸収性インプラント及びその製造方法 |
US20100305710A1 (en) | 2009-05-28 | 2010-12-02 | Biomet Manufacturing Corp. | Knee Prosthesis |
US9399086B2 (en) * | 2009-07-24 | 2016-07-26 | Warsaw Orthopedic, Inc | Implantable medical devices |
JP2013542837A (ja) | 2010-11-15 | 2013-11-28 | ジンマー オーソバイオロジクス,インコーポレイティド | 骨空隙充填剤 |
RU2657518C2 (ru) * | 2011-03-18 | 2018-06-14 | Шефер Кальк Гмбх Унд Ко. Кг | Микроструктурированные комбинированные частицы |
US9357991B2 (en) | 2011-11-03 | 2016-06-07 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method and apparatus for stitching tendons |
US9314241B2 (en) | 2011-11-10 | 2016-04-19 | Biomet Sports Medicine, Llc | Apparatus for coupling soft tissue to a bone |
US9370350B2 (en) | 2011-11-10 | 2016-06-21 | Biomet Sports Medicine, Llc | Apparatus for coupling soft tissue to a bone |
US9381013B2 (en) | 2011-11-10 | 2016-07-05 | Biomet Sports Medicine, Llc | Method for coupling soft tissue to a bone |
US9259217B2 (en) | 2012-01-03 | 2016-02-16 | Biomet Manufacturing, Llc | Suture Button |
JP5996330B2 (ja) * | 2012-08-21 | 2016-09-21 | 株式会社シャネル化粧品技術開発研究所 | 複合粒子及びそれを含む化粧料組成物 |
WO2014125478A1 (fr) | 2013-02-13 | 2014-08-21 | Cartiheal (2009) Ltd | Substrats solides pour favoriser la croissance de cellules et de tissus |
US9757119B2 (en) | 2013-03-08 | 2017-09-12 | Biomet Sports Medicine, Llc | Visual aid for identifying suture limbs arthroscopically |
US9918827B2 (en) | 2013-03-14 | 2018-03-20 | Biomet Sports Medicine, Llc | Scaffold for spring ligament repair |
US10136886B2 (en) | 2013-12-20 | 2018-11-27 | Biomet Sports Medicine, Llc | Knotless soft tissue devices and techniques |
US9615822B2 (en) | 2014-05-30 | 2017-04-11 | Biomet Sports Medicine, Llc | Insertion tools and method for soft anchor |
US9700291B2 (en) | 2014-06-03 | 2017-07-11 | Biomet Sports Medicine, Llc | Capsule retractor |
US10039543B2 (en) | 2014-08-22 | 2018-08-07 | Biomet Sports Medicine, Llc | Non-sliding soft anchor |
US9955980B2 (en) | 2015-02-24 | 2018-05-01 | Biomet Sports Medicine, Llc | Anatomic soft tissue repair |
US9974534B2 (en) | 2015-03-31 | 2018-05-22 | Biomet Sports Medicine, Llc | Suture anchor with soft anchor of electrospun fibers |
FR3037801B1 (fr) * | 2015-06-23 | 2017-08-11 | Jd Invest | Materiau semi-synthetique pulverulent, obtenu par modification de la composition d'un biomateriau naturel marin, son procede de fabrication, ses applications |
DE102016107223B4 (de) * | 2016-04-19 | 2018-05-24 | Karl Leibinger Medizintechnik Gmbh & Co. Kg | Hybridimplantat aus einem Kompositmaterial |
Family Cites Families (14)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3739773A (en) * | 1963-10-31 | 1973-06-19 | American Cyanamid Co | Polyglycolic acid prosthetic devices |
US3773919A (en) * | 1969-10-23 | 1973-11-20 | Du Pont | Polylactide-drug mixtures |
US3867190A (en) * | 1971-10-18 | 1975-02-18 | American Cyanamid Co | Reducing capillarity of polyglycolic acid sutures |
FR2364644B1 (fr) * | 1976-09-20 | 1981-02-06 | Inst Nat Sante Rech Med | Nouveau materiau de prothese osseuse et son application |
FR2439003A1 (fr) * | 1978-10-20 | 1980-05-16 | Anvar | Nouvelles pieces d'osteosynthese, leur preparation et leur application |
FR2460657A1 (fr) * | 1979-07-12 | 1981-01-30 | Anvar | Implant biodegradable utilisable comme piece de prothese osseuse |
US4612923A (en) * | 1983-12-01 | 1986-09-23 | Ethicon, Inc. | Glass-filled, absorbable surgical devices |
US4722948A (en) * | 1984-03-16 | 1988-02-02 | Dynatech Corporation | Bone replacement and repair putty material from unsaturated polyester resin and vinyl pyrrolidone |
US4595713A (en) * | 1985-01-22 | 1986-06-17 | Hexcel Corporation | Medical putty for tissue augmentation |
US5007930A (en) * | 1985-02-19 | 1991-04-16 | The Dow Chemical Company | Composites of unsintered calcium phosphates and synthetic biodegradable polymers useful as hard tissue prosthetics |
FI80605C (fi) * | 1986-11-03 | 1990-07-10 | Biocon Oy | Benkirurgisk biokompositmaterial. |
US4938763B1 (en) * | 1988-10-03 | 1995-07-04 | Atrix Lab Inc | Biodegradable in-situ forming implants and method of producing the same |
US4976736A (en) * | 1989-04-28 | 1990-12-11 | Interpore International | Coated biomaterials and methods for making same |
US5236457A (en) * | 1992-02-27 | 1993-08-17 | Zimmer, Inc. | Method of making an implant having a metallic porous surface |
-
1992
- 1992-04-03 FR FR9204096A patent/FR2689400B1/fr not_active Expired - Fee Related
-
1993
- 1993-04-01 US US08/041,173 patent/US5433751A/en not_active Expired - Lifetime
- 1993-04-02 CA CA002093269A patent/CA2093269C/fr not_active Expired - Lifetime
- 1993-04-02 AT AT93400862T patent/ATE225192T1/de not_active IP Right Cessation
- 1993-04-02 ES ES93400862T patent/ES2184739T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1993-04-02 EP EP93400862A patent/EP0564369B1/fr not_active Expired - Lifetime
- 1993-04-02 DK DK93400862T patent/DK0564369T3/da active
- 1993-04-02 AU AU35695/93A patent/AU667516B2/en not_active Ceased
- 1993-04-02 DE DE69332346T patent/DE69332346T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1993-04-05 JP JP10198193A patent/JP3375372B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
EP0564369B1 (fr) | 2002-10-02 |
JPH0663118A (ja) | 1994-03-08 |
FR2689400B1 (fr) | 1995-06-23 |
EP0564369A1 (fr) | 1993-10-06 |
AU667516B2 (en) | 1996-03-28 |
DK0564369T3 (da) | 2003-01-27 |
ATE225192T1 (de) | 2002-10-15 |
DE69332346T2 (de) | 2003-12-24 |
ES2184739T3 (es) | 2003-04-16 |
JP3375372B2 (ja) | 2003-02-10 |
CA2093269A1 (fr) | 1993-10-04 |
US5433751A (en) | 1995-07-18 |
FR2689400A1 (fr) | 1993-10-08 |
DE69332346D1 (de) | 2002-11-07 |
AU3569593A (en) | 1993-10-07 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
CA2093269C (fr) | Materiau pour prothese osseuse contenant des particules de carbonate de calcium dispersees dans une matrice polymere bioresorbable | |
CA2745934C (fr) | Systemes a liberation prolonge du phosphate d'acide ascorbique | |
US4563489A (en) | Biodegradable organic polymer delivery system for bone morphogenetic protein | |
Kempen et al. | Controlled drug release from a novel injectable biodegradable microsphere/scaffold composite based on poly (propylene fumarate) | |
JP4873555B2 (ja) | アパタイト/コラーゲン複合体繊維を含む多孔体の製造方法 | |
CH624572A5 (en) | Bone prosthesis material | |
US20050152987A1 (en) | Transplantable particulate bone composition having high osteoinductive capacity and methods for making and using same | |
JPH07500990A (ja) | 生体材料の組識修復への使用方法 | |
FR2654625A1 (fr) | Procede de fabrication d'un materiau pour osteoplastie a partir d'un tissu osseux naturel et materiau obtenu par ce procede. | |
WO2000076562A1 (fr) | Biomateriau a base d'un derive de dextrane insolubilise et d'un facteur de croissance | |
CA2513628C (fr) | Implants injectables a base de ceramique pour le comblement de tissus mous | |
CN112999422A (zh) | 一种骨修复材料的制备方法 | |
La Gatta et al. | A novel injectable poly (ε‐caprolactone)/calcium sulfate system for bone regeneration: Synthesis and characterization | |
FR3003173A1 (fr) | Substituts osseux greffes par des peptides mimetiques de la proteine humaine bmp-2. | |
EP3880263B1 (fr) | Implant a porosite controlee en un materiau hybride dope en nutriment osteoinducteur | |
JP2001505809A (ja) | 組織処理用の改善されたヒドロゲル | |
FR2688139A1 (fr) | Nouveau revetement pour systeme prothetique. | |
CN108096629B (zh) | 一种聚甲基丙烯酸甲酯骨粘固剂及其制备方法 | |
EP3568166B1 (fr) | Materiau de regeneration osseuse | |
EP2307060B1 (fr) | Combinaison de sang et de particules de ceramique de phosphates de calcium biphases | |
US20090304807A1 (en) | Method for preparing a prion-free bond grafting substitute | |
EP1355981B1 (fr) | Composition gelifiable, biocompatible et implantable | |
Scapin et al. | Use of triethylcitrate plasticizer in the production of poly-L-lactic acid implants with different degradation times | |
FR2570606A1 (fr) | Obturateur notamment de puits femoral ou de fond de cotyle | |
JPH0564982B2 (fr) |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
EEER | Examination request | ||
MKLA | Lapsed |
Effective date: 20130402 |
|
MKEC | Expiry (correction) |
Effective date: 20131009 |