DE2827289A1 - Mischpolymerisate aus lactiden und glykoliden und verfahren zu deren herstellung - Google Patents
Mischpolymerisate aus lactiden und glykoliden und verfahren zu deren herstellungInfo
- Publication number
- DE2827289A1 DE2827289A1 DE19782827289 DE2827289A DE2827289A1 DE 2827289 A1 DE2827289 A1 DE 2827289A1 DE 19782827289 DE19782827289 DE 19782827289 DE 2827289 A DE2827289 A DE 2827289A DE 2827289 A1 DE2827289 A1 DE 2827289A1
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- lactide
- glycolide
- copolymer
- disordered
- 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.)
- Granted
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
- A61L17/00—Materials for surgical sutures or for ligaturing blood vessels ; Materials for prostheses or catheters
- A61L17/06—At least partially resorbable materials
- A61L17/10—At least partially resorbable materials containing macromolecular materials
- A61L17/12—Homopolymers or copolymers of glycolic acid or lactic acid
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
- C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
- C08G63/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carboxylic ester link in the main chain of the macromolecule
- C08G63/02—Polyesters derived from hydroxycarboxylic acids or from polycarboxylic acids and polyhydroxy compounds
- C08G63/06—Polyesters derived from hydroxycarboxylic acids or from polycarboxylic acids and polyhydroxy compounds derived from hydroxycarboxylic acids
- C08G63/08—Lactones or lactides
Description
DIPL.-ING. HANS W. GROENING
28 2/ 2 ο 9
J/E 10-143
- 6 -
- 6 -
Ethicon Inc.
Soiterville, New Jersey, USA
Mischpolymerisate aus Lactiden und Glykaliden und 20 Verfahren zu deren Herstellung
Die Erfindung bezieht sich auf synthetische absorbier-25 bare Nahtmaterialien und insbesondere auf solche Nahtmaterialien, die
aus neuen Polymerisaten, die von Lactiden und Glykoliden herstammen,
hergestellt werden.
Homopolymerisate und Mischpolymerisate von Lactiden 30 und Glykoliden sind zur Herstellung synthetischer 'absorbierbarer Nahtmaterialien gut bekanntfwas z.B. in den US-PSen 3.636^956,
2.703.316, 3.468.853 und 3.565.869 beschrieben wird. Bevorzugte Polymerisate sind Polyglykolide oder Mischpolymerisate
des Glykolids mit L(-)-Lactid, wobei es sich um hochkristalline, 35 faserbildende Materialien handelt, die zu Pasern extrudiert
809882/0859
SIEBERTSTR. 4 · 8000 JtOKCHIK 8β · POB 860340 · KABEL·: BHEIIfPATENT TEt. (080) 4710 79 · TEtEX 3-2863»
werden können und die gute physikalische Eigenschaften und annehmbare Absorptionszeiten zeigen, wenn sie in lebende
tierische Gewebe implantiert werden.
' Mischpolymerisate aus einem Lactid und Glykolid zur Anwendung -bei der Herstellung chirurgischer Nahtmaterialien sind
zur Zeit auf einen engen Zusammensetzungsbereich beschränkt
, nämlich auf solche Mischpolymerisate, die etwa 80 Gew.-% Glykolid enthalten. Bei ungeordneten bzw. willkürlich
zusammengesetzten Mischpolymerisaten, die weniger als etwa 80 bis etwa 40 % Glykolid enthalten, wurde gefunden,
daß sie eine niedrige Kristallinität zeigen. Aus solchen Polymerisaten hergestellte Fäden sind durch eine
niedrige Zugfestigkeit und schlechte Beibehaltung der Festigkeit im lebenden tierischen Gewebe gekennzeichnet. Polymerisate,
die weniger als etwa 40 Gew.-% Glykolid und bis zu etwa 100 % Lactid enthalten, sind faserbildend und führen
zu festen Nahtmaterialien. Jedoch ist die Zugfestigkeitsbeibehaltunq
und/oder die Absorptionsgeschwindigkeit derartiger Nahtmaterialien im lebenden tierischen Gewebe typischerweise
niedriger als gewünscht.
Die vorliegende Erfindung bezweckt die Bereitstellung von Mischpolymerisaten aus Lactiden und Glykoliden mit
weniger als etwa 75 Gew.-% Glykolid,die trotzdem hochkristalline, faserbildende Materialien darstellen. Des+
weiteren bezweckt die Erfindung die Schaffung absorbierbarer Nahtmaterialien, die ein Mischpolymerisat aus einem lactid und
Glykolid mit einem Gehalt von weniger als etwa 75 % Glykolid enthalten. Weiterhin bezweckt die Erfindung die Schaffung
eines Verfahrens zur Herstellung hochkristalliner Polymerisate des Lactids und Glykolids, die etwa 50 bis 75 Gew.-%
Glykolid enthalten.
Demzufolge betrifft die Erfindung hochkristalline,
809882/0859
—■ ο ~"
f aserbildene Additionsmischpolyinsrisate des Lactids und Glykolids
mit 50 bis 75 Gew.-% Glykolid, die dadurch erhalten werden können, daß zuerst ein Mischpolymerisat mit mindestens etwa
60 % Lactid hergestellt wird und danach dieses Polymerisat mit zusätzlichen Lactid- und Glykolid-Monomeren gemischt
und die Polymerisation wieder aufgenommen wird, um das fertige Polymerisatprodukt zu erhalten. Das Verhältnis der
Lactid- zu den Glykolid-Monomeren in der zweiten Stufe der Polymerisation wird so ausgewählt, daß ein. fertiges Polynerisatprodukt
mit der gewünschten Zusammensetzung von etwa 50 bis 75 Gew.-% Glykolid erhalten wird.
Durch das erfindungsgemäße Verfahren werden Lactid/
Glykolid-Additionsmischpolymerisate erhalten, die hochkristallin sind und zur Bildung von Fasern für chirurgische
Nahtmaterialien brauchbar sind. Nahtmaterialien,die von solchen Polymerisaten
hergestellt werden^ haben eine bemerkenswert höhere anfängliche
Zugfestigkeit und bessere Beibehaltung der Zugfestigkeit
im lebenden tierischen Gewebe als Nahtmaterialien,die von ungeordneten
Mischpolymerisaten ähnlicher molarer Zusammensetzung hergestellt worden sind.
Die Erfindung wird durch die Figuren näher erläutert. Darin bedeuten:
25
25
Fig. 1 eine perspektivische Ansicht einer Nadel/ Nahtmaterial-Kombination;
Fig. 2 eine, perspektivische Ansicht einer Nadel/ 30 Nahtmaterial-Kombination innerhalb' eines
hermetisch abgedichteten Behälters;
Fig. 3 eine Schraube, die aus einem erfindungsgemäßen Polymerisat hergestellt worden ist;
35
803832/0353
Fig. 4 einen Querschnitt eines Verbundgarns, das Filamente verschiedener Zusammensetzung
enthält und
Fig. 5 eine Draufsicht eines chirurgischen
Gewebes, das aus erfindungsgemäßen Fasern gewirkt worden ist.
In der folgenden Beschreibung und in den folgenden Beispielen beziehen sich alle Teile und Prozentangaben auf
das Gewicht, sofern nicht etwas anderes gesagt wird.
Das erfindungsgemäße Verfahren umfaßt einen 2-Stufen-Polymerisationsprozeß.
Im ersten Stadium wird eine Willkürliehe Mischpolymerisation eines optisch aktiven Lactids und
Glykolids in monomerer Form durchgeführt, wobei der Lactidbestandteil
mindestens etwa 60 % der monomeren Mischung ausmacht. Die Polymerisation wird in üblicher Weise unter Verwendung
eines mit Heiz- und Rühreinrichtungen versehenen Polymerisationsreaktors und in Gegenwart eines Polymerisationskatalysators, wie Zinn(II)-octoat, durchgeführt. Die Polymerisation
wird mit reinen und trockenen Reaktionsteilnehmern und unter einer Atmosphäre trockenen Stickstoffs bei ausreichender
Temperatur durchgeführt, um die Reaktionsmischung solange in einem geschmolzenen Zustand zu halten, bis die
Polymerisation abgeschlossen ist. Die ungeordnete Polymerisation des Lactid/Glykolid-Mischpolymerisats wird in
den ÜS-PSen 3.639.956 und 3.792.010, insbesondere in den Beispielen XVII und VIII, beschrieben. Der Inhalt dieser
Patentschriften soll durch diese Bezugnahme der Offenbarung
der vorliegenden Erfindung zugeordnet werden.
Die zweite Stufe des Polymerisationsverfahrens gemäß der Erfindung besteht in einer weiteren Polymerisation des
Polymerisats der ersten Stufe mit zusätzlichem Lactid- und
809882/0859
Glykolid-Monomer. Bei einer bevorzugten Ausgestaltung wird
das Polymerisatprodukt der ersten Stufe mittels Kühlens verfestigt,
dann gemahlen und unter Vakuum getrocknet. Das gemahlene Polymerisat wird gründlich mit zusätzlichen
monomeren Mengen an getrocknetem Glykolid und optisch aktivem Lactid vermischt, wobei die jeweiligen Mengen dieser
Monomeren ausgewählt wurdoi, um ein fertiges Polymerisat mit
5O bis 75 % Glykolid zu erhalten.
Die Polymerisat/Monomeren-Mischung wird in einen
- mit Heiz- und Rühreinrichtungen versehenen Polymerisationsreaktor eingebracht und die Polymerisation unter einer
trockenen Stickstoffatmosphäre durchgeführt, wobei ein Verfahren
gewählt wird, das grundsätzlich mit dem identisch ist, das in der ersten Stufe folgt. Die Temperatur des
Reaktors wird eingeregelt, um die Reaktionsteilnehmer in
einem geschmolzenen Zustand zu halten. Nach Abschluß der Polymerisationsreaktion wird das Polymerisatprodukt herausgenommen,
durch Kühlen verfestigt, zu einem Pulver gemahlen
20 und unter Vakuum getrocknet.
Bei einer zulässigen alternativen Polymerisatzusammensetzung kann die erste Stufe der Polymerisation mit optisch
aktivem L(-)-Lactid oder D(+)-Lactid mit optisch inaktivem
d,l-Lactid durchgeführt werden, um ein Lactid-Mischpolymerisat zu bilden. Aus Gründen der Klarheit beziehen sich die
folgende Beschreibung und Beispiele vorrangig auf die Polymerisation von L(-)-Lactid und Glykolid in der ersten Stufe, jedoch
ist es selbstverständlich, daß das D(+)-Lactid auch anstelle des L(-)-Lactids verwendet werden kann. Auch kann
das d,l-Lactid anstelle des Glykolids verwendet werden.
Bei einem alternativen Verfahren kann die zweite Stufe des Polymerisationsverfahrens gemäß der Erfindung direkt
nach der Vervollständigung der ersten Stufe durch Zugabe der
809882/0858
erforderlichen Lactid- und Glykolid-Monomerea direkt zu
dem geschmolzenen Polymerisat, das in der ersten Stufe anfiel, folgen. Das fertige Polymerisatprodukt wird dadurch
durch ein halbkontinuierliches Verfahren ohne die Notwendigkeit des Kühlens und Mahlens des ungeordneten
Mischpolymerisatprodukts der ersten Stufe erhalten. Es ist jedoch bedeutsam, daß die Monomeren zusammen als
eine Mischung hinzugegeben werden und daß die Rühreinrichtungen in dem Reaktor geeignet sind, die hinzugegebenen
Monomeren schnell und wirksam gleichmäßig innerhalb des geschmolzenen Polymerisats zu verteilen.
Es wird angenommen, ohne an diese Theorie gebunden zu sein, daß das erfindungsgemäße Verfahren dazu führt,
daß die Lactid- und Glykolid-Monomeren in der zweiten Stufe
auf die reaktiven Endgruppen des Polymerisats hohen Lactidgehalts der ersten Stufe gepfropft werden, um ein hochkristallin
geordnetes Mischpolymerisat mit regelmäßig aufeinanderfolgenden Einheiten hohen Anteils an Lactid-.
und Glykolid-Polymerisaten zu bilden. Es wird angenommen, daß das fertige Produkt kleine Mengen an anderen Mischpolymerisaten
verschiedener Zusammensetzungen und Strukturen in Lösung mit dem geordneten Mischpolymerisat enthält. Aus
Gründen der Zweckmäßigkeit werden die Polymerisatprodukte gemäß der vorliegenden Erfindung gelegentlich hier als
"Additionsmischpolymerisate'1 bezeichnet. Jedoch ist es verständlich,
daß dieser Ausdruck die regelmäßige Folge geordneter Mischpolymerisate wie auch Mischungen solcher geordneter Mischpolymerisate
mit kleineren Anteilen an anderen Mischpoly-
30 merisaten des Lactids und Glykolids erfaßt.
Die Polymerisate gemäß der vorliegenden Erfindung sind im allgemeinen mit Chloroform lediglich bis zu einem
Ausmaß von weniger als etwa 5 Gew.-% extrahierbar. Die PoIymerisate
werden dadurch von einfachen Mischungen hohen Anteils
809882/0853
an Lactid- und Glykolid-Mischpolymerisaten
ungeordneter Natur mit der gleichen relativen Lactid/Glykolid-Zusammensetzung
unterschieden, da in solchen Mischungen der gesamte hohe Anteil an Lactid (high lactide
component) extrahierbar ist. Das niedrige Maß von extrahierbaren Bestandteilen in den Polymerisaten gemäß der vorliegenden
Erfindung läßt vermuten, daß lediglich ein kleinerer Anteil des hohen Anteils des Iactids im Mischpolymerisat der ersten .-Stufe
der Reaktion die zweite Stufe ohne weitere Polymerisation übersteht.
Das genannte Lactid-Mischpolymerisat ungeordneter Natur der ersten Reaktionsstufe kann 60 bis 90 %
optisch aktives Lactid und 10 bis 40 % Glykolid oder
d,l-Lactid enthalten. Eine besonders bevorzugte Zusammensetzung enthält 65 bis 75 % Lactid und 25 bis 35 % Glykolid.
d,l-Lactid enthalten. Eine besonders bevorzugte Zusammensetzung enthält 65 bis 75 % Lactid und 25 bis 35 % Glykolid.
Die Monomerenmischung, die in der zweiten Stufe der
Polymerisation umgesetzt wurde, kann etwa 70 bis 90 %
Glykolid und 30 bis 10 % Lactid enthalten. Eine besonders bevorzugte Zusammensetzung enthält 80 bis 90 % Glykolid.
Glykolid und 30 bis 10 % Lactid enthalten. Eine besonders bevorzugte Zusammensetzung enthält 80 bis 90 % Glykolid.
Das fertige Mischpolymerisatprodukt gemäß der
vorliegenden Erfindung kann etwa 50 bis 75 % Glykolid und so bis 25 % Lactid enthalten. Eine besonders bevorzugte
Zusammensetzung enthält 55 bis 65 % Glykolid. Das fertige Mischpolymerisat wird durch eine Eigenviskosität von mindestens 1,20, die mittels einer 0,1 %igen Lösung des Polymerisats in Hexafluorisopropanol öder Chloroform bei 250C bestimmt wurde , durch einen Schmelzpunkt von mindestens etwa 1600C und eine Kristallinität von mindestens etwa 15 % gekennzeichnet.
vorliegenden Erfindung kann etwa 50 bis 75 % Glykolid und so bis 25 % Lactid enthalten. Eine besonders bevorzugte
Zusammensetzung enthält 55 bis 65 % Glykolid. Das fertige Mischpolymerisat wird durch eine Eigenviskosität von mindestens 1,20, die mittels einer 0,1 %igen Lösung des Polymerisats in Hexafluorisopropanol öder Chloroform bei 250C bestimmt wurde , durch einen Schmelzpunkt von mindestens etwa 1600C und eine Kristallinität von mindestens etwa 15 % gekennzeichnet.
Es ist für das erfindungsgemäße Verfahren wesentlich,
daß das Mischpolymerisat hohen Lacfidgehalts in der ersten
809882/0859
-" 13 — '
Stufe hergestellt wird und die Monomerenmischung hohen
Glykolidgehalts in der zweiten Stufe zugeführt wird. Wenn umgekehrt verfahren wird, ist das Ergebnis ein
stark amorphes Mischpolymerisat niedrigen Molekulargewichts 5 oder eine Mischung von Mischpolymerisaten, die zur Bildung
fester orientierbarer Fasern ungeeignet ist. In einer ähnlichen Weise sind ungeordnete Mischpolymerisate des
Lactids und Glykolids,die etwa 5 bis 75 % Glykolid enthalten, nicht-kristallinerZusammensetzung und im allgemeinen
zur Herstellung chirurgischer Nahtinaterialien nicht erwünscht.
Die erfindungsgemäßen Polymerisate werden schmelzextrudiert und entsprechend herkömmlichen Verfahrensweisen
verstreckt, um für chirurgische Nahtinaterialien brauchbare Filamente zu bilden. Derartige Filamente werden durch eine Geradzugfestigkeit
und Knotenfestigkeit von mindestens etwa 2.800'kg/cm2 (40.00£>
psi) bzw. 2.100 kg/cm2 (30.000 psi), eine Beibehaltung der Geradzugfestigkeit in vivo von mindestens
etwa 40 % nach 14 Tagen und einer im wesentlichen abgeschlossenen Absorption in vivo innerhalb etwa 120 Tagen gekennzeichnet.
Die Filamente sind des weiteren charakterisiert durch eine Kristallinität von mindestens etwa 15 % und eine Eigenviskosität
von mindestens etwa 1,0, die mittels einer 0,1 %igen Lösung in HFIP oder CHCl3 bei 250C bestimmt wird.
Das erfindungsgemäße Verfahren zur Herstellung des erfindungsgemäßen
Produkts wird des weiteren durch die nachfolgenden Beispiele
noch näher erläutert.
30 Beispiel 1
70/30-Mischpolymerisat aus
L(-)-Lactid und Glykolid in ungeordneter Form
Ein Metallreaktor, der mit einem Rührer und einem
809882/0859
Heizmantel versehen ist, wird mit 4.180 g reinem trockenem
L(-)-Lactid (umkristallisiert aus Toluol), 1813 g reinem trockenem Glykolid (destilliert und zweimal aus Äthylacetat
umkristallisiert), 12,2 ml einer 0,33 molaren Lösung von Zinn(II)-octoat in Toluol und 4,23 ml einer Dioxanlösung,
die 0,1 g destilliertes Diäthylenglykol pro ml enthält, beschickt. Die Lösungsmittel werden abgedampft und die
Charge unter einer Atmosphäre trockenen Stickstoffs gebracht. Die Temperatur des Reaktors wird auf 180°C angehoben und
darauf 30 Minuten lang gehalten. Das erhaltene Mischpolymerisat wird als viskose Schmelze abgezogen, gekühlt und zu
einem feinen Pulver gemahlen. Das gemahlene Mischpolymerisat wird unter Vakuum bei 0,1 mm und bei Raumtemperatur
24 Stunden lang getrocknet. Für weitere 24 Stunden wird es bei 500C gehalten. Das Mischpolymerisat wird dann auf Raumtemperatur
gekühlt und bei 0,1 mm gelagert, bis es verwendet wird. Der Polymerisationsumsatz wird mit 97,8 % bestimmt.
Das Polymerisationsprodukt ist ein klares gelbbraunes,
relativ festes Mischpolymerisat, das durch eine Röntgen-Beugungsbestimmung als amorph ausgewiesen wurde.
Die Eigenviskosität wurde mittels einer .jO,1 %igen Lösung
in Chloroform bei 25°C mit 1,66 dl/g bestimmt.
25 Beispiel 2
35/65-Additionsmischpolymerisat aus L(-)-Lactid und Glykolid
In einen Polymerisationsreaktor werden 59,5 g des Mischpolymerisats des Beispiels 1, 10,9 g reines L(-)-Lactid
und 79,2 g reines Glykolid gegeben. Die Reaktionsmischung wird unter eine trockene Stickstoffatmosphäre
gesetzt und unter Rühren auf· eine Temperatur von etwa 200°C
erhitzt. Diese Temperatur wird 30 Minuten lang aufrechter-
809882/0859
halten.
Das erhaltene Polymerisat wird abgekühlt, gemahlen und bei Raumtemperatur unter einem Vakuum von 0,1 mm
16 Stunden lang getrocknet. Es wird des weiteren 7 Stunden
lang bei 70°C gehalten. Das erhaltene leicht gelb-braune, feste, opake Mischpolymerisat hatte einen Kristallschmelzpunkt
von 195 bis 200°C, der mittels Kalorimetrie mit
differentieller Abtastung bestimmt wurde. Die Eigenviskosität wurde bei 250C für eine 0,1 %ige Lösung in Hexafluorisopropanol
mit 1,47 dl/g bestimmt. Das Polymerisat zeigte eine 30 %ige Kristallinität, die mittels Röntgen-Beugung bestimmt
wurde.
25 g des Polymerisats werden in die Trommel eines Instron-Rheometers Modell 3211 gegeben, das mit einer
101,60 χ 10 cm (40 mil)-Form eines L/D-Wertes von 24:1 versehen isti Die Trommel wird auf eine Temperatur
von 21O°C vorerhitzt. Das Polymerisat wird mit einer Geschwindigkeit
von 88 cm3 pro Stunde extrudiert. Das erhaltene Filament wird auf einer Spule mit einer Geschwindigkeit
gesammelt, die zu einem Durchmesser von etwa 50,8 χ 10 cm (20 mil) führt. Das Filament wird sechsfach bei
600C verstreckt, um ein Monofilament mit einem Durchmesser
von 20,32 χ 10~ cm (9 mil) einer Geradzugfestigkeit beim Bruch von 4.480 kg/cm2 (64.000 psi) und einer Knotenfestigkeit
beim Bruch von 2.800 kg/cm2 (40.000 psi) zu erhalten.
Beispiel 3 30 .
31/69-Additionsmischpolymerisat aus
L(-)-Lactid und Glykolid
In einen Polymerisationsreaktor werden 35,6 g reines trockenes L(-)-Lactid, 15,4 g reines trockenes Glykolid,
0,11 ml einer 0,33 molaren Lösung von Zinn(II)-Octoat in
809882/G8S9
Toluol und 0,036 g einer reinen kristallinen Glycolsäure
eingeführt. Die Reaktionsmischung wird unter einer Stickstof f atmosphäre gehalten und unter Rühren auf eine Temperatur
von 180°C 30 Minuten lang erhitzt. Danach wird zusätzlich
30 Minuten bei 200°C erhitzt.
Zu dem klaren, geschmolzenen, viskosen Mischpolymerisat wird eine Mischung aus 12,8 g reinem trockenem
L(-)-Lactid und 93 g reinem trockenem Glykolid gegeben. Die Reaktionsmischung wird wiederum unter eine trockene
Stickstoffatmosphäre gesetzt und die Temperatur auf 210°C
erhöht. Das Rühren wird etwa 1 Stunde fortgeführt.
Das erhaltene Polymerisat wird entnommen, gekühlt, gemahlen und bei Raumtemperatur 24 Stunden lang unter einem
Vakuum von 0,1 mm getrocknet. Das erhaltene schwach gelbbraune, durchscheinende, feste Mischpolymerisat hatte eine
Eigenviskosität von 1,22 dl/g, die bei 250C in Hexafluorisopropanol
bestimmt worden ist. Der Schmelzpunkt beträgt 194 bis 2O2°C und wurde mittels eines Heißgestellmikroskops
von Mettler bestimmt. Das Polymerisat ist doppelbrechend und besteht aus kleinen Sphärolithen.
25 g des Mischpolymerisats werden in die Trommel 25 des Instron-Rheometers vom Modell 3211 gegeben, das mit
einer 76,20 χ 10 cm (30 mil)-Form versehen worden ist.
Das Polymerisat wird bei 2040C in einer Menge von 88 ml pro
Stunde extrudiert. Die Eigenschaften des erhaltenen Mono-
f!laments werden von der Tabelle I erfaßt.
30
30
90/10-Mischpolymerisat des
L(-)-Lactids und DL-Lactids in ungeordneter Form
35
809882/0853
In einen Polymerisationsreaktor werden 129,6 g eines
reinen trockenen L(-)-Lactids, 14,4 g reinen trockenen d,l-Lactidsf 0,6 ml einer 0,33 molaren Lösung eines Zinn(II)-octoats
in Toluol und 1,06 ml Dioxanlösung, die 0,1 g/ml Glykolsäure enthält, gegeben. Die Lösungsmittel werden durch
Verdampfen entfernt. Die Beschickung wird unter eine trockene Stickstoffatmosphäre gesetzt. Die Beschickung wird unter
Rühren 20 Minuten auf 1800C, 20 Minuten auf 190°C und 20
Minuten auf 21O0C erhitzt. Das erhaltene Polymerisat wird
entnommen, gekühlt, gemahlen und getrocknet. Die bei 250C
in Chloroform ermittelte Eigenviskosität beträgt 1,80.
34/66-Additionsmischpolymerisat des
Lactids und Glykolids
In einen Polymerisationsreaktor werden 34,4 g des nach dem Beispiel 4 hergestellten Polymerisats, 12,4 g des
reinen trockenen L(-)-Lactids, 89,8 g des reinen trockenen Glykolids und 0,91 ml einer Dioxanlösung, die 0,1 g/ml
Glykolsäure enthält, gegeben. Die Beschickung wird unter eine Stickstoffatmosphäre gesetzt und unter Rühren 30 Minuten
lang auf 180<C und zusätzliche 30 Minuten lang auf 200°C erhitzt. Das erhaltene Polymerisat wird entfernt, gekühlt,
gemahlen und unter einem Vakuum von 0,1 mm und bei Raumtemperatur 16 Stunden lang getrocknet. Das gemahlene Polymerisat
wird zusätzliche 6 Stunden bei 80°C unter Vakuum gehalten und dann auf Raumtemperatur abgekühlt. Die Eigenviskosität
des Polymerisats wird bei 25°C in einer 0,1 %igen Lösung in Hexafluorisopropanol mit 1,78 bestimmt. Das Polymerisat
hat · einen Schmelzpunkt von 196°C, der durch Kalorimetrie mit differentieller Abtastung bestimmt wird. Die
Kristallinität beträgt 21 % und läßt sich durch Röntgen-
35 Beugung bestimmen.
809882/0859
25 g des Mischpolymerisats werden in die Trommel des Rheometers nach Beispiel 3 eingebracht. Die Trommel
wird mit einer 101,60 χ 10 cm (40 mil)-Form versehen
und auf 2200C vorerhitzt. Das Polymerisat wird in einer
Menge von 88 ml pro Stunde extrudiert. Die Eigenschaften
des erhaltenen Monofilaments werden in der Tabelle I wiedergegeben .
Extrusionstemperatur Verstreckverhältnis
15 Verstrecktemperatur Durchmesser
Geradzugfestigkeit" 20 Knotenzugfestigkeit Dehnung
Beispiel 3 | Beispiel 5 |
2040C | 22O?C |
6 χ | 6 χ |
56°C | 66°C |
20,32 χ 10"3cm | 22,61 χ 10~3cm |
(8,0 mil) | (8,9 mil) |
4.550 kg/cm2 | 4.970 kg/cm2 |
(65.000 psi) | (71.000 psi) |
3.430 kg/cm2 | 4.480 kg/cm2 |
(49,000 psi) | (64.000 psi) |
58% | 42 % |
Beispiel 6 |
In-vivo-Eigenschaften der Lactid/Glykolid-Monofilamente
Orientierte Monofilamente der Lactid/Glykolid-Additionsmischpolymerisate
verschiedener Zusammensetzungen wurden entsprechend den vorausgegangenen Beispielen zu Längen von
63,5 bis 76,20 cm (25 bis 30 inch) geschnitten und mit Äthylenoxid sterilisiert. Kurze Längen der sterilen Fasern
wurden subkutan in Ratten implantiert, um die Beibehaltung der Bruchfestigkeit zu bestimmen. Ferner wurden sie intramuskulär
implantiert, um die Absorptionsgeschwindigkeit entsprechend den üblichen Techniken zur In-vivo-Beurteilung
809882/0853
— j y _
absorbierbarer Nahtnaterialien zu bestimmen. Die implantierten
Fasern wurden herausgenommen und nach 7, 14 und 21 Tagen beurteilt. Die Zusammensetzungen der Testfasern und die
erhaltenen Ergebnisse werden in den Tabellen II und III wiedergegeben. Vergleichsdaten werden ebenfalls unter
Heranziehen vergleichbarer Kontrollfasern aus Lactid/ Glykolid-Mischpolymerisat ungeordneter Natur herangezogen,
um die schlechte Festigkeitsbeibehaltung derartiger Mischpolymerisate,
wenn sie als chirurgische Nahtmaterialien verwendet
Q werden, zu zeigen. Es ist festzuhalten, daß die Gewebereaktion
in allen Fällen minimal ist.
Prozentuale Beibehaltung der Bruchfestigkeit
der sterilen Monofilamente aus Lactid/Glykolid-Mischpolymerisaten,
implantiert in Ratten
Fertiges Lactid/Glykolid Tage nach der Implantation Gew./Gew.-Verhältnis 7 14 21
25/75 ungeordnet
35/65 Addition 25
40/60 Addition
50/50 Addition
30 | 0 | 0 |
85 | 61 | 33 |
82 | 57 | 14 |
86 | 68 | 56 |
809882/0859
Absorption der sterilen Monofilamente des Lactid/Glykolid-Mischpolymerisats,
implantiert in Ratten
Fertiges Lactid/Glykolid | P ro ζ entualer | verbleibender | |
Gew./Gew.-Verhältnis | Fadenbereich | ||
10 | 60 Tage | 90 Tage | |
35/65 Addition | 3 | 0 | |
40/60 Addxtion | 55 | Spuren | |
50/50 Addition | 62 | 14 | |
15 |
40/60-Additionsmischpolymerisat von
L(-)-Lactid/Glykolid
In einen Polymerisationsreaktor mit Stickstoffatmosphäre wurden 2.332 g L(-)-Lactid, 805 g Glykolid, 19,1 ml
25
einer 0,33 molaren Lösung von Zinn(II)-Octoat in Toluol und
2.197 g Glykolsäure gegeben, wobei alle Reaktionsteilnehmer
rein und getrocknet waren. Die Reaktionsmischung wurde langsam unter Rühren auf 2000C erhitzt und diese Temperatur
Minuten lang aufrechterhalten. Zu der geschmolzenen 30
Reaktionsmischung wurde dann unter Rühren eine Mischung von Monomeren gegeben, die aus 468 g L(-)-Lactid und 3.395 g
Glykolid bestand. Die Temperatur der Reaktionsmischung wurde langsam auf 217°C erhöht und 45 Minuten lang diese
Temperatur eingehalten, um die Polymerisationsreaktion abzuschließen.
809882/0859
Das Polymerisationsprodukt wurde aus dem Reaktor genommen, verfestigt, gemahlen und unter Vakuum 24 Stunden
getrocknet. Das gemahlene Polymerisat wurde bei 90°C 24 Stunden unter Vakuum gehalten. Das erhaltene Mischpolymerisat
hatte bei 25°C eine Eigenviskosität von 1,27 in Hexafluorisopropanol.
Das Mischpolymerisat wurde in ein Mehrfachfilamentgarn
überführt, wobei ein vertikaler Schraubenextruder eines Durchmessers von 2,54 cm (1 inch) verwendet wurde, der mit
einer Dosierpumpe und einer Spinndüse mit 10 öffnungen eines Durchmessers von 50,80 χ 10 cm (20 mil) ausgestattet
war. Das Extrudertemperaturprofil wurde festgelegt, um eine Polymerisatschmelztemperatur von 226,7°C (44O°F) an einem
Punkt oberhalb der Spinndüse zu erhalten. Das Polymerisat wurde in Luft als Schmelze versponnen und bei einer konstanten
Aufnahmegeschwindigkeit von etwa 524 g pro Stunde gesammelt. Das Garn wurde 5 χ um seine ursprüngliche Länge über heiße
Rollen, die auf 600C (145°F) gehalten wurden, verstreckt.
Es wurde ein orientiertes Garn von 60 Denier mit einer Zähfestigkeit
von 4,3 g pro Denier mit 38 %iger Dehnung erhalten.
Das orientierte Garn wurde mit einem 16 χ 30 Endaufbau
geflochten, um ein Geflecht von 37,59 χ 10~ cm (14,8 mil) Durchmesser mit einer Geradzugfestigkeit von 3.045 kg/cm2
(43.500 psi), einer Knotenbruchfestigkeit von 2.435 kg/cm2 (34.787 psi) und einer Dehnung von 30 % zu erhalten. Die
Beibehaltung der In-vivo-Festigkeit, bestimmt entsprechend der Verfahrensweise des Beispiels 6, wurde wie folgt ermittelt:
80Π882/0859
Tage in vivo 7 14 21
% der erhalten gebliebenen
ursprünglichen Festigkeit 60 41 17
40/60-Additionsmischpolymerisat von
10
L(-)-Lactid/Glykolid
In einen Polymerisationsreaktor mit einer Stickstoffatmosphäre werden 2.000 g L (-)-Lactid, 690 g Glykolid,
5,5 ml 0,33 molarerDispersion von Zinn(II)-octoat in Toluol
und 1.885 g Glykolsäure gegeben, wobei die Reaktionsteilnehmer rein und trocken waren. Die Reaktionsmischung wurde
allmählich unter Rühren auf 2000C erhitzt und diese Temperatur
45 Minuten lang beibehalten, um die erste Phase der Polymerisationsreaktion abzuschließen.
Zu dem klaren, geschmolzenen, vikosen Mischpolymerisat wurde eine Mischung der Monomerei gegeben, die aus 401 g
L (-)-Lactid und 2.910 g Glykolid besteht. Die Reaktionsmischung wurde, auf 217°C unter Rühren aufgeheizt und 45 Minu-25
ten zur Vervollständigung der Reaktion auf dieser Temperatur belassen. Das Produkt wurde aus dem Reaktor genommen, verfestigt,
gemahlen und 24 Stunden unter Vakuum getrocknet. Das gemahlene Polymerisat wurde bei 90°C zusätzliche 24 Stunden
unter Vakuum gehalten. Das erhaltene Mischpolymerisat
hatte bei 250C eine Eigenviskosität von 1,40 in Hexafluorisopropanol.
Das Mischpolymerisat wurde zu einem Mehrfachfilamentgarn
unter Verwendung eines vertikalen Schraubenextruders eines Durchmessers von 2,54 cm (1 inch), der mit einer Dosier-
809882/0859
pumpe und einer Spinndüse mit 10 Löchern eines Durchmessers von 5O,8O χ 10 cm (20 mil) ausgestattet war, umgesetzt.
Das Extrudertemperaturprofil wurde festgelegt, um eine Polymerisatschmelztemperatur von 25O°C am Punkt oberhalb
der Spinndüse zu erhalten. Das Polymerisat wurde in Form der Schmelze in Luft versponnen und mit einer konstanten
Aufnahmegeschwindigkeit von etwa 500 g pro Stunde aufgenommen. Die Filamente wurden 4 χ um ihre ursprüngliche
Länge über heiße Rollen, die bei einer Temperatur von 60°C (145°F) gehalten wurden, verstreckt. Ein orientiertes
Garn von 76 Denier einer Zähfestigkeit von 4,4 g pro Denier mit einer 34 %igen Dehnung und einer Kristallinität von
16 % wurde erhalten.
Das orientierte Garn wurde mit 8 Trägern geflochten, um. ein Geflecht eines Durchmessers von 27,94 χ 10 cm (11 mil)
einer Geradzugfestigkeit von 3.598 kg/cm2 (51.400 psi), einer Knotenbruchfestigkeit von 2.646 kg/cm2 (37.800 psi)
und einer Dehnung von 24 % zu erhalten. Das Geflecht wurde bei 80°C 6 Stunden unter einer Stickstoffatmosphäre getempert
zu 0,914 Mster (3 feet) langen Hahtmaterialien zerschnitten,
mittels Äthylenoxid sterilisiert und in Ratten implantiert, um die Zugfestigkeitsbeihaltung in vivo und die Absorptionsgeschwindigkeit mit den nachfolgend wiedergegebenen Ergebnis-
25 sen zu bestimmen.
Tage in vivo
Verbliebene Bruch- 0 7 14 21
festigkeit (%) 100 81 54 31
809882/0859
Wochen in vivo
4 6 8 10
5
Verbleibender Nahtmaterialbereich
(%) 100 93 12 0
1Q Die Beispiele 9 bis 15, die in den Tabellen IV(a)
und IV(b) wiedergegeben werden, befassen sich mit weiteren Lactid/Glykolid-Additionsmischpolymerisaten, die entsprechend
dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellt wurden. Die Daten dieser Polymerisatzusammensetzungen
1 ς und die Eigenschaften werden zusammen mit vergleichbaren
Daten eines ungeordneten Mischpolymerisats (random copolymer) und dem Produkt des Beispiels 2 gezeigt. Es ist interessant
festzustellen, daß die entsprechend der Erfindung hergestellten Polymerisate höhere Eigenviskositäten und besser
2Q definierte Schmelzpunkte haben, wenn sie mit dem ungeordneten
Mischpolymerisat einer ähnlichen molaren Zusammensetzung verglichen werden.
Die Hydrolysegeschwindigkeiten des Polymerisats wurden durch Bestimmung des Gewichtsverlusts von Polymerisat-Schnitzeln
bestimmt, die für eine angegebene Zeitdauer und angegebene Temperatur in eine Phosphatpufferlösung
getaucht wurden. Die Phosphatpufferlösung stellt eine Lösung von 27,6 g Natriumdihydrogenphosphat-Monohydrat
3Q in 1.000 ml Wasser dar, das mittels Natriumhydroxid auf
einen pH-Wert von 7,25 eingeregelt wurde.
Die Polymerisate wurden schmelzextrudiert und, wie
vorstehend beschrieben, verstreckt, um Mehrfachfilamente
zu erhalten, die im Hinblick auf die anfängliche Bruchfestig-
809882/0859
keit und Bruchfestxgkeitsbeibehaltung in vivo beurteilt wurden. Die Daten werden in der Tabelle IV(b) wiedergegeben,
die wiederum die verbesserten Eigenschaften der Filamente zeigt, die mit den erfindungsgemäßen Additionsmischpolymerisaten hergestellt wurden, wenn mit einem
ungeordneten Mischpolymerisat der Vergleichszusammensetzung verglichen wird.
809882/0859
Tabelle IV(a)
Bei- Gewichtsverhältnis von Lactid/Glykolid spiel Ursprung- Additions- Additicnsliches
+ mono- _^ polymeri-Polymerimeres
sat sat Manofilament-Eigenschaften
Zugfestigkeit verbleibende Zugfestigkeit
Gerad-
kg/cm2
(psi χ
Ehotenkg/cm2
(p§i X
1OJ)
(p§i X
1OJ)
7 Tage 14 Tage 21 Tage
O CD OO OO
Kontrolle | 40/60 | 0 | 40/60 |
2 | 70/30 | 12/88 | 35/65 |
9 | 70/30 | 12/88 | 40/60 |
10 | 70/30 | 12/88 | 45/55 |
11 | 87/13 | 12/88 | 35/65 |
12 | 87/13 | 12/88 | 50/50 |
13 | 78/22 | 12/88 | 35/65 |
14 | 78/22 | 12/88 | 45/55 |
15 | 78/22 | 18/72 | 50/50 |
3.710(53) 4.480(64) 4.690(67) 5.040(72) 4.200(60) 4.060(58)
4.970(71) 4.410(63) 4.060(58)
2.520(36)
3.150(45)
2.870(41)
2.450(35)
2.590(37)
2.660(38)
3.500(50)
3.150(45)
2.170(31)
3.150(45)
2.870(41)
2.450(35)
2.590(37)
2.660(38)
3.500(50)
3.150(45)
2.170(31)
78 82 70 85 86 95 86 75
0 67 57 48 61 68 45 65 62
ο 31 14
33 56 0 30 16
Beispiel | Eigen | Schmelz | Tabelle IV(b) | hydrolysiertes | Polymerisat | |
viskosität* | punkt 0C |
Gew.-% | 37°C/6O Tage | 37°C/9O Tage | ||
Kontrolle | 1,36 | keine | i00°C/8 h | 98,4 | 99,3 | |
100 | ||||||
QO | 2 | 1,47 | 195-200 | 91,5 | 92,0 | |
O | 99,4 | |||||
co | 9 | 1,67 | 200-203 | 88,7 | 89,7 | |
00 OO |
10 | 1,56 | 190-195 | 92,8 | 84,4 | 90,3 |
N) | 89,2 | |||||
O | 11 | 1,48 | 203-207 · | . . 66,3 | ||
OO | 86,9 | |||||
cn co |
||||||
* 0,1 %ige Lösung bei 25°C in Hexafluorxsopropanol
Während sich die vorstehenden Beispiele mit der Herstellung besonderer Mischpolymerisate des Lactids und
Glykolids befassen, sollen diese lediglich der Erläuterung der Erfindung dienen. Sie sind jedoch keineswegs als Beschränkung
aufzufassen.. Mischungen dieser Polymerisate mit bis zu etwa 50 Gew.-% anderer verträglicher bzw. vereinbarer
nicht-toxischer und absorbierbarer Polymerisate werden gleichfalls von der vorliegenden Erfindung erfaßt.
10 Es ist verständlich, daß inerte Additive, wie
färbende Materialien und Weichmacher, mit den Polymerisaten gemäß der Erfindung verarbeitet werden können. Der hier
gebrauchte Ausdruck "ine_:t" bezieht sich auf Materialien,
die chemisch im Hinblick auf das Polymerisat und biologisch im Hinblick auf das lebende Gewebe inert sind, d.h. derartige
Materialien rufen nicht irgendwelche nachteiligen Effekte, die vorher erörtert wurden, hervor. Eine beliebige
Vielfalt von Weichmachern, wie z.B. Glyceryltriacetat, Äthylbenzoat,
Diäthylphthalat, Dibutylphthalat und Bis-2-Methoxyäthylphthalat, können benutzt werden, wenn es gewünscht wird.
Die Menge des Weichmachers kann von 1 bis etwa 20 % oder mehr, bezogen auf das Gewicht des Polymerisats, verändert
werden. Der Weichmacher macht jedoch die erfindungsgemäßen Filamente nicht nur biegsamer, sondern er dient auch als
Behandlungshilfsmittel bei der Extrusion und der Herstellung eines Fadens bzw. Garns.
Die Filamente gemäß der Erfindung werden nachteilig durch Feuchtigkeit beeinträchtigt und werden demzufolge
30 vorzugsweise unter im wesentlichen feuchtigkeitsfreier
Bedingung getrocknet und in hermetisch abgedichteten Verpackungen gelagert, von der eine bevorzugte Form in der
Fig. 2 dargestellt wird. Die Fig. 2 zeigt eine Nahtmaterialverpackung 14, in die eine Nahtmaterialspule 12 eingelegt ist, von
Bedingung getrocknet und in hermetisch abgedichteten Verpackungen gelagert, von der eine bevorzugte Form in der
Fig. 2 dargestellt wird. Die Fig. 2 zeigt eine Nahtmaterialverpackung 14, in die eine Nahtmaterialspule 12 eingelegt ist, von
dem ein Ende mit der Nadel 13 verbunden ist. Die Nadel und das
809882/0859
Nahtmaterial werden. innerhalb des Hohlraums 16 gelagert, der
evakuiert ist oder mit einer trockenen Atmosphäre aus Luft oder Stickstoff gefüllt ist. Die dargestellte Verpackung
wird aus zwei Folien eines Aluminiumblattmetalls oder einer mit Kunststoff laminierten Aluminiumfolie hergestellt und
hitzeversiegelt oder mittels eines Klebstoffs an dem Rand 16 verbunden, um den Hohlraum hermetisch abzudichten und den
Inhalt der Verpackung von der äußeren Atmosphäre zu isolieren,.
Erfindungsgemäße Filamente können entsprechend bekannten
Verfahrensweisen getempert werden, um die Anfangszugfestigkeit und die Dehnung zu modifizieren und die
Festigkeitsbeibehalturig in vivo und die Absorptionseigenschaften
zu regulieren.
Erfindungsgemäße .Ellamente können als Monofilament-
oder I-Iehrfachfilamentnahtmaterialien verwendet werden. Oder sie können
entweder allein oder in Kombination mit anderen absorbierbaren Fasern, wie aus Poly(alkylenoxalat), Polyglykolid oder
Poly(lactid-co-glykolid)Joder mit nicht-absorbierbaren Fasern,
wie Polyamid, Polypropylen, Polyäthylenterephthalat oder PoIytetrafluoräthylen,
gewebt, geflochten oder gewirkt werden, um I-fehrfachf ilamentnahtmaterialien und röhrenförmige Strukturen
herzustellen, die bei der chirurgischen Ausbesserung von Arterien, Venen, Leitungen, Speiseröhren und dergleichen
brauchbar sind.
Mehrfachfilamentgarne, die die absorbierbaren
Lactid-co-glykolid-Filamente gemäß der vorliegenden Erfindung
mit nicht-absorbierbaren Filamenten enthalten, werden in der Fig. 4 dargestellt, in der die nicht-absorbierbare Faser
durch den schraffierten Faserquerschnitt 19 wiedergegeben wird.
Die Fasern 20 nach der Fig. 4 sind aus einer Polymerisatzusammensetzung
gemäß der vorliegenden Erfindung, die vorstehend beschrieben wurde, extrudiert worden. Die relativen
809882/0859
Anteile der absorbierbaren Filamente 20 und nicht-absorbierbaren Filamente 19 können verändert werden, um diejenigen
Absorptionseigenschaften zu erhalten, die in einem gewebten Tuch oder röhrenförmigen Implantat gewünscht werden.
5
Verbundgewebe aus absorbierbaren und nicht-absorbierbaren Materialien, die nach textlien Verfahren, einschließlich
Weben, Wirken und Verfilzen ohne Weben fassioniert werden, werden in den ÜS-PSen 3.1O8.357 und 3.463.158 beschrieben.
Verfahren zum Weben und Kräuseln röhrenförmiger Gefäßprothesen werden in der US-PS 3.096.560 beschrieben. Ähnliche
Techniken können bei der Herstellung chirurgischer Hilfsmittel angewandt werden, bei denen nicht-absorbierbare
Fasern mit absorbierbaren Fasern, die aus Polymerisaten dieser Erfindung aufgebaut sind, kombiniert werden. Die
chirurgische Brauchbarkeit von "2-Komponenten-Filamenten", die absorbierbare und nicht-absorbierbare Bestandteile enthalten,
wird in der US-PS 3.463.158 beschrieben, deren Inhalt der Offenbarung der vorliegenden Erfindung zugeordnet
werden soll. Monofilamente des erfindungsgemäßen Polymerisats
können gewebt oder gewirkt werden, um ein absorbierbares Gewebe mit der in der Fig. 5 dargestellten
Struktur zu bilden, das bei der Behebung von Brüchen und beim Stützen der verletzten Leber, Niere oder anderer innerer
25 organe chirurgisch zweckmäßig ist.
Die erfindungsgemäßen Polymerisate sind auch zur Herstellung von gegossenen Filmen und anderen festen chirurgischen
Hilfsmitteln, wie skleralen Ausbeulungsprothesen (scleral buckling prostheses) nützlich. Zylindrische
Stifte, Schrauben nach der Darstellung der Fig. 3, Verstärkungsplatten usw., können somit aus gegossenem
Polymerisat hergestellt werden, das In-vivo-Absorptions-. eigenschaften zeigt, die von der Polymerisatzusammensetzung
35 und dem Molekulargewicht abhängen.
80-9882/0859
Viele verschiedene Ausgestaltungen der Erfindung lassen sich aufgrund der obigen Ausführungen finden, ohne
sich von deren Wesen zu lösen.
809882/0859
e r s e i t e
Claims (23)
- DIPL.-ING. HANS "W. GROENINGPA-TENTAIiJ/E 10-143Mischpolymerisate aus Lactiden und Glykoliden und
Verfahre» zu deren HerstellungPatentansprüche\'y. Verfahren zur Herstellung eines kristallinen Mischpolymerisats aus einem Lactid und einem Glykolid eines
Gehalts von 50 bis 75 Gew.-% an Glykolid, dadurch gekennzeichnet, daß
5a) ein ungeordnetes Mischpolymerisat mit einem optisch
aktiven Lactid als Hauptbestandteil und einem Glykolid und/oder einem d,l-Lactid als kleineren Monomerbestandteil hergestellt wird,
b) mit dem ungeordneten Mischpolymerisat zusätzliche Mono-809882/0851ORIGINAL INSPECTEDmere, die 70 bis 90 Gew.-% Glykolid und 10 bis 30 Gew.-% optisch aktives Lactid erfassen, vermischt werden, wobei die Menge des Glykolids ausreicht, um 50 bis 75 Gew.-% Glykolide in der Mischung aus PoIymerisat und Monomeren zu schaffen/ undc) die Mischung aus dem Polymerisat und den Monomeren polymerisiert wird, um das kristalline Mischpolymerisat des Lactids und des Glykolids zu erhalten,wobei das Mischpolymerisat eine Eigenviskosität von mindestens etwa 1,2, die in einer 0,1 %-igen Lösung in Hexafluorisopropanol bei 250C bestimmt worden ist, einen Schmelzpunkt von uiindestens etwa 1600C und eine Krist&llinität vod mindestens etwa 15 % aufweist. - 2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das ungeordnete Mischpolymerisat 60 bis 90 Gew.-% des optisch aktiven Lactids und 10 bis 40 Gew.-% eines anderen Monomeren in Form des Glykolids und/oder d,l-Lactids enthält.
- 3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet , daß das optisch aktive Lactid L(-}-Lactid und das andere Monomere das Glykolid ist.
- 4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß das ungeordnete Mischpolymerisat 65 bis 75 Gew.-% des L (-)-Lactids und 25 bis35 Gew.-% Glykolid enthält. 30
- 5. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet , daß das optisch aktive Lactid L(-)-Lactid und das andere Monomere d,l-Lactid ist.
- 6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch g e -809 382/08 59ORIGINAL INSPE0TI9kennzeichnet , daß dasungeordnete Mischpolymerisat 65 bis 75 Gew.-% L{-)-Lactid und 25 bis 35 Gew.-% d,l-Lactid enthält.
- 7. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das optisch aktive Lactid, das mit dem ungeordneten Mischpolymerisat gemäß Schritt (b) vermischt worden ist, das L(-)-Lactid ist.
- 8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Mischung des L(-)-Lactids und Glykolids, die mit dem ungeordneten Mischpolymerisat gemäß dem Schritt (b) vermischt worden "ist, 80 bis 90 Gew.-% Glykolid und 10 bis 20 Gew.-% L(-)-Lactid ent-15 hält.
- 9. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das ungeordnete Mischpolymerisat gemahlen wird, um teilchenförmiges Material vor dem Vermischen mit zusätzlichen Monomeren entsprechend dem Schritt (b) herzustellen,
- 10. Mischpolymerisat, erhältlich nach dem Verfahren gemäß Anspruch 1.
- 11. Mischpolymerisat, erhältlich nach dem Verfahren gemäß Anspruch 3.
- 12. Mischpolymerisat, erhältlich nach dem Verfahren gemäß Anspruch 6.
- 13. Mischpolymerisat, erhältlich nach dem Verfahren gemäß Anspruch 8.809882/0851
- 14. Verwendung eines Mischpolymerisats nach Anspruch 10 in einem verstreckten und orientierten Filament, von dem mindestens eines in einem synthetischen absorbierbaren Nahtmaterial enthalten ist.
- 15. Verwendung eines Mischpolymerisats nach Anspruch 11 in einem verstreckten und orientierten Filament, von dem mindestens eines in einem synthetischen absorbierbaren Nahtmaterial enthalten ist.
- 16. Verwendung eines Mischpolymerisats nach Anspruch 12 in einem verstreckten und orientierten Filament, von dem mindestens eines in einem synthetischen absorbierbaren Nahtmaterial enthalten ist.
- 17. Verwendung eines Mischpolymerisats nach Anspruch 13 in einem verstreckten und orientierten Filament, von dem mindestens eines in einem synthetischen absorbierbaren Nahtmaterial enthalten ist.
- 18. Verwendung eines Mischpolymerisats nach Anspruch 10 in verstreckten und orientierten Filamenten, die zu synthetischen absorbierbaren Fasern verarbeitet sind, die zumindest zum Teil ein Gewebe aufbauen, das in25 einer chirurgischen Prothese enthalten ist.
- 19. Verwendung eines Mischpolymerisats nach Anspruch 10 in einem absorbierbaren Polymerisat, das zu einem in einer chirurgischen Prothese enthaltenen, festen chirurgischen Hilfsmittel gegossen oder verarbeitet ist.
- 20. Verwendung eines kristallinen Mischpolymerisats aus einem Lactid und Glykolid mit einem Gehalt von etwa 50 bis 75% Glykolid in einem verstreckten und orientierten Filament, von dem mindestens eines in einem absorbierbaren chirurgischen Nahtmaterial enthalten ist, wobei das809882/0859Nahtmaterial eine Kristallinität von mindestens 15%, eine Eigenviskosität von mindestens 1,0, die mittels einer 0,1%igen Lösung in HFIP bei 250C bestimmt ist, eine Geradzugfestigkeit und eine Knotenfestigkeit von mindestens 2 800 kg/cm2 bzw. 2 100 kg/cm2 hat, wobei die Geradzugfestigkeit in vivo zumindest zu 40% nach 14 Tagen beibehalten bleibt und die Absorption in vivo innerhalb von 120 Tagen im wesentlichen vollständig abgeschlossen ist.
10 - 21. Verwendung nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet , daß das kristalline Mischpolymerisat ein Additionsprodukt (a) eines ungeordneten Mischpolymerisats eines Lactids und Glykolids mit einem Gehalt von 60 bis 90% Lactid und (b) einer Mischung des Lactid- und Glykolid-Monomeren mit einem Gehalt von 70 bis 90% Glykolid ist.
- 22. Verwendung, nach Anspruch 21, dadurchgekennzeichnet, daß das Lactid L(-)-Lactid ist.
- 23. Verwendung . nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet , daß das kristalline Mischpolymerisat ein Additionsprodukt (a) eines ungeordneten Mischpolymerisats aus L(-)-Lactid und d,l-Lactid mit einem Gehalt von 60 bis 90% L(-)-Lactid und (b) einer Mischung des L(-)-Lactid- und Glykolid-Monomeren mit 70 bis 90% Glykolid ist.809882/0859
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US05/809,737 US4137921A (en) | 1977-06-24 | 1977-06-24 | Addition copolymers of lactide and glycolide and method of preparation |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE2827289A1 true DE2827289A1 (de) | 1979-01-11 |
DE2827289C2 DE2827289C2 (de) | 1989-01-12 |
Family
ID=25202112
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE19782827289 Granted DE2827289A1 (de) | 1977-06-24 | 1978-06-21 | Mischpolymerisate aus lactiden und glykoliden und verfahren zu deren herstellung |
Country Status (5)
Country | Link |
---|---|
US (2) | US4137921A (de) |
CA (1) | CA1124444A (de) |
DE (1) | DE2827289A1 (de) |
FR (1) | FR2401185B1 (de) |
GB (1) | GB1595269A (de) |
Cited By (13)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0018496A1 (de) * | 1979-04-28 | 1980-11-12 | MERCK PATENT GmbH | Chirurgisches Netzwerk |
DE2947985A1 (de) * | 1979-11-28 | 1981-09-17 | Vsesojuznyj naučno-issledovatel'skij i ispytatel'nyj institut medicinskoj techniki, Moskva | Biodestruktiver stoff fuer verbindungselemente fuer knochengewebe |
EP0209371A1 (de) * | 1985-07-17 | 1987-01-21 | Ethicon, Inc. | Chirurgische Befestigungsvorrichtung aus glycolidreichen Polymermischungen |
DE3635679A1 (de) * | 1986-10-21 | 1988-05-05 | Dynamit Nobel Ag | Chirurgisches nahtmaterial |
EP0342278A1 (de) * | 1984-03-06 | 1989-11-23 | United States Surgical Corporation | Ein Verfahren zur Herstellung von zwei-Phasen-Zusammensetzungen für absorbierbare chirurgische Ausrüstungen |
EP0368571A2 (de) * | 1988-11-07 | 1990-05-16 | MITSUI TOATSU CHEMICALS, Inc. | Herstellungsverfahren für bioabsorbierbare Polyester |
EP0463194A1 (de) * | 1990-06-23 | 1992-01-02 | Boehringer Ingelheim Kg | Verfahren zur Herstellung von Poly-(D,L-lactid) und seine Verwendung als Wirkstoffträger |
EP0468199A1 (de) * | 1990-06-23 | 1992-01-29 | Boehringer Ingelheim Kg | Verfahren zur Herstellung von Poly-(D,L-lactid) und seine Verwendung als Wirkstoffträger |
US5531716A (en) * | 1993-09-29 | 1996-07-02 | Hercules Incorporated | Medical devices subject to triggered disintegration |
WO2002014403A2 (en) * | 2000-08-10 | 2002-02-21 | Alkermes Controlled Therapeutics, Inc. Ii | Acid end group poly(d,l-lactide-co-glycolide) copolymers with high glycolide content |
US6368356B1 (en) | 1996-07-11 | 2002-04-09 | Scimed Life Systems, Inc. | Medical devices comprising hydrogel polymers having improved mechanical properties |
US6913765B2 (en) | 2001-03-21 | 2005-07-05 | Scimed Life Systems, Inc. | Controlling resorption of bioresorbable medical implant material |
WO2009016194A1 (de) * | 2007-08-01 | 2009-02-05 | Boehringer Ingelheim Pharma Gmbh & Co. Kg | Neue glycolidreiche copolymere |
Families Citing this family (173)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4300565A (en) * | 1977-05-23 | 1981-11-17 | American Cyanamid Company | Synthetic polyester surgical articles |
US4243775A (en) * | 1978-11-13 | 1981-01-06 | American Cyanamid Company | Synthetic polyester surgical articles |
US4214586A (en) * | 1978-11-30 | 1980-07-29 | Ethicon, Inc. | Anastomotic coupling device |
ATE37983T1 (de) * | 1982-04-22 | 1988-11-15 | Ici Plc | Mittel mit verzoegerter freigabe. |
US4520821A (en) * | 1982-04-30 | 1985-06-04 | The Regents Of The University Of California | Growing of long-term biological tissue correction structures in vivo |
DE3218151A1 (de) * | 1982-05-14 | 1983-11-17 | Akzo Gmbh, 5600 Wuppertal | Mikroporoese, pulverfoermige polylactide und verfahren zu deren herstellung |
US4429080A (en) | 1982-07-01 | 1984-01-31 | American Cyanamid Company | Synthetic copolymer surgical articles and method of manufacturing the same |
NL8202893A (nl) * | 1982-07-16 | 1984-02-16 | Rijksuniversiteit | Biologische verdraagbaar, antithrombogeen materiaal, geschikt voor herstellende chirurgie. |
NL8202894A (nl) * | 1982-07-16 | 1984-02-16 | Rijksuniversiteit | Polyesterhoudend filamentmateriaal. |
US4605730A (en) * | 1982-10-01 | 1986-08-12 | Ethicon, Inc. | Surgical articles of copolymers of glycolide and ε-caprolactone and methods of producing the same |
US4523591A (en) * | 1982-10-22 | 1985-06-18 | Kaplan Donald S | Polymers for injection molding of absorbable surgical devices |
US4443430A (en) * | 1982-11-16 | 1984-04-17 | Ethicon, Inc. | Synthetic absorbable hemostatic agent |
US4565851A (en) * | 1983-04-25 | 1986-01-21 | Eastman Kodak Company | Containers having improved gas barrier properties |
US4470416A (en) * | 1983-06-17 | 1984-09-11 | Ethicon, Inc. | Copolymers of lactide and/or glycolide with 1,5-dioxepan-2-one |
US4522593A (en) * | 1983-07-07 | 1985-06-11 | Fischer Dan E | Knitted gingival retraction cord |
US4594407A (en) * | 1983-09-20 | 1986-06-10 | Allied Corporation | Prosthetic devices derived from krebs-cycle dicarboxylic acids and diols |
US4670286A (en) * | 1983-09-20 | 1987-06-02 | Allied Corporation | Method of forming prosthetic devices |
CA1236641A (en) * | 1984-07-06 | 1988-05-10 | Motoaki Tanaka | Copolymer of lactic acid and glycolic acid and method for producing same |
DE3428640A1 (de) * | 1984-08-03 | 1986-02-06 | Akzo Gmbh, 5600 Wuppertal | Mikroporoese, pulverfoermige polylactide |
US4595713A (en) * | 1985-01-22 | 1986-06-17 | Hexcel Corporation | Medical putty for tissue augmentation |
US4923470A (en) * | 1985-04-25 | 1990-05-08 | American Cyanamid Company | Prosthetic tubular article made with four chemically distinct fibers |
US4652264A (en) * | 1985-04-25 | 1987-03-24 | American Cyanamid Company | Prosthetic tubular article |
US4889119A (en) * | 1985-07-17 | 1989-12-26 | Ethicon, Inc. | Surgical fastener made from glycolide-rich polymer blends |
US4973333A (en) * | 1985-09-20 | 1990-11-27 | Richards Medical Company | Resorbable compressing screw and method |
US4653497A (en) * | 1985-11-29 | 1987-03-31 | Ethicon, Inc. | Crystalline p-dioxanone/glycolide copolymers and surgical devices made therefrom |
US4643191A (en) * | 1985-11-29 | 1987-02-17 | Ethicon, Inc. | Crystalline copolymers of p-dioxanone and lactide and surgical devices made therefrom |
US5061281A (en) * | 1985-12-17 | 1991-10-29 | Allied-Signal Inc. | Bioresorbable polymers and implantation devices thereof |
US4792336A (en) * | 1986-03-03 | 1988-12-20 | American Cyanamid Company | Flat braided ligament or tendon implant device having texturized yarns |
NZ219708A (en) * | 1986-04-07 | 1989-04-26 | Johnson & Johnson Prod Inc | Absorbable ligament and tendon prosthesis containing l-lactide/glycolide polymer |
US4744365A (en) * | 1986-07-17 | 1988-05-17 | United States Surgical Corporation | Two-phase compositions for absorbable surgical devices |
US4839130A (en) * | 1986-07-17 | 1989-06-13 | United States Surgical Corporation | Process of making an absorbable surgical device |
US4857602A (en) * | 1986-09-05 | 1989-08-15 | American Cyanamid Company | Bioabsorbable surgical suture coating |
US6309635B1 (en) | 1986-11-20 | 2001-10-30 | Children's Medical Center Corp. | Seeding parenchymal cells into compression resistant porous scaffold after vascularizing in vivo |
US5567612A (en) * | 1986-11-20 | 1996-10-22 | Massachusetts Institute Of Technology | Genitourinary cell-matrix structure for implantation into a human and a method of making |
US5759830A (en) * | 1986-11-20 | 1998-06-02 | Massachusetts Institute Of Technology | Three-dimensional fibrous scaffold containing attached cells for producing vascularized tissue in vivo |
JPH0781204B2 (ja) * | 1987-04-21 | 1995-08-30 | 株式会社バイオマテリアルユニバ−ス | ポリ乳酸繊維 |
US4844854A (en) * | 1987-09-22 | 1989-07-04 | United States Surgical Corporation | Process for making a surgical device using two-phase compositions |
US5152781A (en) * | 1987-12-17 | 1992-10-06 | Allied-Signal Inc. | Medical devices fabricated from homopolymers and copolymers having recurring carbonate units |
US4891263A (en) * | 1987-12-17 | 1990-01-02 | Allied-Signal Inc. | Polycarbonate random copolymer-based fiber compositions and method of melt-spinning same and device |
US5256764A (en) * | 1987-12-17 | 1993-10-26 | United States Surgical Corporation | Medical devices fabricated from homopolymers and copolymers having recurring carbonate units |
US4916193A (en) * | 1987-12-17 | 1990-04-10 | Allied-Signal Inc. | Medical devices fabricated totally or in part from copolymers of recurring units derived from cyclic carbonates and lactides |
US5274074A (en) * | 1987-12-17 | 1993-12-28 | United States Surgical Corporation | Medical devices fabricated from homopolymers and copolymers having recurring carbonate units |
US5145945A (en) * | 1987-12-17 | 1992-09-08 | Allied-Signal Inc. | Homopolymers and copolymers having recurring carbonate units |
US4916207A (en) * | 1987-12-17 | 1990-04-10 | Allied-Signal, Inc. | Polycarbonate homopolymer-based fiber compositions and method of melt-spinning same and device |
US5120802A (en) * | 1987-12-17 | 1992-06-09 | Allied-Signal Inc. | Polycarbonate-based block copolymers and devices |
US4838267A (en) * | 1988-02-12 | 1989-06-13 | Ethicon, Inc. | Glycolide/p-dioxanone block copolymers |
US5092884A (en) * | 1988-03-24 | 1992-03-03 | American Cyanamid Company | Surgical composite structure having absorbable and nonabsorbable components |
US5180765A (en) * | 1988-08-08 | 1993-01-19 | Biopak Technology, Ltd. | Biodegradable packaging thermoplastics from lactides |
US5444113A (en) * | 1988-08-08 | 1995-08-22 | Ecopol, Llc | End use applications of biodegradable polymers |
US6323307B1 (en) | 1988-08-08 | 2001-11-27 | Cargill Dow Polymers, Llc | Degradation control of environmentally degradable disposable materials |
US5502158A (en) * | 1988-08-08 | 1996-03-26 | Ecopol, Llc | Degradable polymer composition |
US5424346A (en) * | 1988-08-08 | 1995-06-13 | Ecopol, Llc | Biodegradable replacement of crystal polystyrene |
CA2035592C (en) * | 1990-02-06 | 2001-10-23 | Rao S. Bezwada | Segmented copolymers of .epsilon.-caprolactone and glycolide |
US5133739A (en) * | 1990-02-06 | 1992-07-28 | Ethicon, Inc. | Segmented copolymers of ε-caprolactone and glycolide |
US6228954B1 (en) | 1991-02-12 | 2001-05-08 | United States Surgical Corporation | Blends of glycolide and/or lactide polymers and caprolactone and/or trimethylene carbonate polymers and absorabable surgical devices made therefrom |
US5320624A (en) * | 1991-02-12 | 1994-06-14 | United States Surgical Corporation | Blends of glycolide and/or lactide polymers and caprolactone and/or trimethylene carbonate polymers and absorbable surgical devices made therefrom |
AU2900792A (en) * | 1991-10-24 | 1993-05-21 | Children's Medical Center Corporation | Neomorphogenesis of urological structures in vivo from cell culture |
US5242910A (en) * | 1992-10-13 | 1993-09-07 | The Procter & Gamble Company | Sustained release compositions for treating periodontal disease |
TW333456B (en) | 1992-12-07 | 1998-06-11 | Takeda Pharm Ind Co Ltd | A pharmaceutical composition of sustained-release preparation the invention relates to a pharmaceutical composition of sustained-release preparation which comprises a physiologically active peptide. |
US6387363B1 (en) | 1992-12-31 | 2002-05-14 | United States Surgical Corporation | Biocompatible medical devices |
US6090925A (en) | 1993-03-09 | 2000-07-18 | Epic Therapeutics, Inc. | Macromolecular microparticles and methods of production and use |
US5709854A (en) * | 1993-04-30 | 1998-01-20 | Massachusetts Institute Of Technology | Tissue formation by injecting a cell-polymeric solution that gels in vivo |
US6241747B1 (en) * | 1993-05-03 | 2001-06-05 | Quill Medical, Inc. | Barbed Bodily tissue connector |
US8795332B2 (en) | 2002-09-30 | 2014-08-05 | Ethicon, Inc. | Barbed sutures |
US5403347A (en) * | 1993-05-27 | 1995-04-04 | United States Surgical Corporation | Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom |
US5522841A (en) * | 1993-05-27 | 1996-06-04 | United States Surgical Corporation | Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom |
US5447725A (en) * | 1993-06-11 | 1995-09-05 | The Procter & Gamble Company | Methods for aiding periodontal tissue regeneration |
US5962427A (en) * | 1994-02-18 | 1999-10-05 | The Regent Of The University Of Michigan | In vivo gene transfer methods for wound healing |
US5942496A (en) * | 1994-02-18 | 1999-08-24 | The Regent Of The University Of Michigan | Methods and compositions for multiple gene transfer into bone cells |
US6074840A (en) * | 1994-02-18 | 2000-06-13 | The Regents Of The University Of Michigan | Recombinant production of latent TGF-beta binding protein-3 (LTBP-3) |
US20020193338A1 (en) * | 1994-02-18 | 2002-12-19 | Goldstein Steven A. | In vivo gene transfer methods for wound healing |
US5763416A (en) * | 1994-02-18 | 1998-06-09 | The Regent Of The University Of Michigan | Gene transfer into bone cells and tissues |
US5431679A (en) * | 1994-03-10 | 1995-07-11 | United States Surgical Corporation | Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom |
US6551618B2 (en) * | 1994-03-15 | 2003-04-22 | University Of Birmingham | Compositions and methods for delivery of agents for neuronal regeneration and survival |
US5578662A (en) | 1994-07-22 | 1996-11-26 | United States Surgical Corporation | Bioabsorbable branched polymers containing units derived from dioxanone and medical/surgical devices manufactured therefrom |
US6339130B1 (en) * | 1994-07-22 | 2002-01-15 | United States Surgical Corporation | Bioabsorbable branched polymers containing units derived from dioxanone and medical/surgical devices manufactured therefrom |
CA2158420C (en) | 1994-09-16 | 2007-05-01 | Mark S. Roby | Absorbable polymer and surgical articles fabricated therefrom |
US6206908B1 (en) | 1994-09-16 | 2001-03-27 | United States Surgical Corporation | Absorbable polymer and surgical articles fabricated therefrom |
US5618313A (en) * | 1994-10-11 | 1997-04-08 | United States Surgical Corporation | Absorbable polymer and surgical articles fabricated therefrom |
US5716404A (en) * | 1994-12-16 | 1998-02-10 | Massachusetts Institute Of Technology | Breast tissue engineering |
US6123727A (en) | 1995-05-01 | 2000-09-26 | Massachusetts Institute Of Technology | Tissue engineered tendons and ligaments |
US5855610A (en) | 1995-05-19 | 1999-01-05 | Children's Medical Center Corporation | Engineering of strong, pliable tissues |
US5741685A (en) * | 1995-06-07 | 1998-04-21 | Children's Medical Center Corporation | Parenchymal cells packaged in immunoprotective tissue for implantation |
US6129761A (en) * | 1995-06-07 | 2000-10-10 | Reprogenesis, Inc. | Injectable hydrogel compositions |
US5633342A (en) * | 1995-10-27 | 1997-05-27 | Chronopol, Inc. | Method for the synthesis of environmentally degradable block copolymers |
EP0786259B1 (de) | 1996-01-19 | 2004-03-31 | United States Surgical Corporation | Absorbierbare polymer Mischungen und chirurgische Gegenstände daraus |
CA2250760A1 (en) * | 1996-04-01 | 1997-10-09 | American Cyanamid Company | Crystalline copolymers and methods of producing such copolymers |
US5844067A (en) * | 1996-04-18 | 1998-12-01 | Erneta; Modesto | Process for producing absorbable segmented copolymers with a substantially uniform sequence distribution |
JP3731838B2 (ja) * | 1996-04-30 | 2006-01-05 | 株式会社クレハ | ポリグリコール酸配向フィルム及びその製造方法 |
US6060534A (en) | 1996-07-11 | 2000-05-09 | Scimed Life Systems, Inc. | Medical devices comprising ionically and non-ionically crosslinked polymer hydrogels having improved mechanical properties |
ZA978537B (en) | 1996-09-23 | 1998-05-12 | Focal Inc | Polymerizable biodegradable polymers including carbonate or dioxanone linkages. |
US6191236B1 (en) | 1996-10-11 | 2001-02-20 | United States Surgical Corporation | Bioabsorbable suture and method of its manufacture |
US5952088A (en) * | 1996-12-31 | 1999-09-14 | Kimberly-Clark Worldwide, Inc. | Multicomponent fiber |
US5931855A (en) | 1997-05-21 | 1999-08-03 | Frank Hoffman | Surgical methods using one-way suture |
US7923250B2 (en) | 1997-07-30 | 2011-04-12 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Methods of expressing LIM mineralization protein in non-osseous cells |
DE69840361D1 (de) | 1997-07-30 | 2009-01-29 | Univ Emory | Neue knochenmineralisierungsproteine, dna, vektoren, expressionssysteme |
US6089009A (en) | 1997-08-28 | 2000-07-18 | Belmont Textile Machinery Co., Inc. | Fluid-jet false-twisting method and product |
US6007565A (en) * | 1997-09-05 | 1999-12-28 | United States Surgical | Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom |
US6165217A (en) * | 1997-10-02 | 2000-12-26 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Self-cohering, continuous filament non-woven webs |
US6201068B1 (en) | 1997-10-31 | 2001-03-13 | Kimberly-Clark Worldwide, Inc. | Biodegradable polylactide nonwovens with improved fluid management properties |
US6268434B1 (en) | 1997-10-31 | 2001-07-31 | Kimberly Clark Worldwide, Inc. | Biodegradable polylactide nonwovens with improved fluid management properties |
US6277927B1 (en) | 1997-11-26 | 2001-08-21 | United States Surgical Corporation | Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom |
US6261677B1 (en) * | 1997-12-22 | 2001-07-17 | Kimberly-Clark Worldwide, Inc. | Synthetic fiber |
US6306782B1 (en) | 1997-12-22 | 2001-10-23 | Kimberly-Clark Worldwide, Inc. | Disposable absorbent product having biodisintegratable nonwovens with improved fluid management properties |
US6135987A (en) * | 1997-12-22 | 2000-10-24 | Kimberly-Clark Worldwide, Inc. | Synthetic fiber |
US6544455B1 (en) | 1997-12-22 | 2003-04-08 | Kimberly-Clark Worldwide, Inc. | Methods for making a biodegradable thermoplastic composition |
US6309988B1 (en) | 1997-12-22 | 2001-10-30 | Kimberly-Clark Worldwide, Inc. | Biodisintegratable nonwovens with improved fluid management properties |
JPH11203837A (ja) | 1998-01-16 | 1999-07-30 | Sony Corp | 編集システムおよび編集方法 |
US6194483B1 (en) | 1998-08-31 | 2001-02-27 | Kimberly-Clark Worldwide, Inc. | Disposable articles having biodegradable nonwovens with improved fluid management properties |
US6197860B1 (en) | 1998-08-31 | 2001-03-06 | Kimberly-Clark Worldwide, Inc. | Biodegradable nonwovens with improved fluid management properties |
US6565874B1 (en) * | 1998-10-28 | 2003-05-20 | Atrix Laboratories | Polymeric delivery formulations of leuprolide with improved efficacy |
DE19944128A1 (de) | 1999-09-15 | 2001-04-12 | November Ag Molekulare Medizin | Verfahren zum Markieren eines Tiers sowie davon stammenden Produkten |
CA2418347C (en) * | 2000-08-16 | 2010-03-30 | Tyco Healthcare Group Lp | High consistency absorbable polymeric resin |
AU2001282982B2 (en) * | 2000-08-17 | 2007-01-04 | Covidien Lp | Sutures and coatings made from therapeutic absorbable glass |
US8470359B2 (en) | 2000-11-13 | 2013-06-25 | Qlt Usa, Inc. | Sustained release polymer |
US7056331B2 (en) | 2001-06-29 | 2006-06-06 | Quill Medical, Inc. | Suture method |
GB0116341D0 (en) * | 2001-07-04 | 2001-08-29 | Smith & Nephew | Biodegradable polymer systems |
US6848152B2 (en) * | 2001-08-31 | 2005-02-01 | Quill Medical, Inc. | Method of forming barbs on a suture and apparatus for performing same |
US6747121B2 (en) | 2001-09-05 | 2004-06-08 | Synthes (Usa) | Poly(L-lactide-co-glycolide) copolymers, methods for making and using same, and devices containing same |
GB0202233D0 (en) * | 2002-01-31 | 2002-03-20 | Smith & Nephew | Bioresorbable polymers |
US6773450B2 (en) | 2002-08-09 | 2004-08-10 | Quill Medical, Inc. | Suture anchor and method |
US20040088003A1 (en) | 2002-09-30 | 2004-05-06 | Leung Jeffrey C. | Barbed suture in combination with surgical needle |
US8100940B2 (en) | 2002-09-30 | 2012-01-24 | Quill Medical, Inc. | Barb configurations for barbed sutures |
US7148315B2 (en) * | 2002-10-23 | 2006-12-12 | Ethicon, Inc. | Monomer addition techniques to control manufacturing of bioabsorbable copolymers |
EP1596765A2 (de) * | 2003-02-10 | 2005-11-23 | Smith & Nephew, Inc. | Resorbierbare vorrichtungen |
CA2518667C (en) * | 2003-03-14 | 2011-07-19 | The Trustees Of Columbia University In The City Of New York | Systems and methods of blood-based therapies having a microfluidic membraneless exchange device |
US20060076295A1 (en) * | 2004-03-15 | 2006-04-13 | The Trustees Of Columbia University In The City Of New York | Systems and methods of blood-based therapies having a microfluidic membraneless exchange device |
US7624487B2 (en) | 2003-05-13 | 2009-12-01 | Quill Medical, Inc. | Apparatus and method for forming barbs on a suture |
NL1023720C2 (nl) * | 2003-06-23 | 2004-12-28 | Univ Eindhoven Tech | Werkwijze voor het wijzigen van de transporteigenschappen van een materiaal, werkwijze voor het vrijmaken van een werkstof uit een implantaat, evenals implantaat met werkstof. |
AU2004273794A1 (en) * | 2003-09-05 | 2005-03-31 | Norian Corporation | Bone cement compositions having fiber-reinforcement and/or increased flowability |
US7141354B2 (en) * | 2003-09-30 | 2006-11-28 | Dai Nippon Printing Co., Ltd. | Photo radical generator, photo sensitive resin composition and article |
US7309232B2 (en) * | 2003-10-10 | 2007-12-18 | Dentigenix Inc. | Methods for treating dental conditions using tissue scaffolds |
US20060034943A1 (en) * | 2003-10-31 | 2006-02-16 | Technology Innovations Llc | Process for treating a biological organism |
GB0329654D0 (en) * | 2003-12-23 | 2004-01-28 | Smith & Nephew | Tunable segmented polyacetal |
WO2005105172A1 (en) | 2004-04-20 | 2005-11-10 | Genzyme Corporation | Surgical mesh-like implant |
US7815826B2 (en) * | 2004-05-12 | 2010-10-19 | Massachusetts Institute Of Technology | Manufacturing process, such as three-dimensional printing, including solvent vapor filming and the like |
SG164370A1 (en) | 2004-05-14 | 2010-09-29 | Quill Medical Inc | Suture methods and devices |
TWI374036B (en) | 2004-06-10 | 2012-10-11 | Sean Kerr | Flexible bone composite |
US20090105753A1 (en) * | 2004-08-26 | 2009-04-23 | Prodesco, Inc. | Sutures and methods of making the same |
CA2619571A1 (en) * | 2005-08-18 | 2007-02-22 | Smith & Nephew, Plc | High strength devices and composites |
WO2007103276A2 (en) | 2006-03-03 | 2007-09-13 | Smith & Nephew, Inc. | Systems and methods for delivering a medicament |
JP2010506599A (ja) | 2006-05-22 | 2010-03-04 | ザ トラスティーズ オブ コロンビア ユニバーシティ イン ザ シティ オブ ニューヨーク | 第1流体と第2流体との間で成分を交換する方法、第1流体から第1成分を清浄する方法、血液の処理方法、流体処理装置、第1流体と第1及び第2成分を含む第2流体との間で成分を交換する装置、第1流体と第2流体との間で成分を交換する装置、血漿から血球を分離する方法 |
CN101594831B (zh) * | 2006-11-30 | 2011-09-14 | 史密夫和内修有限公司 | 纤维增强的复合材料 |
WO2008105662A1 (en) * | 2007-03-01 | 2008-09-04 | Bioneedle Technologies Group B.V. | Biodegradable material based on opened starch |
WO2008105663A1 (en) * | 2007-03-01 | 2008-09-04 | Bioneedle Technologies Group B.V. | Implant containing destructurized starch |
US20080255612A1 (en) * | 2007-04-13 | 2008-10-16 | Angiotech Pharmaceuticals, Inc. | Self-retaining systems for surgical procedures |
JP5416090B2 (ja) * | 2007-04-18 | 2014-02-12 | スミス アンド ネフュー ピーエルシー | 形状記憶ポリマーの膨張成形 |
DE602008006181D1 (de) * | 2007-04-19 | 2011-05-26 | Smith & Nephew Inc | Graft-fixierung |
EP2142227B1 (de) | 2007-04-19 | 2012-02-29 | Smith & Nephew, Inc. | Multimodale formgedächtnis-polymere |
WO2009042841A2 (en) | 2007-09-27 | 2009-04-02 | Angiotech Pharmaceuticals, Inc. | Self-retaining sutures including tissue retainers having improved strength |
CA2709328C (en) * | 2007-12-19 | 2017-01-03 | Angiotech Pharmaceuticals, Inc. | Self-retaining sutures with heat-contact mediated retainers |
US8916077B1 (en) | 2007-12-19 | 2014-12-23 | Ethicon, Inc. | Self-retaining sutures with retainers formed from molten material |
US8118834B1 (en) | 2007-12-20 | 2012-02-21 | Angiotech Pharmaceuticals, Inc. | Composite self-retaining sutures and method |
US8875607B2 (en) * | 2008-01-30 | 2014-11-04 | Ethicon, Inc. | Apparatus and method for forming self-retaining sutures |
US8615856B1 (en) | 2008-01-30 | 2013-12-31 | Ethicon, Inc. | Apparatus and method for forming self-retaining sutures |
WO2009100154A1 (en) * | 2008-02-04 | 2009-08-13 | Trustees Of Columbia University In The City Of New York | Fluid separation devices, systems and methods |
US9125647B2 (en) * | 2008-02-21 | 2015-09-08 | Ethicon, Inc. | Method and apparatus for elevating retainers on self-retaining sutures |
US8216273B1 (en) | 2008-02-25 | 2012-07-10 | Ethicon, Inc. | Self-retainers with supporting structures on a suture |
US8641732B1 (en) | 2008-02-26 | 2014-02-04 | Ethicon, Inc. | Self-retaining suture with variable dimension filament and method |
US20090228021A1 (en) * | 2008-03-06 | 2009-09-10 | Leung Jeffrey C | Matrix material |
ES2709687T3 (es) | 2008-04-15 | 2019-04-17 | Ethicon Llc | Suturas de auto-retención con retenedores bidireccionales o retenedores unidireccionales |
US8961560B2 (en) | 2008-05-16 | 2015-02-24 | Ethicon, Inc. | Bidirectional self-retaining sutures with laser-marked and/or non-laser marked indicia and methods |
BRPI0916557A2 (pt) | 2008-07-30 | 2020-08-04 | Mesynthes Limited | arcabouços de tecido derivado da matriz extracelular do pré-estômago |
MX339174B (es) | 2008-11-03 | 2016-05-12 | Ethicon Llc | Longitud de sutura autorretenible y metodo y dispositivo para su uso. |
CA2798373C (en) | 2010-05-04 | 2018-10-23 | Ethicon, Llc | Self-retaining systems having laser-cut retainers |
CN104873237B (zh) | 2010-06-11 | 2017-08-08 | 伊西康有限责任公司 | 用于内窥镜式和机器人辅助式外科手术的缝合线递送工具 |
CA2816326C (en) | 2010-11-03 | 2020-12-15 | Ethicon, Llc | Drug-eluting self-retaining sutures and methods relating thereto |
CN103200882A (zh) | 2010-11-09 | 2013-07-10 | 伊西康有限责任公司 | 紧急自固位缝合线和包装 |
RU2746457C2 (ru) | 2011-03-23 | 2021-04-14 | ЭТИКОН ЭлЭлСи | Самоудерживающиеся нити с регулируемой петлей |
US20130172931A1 (en) | 2011-06-06 | 2013-07-04 | Jeffrey M. Gross | Methods and devices for soft palate tissue elevation procedures |
EP2732832A3 (de) | 2012-11-14 | 2015-07-01 | Universitair Medisch Centrum Groningen (UMCG) | Arzneimittelabgabevorrichtung mit einem Wirkstoff und einem wärmeempfindlichen Polymermaterial |
CN111926408A (zh) * | 2020-07-06 | 2020-11-13 | 中国纺织科学研究院有限公司 | 紫色聚乙丙交酯纤维、其制备方法、用途和手术缝合线 |
CN111945247A (zh) * | 2020-07-06 | 2020-11-17 | 中国纺织科学研究院有限公司 | 紫色光洁聚丙交酯与聚乙丙交酯复合纤维、其制备方法、用途和手术缝合线 |
Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3636956A (en) * | 1970-05-13 | 1972-01-25 | Ethicon Inc | Polylactide sutures |
Family Cites Families (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3297033A (en) * | 1963-10-31 | 1967-01-10 | American Cyanamid Co | Surgical sutures |
US3442871A (en) * | 1966-05-04 | 1969-05-06 | American Cyanamid Co | Process for polymerizing a glycolide |
US3422181A (en) * | 1966-05-23 | 1969-01-14 | American Cyanamid Co | Method for heat setting of stretch oriented polyglycolic acid filament |
US3867190A (en) * | 1971-10-18 | 1975-02-18 | American Cyanamid Co | Reducing capillarity of polyglycolic acid sutures |
US3736646A (en) * | 1971-10-18 | 1973-06-05 | American Cyanamid Co | Method of attaching surgical needles to multifilament polyglycolic acid absorbable sutures |
US3839297A (en) * | 1971-11-22 | 1974-10-01 | Ethicon Inc | Use of stannous octoate catalyst in the manufacture of l(-)lactide-glycolide copolymer sutures |
ZA782039B (en) * | 1977-05-23 | 1979-09-26 | American Cyanamid Co | Surgical articles |
-
1977
- 1977-06-24 US US05/809,737 patent/US4137921A/en not_active Expired - Lifetime
-
1978
- 1978-05-15 GB GB19544/78A patent/GB1595269A/en not_active Expired
- 1978-06-12 US US05/914,692 patent/US4157437A/en not_active Expired - Lifetime
- 1978-06-21 DE DE19782827289 patent/DE2827289A1/de active Granted
- 1978-06-22 CA CA306,056A patent/CA1124444A/en not_active Expired
- 1978-06-23 FR FR7818876A patent/FR2401185B1/fr not_active Expired
Patent Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3636956A (en) * | 1970-05-13 | 1972-01-25 | Ethicon Inc | Polylactide sutures |
Cited By (21)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0018496A1 (de) * | 1979-04-28 | 1980-11-12 | MERCK PATENT GmbH | Chirurgisches Netzwerk |
DE2947985A1 (de) * | 1979-11-28 | 1981-09-17 | Vsesojuznyj naučno-issledovatel'skij i ispytatel'nyj institut medicinskoj techniki, Moskva | Biodestruktiver stoff fuer verbindungselemente fuer knochengewebe |
EP0342278A1 (de) * | 1984-03-06 | 1989-11-23 | United States Surgical Corporation | Ein Verfahren zur Herstellung von zwei-Phasen-Zusammensetzungen für absorbierbare chirurgische Ausrüstungen |
EP0209371A1 (de) * | 1985-07-17 | 1987-01-21 | Ethicon, Inc. | Chirurgische Befestigungsvorrichtung aus glycolidreichen Polymermischungen |
DE3635679A1 (de) * | 1986-10-21 | 1988-05-05 | Dynamit Nobel Ag | Chirurgisches nahtmaterial |
EP0368571A2 (de) * | 1988-11-07 | 1990-05-16 | MITSUI TOATSU CHEMICALS, Inc. | Herstellungsverfahren für bioabsorbierbare Polyester |
EP0368571A3 (de) * | 1988-11-07 | 1991-08-07 | MITSUI TOATSU CHEMICALS, Inc. | Herstellungsverfahren für bioabsorbierbare Polyester |
EP0463194A1 (de) * | 1990-06-23 | 1992-01-02 | Boehringer Ingelheim Kg | Verfahren zur Herstellung von Poly-(D,L-lactid) und seine Verwendung als Wirkstoffträger |
EP0468199A1 (de) * | 1990-06-23 | 1992-01-29 | Boehringer Ingelheim Kg | Verfahren zur Herstellung von Poly-(D,L-lactid) und seine Verwendung als Wirkstoffträger |
US5531716A (en) * | 1993-09-29 | 1996-07-02 | Hercules Incorporated | Medical devices subject to triggered disintegration |
US6368356B1 (en) | 1996-07-11 | 2002-04-09 | Scimed Life Systems, Inc. | Medical devices comprising hydrogel polymers having improved mechanical properties |
WO2002014403A2 (en) * | 2000-08-10 | 2002-02-21 | Alkermes Controlled Therapeutics, Inc. Ii | Acid end group poly(d,l-lactide-co-glycolide) copolymers with high glycolide content |
WO2002014403A3 (en) * | 2000-08-10 | 2002-08-01 | Alkermes Inc | Acid end group poly(d,l-lactide-co-glycolide) copolymers with high glycolide content |
US6703477B2 (en) | 2000-08-10 | 2004-03-09 | Alkermes Controlled Therapeutics, Inc. Ii | Acid end group poly(D,L-lactide-co-glycolide) copolymers with high glycolide content |
US7074883B2 (en) | 2000-08-10 | 2006-07-11 | Alkermes Controlled Therapeutics, Inc. Ii | Acid end group poly(D,L-lactide-co-glycolide) copolymers with high glycolide content |
US6913765B2 (en) | 2001-03-21 | 2005-07-05 | Scimed Life Systems, Inc. | Controlling resorption of bioresorbable medical implant material |
US7335375B2 (en) | 2001-03-21 | 2008-02-26 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Controlling resorption of bioresorbable medical implant material |
US7910125B2 (en) | 2001-03-21 | 2011-03-22 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Controlling resorption of bioresorbable medical implant material |
US8318195B2 (en) | 2001-03-21 | 2012-11-27 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Controlling resorption of bioresorbable medical implant material by application of microwave, ultrasound or radiofrequencies |
US8545869B2 (en) | 2001-03-21 | 2013-10-01 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Controlling resorption of bioresorbable medical implant material through dispersed responsive particles |
WO2009016194A1 (de) * | 2007-08-01 | 2009-02-05 | Boehringer Ingelheim Pharma Gmbh & Co. Kg | Neue glycolidreiche copolymere |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE2827289C2 (de) | 1989-01-12 |
US4157437A (en) | 1979-06-05 |
US4137921A (en) | 1979-02-06 |
CA1124444A (en) | 1982-05-25 |
GB1595269A (en) | 1981-08-12 |
FR2401185B1 (fr) | 1985-07-12 |
FR2401185A1 (fr) | 1979-03-23 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE2827289C2 (de) | ||
DE2849785C2 (de) | ||
DE2700729C2 (de) | Synthetisches, absorbierbares chirurgisches Nahtmaterial und Verfahren zu seiner Herstellung | |
DE60316115T3 (de) | Dl-lactid-co-e-caprolacton copolymere | |
DE3335588C2 (de) | epsilon-Caprolacton und Glykolid enthaltendes Polymermaterial | |
DE60016834T2 (de) | Hochfeste Fasern aus l-Lactid-Copolymeren und daraus hergestellte resorbiarbare medizinische Gegenstände | |
DE3904256B4 (de) | Glykolid-p-Dioxanon-Block-Copolymere, Verfahren zu deren Herstellung und chirurgischer Faden | |
DE2825911A1 (de) | Synthetische absorbierbare faser und daraus hergestellte chirurgische prothese | |
DE69730889T2 (de) | Resorbierbare Copolymere und Mischungen von 6,6-Dialkyl-1,4-dioxepan-2-on und seinem cyclischen Dimeren | |
DE3640658C2 (de) | Kristallines p-Dioxanon/Glycolid Copolymeres und daraus hergestellte chirurgische Vorrichtungen | |
DE3150310C2 (de) | ||
DE69834375T2 (de) | Geflochtenes Nahtmaterial mit verbesserter Knotenfestigkeit | |
DE69233481T2 (de) | Bioabsorbierendes Nahtmaterial bestehend aus einem Blockcopolymeren | |
EP0835895B1 (de) | Chirugisches Nahtmaterial aus Triblockterpolymer, seine Verwendung in der Chirurgie und Verfahren zur Herstellung | |
DE2062604A1 (de) | Im Körper resorbierbares chirurgisches Material | |
EP0835894B1 (de) | Triblockterpolymer, seine Verwendung für medizinische Produkte und Verfahren zur Herstellung | |
DE69915772T2 (de) | Copolyester mit verminderter hydrolytischer Instabilität und kristalline absorbierbare Copolymere daraus | |
DE19828416A1 (de) | Aliphatisches Polyester aus epsilon-Caprolacton, p-Dioxanon und Glycolid | |
DE1660181A1 (de) | Verfahren zur Herstellung von Polymeren | |
DE69833330T2 (de) | Resorbierbare blockcopolymere und daraus hergestellte chirurgische gegenstände | |
DE69732470T2 (de) | Abbaubares Monofilament und Verfahren zu seiner Herstellung | |
EP1038540B1 (de) | Strangförmiges Implantat aus resorbierbarem Polymermaterial, Verfahren zu seiner Herstellung | |
DE1642111A1 (de) | Chirurgisches Nahtmaterial und Verfahren zu seiner Herstellung | |
DE1492427A1 (de) | Chirurgisches Nahtmaterial und Verfahren zu seiner Herstellung | |
DE2949181C2 (de) |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
D2 | Grant after examination | ||
8364 | No opposition during term of opposition |