NO160761B - Kirurgisk, absorbete for densf remstillig. - Google Patents
Kirurgisk, absorbete for densf remstillig. Download PDFInfo
- Publication number
- NO160761B NO160761B NO832357A NO832357A NO160761B NO 160761 B NO160761 B NO 160761B NO 832357 A NO832357 A NO 832357A NO 832357 A NO832357 A NO 832357A NO 160761 B NO160761 B NO 160761B
- Authority
- NO
- Norway
- Prior art keywords
- formula
- units
- copolymer
- glycolide
- stated
- Prior art date
Links
- 229920001577 copolymer Polymers 0.000 claims description 39
- RKDVKSZUMVYZHH-UHFFFAOYSA-N 1,4-dioxane-2,5-dione Chemical compound O=C1COC(=O)CO1 RKDVKSZUMVYZHH-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 34
- MTHSVFCYNBDYFN-UHFFFAOYSA-N diethylene glycol Chemical compound OCCOCCO MTHSVFCYNBDYFN-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 27
- YFHICDDUDORKJB-UHFFFAOYSA-N trimethylene carbonate Chemical compound O=C1OCCCO1 YFHICDDUDORKJB-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 25
- 239000000178 monomer Substances 0.000 claims description 23
- LYCAIKOWRPUZTN-UHFFFAOYSA-N Ethylene glycol Chemical compound OCCO LYCAIKOWRPUZTN-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 17
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 16
- 229920000428 triblock copolymer Polymers 0.000 claims description 16
- 239000003999 initiator Substances 0.000 claims description 14
- 238000006116 polymerization reaction Methods 0.000 claims description 10
- WGCNASOHLSPBMP-UHFFFAOYSA-N hydroxyacetaldehyde Natural products OCC=O WGCNASOHLSPBMP-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 9
- 238000002844 melting Methods 0.000 claims description 9
- 230000008018 melting Effects 0.000 claims description 9
- AEMRFAOFKBGASW-UHFFFAOYSA-N Glycolic acid Polymers OCC(O)=O AEMRFAOFKBGASW-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 6
- 229920000954 Polyglycolide Polymers 0.000 claims description 4
- 238000007334 copolymerization reaction Methods 0.000 claims description 2
- 229920005862 polyol Polymers 0.000 claims description 2
- 150000003077 polyols Chemical class 0.000 claims description 2
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 description 13
- IJGRMHOSHXDMSA-UHFFFAOYSA-N Atomic nitrogen Chemical compound N#N IJGRMHOSHXDMSA-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 12
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 description 10
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 9
- RTZKZFJDLAIYFH-UHFFFAOYSA-N Diethyl ether Chemical compound CCOCC RTZKZFJDLAIYFH-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 8
- 239000000155 melt Substances 0.000 description 7
- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 description 6
- 238000007792 addition Methods 0.000 description 6
- -1 cyclic ester Chemical class 0.000 description 6
- 230000014759 maintenance of location Effects 0.000 description 6
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 6
- 229910052757 nitrogen Inorganic materials 0.000 description 6
- 238000000113 differential scanning calorimetry Methods 0.000 description 5
- 230000004927 fusion Effects 0.000 description 5
- 230000009477 glass transition Effects 0.000 description 5
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 5
- 239000011541 reaction mixture Substances 0.000 description 5
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 4
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 4
- LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N Ethanol Chemical compound CCO LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 241000700159 Rattus Species 0.000 description 3
- 239000003054 catalyst Substances 0.000 description 3
- JJTUDXZGHPGLLC-UHFFFAOYSA-N lactide Chemical compound CC1OC(=O)C(C)OC1=O JJTUDXZGHPGLLC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 230000002035 prolonged effect Effects 0.000 description 3
- VAIZVCMDJPBJCM-UHFFFAOYSA-N 1,1,1,3,3,3-hexafluoropropan-2-one;trihydrate Chemical compound O.O.O.FC(F)(F)C(=O)C(F)(F)F.FC(F)(F)C(=O)C(F)(F)F VAIZVCMDJPBJCM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 241000283973 Oryctolagus cuniculus Species 0.000 description 2
- 229910021626 Tin(II) chloride Inorganic materials 0.000 description 2
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 2
- 238000002425 crystallisation Methods 0.000 description 2
- 230000008025 crystallization Effects 0.000 description 2
- 229920000747 poly(lactic acid) Polymers 0.000 description 2
- 229940065514 poly(lactide) Drugs 0.000 description 2
- 230000009257 reactivity Effects 0.000 description 2
- 235000011150 stannous chloride Nutrition 0.000 description 2
- AXZWODMDQAVCJE-UHFFFAOYSA-L tin(II) chloride (anhydrous) Chemical compound [Cl-].[Cl-].[Sn+2] AXZWODMDQAVCJE-UHFFFAOYSA-L 0.000 description 2
- UJGHGRGFKZWGMS-UHFFFAOYSA-N 1,3-dioxan-2-one Chemical compound O=C1OCCCO1.O=C1OCCCO1 UJGHGRGFKZWGMS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- BVKZGUZCCUSVTD-UHFFFAOYSA-L Carbonate Chemical compound [O-]C([O-])=O BVKZGUZCCUSVTD-UHFFFAOYSA-L 0.000 description 1
- 241001465754 Metazoa Species 0.000 description 1
- MUBZPKHOEPUJKR-UHFFFAOYSA-N Oxalic acid Chemical compound OC(=O)C(O)=O MUBZPKHOEPUJKR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000003187 abdominal effect Effects 0.000 description 1
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 238000011109 contamination Methods 0.000 description 1
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 1
- 125000003827 glycol group Chemical group 0.000 description 1
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 1
- XLYOFNOQVPJJNP-ZSJDYOACSA-N heavy water Substances [2H]O[2H] XLYOFNOQVPJJNP-ZSJDYOACSA-N 0.000 description 1
- 238000002513 implantation Methods 0.000 description 1
- 238000010348 incorporation Methods 0.000 description 1
- 150000002596 lactones Chemical class 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 238000002156 mixing Methods 0.000 description 1
- 230000000704 physical effect Effects 0.000 description 1
- 229920000728 polyester Polymers 0.000 description 1
- 238000005086 pumping Methods 0.000 description 1
- 230000035484 reaction time Effects 0.000 description 1
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 1
- 230000000717 retained effect Effects 0.000 description 1
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 1
- 229920001059 synthetic polymer Polymers 0.000 description 1
- 238000005809 transesterification reaction Methods 0.000 description 1
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
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
-
- 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
- C08G63/64—Polyesters containing both carboxylic ester groups and carbonate groups
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
- A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
- A61K9/20—Pills, tablets, discs, rods
- A61K9/2004—Excipients; Inactive ingredients
- A61K9/2022—Organic macromolecular compounds
- A61K9/2031—Organic macromolecular compounds obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds, e.g. polyethylene glycol, polyethylene oxide, poloxamers
- A61K9/204—Polyesters, e.g. poly(lactide-co-glycolide)
-
- 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
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Medicinal Chemistry (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Public Health (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Organic Chemistry (AREA)
- Polymers & Plastics (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Materials Engineering (AREA)
- Surgery (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Pharmacology & Pharmacy (AREA)
- Polyesters Or Polycarbonates (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Medicines Containing Antibodies Or Antigens For Use As Internal Diagnostic Agents (AREA)
- External Artificial Organs (AREA)
Description
Denne oppfinnelse vedrører en kirurgisk artikkel i form av en absorberbar sutur fremstilt av en triblokk-kopolymer, og en fremgangsmåte for fremstilling av den kirurgiske artikkel.
Absorberbare syntetiske polymer-suturer som er kjent i industrien, blir vanligvis fremstilt, solgt og anvendt som fletninger. De kjente absorberbare polymerer som inneholder en glykolsyreesterbinding, synes å være vel egnet for anvendelse som slike flettede suturer. Noen av dem er imidlertid tilbøyelig til å danne relativt stive monofilamenter, spesielt slike som har store diametere. Det er likevel noen kirurger som foretrekker suturer som er karakterisert ved å være glatte monofilamenter med kontinuerlig overflate. Det har således i noen år vært erkjent at det er et behov i kirurgien for fleksible, absorberbare monofilament-suturer som beholder en sikker og nyttig andel av deres styrke i en relativt lang tidsperiode in vivo.
For å være fullstendig nyttig som absorberbar sutur, er
det vesentlig at monofilament ikke bare er absorberbart og fleksibelt, men det må også være i stand til å bevare styrken in vivo i en relativt lang periode. Et passende mål for styrkebevarelse for denne type av monofilament-suturer er ansett for å være ca. 35-42 dager in vivo.
US-patentskrift nr. 4.243.775 åpenbarer et polymermateriale som er nyttig for å danne både en absorberbar flettet sutur og, under visse forhold, en fleksibel monofilament-sutur med forlenget styrebevarelse. Patentskriftet åpenbarer sekvensiell tilsetning av en cyklisk estermonomer, såsom et laktid, lakton, oksalat eller karbonat, til glykolidmonomer ved en polymerisa-sjonsprosess ved anvendelse av en monofunksjonell alkohol som initiator. Det er åpenbart triblokk-kopolymerer med poly(laktid)-enheter overveiende på begge ender av en glykolid-polymerkjede, kopolymerer av trimetylenkarbonat (1,3-dioksan-2-on) og glykolid, og monofilament-suturer dannet av disse.
Ved glykolidtrimetylenkarbonat-kopolymer-monofilamentet ifølge patentskrift nr. 4.243.775 blir det oppnådd fleksibilitet og forlenget styrkebevarelse ved høy inkorporering av 1,3-dioksan-2-onet. Den åpenbarte triblokk-kopolymer jomfatter poly(laktid)-enheter som endeblokker og poly(glykolid)-enheter som midtblokk, og den blir dannet ved anvendelse av en monofunksjonell alkohol.
Foreliggende oppfinnelse benytter en glykolid-trimetylenkarbonat-triblokk-kopolymer som resulterer i en monofilament-sutur som har øket absorpsjonsgrad sammenlignet med glykolid-trimetylenkarbonat-kopolymersuturen ifølge patentskrift nr. 4.24 3.775. Foreliggende oppfinnelse benytter også en fremgangsmåte for fremstilling av den ønskede kopolymer som er lettere å utføre enn polymerisasjonsprosessen som er beskrevet i ovennevnte patentskrift.
Det foregående blir oppnådd, i henhold til foreliggende oppfinnelse, ved å planlegge en spesiell polymerkonstruksjon og velge en spesiell blanding for å danne en monofilament-sutur av en triblokk-kopolymer som har forbedret fleksibilitet og forlenget styrkebevarelse i sammenligning med kjente absorberbare suturer, mens en godtagbar absorpsjonsgrad opprettholdes. Det er overraskende oppdaget at de omtalte fordeler oppnås ved å tilveiebringe en kirurgisk, absorberbar sutur som er fremstilt av en triblokk-kopolymer hvis endeblokker er dannet av enheter med formelen:
og hvis midtblokker er en kopolymer dannet av enheter med formel (1) og enhet med formel (II) og det karakteristiske ved denne sutur er at enheten med formel (I) er randomisert kombinert med enheten med formel (II) , idet midtblokken består av 70-95 vekt% av enheter med formel (II) og den totale kopolymer består av 30-40 vekt% av enheter med formel (II). Oppfinnelsen omfatter videre en fremgangsmåte for fremstilling av den kirurgiske, absorberbare sutur som er beskrevet ovenfor, fremstilt av en syntetisk absorberbar kopolymer dannet ved kopolymerisering av glykolid med 1,3-dioksan-2-on, hvor en kombinasjon av monomerene blir i alt vesentlig fullstendig polymerisert før tilsetning av ytterligere mengder av den annen monomer, og fremgangsmåten er karakterisert ved i alt vesentlig fullstendig polymerisering av kombinasjonen i nærvær av en difunksjonell initiator ved 160-190°C; økning av temperaturen opp til ca. smeltepunktet til polyglykolid; og tilsetning av de ytterligere mengder av glykolid for å danne en triblokk-kopolymer med endeblokker som omfatter endeblokker av enheter med formelen: randomisert kombinert med en andel av enheter med formelen:
som midtblokk, idet mengden av monomeren velges slik at midtblokken omfatter 70-95 vekt% av enheter med formel (II) og den totale kopolymer omfatter 30-40 vekt% av enheter med formel
(II).
Uventet gode resultater som absorberbar, fleksibel, kirurgisk monofilament-sutur med forlenget styrkebevaring blir oppnådd når vektforholdet mellom enheter med formel (I) og enheter med formel (II) nærmer seg 67,5:32,5 totalt og 15:85 i midtblokken.
Oppfinnelsen har flere fordeler. En fordel er lett fremstilling. Ved fremgangsmåten som anvendes for fremstilling av de randomiserte triblokk-kopolymerer som her er beskrevet, blir en difunksjonell initiator, glykol, anvendt som initiator og glykolid-trimetylenkarbonat-midtblokken blir først syntetisert ved ca. 180°C. Temperaturen blir så hevet til ca. 220°C for å hindre krystallisering av kopolymeren etter som den dannes, og glykolid blir tilsatt for å danne polyglykolid-endeblokkene. Dersom det ble anvendt en monofunksjonell alkohol i monomerene ved foreliggende oppfinnelse, ville det være nødvendig å danne en poly(glykolid)-endeblokk, så tilsette trimetylenkarbonat og mer glykolid for å danne midtblokken, og når denne blanding er i alt vesentlig fullstendig polymerisert, å foreta en tredje tilsetning av glykolid for å danne den endelige poly(glykolid)-endeblokk. Det høye polyglykolid-smeltepunkt ville nødvendiggjøre at hvert av disse trinn ble utført ved ca. 220°C.
Foreliggende oppfinnelse innebærer en driftsmessig enklere måte å fremstille triblokk-polyestere. Det kreves bare to monomertilsetninger, og ikke tre som i henhold til den kjente teknikk. Således reduseres muligheten for operatørfeil ved chargeringen, muligheten for tilfeldig forurensning av polymerisasjonen under chargering og muligheten for at suksessive blokker vil skille seg fra den ønskede blanding som et resultat av uomsatte monomerer fra en foregående blokk. Den lavere temperatur som anvendes i en del av polymerisasjonssyklusen,
kan tillate dannelse av kopolymerer med noe høyere molekylvekt, som, i motsetning til ved den kjente teknikk, ventes å gi forbedret fiberkvalitet. Den kortere reaksjonstid ved ca. 220°C bør redusere graden av transforestring eller uregelmessighet blant de tre blokkene og dermed gi en sekvens av monomerenheter som er nærmere den ønskede anordning av poly(glykolid)-poly(glykolid-ko-trimetylenkarbonat)-poly(glykolid). De lavere reaksjonstemperaturer som anvendes i trinnet innebærer også at den mindre termisk stabile trimetylenkarbonatmonomer er til hjelp ved redusering av termisk nedbygging av denne monomer.
En ytterligere fordel er at triblokk-kopolymeren blir dannet ved bare én sekvensiell tilsetning av monomer til midtblokk-prepolymeren dannet ved anvendelse av en difunksjonell initiator og en blanding av monomerer.
Ved utførelse av oppfinnelsen tilveiebringes en triblokk-kopolymer av glykolid-trimetylenkarbonat for å danne absorberbare kirurgiske suturer.
i
Videre tilveiebringes en fremgangsmåte for ved polymerisering å fremstille en triblokk-kopolymer av glykolid-trimetylenkarbonat som er letter å regulere og utføre.
" Den difunksjonelle initiator blir fordelaktig valgt fra gruppen bestående av en glykol eller polyol; hvor initiatoren er en glykol; og hvor glykolen er dietylenglykol. Polymerisasjonen foregår som nevnt ved en temperatur på 160 til 190°C, og mest foretrukket ved ca. 180°C.
Midtblokken utgjør fordelaktig 20-60 vekt% av den totale kopolymer.
De to endeblokkene i de her beskrevne triblokk-kopolymerer omfatter en andel av enheter med formelen:
Midtblokken omfatter en kopolymer som omfatter en andel av randomiserte enheter med formel (I) og:
Fremgangsmåten som anvendes for å danne midtblokken involverer å blande glykolid- og 1,3-dioksan-2-on-monomerene i en reaktor i nærvær av en difunksjonell initiator for å danne det som vanligvis kalles en randomisert kopolymer. Strukturen til midtblokken blir bestemt av reaktivitetsforholdene til de to monomerene, og kan bestå av en randomisert sekvens av monomerenheter eller en mer regulær fordeling av de respektive monomerer.
Ved fremgangsmåten i henhold til denne oppfinnelse anvendes en glykol som initiator og SnCl2 • 2H2O som katalysator, og endeblokkene som omfatter en andel av enheter med formelen: randomisert kombinert med en andel av enheter med formelen:
som midtblokk, blir syntetisert først ved eller under ca.
180°C. Temperaturen blir så hevet til 220°C for å hindre krystallisering av kopolymeren ettersom den dannes. Når temperaturen er hevet tilsettes glykolid for å danne endeblokkene som er sammensatt av sekvensielle enheter med formel (I).
Strukturen til midtblokken kan reguleres ved å mate de to monomerene til reaktoren i forhold til deres reaktivitetsforhold. Ved foreliggende oppfinnelse blir begge midtblokk-monomerene chargert sammen for å danne en midtblokk i hvilken enheter med formel (I) er randomisert dispergert i enheter med formel (II).
Det er vanligvis foretrukket å utføre polymerisasjonene som følger etter hverandre i det samme reaksjonskar ved sekvensiell tilsetning av monomerene. Om ønskes kan imidlertid ett av polymer-segmentene fremstilles og anvendes som et pre-formet segment for ytterligere kjemisk omsetning for å danne den endelige kopolymer i et annet reaksjonskar.
Det kan anvendes en annen katalysator enn SnC^ 2H^0 ved fremgangsmåten i henhold til denne oppfinnelse. Det kan også anvendes en annen initiator enn en glykol, og spesielt en annen enn dietylenglykol. Andre katalysatorer og initiatorer kan f.eks. være:
Absorberbare monofilament-suturer fremstilt fra kopolymerer som her beskrevet er blitt funnet å være nyttige ved at de er mer fleksible og mer bestandige overfor styrketap in vivo enn større monofilament-suturer fremstilt fra en kjent polymer som inneholder en glykolsyre-esterbinding.
De kirurgiske artikler blir fremstilt fra kopolymerene ved anvendelse av konvensjonelt brukte prosesser og blir deretter sterilisert. De resulterende kirurgiske artikler blir anvendt på konvensjonell måte.
Følgende eksempler illustrerer fremgangsmåter som er
nyttige i forbindelse med utøvelsen av foreliggende oppfinnelse, men skal ikke ses som noen begrensning av den.
Eksempel 1
Trimetylenkarbonat (80 g) og glykolid (14 g) ble smeltet sammen i en tørr kolbe. Dietylenglykol (0,043 ml) inneholdene SnCl2 ' 2H20 (0,9714 g/10 ml) ble så satt til smeiten og kolbeinnholdet ble så satt til cn rørt reaktor som var blitt forhånds-oppvarmet til 162°C under nitrogenstrøm. Etter 75 minutter ble temperaturen hevet til 183°C i løpet av en periode på 20 minutter. En prøve (6 g) av denne midtblokk ble tatt ut og glykolid (12 g) ble tilsatt. I løpet av de neste 15 minutter ble temperaturen hevet til 197°C, og ved denne tid ble mer glykolid' (104 g) tilsatt. Temperaturen ble hevet til 220°C i løpet av en periode på 15 minutter. Reaksjonsblandingen ble rørt ved 220°C i 10 minutter og så ble kopolymeren tatt ut. Den størknede polymer ble malt i en Wiley-mølle for å gå gjennom en sikt på 10 mesh, og ble så tørket ved 130°C (1 mm Hg) i 48 timer.
Prøven på 6 g av midtblokk, som ble tatt ut ved 183°C, hadde en inherent viskositet (den inherente viskositet ble her og senere målt ved anvendelse av en løsning av 0,5 g kopolymer pr. 100 ml heksafluoracetonseskvihydrat (HFAS) ved 30°C) på 1,39,
og bestod av 86 mol% eller 84 vekt% av trimetylenkarbonatenheter, såsom bestemt ved NMR-analyse.
Den endelige kopolymer hadde en inherent viskositet på
1,19 og inneholdt 36 mol% eller 33 vekt% trimetylenkarbonat. Differensial-avsøknings-kalorimetri viste at den endelige kopolymer hadde en glasstemperatur på 19°C, en spiss-smelte-endoterm på 202°C og en smeltevarme på 30 J/g.
Eksempel 2
En fiber ble dannet fra kopolymeren i eksempel 1 ved å smelte kopolymeren ved 225°C og pumpe smeiten gjennom et kapillar på 1,27 mm med et-forhold mellom lengde og diameter på 4/1. Ekstrudatet ble bråkjølt ved å føres gjennom et vannbad, og ble oppsamlet på en spole med en hastighet på 3,048 m pr. minutt.
Fiberen ble så trukket gjennom et luftrom med to soner.
I den første sone ble fiberen trukket 7,lx ved 40°C og i den annen sone ble fiberen trukket l,3x ved 45°C. Fiberen ble så etter-behandlet ved oppvarming ved 100°C (1 mm Hg) i 3 timer.
De fysikalske egenskaper til den trukne og etterbehandlede fiber var:
Eksempel 3
Trimetylenkarbonat (78 g) og glykolid (3 g) ble smeltet sammen i en tørr kolbe. Dietylenglykol (0,018 ml) inneholdende SnCl2 • 2H20 (0,0971 g/ml) ble så satt til smeiten og kolbeinnholdet ble satt til en rørt reaktor som på forhånd var oppvarmet til 158°C under en nitrogenstrøm. Etter 60 minutter ble temperaturen hevet til 183°C i løpet av 30 minutter. Denne temperatur ble opprettholdt i 30 minutter og på denne tid ble det tatt ut en prøve (5 g) av midtblokken. Eter (3,0 ml) inneholdende SnCl2 • 2H20 (8,10 x 10~<4> g/ml) ble satt til en kolbe som inneholdt glykolid (122 g). Etter fjerning av eteren under vakuum ble det tilsatt tilnærmet 12 g glykolid til reaktoren. Temperaturen ble hevet til 195°C i løpet av 9 minutter og ved denne tid ble resten av glykolidet tilsatt. I løpet av de neste 10 minutter ble temperaturen hevet til 219°C. Reaksjonsblandingen ble rørt ved 219°C i 5 minutter, og så ble kopolymeren tatt ut. Den størknede polymer ble malt i en Wiley-mølle for å gå gjennom en sikt på 10 mesh, og ble tørket ved 130°C (1 mm Hg)
i 4 8 timer.
Prøven på 5 g med midtblokk som ble tatt ut ved 183°C hadde en inherent viskositet på 1,25 og bestod av 95,6 mol% eller 95,0 vekt% trimetylenkarbonatenheter, bestemt ved NMR-analyse.
Den endelige kopolymer hadde en inherent viskositet på
1,20 og inneholdt 39,0 mol% eller 36,0 vekt% trimetylenkarbonat. Differensial-avsøknings-kalorimetri viste en glasstemperatur på 27°C, en spiss-smelte-endoterm på 214°C og en smeltevarme på 44 J/g.
Eksempel 4
Trimetylenkarbonat (78 g) og glykolid (8,5 g) ble smeltet sammen i en tørr kolbe. Dietylenglykol (0,038 ml) inneholdende SnCl2 2H20 (0,0971 g/ml) ble så satt til smeiten og kolbeinnholdet ble satt til en rørt reaktor som på forhånd var oppvarmet til 159°C under en nitrogenstrøm. Etter 37 minutter ble temperaturen hevet til 180°C i løpet av en periode Då 20 minutter. Denne temperatur ble opprettholdt i 40 minutter og ved denne tid ble en prøve (5 g) av midtblokken tatt ut og glykolid (12 g) ble tilsatt. Temperaturen ble øket til 212°C i løpet av 9 minutter og ved denne tid ble ytterligere glykolid (106 g) tilsatt. I
løoet av de neste 12 minutter ble temperaturen hevet til 219°C. Reaksjonsblandingen ble rørt ved 219°C i 11 minutter og så ble kopolymeren tatt ut. Den størknede polymer ble malt i en Wiley-mølle for å gå gjennom en sikt på 10 mesh og ble tørket ved
130°C (1 mm Hg) i 48 timer.
Prøven på 5 g av midtblokken som ble tatt ut ved 180°C, hadde en inherent viskositet oå 1,31 og bestod av 91,5 mol% eller 90,4 vekt% trimetylenkarbonatenheter, såsom, bestemt ved NMR-analyse.
Den endelige kopolymer hadde en inherent viskositet på
1,06 og inneholdt 46,5 mol% eller 43,3 vekt% trimetylenkarbonat. Differensial-avsøknings-kalorimetri viste en glasstemperatur på 27°C, en spiss-smelte-endoterm på 213°C og en smeltevarme på
41 J/g.
Eksempel 5
Trimetylenkarbonat (70 g) og glykolid (30 g) ble smeltet sammen i en tørr kolbe. Dietylenglykol (0,043 ml) inneholdene SnCl2 • 2H20 (0,0971 g/ml) ble så satt til smeiten og kolbeinnholdet ble satt til en rørt reaktor som var blitt oppvarmet på forhånd til 160°C under en nitrogenstrøm. Etter 22 minutter ble temperaturen hevet til 180°C i løpet av en periode på 25 minutter. Denne temperatur ble opprettholdt i 69 minutter og ved denne tid ble det tatt ut en prøve (5 g) av midtblokken, og glykolid (11 g) ble tilsatt. Temperaturen ble øket til 205°C
i løpet av 14 minutter og ved denne tid ble ytterligere glykolid (103 g) tilsatt. I løpet av de neste 13 minutter ble temperaturen hevet til 220°C. Reaksjonsblandingen ble rørt ved 220°C i 12 minutter ved denne temperatur og så ble kopolymeren tatt ut.
Den størknede polymer ble malt i en Wiley-mølle for å føre den gjennom en sikt på 10 mesh, og den ble så tørket ved 130°C
(1 mm Hg) i 48 timer.
Midtblokken på 5 g som ble tatt ut ved 180°C hadde en inherent viskositet på 1,34 og bestod av 73,0 mol% eller 70,4 vekt% trimetylenkårbonatenheter, bestemt ved NMR-analyse.
Den endelige kopolymer hadde en inherent viskositet på
1,06 og inneholdt 46,5 mol% eller 43,3 vekt% trimetylenkarbonat. Differensial-avsøknings-kalorimetri viste en glasstemperatur på 27°C, en spiss-smelte-endoterm på 213°C og en smeltevarme på
41 J/g.
Eksempel 5 A
Trimetylenkarbonat (70 g) og glykolid (30 g) ble smeltet sammen i en tørr kolbe. Dietylenglykol (0,043 ml) inneholdende SnCl2 ■ 2H20 (0,0971 g/ml) ble så satt til smeiten og kolbeinnholdet ble satt til en rørt reaktor som på forhånd var oppvarmet til 160°C under en nitrogenstrøm. Etter 22 minutter ble temperaturen hevet til 180°C i løpet av en periode på 25 minutter. Denne temperatur ble opprettholdt i 69 minutter og ved denne tid ble en prøve (5 g) av midtblokken tatt ut, og glykolid (11 g) ble tilsatt. Temperaturen ble øket til 205°C
i løpet av 14 minutter og ved denne tid ble ytterligere glykolid (103 g) tilsatt. I løpet av de neste 13 minutter ble temperaturen hevet til 220°C. Reaksjonsblandingen ble rørt ved 220°C
i 12 minutter og så ble kopolymeren tatt ut. Den størknede polymer ble malt i en Wiley-mølle for å gå gjennom en sikt på
10 mesh, og ble tørket ved 130°C (1 mm Hg) i 48 timer.
De 5 g av midtblokken som ble tatt ut ved 180°C, hadde en inherent viskositet på 1,34 og bestod av 73,0 mol% eller 70,4 vekt% trimetylenkarbonatenheter, bestemt ved NMR-analyse.
Den endelige korjolymer hadde en inherent viskositet på 1,23 og inneholdt 33,1 mol% eller 30,3 vekt% trimetylenkarbonat.
Eksempel 6
Trimetylenkarbonat (78 g) og glykolid (19,5 g) ble smeltet sammen i en tørr kolbe. Dietylenglykol (0,24 ml) inneholdende SnCl2 . 2H20 (0,0971 g/ml) ble satt til smeiten og kolbeinnholdet ble satt til en rørt reaktor som på forhånd var oppvarmet til 160°C under en nitrogenstrøm. Etter 68 minutter ble temperaturen hevet til 179°C i løpet av en periode på 19 minutter. Denne temperatur ble opprettholdt i 30 minutter og ved denne tid ble det tatt ut en prøve (5 g) av midtblokken. Eter (3,1 ml) inneholdende SnCl2 • 2H20 (6,98 x 10~<4> g/ml) ble satt til en kolbe som inneholdt glykolid (107,5 g). Etter fjerning av eteren under vakuum ble tilnærmet 8 g av glykolidet satt til reaktoren. Temperaturen ble øket til 189°C i løpet av 12 minutter og ved denne tid ble det resterende glykolid tilsatt. I løpet av de neste 16 minutter ble temperaturen hevet til 221°C. Kopolymeren ble tatt ut, avkjølt og malt i en Wiley-mølle for å gå gjennom en sikt på 10 mesh. Polymeren ble så tørket ved 130°C (1 mm Hg)
i 48 timer.
Midtblokkprøven på 5 g som ble tatt ut ved 179°C, hadde en inherent viskositet på 1,01 og bestod av 82,0 mol% eller 81,0 vekti trimetylenkarbonatenheter, bestemt ved NMR-analyse.
Den endelige kopolymer hadde en inherent viskositet på
0,92 og inneholdt 33,8 mol% eller 36,7 vekt% trimetylenkarbonat. Differansial-avsøknings-kalorimetri viste en glasstemperatur på 17°C, en spiss-smelte-endoterm på 190°C og en smeltevarme på
20 J/g.
Eksempler 7- 10
Kopolymerene beskrevet i eksemplene 3-6 ble ekstrudert til monofilament-fibre på en lignende måte som den som ble anvendt i eksempel 2. Prøver av monofilamentene ble innplantet subkutant i rotter, fjernet etter 21, 35, 42 og 49 dager og deres strekk-fasthet ved rett trekking ble målt for å bestemme den prosent av den opprinnelige fasthet som var bibeholdt in vivo. Prøver av monofilamentene ble også innplantet i kaniner, og observert etter 180 og 270 dager for å bestemme den prosent av polymeren som var absorbert in vivo.
Fremgangsmåten for bestemmelse av bibeholdet av fastheten
in vivo involverer å innplante suturer subkutant med rette vinkler til den sentrale abdominale midtlinje i grupper av rotter tilsvarende det antall intervaller som skal observeres. Rottene i en gruppe blir avlivet etter den involverte tidsperiode og suturene tatt tilbake fra innplantingsstedene. Bruddfasthet blir målt ved anvendelse av et Instron-tensiometer. For hver innplantet sutur ble den prosent av opprinnelig bruddfasthet som var opprettholdt, beregnet ved å dele brudd fastheten med gjennomsnittet av den opprinnelige fasthet for hver sutur.
Prosenten av absorpsjon in vivo blir bestemt ved å innplante sutur-segmenter foran og bak de innplantede steder i kaniner, avlive dyrene ved slutten av observeringsperioden, og under ett ta ut histologiske seksjoner av innplantingsstedene.
Den prosent av sutur-segmenter som er igjen, d.v.s. som ikke ennå er absorbert, blir bestemt. Fra dette blir den mengde som er absorbert beregnet. Fiber- og in vivo-egenskaper er oppsummert i
tabellene 1 og 2 for eksemplene 7-10.
Resultatene av eksemplene 7-10 viser at suturene dannet av triblokk-kopolymerene i henhold til denne oppfinnelse opprettholder gjennomsnittlig over 60% av sin fasthet in vivo etter 21 dager. Dessuten, ettersom blandingen nærmer seg tilnærmet 3 5% trimetylenkarbonatpolymer i den totale kopolymer og 85% i midtblokken, blir absorpsjonen meget god. Dette blir ytterligere bekreftet av resultatene av lignende vurderinger av andre prosent-blandinger av triblokk-kopolymeren, eksemplene 11-15 angitt,i tabell 3.
Claims (7)
1. Kirurgisk, absorberbar sutur, fremstilt av en triblokk-kopolymer hvis endeblokker er dannet av enheter med formelen:
og hvis midtblokker er en kopolymer dannet av enheter med formel (I) og enheter med formel (II)
karakterisert ved at enheten med formel (I) er randomisert kombinert med enheten med formel (II) , idet midtblokken består av 70-95 vekt% av enheter med formel (II) og den totale kopolymer består av 3 0-40 vekt% av enheter med formel (II).
2. Fremgangsmåte for fremstilling av en kirurgisk, absorberbar sutur som angitt i krav 1, fremstilt av en syntetisk absorberbar kopolymer dannet ved kopolymerisering av glykolid med 1,3-dioksan-2-on, hvor en kombinasjon av monomerene blir i alt vesentlig fullstendig polymerisert før tilsetning av ytterligere mengder av den annen monomer, karakterisert
ved i alt vesentlig fullstendig polymerisering av kombinasjonen i nærvær av en difunksjonell initiator ved 160-190°C;
økning av temperaturen opp til ca. smeltepunktet til polyglykolid; og tilsetning av de ytterligere mengder av glykolid for å danne en triblokk-kopolymer som omfatter endeblokker av enheter med formelen:
randomisert kombinert med en andel av enheter med formelen:
som midtblokk, idet mengden av monomeren velges slik at midtblokken omfatter 70-95 vekt% av enheter med formel (II) og den totale kopolymer omfatter 3 0-4 0 vekt% av enheter med formel (II).
3. Fremgangsmåte som angitt i krav 2, karakterisert ved at det som initiator velges en fra gruppen som består av en glykol eller en polyol.
4. Fremgangsmåte som angitt i krav 3, karakterisert ved at det som initiator anvendes en glykol.
5. Fremgangsmåte som angitt i krav 4, karakterisert ved at det som glykol anvendes dietylenglykol.
6. Fremgangsmåte som angitt i krav 2, karakterisert ved at polymerisasjonen foregår ved ca. 180'C.
7. Fremgangsmåte som angitt i krav 2 eller 6, karakterisert ved at suturen fremstilles med en midtblokk som utgjør 2 0-60 vekt% av kopolymeren.
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US06/394,347 US4429080A (en) | 1982-07-01 | 1982-07-01 | Synthetic copolymer surgical articles and method of manufacturing the same |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| NO832357L NO832357L (no) | 1984-01-02 |
| NO160761B true NO160761B (no) | 1989-02-20 |
| NO160761C NO160761C (no) | 1989-05-31 |
Family
ID=23558564
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| NO832357A NO160761C (no) | 1982-07-01 | 1983-06-29 | Kirurgisk, absorberbar sutur, samt fremgangsmaate for densfremstillig. |
Country Status (17)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4429080A (no) |
| EP (1) | EP0098394B1 (no) |
| JP (2) | JPS5914855A (no) |
| KR (1) | KR890000371B1 (no) |
| AU (1) | AU565928B2 (no) |
| BR (1) | BR8303522A (no) |
| CA (1) | CA1204894A (no) |
| DE (1) | DE3381639D1 (no) |
| DK (1) | DK164444C (no) |
| ES (1) | ES8500626A1 (no) |
| FI (1) | FI73447C (no) |
| MX (1) | MX163410B (no) |
| NO (1) | NO160761C (no) |
| NZ (1) | NZ204713A (no) |
| PH (1) | PH18703A (no) |
| PL (1) | PL145360B1 (no) |
| ZA (1) | ZA834803B (no) |
Families Citing this family (109)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| ATE37983T1 (de) * | 1982-04-22 | 1988-11-15 | Ici Plc | Mittel mit verzoegerter freigabe. |
| JPS6014861A (ja) * | 1983-07-05 | 1985-01-25 | 株式会社日本メデイカル・サプライ | 癒着防止材 |
| US4655221A (en) * | 1985-05-06 | 1987-04-07 | American Cyanamid Company | Method of using a surgical repair mesh |
| FI75493C (fi) * | 1985-05-08 | 1988-07-11 | Materials Consultants Oy | Sjaelvarmerat absorberbart osteosyntesmedel. |
| US4857602A (en) * | 1986-09-05 | 1989-08-15 | American Cyanamid Company | Bioabsorbable surgical suture coating |
| ES2058081T3 (es) * | 1986-09-05 | 1994-11-01 | American Cyanamid Co | Poliesteres que contienen bloques de oxido de alquileno como sistemas de administracion de medicamentos. |
| US4705820A (en) * | 1986-09-05 | 1987-11-10 | American Cyanamid Company | Surgical suture coating |
| US4882168A (en) * | 1986-09-05 | 1989-11-21 | American Cyanamid Company | Polyesters containing alkylene oxide blocks as drug delivery systems |
| FI83477C (fi) * | 1987-07-10 | 1991-07-25 | Biocon Oy | Absorberande material foer fixering av vaevnader. |
| US5145945A (en) * | 1987-12-17 | 1992-09-08 | Allied-Signal Inc. | Homopolymers and copolymers having recurring carbonate units |
| US5120802A (en) * | 1987-12-17 | 1992-06-09 | Allied-Signal Inc. | Polycarbonate-based block copolymers and devices |
| US4916207A (en) * | 1987-12-17 | 1990-04-10 | Allied-Signal, Inc. | Polycarbonate homopolymer-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 |
| US5066772A (en) * | 1987-12-17 | 1991-11-19 | 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 |
| 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 |
| US5092884A (en) * | 1988-03-24 | 1992-03-03 | American Cyanamid Company | Surgical composite structure having absorbable and nonabsorbable components |
| US5053047A (en) * | 1989-05-16 | 1991-10-01 | Inbae Yoon | Suture devices particularly useful in endoscopic surgery and methods of suturing |
| US5222976A (en) * | 1989-05-16 | 1993-06-29 | Inbae Yoon | Suture devices particularly useful in endoscopic surgery |
| US5080665A (en) * | 1990-07-06 | 1992-01-14 | American Cyanamid Company | Deformable, absorbable surgical device |
| US5252701A (en) * | 1990-07-06 | 1993-10-12 | American Cyanamid Company | Segmented absorbable copolymer |
| US5342395A (en) * | 1990-07-06 | 1994-08-30 | American Cyanamid Co. | Absorbable surgical repair devices |
| CA2059245C (en) * | 1991-02-08 | 2004-07-06 | Michael P. Chesterfield | Method and apparatus for calendering and coating/filling sutures |
| 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 |
| CA2060635A1 (en) * | 1991-02-12 | 1992-08-13 | Keith D'alessio | Bioabsorbable medical implants |
| US5225520A (en) * | 1991-04-17 | 1993-07-06 | United States Surgical Corporation | Absorbable composition |
| US5502159A (en) * | 1991-04-17 | 1996-03-26 | United States Surgical Corporation | Absorbable composition |
| US5225521A (en) * | 1991-12-31 | 1993-07-06 | E. I. Du Pont De Nemours And Company | Star-shaped hydroxyacid polymers |
| JP3485320B2 (ja) * | 1992-02-14 | 2004-01-13 | スミス アンド ネフュー インコーポレーテッド | 外科用ポリマーねじ及び被覆 |
| US5236444A (en) * | 1992-10-27 | 1993-08-17 | United States Surgical Corporation | Absorbable polymers and surgical articles made therefrom |
| US5322925A (en) * | 1992-10-30 | 1994-06-21 | United States Surgical Corporation | Absorbable block copolymers and surgical articles made therefrom |
| US5468253A (en) * | 1993-01-21 | 1995-11-21 | Ethicon, Inc. | Elastomeric medical device |
| CA2114290C (en) * | 1993-01-27 | 2006-01-10 | Nagabushanam Totakura | Post-surgical anti-adhesion device |
| 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 |
| DE4321355A1 (de) * | 1993-06-26 | 1995-01-05 | Basf Ag | Polylactid mit Langkettenverzweigungen |
| US6315788B1 (en) | 1994-02-10 | 2001-11-13 | United States Surgical Corporation | Composite materials and surgical articles made therefrom |
| US5431679A (en) * | 1994-03-10 | 1995-07-11 | United States Surgical Corporation | Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated 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 |
| 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 |
| US6206908B1 (en) | 1994-09-16 | 2001-03-27 | United States Surgical Corporation | Absorbable polymer and surgical articles fabricated therefrom |
| DE4440095A1 (de) * | 1994-11-10 | 1996-05-15 | Braun B Surgical Gmbh | Chirurgisches Nahtmaterial, seine Verwendung in der Chirurgie und Verfahren zu seiner Herstellung |
| US5633342A (en) * | 1995-10-27 | 1997-05-27 | Chronopol, Inc. | Method for the synthesis of environmentally degradable block copolymers |
| US5997568A (en) * | 1996-01-19 | 1999-12-07 | United States Surgical Corporation | Absorbable polymer blends and surgical articles fabricated therefrom |
| US6696499B1 (en) * | 1996-07-11 | 2004-02-24 | Life Medical Sciences, Inc. | Methods and compositions for reducing or eliminating post-surgical adhesion formation |
| US5711958A (en) * | 1996-07-11 | 1998-01-27 | Life Medical Sciences, Inc. | Methods for reducing or eliminating post-surgical adhesion formation |
| DE19641335A1 (de) * | 1996-10-08 | 1998-04-09 | Inst Textil & Faserforschung | Triblockterpolymer, seine Verwendung für chirurgisches Nahtmaterial und Verfahren zur Herstellung |
| ZA978537B (en) | 1996-09-23 | 1998-05-12 | Focal Inc | Polymerizable biodegradable polymers including carbonate or dioxanone linkages. |
| DE19641334A1 (de) * | 1996-10-08 | 1998-04-09 | Inst Textil & Faserforschung | Triblockterpolymer, seine Verwendung für medizinische Produkte und Verfahren zur Herstellung |
| US6191236B1 (en) | 1996-10-11 | 2001-02-20 | United States Surgical Corporation | Bioabsorbable suture and method of its manufacture |
| US6017366A (en) * | 1997-04-18 | 2000-01-25 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Resorbable interposition arthroplasty implant |
| US6211249B1 (en) | 1997-07-11 | 2001-04-03 | Life Medical Sciences, Inc. | Polyester polyether block copolymers |
| 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 |
| US6120788A (en) * | 1997-10-16 | 2000-09-19 | Bioamide, Inc. | Bioabsorbable triglycolic acid poly(ester-amide)s |
| US6277927B1 (en) | 1997-11-26 | 2001-08-21 | United States Surgical Corporation | Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom |
| GB9814609D0 (en) * | 1998-07-07 | 1998-09-02 | Smith & Nephew | Polymers |
| US6255408B1 (en) | 1998-11-06 | 2001-07-03 | Poly-Med, Inc. | Copolyesters with minimized hydrolytic instability and crystalline absorbable copolymers thereof |
| US6884427B1 (en) * | 1999-02-08 | 2005-04-26 | Aderans Research Institute, Inc. | Filamentary means for introducing agents into tissue of a living host |
| US6462169B1 (en) | 1999-11-30 | 2002-10-08 | Poly-Med, Inc. | Amorphous polymeric polyaxial initiators and compliant crystalline copolymers therefrom |
| BR0113107A (pt) * | 2000-08-08 | 2004-01-06 | Bioamide Inc | Armações para cabelo com manipulação tecidual |
| US8299205B2 (en) * | 2000-10-27 | 2012-10-30 | Poly-Med, Inc. | Acetone-soluble, absorbable, crystalline polyaxial copolymers and applications thereof |
| US20020161168A1 (en) * | 2000-10-27 | 2002-10-31 | Shalaby Shalaby W. | Amorphous polymeric polyaxial initiators and compliant crystalline copolymers therefrom |
| US7416559B2 (en) * | 2000-10-27 | 2008-08-26 | Poly-Med, Inc. | Micromantled drug-eluting stent |
| US6794485B2 (en) * | 2000-10-27 | 2004-09-21 | Poly-Med, Inc. | Amorphous polymeric polyaxial initiators and compliant crystalline copolymers therefrom |
| US6498229B1 (en) | 2001-09-05 | 2002-12-24 | Poly-Med, Inc. | Direct synthesis of segmented glycolide copolymers and crystalline materials therefrom |
| US7294357B2 (en) | 2001-09-28 | 2007-11-13 | Tyco Healthcare Group Lp | Plasma coated sutures |
| US6558409B1 (en) | 2001-09-28 | 2003-05-06 | Tyco Healthcare Group Lp | Plasma treated surgical needles and methods for their manufacture |
| US20040068284A1 (en) * | 2002-01-29 | 2004-04-08 | Barrows Thomas H. | Method for stimulating hair growth and kit for carrying out said method |
| US8262963B2 (en) * | 2002-10-04 | 2012-09-11 | Tyco Healthcare Group Lp | Process of making bioabsorbable filaments |
| US20060125142A1 (en) * | 2002-10-04 | 2006-06-15 | John Kennedy | Process of making bioabsorbable filaments |
| US7709556B2 (en) * | 2002-10-09 | 2010-05-04 | Poly-Med, Inc. | Radiation and radiochemically sterilized absorbable devices with dose-controlled functional strength retention |
| US7148315B2 (en) | 2002-10-23 | 2006-12-12 | Ethicon, Inc. | Monomer addition techniques to control manufacturing of bioabsorbable copolymers |
| US20070010702A1 (en) * | 2003-04-08 | 2007-01-11 | Xingwu Wang | Medical device with low magnetic susceptibility |
| US20040254419A1 (en) * | 2003-04-08 | 2004-12-16 | Xingwu Wang | Therapeutic assembly |
| US20050079132A1 (en) * | 2003-04-08 | 2005-04-14 | Xingwu Wang | Medical device with low magnetic susceptibility |
| US20050025797A1 (en) * | 2003-04-08 | 2005-02-03 | Xingwu Wang | Medical device with low magnetic susceptibility |
| EP1946705B1 (en) | 2003-09-10 | 2010-03-03 | Tyco Healthcare Group Lp | Method for treating a section of a suture and forming a suture tip for attachment to a needle |
| CA2481046A1 (en) * | 2003-09-10 | 2005-03-10 | Tyco Healthcare Group Lp | Method for treating a section of a suture and forming a suture tip for attachment to a needle |
| US20070149496A1 (en) * | 2003-10-31 | 2007-06-28 | Jack Tuszynski | Water-soluble compound |
| US20060034943A1 (en) * | 2003-10-31 | 2006-02-16 | Technology Innovations Llc | Process for treating a biological organism |
| US20050249667A1 (en) * | 2004-03-24 | 2005-11-10 | Tuszynski Jack A | Process for treating a biological organism |
| US7597885B2 (en) * | 2004-03-26 | 2009-10-06 | Aderans Research Institute, Inc. | Tissue engineered biomimetic hair follicle graft |
| EP1737391A2 (en) | 2004-04-13 | 2007-01-03 | Cook Incorporated | Implantable frame with variable compliance |
| US20060025852A1 (en) * | 2004-08-02 | 2006-02-02 | Armstrong Joseph R | Bioabsorbable self-expanding endolumenal devices |
| AR050212A1 (es) * | 2004-08-13 | 2006-10-04 | Aderans Res Inst Inc | Organogenesis a partir de celulas disociadas |
| US20060276882A1 (en) * | 2005-04-11 | 2006-12-07 | Cook Incorporated | Medical device including remodelable material attached to frame |
| US20070087061A1 (en) * | 2005-10-14 | 2007-04-19 | Medafor, Incorporated | Method and composition for creating and/or activating a platelet-rich gel by contact with a porous particulate material, for use in wound care, tissue adhesion, or as a matrix for delivery of therapeutic components |
| TW200800240A (en) * | 2005-11-22 | 2008-01-01 | Aderans Res Inst Inc | Hair follicle graft from tissue engineered skin |
| TW200803877A (en) * | 2005-11-22 | 2008-01-16 | Aderans Res Inst Inc | Hair grafts derived from plucked hair |
| US20070128243A1 (en) * | 2005-12-02 | 2007-06-07 | Xylos Corporation | Implantable microbial cellulose materials for various medical applications |
| US8353931B2 (en) * | 2006-11-02 | 2013-01-15 | Covidien Lp | Long term bioabsorbable barbed sutures |
| US7985537B2 (en) * | 2007-06-12 | 2011-07-26 | Aderans Research Institute, Inc. | Methods for determining the hair follicle inductive properties of a composition |
| US7666973B2 (en) * | 2007-07-30 | 2010-02-23 | Tyco Healthcare Group Lp | Carbonate copolymers |
| KR20100112585A (ko) * | 2007-12-21 | 2010-10-19 | 쓰리엠 이노베이티브 프로퍼티즈 컴파니 | 재귀반사성 도로 마킹 |
| PL2590629T3 (pl) | 2010-07-09 | 2015-04-30 | Innocore Tech B V | Segmentowane kopolimery wieloblokowe z rozdziałem faz oraz uwalnianie biologicznie czynnych polipeptydów |
| EP2450063A1 (en) * | 2010-10-21 | 2012-05-09 | Tyco Healthcare Group LP | Process of making bioabsorbable filaments |
| CN103827177B (zh) | 2011-07-22 | 2016-02-10 | 伊诺科雷技术有限公司 | 用于生物活性化合物的受控释放的生物可降解的、半结晶的、相分离的、热塑性多嵌段共聚物 |
| EP3281608B1 (en) | 2012-02-10 | 2020-09-16 | CVDevices, LLC | Medical product comprising a frame and visceral pleura |
| PL230303B1 (pl) * | 2012-04-02 | 2018-10-31 | Centrum Mat Polimerowych I Weglowych Polskiej Akademii Nauk | Sposób wytwarzania bioresorbowalnych i biokompatybilnych elastomerów termoplastycznych, wykazujących pamięć kształtu, do zastosowań biomedycznych |
| US9381326B2 (en) | 2012-06-15 | 2016-07-05 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Vascular occlusion and drug delivery devices, systems, and methods |
| EP2953580A2 (en) | 2013-02-11 | 2015-12-16 | Cook Medical Technologies LLC | Expandable support frame and medical device |
| EP3634281A2 (en) | 2017-06-09 | 2020-04-15 | Smith & Nephew, Inc | Devices and methods for tissue repair |
| EP3628698A1 (en) | 2018-09-26 | 2020-04-01 | Covidien LP | Biodegradable triblock copolymers and implantable medical devices made therefrom |
| JP7319466B2 (ja) * | 2020-05-26 | 2023-08-01 | 帝人株式会社 | ブロック共重合体 |
| CN115232315B (zh) * | 2022-06-30 | 2023-06-13 | 中国神华煤制油化工有限公司 | 一种聚乙醇酸/脂肪族聚碳酸酯多嵌段共聚物及其制备方法 |
| CN115232297B (zh) * | 2022-06-30 | 2023-06-27 | 中国神华煤制油化工有限公司 | 聚乙醇酸/脂肪族聚碳酸酯三嵌段共聚物及其制备方法 |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| AR205997A1 (es) | 1973-11-21 | 1976-06-23 | American Cyanamid Co | Resina de poliester normalmente solida biodegradable e hidrolizable |
| ZA782039B (en) * | 1977-05-23 | 1979-09-26 | American Cyanamid Co | Surgical articles |
| US4243775A (en) | 1978-11-13 | 1981-01-06 | American Cyanamid Company | Synthetic polyester surgical articles |
| US4300565A (en) | 1977-05-23 | 1981-11-17 | American Cyanamid Company | Synthetic polyester surgical articles |
| US4137921A (en) | 1977-06-24 | 1979-02-06 | Ethicon, Inc. | Addition copolymers of lactide and glycolide and method of preparation |
| CA1123984A (en) | 1977-11-16 | 1982-05-18 | Yuzi Okuzumi | Block copolymers of lactide and glycolide and surgical prosthesis therefrom |
| US4190720A (en) | 1978-12-26 | 1980-02-26 | Ethicon, Inc. | Isomorphic copolymers of ε-caprolactone and 1,5-dioxepan-2-one |
-
1982
- 1982-07-01 US US06/394,347 patent/US4429080A/en not_active Expired - Lifetime
-
1983
- 1983-06-07 EP EP83105577A patent/EP0098394B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1983-06-07 DE DE8383105577T patent/DE3381639D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1983-06-27 NZ NZ204713A patent/NZ204713A/en unknown
- 1983-06-27 ES ES523618A patent/ES8500626A1/es not_active Expired
- 1983-06-28 PH PH29127A patent/PH18703A/en unknown
- 1983-06-28 JP JP58115326A patent/JPS5914855A/ja active Pending
- 1983-06-29 NO NO832357A patent/NO160761C/no unknown
- 1983-06-29 CA CA000431500A patent/CA1204894A/en not_active Expired
- 1983-06-30 AU AU16406/83A patent/AU565928B2/en not_active Expired
- 1983-06-30 DK DK302083A patent/DK164444C/da not_active IP Right Cessation
- 1983-06-30 KR KR1019830002999A patent/KR890000371B1/ko not_active IP Right Cessation
- 1983-06-30 PL PL1983242769A patent/PL145360B1/pl unknown
- 1983-06-30 ZA ZA834803A patent/ZA834803B/xx unknown
- 1983-06-30 MX MX197891A patent/MX163410B/es unknown
- 1983-06-30 BR BR8303522A patent/BR8303522A/pt not_active IP Right Cessation
- 1983-06-30 FI FI832405A patent/FI73447C/fi not_active IP Right Cessation
-
1991
- 1991-10-14 JP JP1991091415U patent/JPH06122Y2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| FI832405L (fi) | 1984-01-02 |
| EP0098394A1 (en) | 1984-01-18 |
| CA1204894A (en) | 1986-05-20 |
| EP0098394B1 (en) | 1990-06-13 |
| PL145360B1 (en) | 1988-09-30 |
| NO160761C (no) | 1989-05-31 |
| KR840005348A (ko) | 1984-11-12 |
| FI73447B (fi) | 1987-06-30 |
| AU1640683A (en) | 1984-01-05 |
| JPH04103146U (ja) | 1992-09-04 |
| NZ204713A (en) | 1986-07-11 |
| DK164444C (da) | 1992-11-09 |
| FI832405A0 (fi) | 1983-06-30 |
| AU565928B2 (en) | 1987-10-01 |
| ES523618A0 (es) | 1984-11-01 |
| DK302083D0 (da) | 1983-06-30 |
| ES8500626A1 (es) | 1984-11-01 |
| DK302083A (da) | 1984-01-02 |
| KR890000371B1 (ko) | 1989-03-15 |
| PH18703A (en) | 1985-09-05 |
| PL242769A1 (en) | 1984-11-08 |
| US4429080A (en) | 1984-01-31 |
| BR8303522A (pt) | 1984-02-07 |
| NO832357L (no) | 1984-01-02 |
| DK164444B (da) | 1992-06-29 |
| JPH06122Y2 (ja) | 1994-01-05 |
| ZA834803B (en) | 1984-03-28 |
| DE3381639D1 (de) | 1990-07-19 |
| MX163410B (es) | 1992-05-11 |
| FI73447C (fi) | 1987-10-09 |
| JPS5914855A (ja) | 1984-01-25 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| NO160761B (no) | Kirurgisk, absorbete for densf remstillig. | |
| JP2916419B2 (ja) | ｐ−ジオキサノンとラクチドのコポリマー | |
| JP2537500B2 (ja) | 結晶性ｐ―ジオキサノン／グリコリド共重合体の製造方法 | |
| US4243775A (en) | Synthetic polyester surgical articles | |
| US4300565A (en) | Synthetic polyester surgical articles | |
| US7148315B2 (en) | Monomer addition techniques to control manufacturing of bioabsorbable copolymers | |
| EP0108933B1 (en) | Poly(glycolic acid)/poly(oxyethylene)triblock copolymers and method of manufacturing the same | |
| JP3218055B2 (ja) | 生吸収性セグメント化コポリマー | |
| US7192437B2 (en) | High strength fibers of l-lactide copolymers, ε-caprolactone, and trimethylene carbonate and absorbable medical constructs thereof | |
| JPH107772A (ja) | ６，６−ジアルキル−１，４−ジオキセパン−２−オンおよびそれの環状二量体から作られた吸収性コポリマー類およびブレンド物 | |
| JPH0314827A (ja) | 放射線滅菌可能な吸収性ポリマー材料およびその製造方法 | |
| JP2005517062A (ja) | ＤＬ−ラクチド−ε−カプロラクトンコポリマー | |
| CA2035153A1 (en) | Crystalline copolymers of -dioxanone and -caprolactone | |
| NO814383L (no) | Kirurgiske monofilamentsuturer omfattende poly(tetrametylentereftalat-ko-(2-alkenyl eller alkyl)succinat) | |
| JPH07316274A (ja) | １，４−ジオキセパン−２−オンと１，５，８，１２−テトラオキサシクロテトラデカン−７，１４−ジオンのコポリマー類 | |
| US9446165B2 (en) | Swellable fiber and microfiber forming polyether-esters and applications thereof | |
| CN107427605A (zh) | 神经帽及其制备 | |
| US20030236319A1 (en) | Block copolymers for surgical articles | |
| CN113881021B (zh) | 三元共聚物、缝合线及其制备方法、应用 | |
| JPWO2020003064A5 (no) |