NO172169B - Benfikseringsanordning - Google Patents
Benfikseringsanordning Download PDFInfo
- Publication number
- NO172169B NO172169B NO873598A NO873598A NO172169B NO 172169 B NO172169 B NO 172169B NO 873598 A NO873598 A NO 873598A NO 873598 A NO873598 A NO 873598A NO 172169 B NO172169 B NO 172169B
- Authority
- NO
- Norway
- Prior art keywords
- laminate
- lactide
- poly
- cloth
- fibers
- Prior art date
Links
- 239000000835 fiber Substances 0.000 claims description 35
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 claims description 28
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 22
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 claims description 22
- TWNQGVIAIRXVLR-UHFFFAOYSA-N oxo(oxoalumanyloxy)alumane Chemical compound O=[Al]O[Al]=O TWNQGVIAIRXVLR-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 16
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 claims description 11
- 229910052588 hydroxylapatite Inorganic materials 0.000 claims description 8
- 230000002787 reinforcement Effects 0.000 claims description 8
- XYJRXVWERLGGKC-UHFFFAOYSA-D pentacalcium;hydroxide;triphosphate Chemical compound [OH-].[Ca+2].[Ca+2].[Ca+2].[Ca+2].[Ca+2].[O-]P([O-])([O-])=O.[O-]P([O-])([O-])=O.[O-]P([O-])([O-])=O XYJRXVWERLGGKC-UHFFFAOYSA-D 0.000 claims description 7
- -1 poly(p-phenylene terephthalamide) Polymers 0.000 claims description 7
- 239000000178 monomer Substances 0.000 claims description 4
- 239000005020 polyethylene terephthalate Substances 0.000 claims description 4
- 229920000139 polyethylene terephthalate Polymers 0.000 claims description 4
- 239000002245 particle Substances 0.000 claims description 3
- 238000006116 polymerization reaction Methods 0.000 claims description 3
- 229920000785 ultra high molecular weight polyethylene Polymers 0.000 claims description 3
- 229920003366 poly(p-phenylene terephthalamide) Polymers 0.000 claims 1
- 239000002861 polymer material Substances 0.000 claims 1
- 239000004744 fabric Substances 0.000 description 40
- 238000005452 bending Methods 0.000 description 27
- HEDRZPFGACZZDS-UHFFFAOYSA-N Chloroform Chemical compound ClC(Cl)Cl HEDRZPFGACZZDS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 22
- PNEYBMLMFCGWSK-UHFFFAOYSA-N Alumina Chemical compound [O-2].[O-2].[O-2].[Al+3].[Al+3] PNEYBMLMFCGWSK-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 20
- 239000002131 composite material Substances 0.000 description 12
- 238000007596 consolidation process Methods 0.000 description 10
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 10
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 10
- OKKJLVBELUTLKV-UHFFFAOYSA-N Methanol Chemical compound OC OKKJLVBELUTLKV-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 9
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 9
- 238000006731 degradation reaction Methods 0.000 description 9
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 description 8
- YMWUJEATGCHHMB-UHFFFAOYSA-N Dichloromethane Chemical compound ClCCl YMWUJEATGCHHMB-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 6
- 238000000338 in vitro Methods 0.000 description 6
- 208000010392 Bone Fractures Diseases 0.000 description 5
- 239000000945 filler Substances 0.000 description 5
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 description 5
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 5
- 238000000034 method Methods 0.000 description 5
- IJGRMHOSHXDMSA-UHFFFAOYSA-N Atomic nitrogen Chemical compound N#N IJGRMHOSHXDMSA-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 229920000271 Kevlar® Polymers 0.000 description 4
- 229920001244 Poly(D,L-lactide) Polymers 0.000 description 4
- 230000001054 cortical effect Effects 0.000 description 4
- 238000002513 implantation Methods 0.000 description 4
- 239000004761 kevlar Substances 0.000 description 4
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 4
- XEKOWRVHYACXOJ-UHFFFAOYSA-N Ethyl acetate Chemical compound CCOC(C)=O XEKOWRVHYACXOJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 230000035876 healing Effects 0.000 description 3
- 238000005470 impregnation Methods 0.000 description 3
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 3
- 238000011477 surgical intervention Methods 0.000 description 3
- 241000283973 Oryctolagus cuniculus Species 0.000 description 2
- 229910019142 PO4 Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000004698 Polyethylene Substances 0.000 description 2
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 description 2
- 229920002988 biodegradable polymer Polymers 0.000 description 2
- 239000004621 biodegradable polymer Substances 0.000 description 2
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 description 2
- 238000007654 immersion Methods 0.000 description 2
- 238000011835 investigation Methods 0.000 description 2
- 238000003475 lamination Methods 0.000 description 2
- 238000002156 mixing Methods 0.000 description 2
- 229910052757 nitrogen Inorganic materials 0.000 description 2
- 229920000573 polyethylene Polymers 0.000 description 2
- 229920006254 polymer film Polymers 0.000 description 2
- 238000003825 pressing Methods 0.000 description 2
- 239000012779 reinforcing material Substances 0.000 description 2
- 239000002904 solvent Substances 0.000 description 2
- 229910001220 stainless steel Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000010935 stainless steel Substances 0.000 description 2
- 238000003756 stirring Methods 0.000 description 2
- FWPIDFUJEMBDLS-UHFFFAOYSA-L tin(II) chloride dihydrate Chemical compound O.O.Cl[Sn]Cl FWPIDFUJEMBDLS-UHFFFAOYSA-L 0.000 description 2
- 239000013585 weight reducing agent Substances 0.000 description 2
- WRDNCFQZLUCIRH-UHFFFAOYSA-N 4-(7-azabicyclo[2.2.1]hepta-1,3,5-triene-7-carbonyl)benzamide Chemical compound C1=CC(C(=O)N)=CC=C1C(=O)N1C2=CC=C1C=C2 WRDNCFQZLUCIRH-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229920003369 Kevlar® 49 Polymers 0.000 description 1
- 241000124008 Mammalia Species 0.000 description 1
- 208000029725 Metabolic bone disease Diseases 0.000 description 1
- 206010049088 Osteopenia Diseases 0.000 description 1
- 208000001132 Osteoporosis Diseases 0.000 description 1
- 229910000831 Steel Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000006978 adaptation Effects 0.000 description 1
- 239000004760 aramid Substances 0.000 description 1
- 229920006231 aramid fiber Polymers 0.000 description 1
- 230000004791 biological behavior Effects 0.000 description 1
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 238000009835 boiling Methods 0.000 description 1
- 239000008366 buffered solution Substances 0.000 description 1
- 239000001506 calcium phosphate Substances 0.000 description 1
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 1
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 description 1
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 1
- 230000006835 compression Effects 0.000 description 1
- 238000007906 compression Methods 0.000 description 1
- 230000007797 corrosion Effects 0.000 description 1
- 238000005260 corrosion Methods 0.000 description 1
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 238000007598 dipping method Methods 0.000 description 1
- LQZZUXJYWNFBMV-UHFFFAOYSA-N dodecan-1-ol Chemical compound CCCCCCCCCCCCO LQZZUXJYWNFBMV-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 230000004927 fusion Effects 0.000 description 1
- 230000000977 initiatory effect Effects 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- NBIIXXVUZAFLBC-UHFFFAOYSA-K phosphate Chemical compound [O-]P([O-])([O-])=O NBIIXXVUZAFLBC-UHFFFAOYSA-K 0.000 description 1
- 239000010452 phosphate Substances 0.000 description 1
- 230000000704 physical effect Effects 0.000 description 1
- 230000000379 polymerizing effect Effects 0.000 description 1
- 239000002244 precipitate Substances 0.000 description 1
- 108090000623 proteins and genes Proteins 0.000 description 1
- 239000012783 reinforcing fiber Substances 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 238000000807 solvent casting Methods 0.000 description 1
- 239000010959 steel Substances 0.000 description 1
- 238000007920 subcutaneous administration Methods 0.000 description 1
- QORWJWZARLRLPR-UHFFFAOYSA-H tricalcium bis(phosphate) Chemical compound [Ca+2].[Ca+2].[Ca+2].[O-]P([O-])([O-])=O.[O-]P([O-])([O-])=O QORWJWZARLRLPR-UHFFFAOYSA-H 0.000 description 1
- 229940078499 tricalcium phosphate Drugs 0.000 description 1
- 229910000391 tricalcium phosphate Inorganic materials 0.000 description 1
- 235000019731 tricalcium phosphate Nutrition 0.000 description 1
- 239000002759 woven fabric Substances 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
- A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
- A61L31/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
- A61L31/148—Materials at least partially resorbable by the body
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
- A61L31/12—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material
- A61L31/125—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
- A61L31/12—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material
- A61L31/125—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix
- A61L31/127—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix containing fillers of phosphorus-containing inorganic materials
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
- A61L2430/02—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of bones; weight-bearing implants
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Composite Materials (AREA)
- Materials Engineering (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Inorganic Chemistry (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Organic Low-Molecular-Weight Compounds And Preparation Thereof (AREA)
- Prostheses (AREA)
Description
Denne oppfinnelse angår en benfikseringsanordning med en absorberbar polymermatrise, hvilken polymermatrise er fremstilt ved polymerisering av en monomer valgt fra gruppen bestående av 1-laktid og dl-laktid, og et forsterkningsmateriale som gir benfikseringsanordningen øket strukturell integritet. Slike anordninger kan innbefatte plater, skruer, stifter, plugger, staver, nagler og et hvilket som helst annet element som vil fordre et bioabsorberbart materiale med forholdsvis høy stivhet og styrke.
Anvendelse av indre benfiksering er en etablert og klinisk brukt teknikk. De to hovedtyper av indre fikseringsanordninger er benplater og intramedullære staver. Den spesielle form som er påtenkt for denne oppfinnelse, er som en indre benfikserings-plate.
Benplater kan anvendes for mange forskjellige ben innbefat-tende bærende såvel som ikke-bærende ben. For tiden utføres de fleste fikseringer for lange ben med intramedullære staver. Begge disse anordninger er tradisjonelt fremstilt av metall, f.eks. rustfritt stål 316. Det er imidlertid forbundet to hovedulemper med de metallplater som for tiden anvendes: 1) Metallplater har en bøyningskoeffisient som er omtrent én størrelsesorden større enn kortikalt ben. Denne dårlige tilpasning når det gjelder stivhet er kjent for å bevirke påkjennings-beskyttelses-bevirket osteoporose eller osteopeni. Økningen av porøsitet og minskningen av kortikal veggtykkelse resulterer i et svekket ben som er tilbøyelig til å brytes opp igjen straks benplaten fjernes. 2) Metallplatene må fjernes på grunn av sin ikke-bionedbrytbare beskaffenhet forbundet med muligheten for korrosjon. Et andre kirurgisk inngrep er derfor nødvendig, hvilket kan gi ytterligere komplikasjoner.
Anvendelse av materialer med mindre stivhet, såsom ikke-absorberbare kompositter og rørstål er blitt undersøkt. Imidlertid er det ikke kjent noen utprøvninger på mennesker når det gjelder disse materialer.
Benfikseringsanordninger med mindre stivhet har fordeler fremfor metallplater. En benplates stivhet kan for eksempel gjøres i det vesentlige lik bøyningskoeffisienten for kortikalt ben. Hvis benplaten med liten stivhet også er bioabsorberbar, må den ikke fjernes kirurgisk. Således elimineres behovet for et andre kirurgisk inngrep.
Betydelig forskning er derfor blitt viet utviklingen av benplatematerialer med liten stivhet. De egenskaper som er mest ønskelige hos en benplate er: 1) Benplaten bør tilveiebringe fast fiksering av det brukne ben for understøttelse av sammenvoksningen i løpet av de første tilhelingstrinn. 2) Straks sammenvoksningen har funnet sted, bør den belastning som i begynnelsen ble understøttet av benplaten, gradvis overføres tilbake til benet. Dette vil bevirke dannelse av sterkere, tettere ben på bruddstedet, idet tilhelingsprosessen således frem-skyndes . 3) Etterat benet er tilhelet (3-6 måneder etter implante-ring) vil benplaten fullstendig miste sin evne til å understøtte en belastning. Benet vil da igjen bli utsatt for de normale påkjenninger.
Bioabsorberbare materialer med en begynnelses-bøyningsfast-het og styrke ved eller nær bøyningsfastheten og styrken hos kortikalt ben er egnet som indre benbrudds-fikseringsanordninger for bærende såvel som ikke-bærende ben.
Ifølge foreliggende oppfinnelse er forsterkningsmaterialet valgt fra gruppen bestående av aluminiumoksydfibre, p^j.y(p-fenylentereftalamid)-fibre, polyetylen-tereftalatfibre, ultra-høymodul-polyetylenfibre og hydroksyapatittpartikler.
De fullstendig bioabsorberbare eller halv-absorberbare kompositter ifølge denne oppfinnelse er overlegne når det gjelder mekaniske egenskaper og når det gjelder biologisk oppførsel i forhold til de anordninger av rustfritt stål som for tiden anvendes. Disse kompositters mekaniske egenskaper kan tilpasses den spesifikke sluttanvendelse. Anordningene ifølge denne oppfinnelse vil gradvis miste sine mekaniske egenskaper og vil til
slutt forsvinne fullstendig eller delvis.
En bioabsorberbar anordning med justerbar begynnelses-bøy-ningskoeffisient som kan innstilles på, over eller under benets bøyningskoeffisient, og som taper egenskapene med regulerbar, forutsigbar hastighet etter implanteringen, er hermed oppfunnet. Anordningen kan bestå av en poly(1-laktid)-matriks forsterket med a-aluminiumoksydfibrer ("DuPont Fiber FP") eller aramid-fibrer ("DuPont Kevlar"), eller den kan bestå av en poly(dl-laktid)-matriks med høy molekylvekt, forsterket med polyetylen-fibrer med ultrahøy bøyningskoeffisient ("Allied A-900", Allied Corp., N.J., U.S.A.). Disse tre komposittsystemer er eksempler på halvabsorberbare kirurgiske anordninger.
I denne oppfinnelse anvendes en kombinasjon av materialer som kan bestå av en bioabsorberbar polymer og en forsterknings-fiber (som kan være bioabsorberbar eller ikke), eller en bioabsorberbar polymer og et bioabsorberbart fyllstoff. Komponentmaterialene er kombinert på en slik måte at de får bøynings-, aksial- og torsjonsstivhet og -styrke egnet for de biomekaniske fordringer som stilles til dem. Materialet vil etter implanteringen gradvis tape både stivhet og styrke i samsvar med den tidsramme innenfor hvilken egnede egenskaper fordres. Materialet vil til slutt bli fullstendig eller delvis absorbert av kroppen, idet et hvert residuum både er inert i kroppen og berøvet sine mekaniske egenskaper av betydning. Det vil ikke være nødvendig med noe kirurgisk inngrep for å fjerne anordningen.
Det er oppfunnet en benfikseringsanordning. Anordningen omfatter en absorberbar polymer, og polymeren fås ved polymerisering av 1-laktid, og et forsterkningsmateriale.
Ved en spesiell utførelsesform er fiberen alfa-aluminiumoksyd.
Ved en mer spesiell utførelsesform er det partikkelformige fyllstoff hydroksyapatitt.
Den laminerte benfikseringsanordning omfatter et impreg-neringsmiddel som består av en absorberbar polymermatriks. Polymeren fås ved polymerisering av 1-laktid. Matriksen har en iboende viskositet på 1,5-3,5 dl/g (0,5 g/dl i CHC13) . Anordningen omfatter også et ikke-absorberbart forsterkningsmateriale. Forsterkningsmaterialet består i det vesentlige av minst én aluminiumoksyd-fiber. Anordningen har en bøyningsfasthet på ca. 700-1760 kg/cm<2>, en bøyningskoeffisient på ca. 70.000 - 350.000 kg/cm<2>, et tap på ca. 30% av begynnelses-bøyningsfasthet i løpet av 3 måneder in vivo og 60% i løpet av 6 måneder in vivo, og et tap på ca. 25% av begynnelsesbøynings-koeffisienten i løpet av 3 måneder in vivo og 45% i løpet av 6 måneder in vivo.
Ved én utførelsesform er forsterkningsmaterialet mange alfa-aluminiumoksydfibrer. Ved en spesiell utførelsesform omfatter forsterkningsmaterialet ca. 10-60 volum% av disse fibrer. Ved en mer spesiell utførelsesform omfatter anordningen ca. 15-40% av disse fibrer. Ved en annen utførelsesform har anordningen en bøyningsfasthet på ca. 1055-1760 kg/cm<2>. Ved en ytterligere utførelsesform har anordningen en bøyningskoeffi-sient på opp til ca. 210.000 kg/cm<2>.
Det henvises nå til tegningene.
Fig. 1 er et diagram som viser bøyningskoeffisient-forringelsen in vivo hos anordningen ifølge denne oppfinnelse, i motsetning til bøyningskoeffisientene hos benfikseringsanordninger ifølge teknikkens stand, Fig. 2 og 3 er diagrammer som på liknende måte som diagram-met ifølge Fig. 1, viser henholdsvis bøyningsfasthet og molekyl-vektsnedsettelse in vivo, Fig. 4 er et grunnriss av en benfikseringsanordning fremstilt ut fra komposittmaterialene ifølge denne oppfinnelse,
Fig. 5 er et delvis brutt sideriss av Fig. 4,
Fig. 6 er et frontriss av Fig. 5 og
Fig. 7 er et brutt perspektivriss av Fig. 4-6 som viser anvendelsen av anordningen på et ben fra et pattedyr.
Det følgende er en beskrivelse av fremstillingen av komposittmaterialene anvendt i benfikseringsanordningen ifølge denne oppfinnelse.
1. Bioabsorberbare systemer med partikkelformicr f<y>llstoff
A) En monomer eller monomerblanding polymeriseres som en masse i en omrørt reaktor under nitrogen eller vakuum. Når polymersmelte-viskositeten når et maksimum, tilsettes det partikkelformige fyllstoff langsomt til den ønskede konsentrasjon. B) En bioabsorberbar matrikspolymer oppvarmes til smelting under nitrogen eller vakuum i et blandekammer. Til smeiten tilsettes det partikkelformige fyllstoff (trikalsiumfosfat eller hydroksyapatitt) langsomt inntil grundig blanding observeres ved den ønskede konsentrasjon.
2. Fiberforsterkede systemer
A) Oppløsningsimpregnering og lamineringer; Fiberen eller den vevde duk nedsenkes i en oppløsning av den bionedbrytbare polymer i et løsningsmiddel med lavt kokepunkt (f.eks. metylenklorid). Mengden polymer avsatt på duken, den oppkappede fiber eller fibertråden er avhengig av oppløsnings-konsentrasjonen, polymerens molekylvekt (som bevirker oppløsningens viskositet), lengden av nedsenkningstiden og antallet nedsenkninger. Den impregnerte, oppkappede fiber, tråden eller duken ("prepreg") blir så grundig tørket. "Prepreg"et blir så lagt opp ("laid-up") i en form med for-bestemt tykkelse. Vakuum anvendes på fyllingen ("lay-up") ved anvendelse av en vakuumpose. Varme og trykk blir så anvendt for konsolidering av laminatet. B) Smelteimpregnering og laminering: Filmer av den bionedbrytbare polymer fremstilles ved løsningsmiddelstøping eller smeltepressing. Alternativt fremstilles fibrøse matter ut fra polymer ved at en oppløsning av polymeren kjøres inn i et ikke-løsningsmiddel i en tynn strøm under dannelse av en trevlet utfeining, fulgt av pressing til en matte ved romtemperatur. Filmene eller mattene legges deretter mellom tråd- eller duklag i en form med for-bestemt tykkelse. Vakuum anvendes pa fyllingen ved at formen innføres i en vakuumpose, og varme og trykk anvendes for konsolidering av laminatet.
Fig. 4-6 viser benfikseringsanordningen. Anordningen kan fremstilles uten unødvendig utprøvning ved fremgangsmåter kjent ifølge teknikkens stand, f.eks. ved trykkforming. Anordningen
kan festes til et ben på hvilken som helst måte som for tiden er kjent eller som er innlysende for en person med vanlig fagkunn-skap på området, for eksempel ved festing med skruer, stifter og liknende, eller ved sammenbinding, for eksempel ved at anordnin-
gen limes på benet.
Fig. 4-6 viser huller 2 som hvert anvendes for å tilpasses en skrue 5 (vist på Fig. 7). For tilpasning av skruehodet for-senkes 3 flere huller 2 i anordningen 1.
Idet det spesielt vises til Fig. 4 og 5, er det vist fire huller 2. Man må være klar over at hvilket som helst antall huller kan anvendes, under forutsetningen av at anordningen 1 er passende festet til et ben 4 (vist på Fig. 7). Som et minimum viser det seg imidlertid at i det minste to huller 2 og skruer 5 er nødvendig.
Idet det vises til Fig. 7, er det foretrukkede forhold mellom anordningen 1 og et brudd på et pattedyrs-ben 4 vist. I mange forhold vil den fasong som er vist på Fig. 7, muliggjøre den best mulige sjanse for ensartet tilheling av bruddet i benet 4.
De følgende eksempler beskriver ovennevnte utførelsesformer mer fullstendig.
Eksempel 1
Poly( 1- laktid)- aluminiumoksvd- fiberlaminat; Laminatet ble dannet ut fra poly(1-laktid) med en iboende viskositet på 2,68 dl/g (0,5 g/dl i CHC13, etter konsolidering) og en duk fremstilt av aluminiumoksydfiber. Poly(1-laktid) ble smeltepresset i kvadratiske filmer på 10,2 x 10,2 cm, to filmer med en tykkelse på 0,127 mm og to filmer med en tykkelse på 0,584 mm. Laminatet ble dannet ved at filmene og duken ble lagt oppå hverandre i vekselvise lag. Det ble anvendt tre duklag. Filmene med tykkelse 0,127 mm ble anvendt til de to ytre lag. Laminatet ble konsolidert ved oppvarming til 200°C i en vakuumpose og komprimering til en tykkelse på 1,59 mm. Laminatet inneholdt 19 volum% aluminiumoksyd-duk. Laminatet hadde følgende mekaniske egenskaper: Bøyningskoeffisient 1,27 x IO<5> kg/cm<2>
Bøyningsfasthet 1,17 x 10<3> kg/cm<2>
Dette materiale er av spesiell interesse på grunn av sin overlegne opptreden in vivo ved forsøk med subkutan kanin-implantering. Nedbrytningen av dette materiale in vivo er vist på Fig. 1-3. Fig. 1 og 2 viser nedbrytningsprofilen når det gjelder fysiske egenskaper og Fig. 3 viser molekylvektsnedset-telsesprofilen, i motsetning til materialer anvendt for benfikseringsanordninger ifølge teknikkens stand. Begynnelsesegenska-pene hos dette komposittsystem kan varieres over et vidt område ved at fibermengden varieres. Dessuten kan nedsettelsesprofilen forandres ved at begynnelses-molekylvekten hos matrikspolymeren varieres.
De mekaniske egenskaper avtok på en stort sett rettlinjet måte i løpet av et tidsrom på 6 måneder hos kaniner til et nivå på 39% av begynnelses-bøyningsfastheten og 53% av begynnelses-bøyningskoeffisienten. Data for iboende viskositet angir at massetap hos poly(1-laktid)-matriksen vil begynne etter omtrent 42 uker. Etterat massetapet er startet, vil hastigheten for forringelsen av de mekaniske egenskaper øke og en eventuell gjenværende bæreevne vil hurtig svekkes.
Eksempel 2
Poly( 1- laktid)- Kevlar- laminat: Det ble dannet et laminat som besto av et poly(1-laktid) med iboende viskositet 1,00 dl/g (0,5 g/dl i CHC13, før konsolidering) og en satengvevd duk av typen Kevlar 49. Polymeren ble oppløst i metylenklorid ved en konsentrasjon på 5 vekt/volum%. Kevlar-duken ble nedsenket i oppløsningen under dannelse av et "prepreg" med 22 vekt% poly-(1-laktid). Poly(1-laktid) ble smeltepresset til filmer med tykkelse ca. 0,102 mm. Syv polymerfilmer og seks "prepreg"-lag ble lagt opp i vekselvise lag. Laminatet ble konsolidert ved oppvarming ved 2 00°C i en vakuumpose og komprimering til en tykkelse på 1,59 mm. Det resulterende laminat besto av 49 volum% Kevlar. Laminatet hadde følgende mekaniske egenskaper: Bøyningskoeffisient 1,53 x 10<5> kg/cm<2>
Bøyningsfasthet 1,7 x 10<3> kg/cm<2>
Eksempel 3
Poly( 1- laktid)- aluminiumoksyd- laminat: Det ble dannet et laminat som besto av et poly(1-laktid) med iboende viskositet 1.64 dl/g (0,5 g/dl i CHC13, etter konsolidering) og en duk fremstilt av aluminiumoksydfiber. Poly(1-laktid) ble gjen-utfelt fra en kloroformoppløsning i metanol. Den tørkede utfeining ble presset i kvadratiske matter på 10,2 x 10,2 cm, to matter på 6,5 g og to matter på 1,2 g. Laminatet ble dannet ved at mattene og duken ble lagt oppå hverandre i vekselvise lag. Tre duklag ble anvendt. Mattene på 1,2 g ble anvendt til de to ytre lag. Laminatet ble konsolidert ved oppvarming til 195°C i en vakuumpose og komprimering til en tykkelse på 1,59 mm. Laminatet inneholdt 17 volum% aluminiumoksyd-duk. Laminatet hadde følgende mekaniske egenskaper:
Bøyningskoeffisient 1,27 x IO<5> kg/cm<2>
Bøyningsfasthet 1,4 x 10<3> kg/cm<2>
Eksempel 4
Poly( 1- laktid)- aluminiumoksvd- laminat: Det ble dannet et laminat som besto av et poly(1-laktid) med iboende viskositet 2.65 dl/g (0,5 g/dl i CHC13, etter konsolidering) og en duk fremstilt av aluminiumoksydfiber. Poly(1-laktid) ble gjen-utfelt fra en kloroformoppløsning i metanol. Den tørkede utfeining ble presset til kvadratiske matter på 10,2 x 10,2 cm, to matter på 6,5 g og to matter på 1,2 g. Laminatet ble dannet ved at man la mattene og duken oppå hverandre i vekselvise lag. Tre duklag ble anvendt. Mattene på 1,2 g ble anvendt til de to ytre lag. Laminatet ble konsolidert ved oppvarming til 195°C i en vakuumpose og komprimering til en tykkelse på 1,59 mm. Laminatet inneholdt 17 volum% aluminiumoksydduk. Laminatet hadde følgende mekaniske egenskaper:
Bøyningskoeffisient 1,07 x IO<5> kg/cm<2>
Bøyningsfasthet 1,16 x 10<3> kg/cm<2>
Eksempel 5
Poly( 1- laktid)- aluminiumoksyd- laminat: Det ble dannet et laminat som besto av et poly(1-laktid) med en iboende viskositet på 4,14 dl/g (0,5 g/dl i CHC13, etter konsolidering) og en duk fremstilt av aluminiumoksydfiber. Poly(1-laktid) ble gjen-utfelt fra en kloroformoppløsning i metanol. Den tørkede utfel-ning ble presset til kvadratiske matter på 10,2 x 10,2 cm, to matter på 6,5 g og to matter på 1,2 g. Laminatet ble dannet ved at man la mattene og duken oppå hverandre i vekselvise lag. Tre duklag ble anvendt. Mattene på 1,2 g ble anvendt til de to ytre lag. Laminatet ble konsolidert ved oppvarming til 195°C i en vakuumpose og komprimering til en tykkelse på 1,59 cm. Laminatet inneholdt 17 volum% aluminiumoksyd-duk. Laminatet hadde følgende mekaniske egenskaper:
Bøyningskoeffisient 1,03 x 10<5> kg/cm<2>
Bøyningsfasthet 1,06 x 10<3> kg/cm<2>
En oppsummering av bøyningsfasthets- og bøyningskoeffi-sient-dataene for Eksempler 3-5 er gitt i den følgende Tabell.
Eksempel 6
Poly( 1- laktid)- aluminiumoksyd- laminat: Det ble dannet et laminat som besto av et poly(1-laktid) med en iboende viskositet på 2,64 dl/g (0,5 g/dl i CHC13, før konsolidering) og en duk fremstilt av aluminiumoksydfiber. Poly(1-laktid) ble smeltepresset til kvadratiske filmer på 10,2 x 10,2 cm, to filmer med en tykkelse på 0,127 mm og én film med en tykkelse på 3,68 mm. Laminatet ble dannet ved at man la filmene og duken oppå hverandre i vekselvise lag. To duklag ble anvendt. Filmene på 0,127 mm ble anvendt til de to ytre lag. Laminatet ble konsolidert ved oppvarming til 200°C i en vakuumpose og komprimering til en tykkelse på 1,59 mm. Laminatet inneholdt 13 volum% aluminiumoksyd-duk. Laminatet hadde følgende mekaniske egenskaper: Bøyningskoeffisient 1,47 x IO<5> kg/cm<2>
Bøyningsfasthet 1,2 x 10<3> kg/cm<2>
Eksempel 7
Poly( 1- laktid)- aluminiumoksyd- laminat: Det ble dannet et laminat som besto av et poly(1-laktid) med en iboende viskositet på 2,64 dl/g (0,5 g/dl i CHC13, før konsolidering) og en duk fremstilt av aluminiumoksydfiber. Poly(1-laktid) ble smeltepresset til kvadratiske filmer på 10,2 x 10,2 cm, to filmer med en tykkelse på 0,127 mm og én film med en tykkelse på 0,58 mm. Laminatet ble dannet ved at man la filmene og duken oppå hverandre i vekselvise lag. Tre duklag ble anvendt. Filmene på 0,127 mm ble anvendt til de to ytre lag. Laminatet ble konsolidert ved oppvarming til 2 00°C i en vakuumpose og komprimering til en tykkelse på 1,59 mm. Laminatet inneholdt 19 volum% aluminiumoksyd-duk. Laminatet hadde følgende mekaniske egenskaper: Bøyningskoeffisient 1,34 x IO<5> kg/cm<2>
Bøyningsfasthet 1,2 x IO<3> kg/cm<2>
Eksempel 8
Poly( 1- laktid)- aluminiumoksyd- laminat: Det ble dannet et laminat som besto av et poly(1-laktid) med en iboende viskositet på 2,64 dl/g (0,5 g/dl i CHC13, før konsolidering) og en duk fremstilt av aluminiumoksydfiber. Poly(1-laktid) ble smeltepresset til kvadratiske filmer på 10,2 x 10,2 cm, to filmer med en tykkelse på 0,127 mm og én film med en tykkelse på 0,38 mm. Laminatet ble dannet ved at man la filmene og duken oppå hverandre i vekselvise lag. Fire duklag ble anvendt. Filmene på 0,127 mm ble anvendt til de to ytre lag. Laminatet ble konsolidert ved oppvarming til 200°C i en vakuumpose og komprimering til en tykkelse på 1,59 mm. Laminatet inneholdt 24 volum% aluminiumoksyd-duk. Laminatet hadde følgende mekaniske egenskaper: Bøyningskoeffisient 2,07 x IO<5> kg/cm<2>
Bøyningsfasthet 1,5 x 10<3> kg/cm<2>
Eksempel 9
Poly( 1- laktid)- aluminiumoksyd- laminat: Det ble dannet et laminat som besto av et poly(1-laktid) med en iboende viskositet på 2,64 dl/g (0,5 g/dl i CHC13, før konsolidering) og en duk fremstilt av aluminiumoksydfiber. Poly(1-laktid) ble smeltepresset til kvadratiske filmer på 10,2 x 10,2 cm, to filmer med en tykkelse på 0,127 mm og én film med en tykkelse på 0,20 mm. Laminatet ble dannet ved at man la filmene og duken oppå hverandre i vekselvise lag. Fem duklag ble anvendt. Filmene på 0,127 mm ble anvendt til de to ytre lag. Laminatet ble konsolidert ved oppvarming til 200°C i en vakuumpose og komprimering til en tykkelse på 1,59 mm. Laminatet inneholdt 30 volum% aluminiumoksyd-duk. Laminatet hadde følgende mekaniske egenskaper: Bøyningskoeffisient 2,55 x IO<5> kg/cm<2>
Bøyningsfasthet 1,7 x 10<3> kg/cm<2>
En oppsummering av bøyningsfasthets- og bøyningskoeffi-sient-dataene for Eksempler 6-9 er gitt i den følgende Tabell.
Eksempel 10
Poly ( 1- laktid)- aluminiumoksyd- laminat: Det ble dannet et laminat ved at 12,7 mm oppkappet aluminiumoksydfiber ble impregnert med poly(1-laktid). Polymeren hadde en iboende viskositet på 2,64 dl/g (0,5 g/dl i CHC13, før konsolidering). Impregne-ringen ble utført ved at polymeren ble oppløst i kloroform (10 g/dl) fulgt av omrøring i den oppkappede fiber. Blandingen ble så tørket under vakuum til konstant vekt. Den impregnerte fiber ble konsolidert under anvendelse av vakuum og kompresjon ved 200°C, hvorved det ble dannet et laminat inneholdende 30 volum% aluminiumoksyd. Laminatet hadde følgende mekaniske egenskaper:
Bøyningskoeffisient 1,24 x IO5 kg/cm<2>
Bøyningsfasthet 1,08 x 10<3> kg/cm<2>
Eksempel 11
Nedbrytning in vitro av poly( 1- laktid)- aluminiumoksvd- laminater: Et akselerert-nedbrytnings-forsøk in vitro ble anvendt for vurdering av de relative nedbrytningshastighet for laminater fremstilt med poly(1-laktid)er med forskjellig molekylvekt forsterket med aluminiumoksyd-duk. In-vitro-fremgangsmåten inn-befattet nedsenking av prøven i en vandig, fosfatbufret oppløs-ning med pH 6,09 ved 67°C. Prøvene ble uttatt av badet, tørket og undersøkt med hensyn til mekaniske egenskaper under anvendelse av ASTM-D790-fremgangsmåten. Prøver fra Eksempler 3, 4 og 5 ble anvendt ved denne undersøkelse. Resultatene er vist i Tabell I. Disse data angir at kompositten fremstilt med polymeren med den laveste molekylvekt (Eksempel 3) hadde høyere mekaniske begynnelses-egenskaper enn komposittene fremstilt med polymerer med høyere molekylvekt. Den viste seg også å ha mindre spredning i sin nedbrytningsprofil.
Eksempel 12
Nedbrytning in vitro av poly( 1- laktid)- aluminiumoksyd-laminater: Et akselerert-nedbrytnings-forsøk in vitro ble anvendt for vurdering av de relative nedbrytningshastigheter for laminater fremstilt med poly(1-laktid) forsterket med forskjellige mengder aluminiumoksyd-duk. In-vitro-fremgangsmåten var identisk med den som er beskrevet i Eksempel 11. Prøver fra Eksempler 6, 7, 8 og 9 ble anvendt ved denne undersøkelse. Resultatene er vist i Tabell II. Disse data angir at komposittene hadde høyere mekaniske begynnelses-egenskaper etter hvert som dukvolumet øket. Denne sammenheng muliggjør tilpasning av et materiale slik at det har de mekaniske egenskaper som er ønskelige for en spesifikk anvendelse innenfor et ganske vidt område.
Eksempel 13
Poly( dl- laktid)- polyetylen- laminat: Det ble dannet et laminat under anvendelse av polyetylen med ultrahøy bøyningskoeffisient (UHMPE) og poly(dl-laktid). UHMPE-fiberen ble lagt opp i ens-rettede lag med en orientering på 0°, 90°. Mellom hvert lag ble det lagt en 0,076 mm tykk film (smeltepresset) av poly(dl-laktid) . En polymerfilm ble også anbrakt på toppen og bunnen av fyllingen. Laminatet ble konsolidert ved oppvarming til 120°C i en vakuumpose og komprimering til en tykkelse på 1,59 mm. Laminatet inneholdt 41 volum% UHMPE. Laminatet hadde følgende mekaniske egenskaper:
Bøyningskoeffisient 9,0 x 10A kg/cm<2>
Bøyningsfasthet 0,88 x 10<3> kg/cm<2>
Eksempel 14
Polv( 1- laktid)- polyetylentereftalat- laminat: Poly(1-laktid) med en iboende begynnelsesviskositet på 3,63 dl/g (0,5 g/dl i CHC13) ble oppløst i CHCl3/etylacetat (volumforhold 9/1) ved en konsentrasjon på 10 vekt/volum%. Polyetylentereftalat-duk ble impregnert ved at den ble dyppet i oppløsningen til et beleggnivå på 50 vekt%. Seks lag av dette "prepreg" ble deretter konsolidert i en oppvarmet hydraulisk presse ved 180°C i 3 minutter med et trykk på ca. 105 kg/cm<2>. Det resulterende laminat hadde en bøyningskoeffisient på 3,0 x 10<3> kg/cm<2>.
Eksempel 15
Polv( 1- laktid)- hydroksyapatitt- kompositt: Poly(1-laktid) ble fremstilt ved at 100 g 1-laktid, 15,5 fj, l (0,01 mol%) lauryl-alkohol og 15,6 mg (0,01 mol%) tinn(II)klorid-dihydrat ble fylt i en omrørt reaktor ved 200°C. Når kraft-tapningen ("power drain") på røremotoren nådde et maksimum, ble det tilsatt 45 g hydroksyapatitt (Ca10(OH)2(PO4)6, Mallinckrodt) . Kompbsitten ble uttatt etter at den så homogen ut (ca. 5 min). Kompbsitten inneholdt ca. 14 volum% hydroksyapatitt. Bøyningsegenskapene hos en trykkformet plate var:
Bøyningskoeffisient 5,55 x 10<*> kg/cm<2>
Bøyningsfasthet 65 kg/cm<2>
Claims (4)
1. Benfikseringsanordning med en absorberbar polymermatrise, hvilken polymermatrise er fremstilt ved polymerisering av en monomer valgt fra gruppen bestående av 1-laktid og dl-laktid, og et forsterkningsmateriale som gir benfikseringsanordningen øket strukturell integritet,
karakterisert ved at forsterkningsmaterialet er valgt fra gruppen bestående av aluminiumoksydfibre, poly(p-fenylentereftalamid)-fibre, polyetylen-tereftalat-fibre, ultra-høymodul-polyetylenfibre og hydroksyapatitt-partikler.
2. Anordning ifølge krav 1,
karakterisert ved at forsterkningsmaterialet er et hydroksyapatitt-partikkelmateriale i ikke-fiber form som er fordelt gjennom polymermaterialet.
3. Anordning ifølge krav 1,
karakterisert ved at fibrene omfatter 10 til 60% av anordningens volum.
4. Anordning ifølge krav 1, karakterisert ved at fibrene utgjør 15 til 40% av anordningens volum.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US06/900,957 US4781183A (en) | 1986-08-27 | 1986-08-27 | Surgical prosthesis |
Publications (4)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
NO873598D0 NO873598D0 (no) | 1987-08-26 |
NO873598L NO873598L (no) | 1988-02-29 |
NO172169B true NO172169B (no) | 1993-03-08 |
NO172169C NO172169C (no) | 1993-06-16 |
Family
ID=25413362
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
NO873598A NO172169C (no) | 1986-08-27 | 1987-08-26 | Benfikseringsanordning |
Country Status (13)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4781183A (no) |
EP (1) | EP0258692B1 (no) |
JP (1) | JPS6389166A (no) |
KR (1) | KR950008174B1 (no) |
AU (1) | AU599413B2 (no) |
CA (1) | CA1263791A (no) |
DE (1) | DE3750061T2 (no) |
DK (1) | DK169278B1 (no) |
ES (1) | ES2054634T3 (no) |
FI (1) | FI873700A (no) |
IL (1) | IL83538A (no) |
NO (1) | NO172169C (no) |
ZA (1) | ZA876366B (no) |
Families Citing this family (128)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS6368155A (ja) * | 1986-09-11 | 1988-03-28 | グンゼ株式会社 | 骨接合ピン |
FI81498C (fi) * | 1987-01-13 | 1990-11-12 | Biocon Oy | Kirurgiska material och instrument. |
US4966599A (en) * | 1987-04-07 | 1990-10-30 | Pollock Richard A | Anatomical precontoured plating, instruments and methods |
BR8707937A (pt) * | 1987-11-03 | 1990-02-13 | Synthes Ag | Protese para osteosintese |
CH673762A5 (no) * | 1987-12-02 | 1990-04-12 | Synthes Ag | |
EP0352972A3 (en) * | 1988-07-29 | 1991-01-02 | BAXTER INTERNATIONAL INC. (a Delaware corporation) | Fiber-reinforced expanded fluoroplastic vascular grafts |
DE3831657A1 (de) * | 1988-09-17 | 1990-03-22 | Boehringer Ingelheim Kg | Vorrichtung zur osteosynthese und verfahren zu ihrer herstellung |
GR1002030B (en) * | 1988-11-28 | 1995-10-31 | Evaggelos Ntalas | Deposition of xydroxyapatite on modified polymers |
DE3841288A1 (de) * | 1988-12-08 | 1990-06-13 | Pertti Prof Dr Toermaelae | Osteosyntheseimplantate |
US5290494A (en) * | 1990-03-05 | 1994-03-01 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Process of making a resorbable implantation device |
US5080665A (en) * | 1990-07-06 | 1992-01-14 | American Cyanamid Company | Deformable, absorbable surgical device |
CA2060635A1 (en) * | 1991-02-12 | 1992-08-13 | Keith D'alessio | Bioabsorbable medical implants |
EP0523926A3 (en) * | 1991-07-15 | 1993-12-01 | Smith & Nephew Richards Inc | Prosthetic implants with bioabsorbable coating |
JP2619760B2 (ja) * | 1991-12-25 | 1997-06-11 | グンゼ株式会社 | 骨治療用具及びその製造法 |
US5391768A (en) * | 1993-03-25 | 1995-02-21 | United States Surgical Corporation | Purification of 1,4-dioxan-2-one by crystallization |
US5721049A (en) * | 1993-11-15 | 1998-02-24 | Trustees Of The University Of Pennsylvania | Composite materials using bone bioactive glass and ceramic fibers |
US6121172A (en) * | 1993-11-15 | 2000-09-19 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Composite materials using bone bioactive glass and ceramic fibers |
US5468544A (en) * | 1993-11-15 | 1995-11-21 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Composite materials using bone bioactive glass and ceramic fibers |
US5569250A (en) * | 1994-03-01 | 1996-10-29 | Sarver; David R. | Method and apparatus for securing adjacent bone portions |
US20020169485A1 (en) | 1995-10-16 | 2002-11-14 | Neuropace, Inc. | Differential neurostimulation therapy driven by physiological context |
US6944501B1 (en) * | 2000-04-05 | 2005-09-13 | Neurospace, Inc. | Neurostimulator involving stimulation strategies and process for using it |
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 |
ZA978537B (en) | 1996-09-23 | 1998-05-12 | Focal Inc | Polymerizable biodegradable polymers including carbonate or dioxanone linkages. |
FI105159B (fi) * | 1996-10-25 | 2000-06-30 | Biocon Ltd | Kirurginen implantaatti, väline tai sen osa |
JP3426460B2 (ja) * | 1996-10-25 | 2003-07-14 | グンゼ株式会社 | 骨接合具 |
JP3718306B2 (ja) * | 1997-01-06 | 2005-11-24 | 経憲 武井 | 人工臼蓋及び人工股関節 |
ATE395001T1 (de) | 1997-02-11 | 2008-05-15 | Warsaw Orthopedic Inc | Platte für die vordere halswirbelsäule mit fixierungssystem für eine schraube |
AU6145998A (en) | 1997-02-11 | 1998-08-26 | Gary Karlin Michelson | Skeletal plating system |
US6211249B1 (en) | 1997-07-11 | 2001-04-03 | Life Medical Sciences, Inc. | Polyester polyether block copolymers |
US5935127A (en) * | 1997-12-17 | 1999-08-10 | Biomet, Inc. | Apparatus and method for treatment of a fracture in a long bone |
JPH11206871A (ja) * | 1998-01-27 | 1999-08-03 | Bmg:Kk | 生体内分解吸収性の骨固定材およびその製造方法 |
DE19805673C2 (de) * | 1998-02-12 | 2002-09-26 | Wolfgang Quante | Verfahren und Kit zur Herstellung eines Knochenersatz- und Augmentationsmaterials |
US5938664A (en) * | 1998-03-31 | 1999-08-17 | Zimmer, Inc. | Orthopaedic bone plate |
US6206883B1 (en) | 1999-03-05 | 2001-03-27 | Stryker Technologies Corporation | Bioabsorbable materials and medical devices made therefrom |
CA2367085C (en) * | 1999-03-09 | 2007-08-07 | Synthes (U.S.A.) | Bone plate with partly-threaded elongated hole |
US6783529B2 (en) | 1999-04-09 | 2004-08-31 | Depuy Orthopaedics, Inc. | Non-metal inserts for bone support assembly |
US6296645B1 (en) | 1999-04-09 | 2001-10-02 | Depuy Orthopaedics, Inc. | Intramedullary nail with non-metal spacers |
DE19936133C2 (de) * | 1999-07-31 | 2002-11-21 | Aesculap Ag & Co Kg | Knochenplatte aus Kunststoff |
US6473639B1 (en) | 2000-03-02 | 2002-10-29 | Neuropace, Inc. | Neurological event detection procedure using processed display channel based algorithms and devices incorporating these procedures |
US6466822B1 (en) | 2000-04-05 | 2002-10-15 | Neuropace, Inc. | Multimodal neurostimulator and process of using it |
US6395033B1 (en) * | 2000-04-10 | 2002-05-28 | Tyco Healthcare Group Lp | Dynamic fusion mechanostat devices |
US6605090B1 (en) * | 2000-10-25 | 2003-08-12 | Sdgi Holdings, Inc. | Non-metallic implant devices and intra-operative methods for assembly and fixation |
US6529774B1 (en) | 2000-11-09 | 2003-03-04 | Neuropace, Inc. | Extradural leads, neurostimulator assemblies, and processes of using them for somatosensory and brain stimulation |
US7005135B2 (en) * | 2001-01-30 | 2006-02-28 | Ethicon Inc. | Glass scaffolds with controlled resorption rates and methods for making same |
KR100383433B1 (ko) * | 2001-06-29 | 2003-05-12 | 주식회사 씨엠리서치 | 고강도 뼈 고정용 생분해성 유기 고분자/무기 복합 소재의제조 방법 및 그에 의해 제조된 생분해성 유기고분자/무기 복합 소재 |
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 |
US7682392B2 (en) | 2002-10-30 | 2010-03-23 | Depuy Spine, Inc. | Regenerative implants for stabilizing the spine and devices for attachment of said implants |
US7951176B2 (en) | 2003-05-30 | 2011-05-31 | Synthes Usa, Llc | Bone plate |
ES2348987T3 (es) | 2003-08-26 | 2010-12-21 | Synthes Gmbh | Placa para hueso. |
US11259851B2 (en) | 2003-08-26 | 2022-03-01 | DePuy Synthes Products, Inc. | Bone plate |
AU2003257355B2 (en) | 2003-09-08 | 2008-05-29 | Synthes Gmbh | Bone fixing device |
US8016865B2 (en) * | 2003-09-29 | 2011-09-13 | Depuy Mitek, Inc. | Method of performing anterior cruciate ligament reconstruction using biodegradable interference screw |
US7699879B2 (en) * | 2003-10-21 | 2010-04-20 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Apparatus and method for providing dynamizable translations to orthopedic implants |
US20050085814A1 (en) * | 2003-10-21 | 2005-04-21 | Sherman Michael C. | Dynamizable orthopedic implants and their use in treating bone defects |
WO2005041796A1 (de) * | 2003-10-30 | 2005-05-12 | Synthes Gmbh | Knochenplatte |
ATE540628T1 (de) | 2003-12-01 | 2012-01-15 | Smith & Nephew Inc | Humerusnagel mit einsatz zum fixieren einer schraube |
US20050136764A1 (en) * | 2003-12-18 | 2005-06-23 | Sherman Michael C. | Designed composite degradation for spinal implants |
US8574268B2 (en) | 2004-01-26 | 2013-11-05 | DePuy Synthes Product, LLC | Highly-versatile variable-angle bone plate system |
US11291484B2 (en) | 2004-01-26 | 2022-04-05 | DePuy Synthes Products, Inc. | Highly-versatile variable-angle bone plate system |
US7637928B2 (en) | 2004-01-26 | 2009-12-29 | Synthes Usa, Llc | Variable angle locked bone fixation system |
US20060173458A1 (en) * | 2004-10-07 | 2006-08-03 | Micah Forstein | Bone fracture fixation system |
US8545866B2 (en) | 2004-10-29 | 2013-10-01 | Smith & Nephew, Inc. | Bioabsorbable polymers |
DE602005013262D1 (de) * | 2004-10-29 | 2009-04-23 | Smith & Nephew Inc | Bioabsorbierbare polymere mit kalziumkarbonat |
US8394130B2 (en) | 2005-03-17 | 2013-03-12 | Biomet C.V. | Modular fracture fixation system |
US8062296B2 (en) * | 2005-03-17 | 2011-11-22 | Depuy Products, Inc. | Modular fracture fixation plate system with multiple metaphyseal and diaphyseal plates |
US7410488B2 (en) | 2005-02-18 | 2008-08-12 | Smith & Nephew, Inc. | Hindfoot nail |
US7727278B2 (en) * | 2005-03-04 | 2010-06-01 | Rti Biologics, Inc. | Self fixing assembled bone-tendon-bone graft |
US7763071B2 (en) * | 2005-03-04 | 2010-07-27 | Rti Biologics, Inc. | Bone block assemblies and their use in assembled bone-tendon-bone grafts |
US7763072B2 (en) * | 2005-03-04 | 2010-07-27 | Rti Biologics, Inc. | Intermediate bone block and its use in bone block assemblies and assembled bone-tendon-bone grafts |
US8470038B2 (en) | 2005-03-04 | 2013-06-25 | Rti Biologics, Inc. | Adjustable and fixed assembled bone-tendon-bone graft |
US20060247638A1 (en) * | 2005-04-29 | 2006-11-02 | Sdgi Holdings, Inc. | Composite spinal fixation systems |
US20070118128A1 (en) * | 2005-11-22 | 2007-05-24 | Depuy Spine, Inc. | Implant fixation methods and apparatus |
US20070118130A1 (en) * | 2005-11-22 | 2007-05-24 | Depuy Spine, Inc. | Implant fixation methods and apparatus |
US20070118129A1 (en) * | 2005-11-22 | 2007-05-24 | Depuy Spine, Inc. | Implant fixation methods and apparatus |
US20070118127A1 (en) * | 2005-11-22 | 2007-05-24 | Depuy Spine, Inc. | Implant fixation methods and apparatus |
US20070154514A1 (en) * | 2005-12-30 | 2007-07-05 | Demakas John J | Therapeutic Structures |
US7867261B2 (en) * | 2006-03-17 | 2011-01-11 | Depuy Products, Inc. | Bone plate with variable torsional stiffness at fixed angle holes |
US8221468B2 (en) * | 2006-05-11 | 2012-07-17 | Gaines Jr Robert W | Use of bioabsorbable materials for anterior extradiscal correction of thoracolumbar pathologies |
US7923020B2 (en) * | 2006-09-29 | 2011-04-12 | Depuy Products, Inc. | Composite for implantation in the body of an animal and method for making the same |
EP2131750B1 (en) * | 2007-03-06 | 2016-05-04 | Covidien LP | Wound closure material |
US20100076489A1 (en) * | 2007-03-06 | 2010-03-25 | Joshua Stopek | Wound closure material |
JP5034786B2 (ja) * | 2007-08-30 | 2012-09-26 | 東レ株式会社 | 易分解性フィルム |
JP5330392B2 (ja) | 2007-09-18 | 2013-10-30 | ストライカー トラウマ ゲーエムベーハー | インプラントのアングルによる安定的な固定システム |
US20090138092A1 (en) * | 2007-11-28 | 2009-05-28 | Johnston Brent W | Therapeutic Structures for Utilization in Temporomandibular Joint Replacement Systems |
US8100949B2 (en) * | 2008-06-03 | 2012-01-24 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Transverse rod connectors with osteoconductive material |
US9642658B2 (en) * | 2008-10-15 | 2017-05-09 | Orthoclip Llc | Device and method for delivery of therapeutic agents via internal implants |
US20100130959A1 (en) * | 2008-10-15 | 2010-05-27 | Palmetto Biomedical, Inc. | Device and method for delivery of therapeutic agents via artificial internal implants |
CN102497830A (zh) | 2009-09-14 | 2012-06-13 | 斯恩蒂斯有限公司 | 可变角度压板 |
US9011494B2 (en) | 2009-09-24 | 2015-04-21 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Composite vertebral rod system and methods of use |
US8709092B2 (en) | 2011-02-16 | 2014-04-29 | Genesis Medical Devices, LLC | Periprosthetic fracture management enhancements |
JP6502161B2 (ja) * | 2015-05-11 | 2019-04-17 | 帝人メディカルテクノロジー株式会社 | 骨接合材 |
US10687874B2 (en) | 2015-08-27 | 2020-06-23 | Globus Medical, Inc | Proximal humeral stabilization system |
US11076898B2 (en) | 2015-08-27 | 2021-08-03 | Globus Medical, Inc. | Proximal humeral stabilization system |
US11197682B2 (en) | 2015-08-27 | 2021-12-14 | Globus Medical, Inc. | Proximal humeral stabilization system |
US10130402B2 (en) | 2015-09-25 | 2018-11-20 | Globus Medical, Inc. | Bone fixation devices having a locking feature |
US9974581B2 (en) | 2015-11-20 | 2018-05-22 | Globus Medical, Inc. | Expandable intramedullary systems and methods of using the same |
US9795411B2 (en) | 2016-03-02 | 2017-10-24 | Globus Medical, Inc. | Fixators for bone stabilization and associated systems and methods |
US10531905B2 (en) | 2016-04-19 | 2020-01-14 | Globus Medical, Inc. | Implantable compression screws |
US10751098B2 (en) | 2016-08-17 | 2020-08-25 | Globus Medical Inc. | Stabilization systems |
US11432857B2 (en) | 2016-08-17 | 2022-09-06 | Globus Medical, Inc. | Stabilization systems |
US10420596B2 (en) | 2016-08-17 | 2019-09-24 | Globus Medical, Inc. | Volar distal radius stabilization system |
US11331128B2 (en) | 2016-08-17 | 2022-05-17 | Globus Medical Inc. | Distal radius stabilization system |
US11197701B2 (en) | 2016-08-17 | 2021-12-14 | Globus Medical, Inc. | Stabilization systems |
US10575884B2 (en) | 2016-08-17 | 2020-03-03 | Globus Medical, Inc. | Fracture plates, systems, and methods |
US10383668B2 (en) | 2016-08-17 | 2019-08-20 | Globus Medical, Inc. | Volar distal radius stabilization system |
US11141204B2 (en) | 2016-08-17 | 2021-10-12 | Globus Medical Inc. | Wrist stabilization systems |
US11213327B2 (en) | 2016-08-17 | 2022-01-04 | Globus Medical, Inc. | Fracture plates, systems, and methods |
US10687873B2 (en) | 2016-08-17 | 2020-06-23 | Globus Medical Inc. | Stabilization systems |
US10905476B2 (en) | 2016-09-08 | 2021-02-02 | DePuy Synthes Products, Inc. | Variable angle bone plate |
US10624686B2 (en) | 2016-09-08 | 2020-04-21 | DePuy Synthes Products, Inc. | Variable angel bone plate |
US10820930B2 (en) | 2016-09-08 | 2020-11-03 | DePuy Synthes Products, Inc. | Variable angle bone plate |
US10881438B2 (en) | 2017-03-10 | 2021-01-05 | Globus Medical, Inc. | Clavicle fixation system |
US10905477B2 (en) | 2017-03-13 | 2021-02-02 | Globus Medical, Inc. | Bone stabilization systems |
US10368928B2 (en) | 2017-03-13 | 2019-08-06 | Globus Medical, Inc. | Bone stabilization systems |
US10856920B2 (en) | 2017-09-13 | 2020-12-08 | Globus Medical Inc. | Bone stabilization systems |
US11096730B2 (en) | 2017-09-13 | 2021-08-24 | Globus Medical Inc. | Bone stabilization systems |
JP6842170B2 (ja) * | 2017-09-28 | 2021-03-17 | 国立大学法人 岡山大学 | 生体組織接着剤の製造方法及び生体組織接着剤 |
US11224468B2 (en) | 2018-03-02 | 2022-01-18 | Globus Medical, Inc. | Distal tibial plating system |
US11071570B2 (en) | 2018-03-02 | 2021-07-27 | Globus Medical, Inc. | Distal tibial plating system |
US11026727B2 (en) | 2018-03-20 | 2021-06-08 | DePuy Synthes Products, Inc. | Bone plate with form-fitting variable-angle locking hole |
US10772665B2 (en) | 2018-03-29 | 2020-09-15 | DePuy Synthes Products, Inc. | Locking structures for affixing bone anchors to a bone plate, and related systems and methods |
US11141172B2 (en) | 2018-04-11 | 2021-10-12 | Globus Medical, Inc. | Method and apparatus for locking a drill guide in a polyaxial hole |
US11013541B2 (en) | 2018-04-30 | 2021-05-25 | DePuy Synthes Products, Inc. | Threaded locking structures for affixing bone anchors to a bone plate, and related systems and methods |
US10925651B2 (en) | 2018-12-21 | 2021-02-23 | DePuy Synthes Products, Inc. | Implant having locking holes with collection cavity for shavings |
US11202663B2 (en) | 2019-02-13 | 2021-12-21 | Globus Medical, Inc. | Proximal humeral stabilization systems and methods thereof |
US11129627B2 (en) | 2019-10-30 | 2021-09-28 | Globus Medical, Inc. | Method and apparatus for inserting a bone plate |
US11723647B2 (en) | 2019-12-17 | 2023-08-15 | Globus Medical, Inc. | Syndesmosis fixation assembly |
Family Cites Families (12)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
FR11528E (fr) * | 1908-09-29 | 1910-03-05 | Maurice Baudou | Bandage pneumatique increvable et imperforable pour roues de tous véhicules |
DE2546824C2 (de) * | 1975-10-18 | 1986-05-07 | Ernst Leitz Wetzlar Gmbh, 6330 Wetzlar | Beschichtete Endoprothese und Verfahren zu ihrer Herstellung |
FR2364644B1 (fr) * | 1976-09-20 | 1981-02-06 | Inst Nat Sante Rech Med | Nouveau materiau de prothese osseuse et son application |
FR2439003A1 (fr) * | 1978-10-20 | 1980-05-16 | Anvar | Nouvelles pieces d'osteosynthese, leur preparation et leur application |
US4512038A (en) * | 1979-04-27 | 1985-04-23 | University Of Medicine And Dentistry Of New Jersey | Bio-absorbable composite tissue scaffold |
US4338926A (en) * | 1980-11-21 | 1982-07-13 | Howmedica, Inc. | Bone fracture prosthesis with controlled stiffness |
DK154260C (da) * | 1981-02-20 | 1989-05-22 | Mundipharma Gmbh | Fremgangsmaade til fremstilling af et knogleimplantat af braendt tricalciumphosphat, specielt til udfyldning af hulrum eller til sammensaetning af knogledele efter fraktur. |
US4550449A (en) * | 1982-11-08 | 1985-11-05 | Johnson & Johnson Products Inc. | Absorbable bone fixation device |
ES526645A0 (es) * | 1982-12-02 | 1985-09-01 | Wallone Region | Perfeccionamientos introducidos en el proceso para la obtencion de materiales bioreactivos |
US4655777A (en) * | 1983-12-19 | 1987-04-07 | Southern Research Institute | Method of producing biodegradable prosthesis and products therefrom |
NL8402178A (nl) * | 1984-07-10 | 1986-02-03 | Rijksuniversiteit | Entstuk, geschikt voor behandeling door reconstructieve chirurgie van beschadigingen van beenachtig materiaal. |
US4636526A (en) * | 1985-02-19 | 1987-01-13 | The Dow Chemical Company | Composites of unsintered calcium phosphates and synthetic biodegradable polymers useful as hard tissue prosthetics |
-
1986
- 1986-08-27 US US06/900,957 patent/US4781183A/en not_active Expired - Lifetime
-
1987
- 1987-08-11 EP EP87111585A patent/EP0258692B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1987-08-11 ES ES87111585T patent/ES2054634T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1987-08-11 DE DE3750061T patent/DE3750061T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1987-08-14 IL IL83538A patent/IL83538A/xx not_active IP Right Cessation
- 1987-08-25 CA CA000545263A patent/CA1263791A/en not_active Expired
- 1987-08-26 FI FI873700A patent/FI873700A/fi not_active Application Discontinuation
- 1987-08-26 AU AU77464/87A patent/AU599413B2/en not_active Ceased
- 1987-08-26 ZA ZA876366A patent/ZA876366B/xx unknown
- 1987-08-26 KR KR1019870009363A patent/KR950008174B1/ko not_active IP Right Cessation
- 1987-08-26 JP JP62210359A patent/JPS6389166A/ja active Pending
- 1987-08-26 DK DK446187A patent/DK169278B1/da active
- 1987-08-26 NO NO873598A patent/NO172169C/no unknown
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
KR950008174B1 (ko) | 1995-07-26 |
NO873598L (no) | 1988-02-29 |
JPS6389166A (ja) | 1988-04-20 |
FI873700A0 (fi) | 1987-08-26 |
FI873700A (fi) | 1988-02-28 |
DK169278B1 (da) | 1994-10-03 |
ES2054634T3 (es) | 1994-08-16 |
DE3750061D1 (de) | 1994-07-21 |
DK446187A (da) | 1988-02-28 |
US4781183A (en) | 1988-11-01 |
AU599413B2 (en) | 1990-07-19 |
DK446187D0 (da) | 1987-08-26 |
IL83538A (en) | 1992-03-29 |
EP0258692A3 (en) | 1990-04-04 |
AU7746487A (en) | 1988-03-03 |
KR880002496A (ko) | 1988-05-09 |
EP0258692B1 (en) | 1994-06-15 |
DE3750061T2 (de) | 1995-01-26 |
NO873598D0 (no) | 1987-08-26 |
EP0258692A2 (en) | 1988-03-09 |
ZA876366B (en) | 1988-04-27 |
CA1263791A (en) | 1989-12-05 |
NO172169C (no) | 1993-06-16 |
IL83538A0 (en) | 1988-01-31 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
NO172169B (no) | Benfikseringsanordning | |
Zimmerman et al. | The design and analysis of a laminated partially degradable composite bone plate for fracture fixation | |
Vainionpää et al. | Strength and strength retention vitro, of absorbable, self-reinforced polyglycolide (PGA) rods for fracture fixation | |
Li et al. | Preparation and degradation of PLA/chitosan composite materials | |
Ahmed et al. | Composites for bone repair: phosphate glass fibre reinforced PLA with varying fibre architecture | |
US4655777A (en) | Method of producing biodegradable prosthesis and products therefrom | |
Jiang et al. | Preparation of poly (ε-caprolactone)/continuous bioglass fibre composite using monomer transfer moulding for bone implant | |
RU2059405C1 (ru) | Материал для остеосинтеза | |
Riccieri et al. | Interfacial properties and initial step of the water sorption in unidirectional unsaturated polyester/vegetable fiber composites | |
Bleach et al. | Effect of filler type on the mechanical properties of self-reinforced polylactide–calcium phosphate composites | |
Andriano et al. | Biocompatibility and mechanical properties of a totally absorbable composite material for orthopaedic fixation devices | |
JPH0763504B2 (ja) | 接骨用器具の材料及びその製造方法 | |
EP1874366A2 (en) | A bioabsorbable and bioactive composite material and a method for manufacturing the composite | |
Pfister et al. | Hydrogel nerve conduits produced from alginate/chitosan complexes | |
Wan et al. | Hygrothermal aging behaviour of VARTMed three-dimensional braided carbon-epoxy composites under external stresses | |
Ali et al. | Experimental study on degradation of mechanical properties of biodegradable magnesium alloy (AZ31) wires/poly (lactic acid) composite for bone fracture healing applications | |
Mehboob et al. | Effect of air plasma treatment on mechanical properties of bioactive composites for medical application: Composite preparation and characterization | |
WO2010128039A1 (en) | Biodegradable composite comprising a biodegradable polymer and a glass fiber | |
Yang et al. | Effect of MMA‐g‐UHMWPE grafted fiber on mechanical properties of acrylic bone cement | |
Kelley et al. | Totally resorbable high-strength composite material | |
Zhang et al. | Preparation and characterization of a silk fibroin/calcium sulfate bone cement | |
US20150133934A1 (en) | Implant | |
Dauner et al. | Resorbable continuous-fibre reinforced polymers for osteosynthesis | |
CN100471912C (zh) | 一种可控降解吸收性生物活性复合材料及其制备方法 | |
Kellomäki et al. | Pliable polylactide plates for guided bone regeneration: manufacturing and in vitro |