DE19828416A1 - Aliphatisches Polyester aus epsilon-Caprolacton, p-Dioxanon und Glycolid - Google Patents

Aliphatisches Polyester aus epsilon-Caprolacton, p-Dioxanon und Glycolid

Info

Publication number
DE19828416A1
DE19828416A1 DE19828416A DE19828416A DE19828416A1 DE 19828416 A1 DE19828416 A1 DE 19828416A1 DE 19828416 A DE19828416 A DE 19828416A DE 19828416 A DE19828416 A DE 19828416A DE 19828416 A1 DE19828416 A1 DE 19828416A1
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
mole percent
caprolactone
dioxanone
glycolide
structural units
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
DE19828416A
Other languages
English (en)
Inventor
Rao S Bezwada
Kevin Cooper
Modesto Erneta
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Ethicon Inc
Original Assignee
Ethicon Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Ethicon Inc filed Critical Ethicon Inc
Publication of DE19828416A1 publication Critical patent/DE19828416A1/de
Ceased legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • CCHEMISTRY; METALLURGY
    • C08ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08GMACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G63/00Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carboxylic ester link in the main chain of the macromolecule
    • C08G63/66Polyesters containing oxygen in the form of ether groups
    • C08G63/664Polyesters containing oxygen in the form of ether groups derived from hydroxy carboxylic acids
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L15/00Chemical aspects of, or use of materials for, bandages, dressings or absorbent pads
    • A61L15/16Bandages, dressings or absorbent pads for physiological fluids such as urine or blood, e.g. sanitary towels, tampons
    • A61L15/22Bandages, dressings or absorbent pads for physiological fluids such as urine or blood, e.g. sanitary towels, tampons containing macromolecular materials
    • A61L15/26Macromolecular compounds obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds; Derivatives thereof
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L17/00Materials for surgical sutures or for ligaturing blood vessels ; Materials for prostheses or catheters
    • A61L17/06At least partially resorbable materials
    • A61L17/10At least partially resorbable materials containing macromolecular materials
    • A61L17/12Homopolymers or copolymers of glycolic acid or lactic acid
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L17/00Materials for surgical sutures or for ligaturing blood vessels ; Materials for prostheses or catheters
    • A61L17/14Post-treatment to improve physical properties
    • A61L17/145Coating
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14Macromolecular materials
    • A61L27/18Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L31/00Materials 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
    • A61L31/04Macromolecular materials
    • A61L31/06Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS 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
    • A61L31/00Materials 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
    • A61L31/08Materials for coatings
    • A61L31/10Macromolecular materials
    • CCHEMISTRY; METALLURGY
    • C08ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08GMACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G63/00Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carboxylic ester link in the main chain of the macromolecule
    • C08G63/78Preparation processes

Description

Gebiet der Erfindung
Diese Erfindung bezieht sich auf Polymere; insbesondere Poly­ mere aus aliphatischen Polyestern aus ε-Caprolacton, p-Dioxa­ non und Glycolid, die körperverträglich, resorbierbar und für die Herstellung von Nahtmaterialien gut geeignet sind.
Hintergrund der Erfindung
Synthetische, resorbierbare, körperverträgliche Polymere sind dem Stand der Technik gut bekannt. Derartige Polymere werden üblicherweise zur Herstellung medizinischer Geräte verwendet, die in Körpergewebe implantiert werden und mit der Zeit resor­ bieren. Synthetische, resorbierbare, körperverträgliche Poly­ mere schließen Homopolymere, (statistische, Block-, segmen­ tierte und Propf-)Copolymere von Monomeren, wie Glycolsäure, Glycolid (D-, L-, meso- und Mischungen davon), Milchsäure, Lactid, ε-Caprolacton, Trimethylencarbonat und p-Dioxanon ein. Zahlreiche U.S.-Patente beschreiben diese Polymeren, ein­ schließlich 5 431 679, 5 403 347, 5 314 989, 5 431 679, 5 403 347 und 5 502 159.
Blockcopolymere aus Glycolid, para-Dioxanon und Caprolacton sind im Stand der Technik beschrieben worden. U.S.-Patent Nr. 5 080 665 beschreibt verformbare chirurgische Klemmen oder Klammern, die aus Blockcopolymeren und Pfropfcopolymeren herge­ stellt sind, die aus mindestens 50 bis etwa 90 Mol-% Struktur­ einheiten harter Phase bestehen und der Restbestand aus Struk­ tureinheiten weicher Phase besteht. Die Struktureinheiten har­ ter Phase des Copolymers bestehen aus Glycolsäureester-, Milchsäureesterbindungen und Mischungen davon. Die Struktur­ einheiten weicher Phase umfassen 1,3-Dioxan-2-on-(Trimethylen­ carbonat), 1,4-Dioxan-2-on-(para-Dioxanon) oder ε-Caprolacton­ bindungen. Diese Polymere werden so beschrieben, daß sie einen Young'schen Modul über 1,379 (200.000), sowie eine Bruchbiege­ spannung größer als etwa 3% haben.
In ähnlicher Weise sind in U.S.-Patent Nr. 5 314 989 Blockco­ polymere aus Glycolid- oder Lactidblöcken, die an Blöcke ange­ hängt sind, die para-Dioxanon und Glycolid oder Lactid enthal­ ten, beschrieben worden.
Unglücklicherweise erkennt keines dieser Patente, daß beson­ ders biegsame Nahtmaterialien aus einem Copolymer aus Glycol­ struktureinheiten, die mit einem statistischen Präpolymer aus hauptsächlich para-Dioxanon- und ε-Caprolactonstruktureinhei­ ten copolymerisiert sind, hergestellt werden könnten.
Entsprechend werden auf diesem Gebiet neue Polymerzusammenset­ zungen benötigt, die eine hohe Zugfestigkeit, aber einen nied­ rigen Modul haben, die zum Beispiel als Nahtmaterialien in plastischen Chirurgieindikationen zweckmäßig sind.
Zusammenfassung der Erfindung
Wir haben resorbierbare, körperverträgliche, segmentierte Po­ lymere aus ε-Caprolacton, p-Dioxanon und Glycolid entdeckt, die eine wünschenswerte Kombination von Zugfestigkeit und Ela­ stizität (niedriger Modul) zur Verfügung stellen. Die Polymere sind aus etwa 5 Mol-% bis etwa 70 Mol-% von Glycolesterstruk­ tureinheiten zusammengesetzt, die mit einem Präpolymer mit etwa 95 Mol-% bis etwa 30 Mol-% aus p-Dioxanon und ε-Caprolac­ ton copolymerisiert sind, wobei das Molverhältnis von ε-Capro­ lacton zu p-Dioxanon etwa 95 : 5 bis etwa 5 : 95 beträgt, wo­ bei die Polymere einen Young'schen Modul von weniger als 1,379 GPa (200.000 psi) haben.
Wir haben weiterhin entdeckt, daß durch Herstellen segmentier­ ter Polymere aus ε-Caprolacton, p-Dioxanon und Glycolid durch ein Verfahren, in dem ε-Caprolacton- und p-Dioxanon- oder ε-Caprolacton-, p-Dioxanon- und Glycolidmonomere bei niedrigen Temperaturen von etwa 100°C bis etwa 190°C umgesetzt werden, gefolgt von einer Reaktion mit Glycolid bei Temperaturen von etwa 160°C bis etwa 230°C, Polymere aus ε-Caprolacton, p-Dio­ xanon und Glycolid mit hoher Zug- und Knotenfaserfestigkeit gebildet werden können, die ausgesprochen geschmeidig sind (charakterisiert dadurch, daß sie einen niedrigen Young'schen Modul haben). Diese Polymere sind besonders gut zur Herstel­ lung von Einzelfadennahtmaterialien für plastische Chirurgie­ indikationen geeignet.
Doch noch ein weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung ist das Polymer der vorliegenden Erfindung, das ein Produkt des Verfahrens der vorliegenden Erfindung ist.
Das Vorangegangene und andere Eigenschaften und Vorteile der Erfindung werden aus der folgenden Beschreibung und den bei­ gefügten Beispielen offensichtlicher werden.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
Fig. 1 erläutert ein synthetisches Verfahren für die Her­ stellung von segmentierten Polymeren aus Glycolid, ε-Caprolacton und p-Dioxanon der vorliegenden Erfin­ dung.
Fig. 2 erläutert die Beziehung zwischen der Anzahl an Pha­ sen im endgültigen Polymer und dem Gehalt an Glyco­ lid im Präpolymer.
Detaillierte Beschreibung der Erfindung
Theoretisch, doch in keiner Weise den Umfang der vorliegenden Erfindung einschränkend, nimmt man an, daß die Polymere der vorliegenden Erfindung Abfolgen oder Anordnungen von Struktur­ einheiten haben, die die in Fig. 1 dargestellte chemische Struktur haben. Da jede Struktureinheit aus mehreren Monomeren aufgebaut ist, hat das Polymer sehr wenige kristalline Domänen und folglich ist der Kristallinitätsgrad (d. h. Prozent) des Polymers niedrig. Dies ergibt eine Struktur, in der einige wenige kristalline Domänen als physikalische Verbinder zwischen den amorphen Bereichen des Polymers fungieren, was einen niedrigen Modul, hohe Festigkeit und kurze EBF-Profile ergibt, ähnlich den resorbierbaren Nahtmaterialien VICRYL®- RAPIDE® (Tabellen 1-4). Zusätzlich ist ihre Handhabung und Gewebedurchtritt besser als bei resorbierbaren geflochtenen Nahtmaterialien, da die Polymere der vorliegenden Erfindung einen niedrigen Modul haben, wenn sie als Einzelfadennahtmate­ rial ausgeformt werden. Blockpolymere würden einen viel größe­ ren Grad an Kristallinität haben, was einen hochkristallinen Werkstoff schafft und dadurch sehr steife Geräte mit hohem Modul ergibt, insbesondere Nahtmaterialien, was ihre Zweckmä­ ßigkeit begrenzt. Für Anwendungen, die geschmeidige Einzelfa­ dennahtmaterialien erfordern, um Gewebsschäden zu reduzieren, wie die plastische Chirurgie, sind die vorliegenden Polymere weit den im Stand der Technik offenbarten Polymeren überlegen.
Das Verfahren der vorliegenden Erfindung ist ein mehrstufiges Zwei-Temperaturverfahren in einem Reaktionsgefäß, in dem ein Präpolymer aus p-Dioxanon-co-ε-Caprolacton oder p-Dioxan­ on-co-ε-Caprolacton-co-Glycolid bei niedrigen Temperaturen von etwa 100°C bis etwa 190°C, vorzugsweise 160°C für etwa 2 bis etwa 8 Stunden gebildet wird, dann mit Glycolid bei Temperaturen von etwa 160°C bis etwa 230°C umgesetzt wird, um Polymere, in de­ nen Segmente oder Abfolgen aus p-Dioxanon und ε-Caprolacton oder p-Dioxanon, ε-Caprolacton und Glycolid mit zusätzlichen Glycolidstruktureinheiten am Kettenende zusammengesetzt sind, zu bilden (Fig. 1). Diese segmentierten Polymere sind wei­ che, geschmeidige Werkstoffe mit niedrigem Young'schen Modul. Allgemein wird der Young'sche Modul dieser Polymere weniger als 1,379 GPa (200.000 psi) betragen, vorzugsweise wird der Modul dieser Polymere weniger als 1,276 GPa (185.000 psi) be­ tragen und bevorzugter wird der Modul im Bereich von etwa 1,034 GPa (150.000 psi) bis etwa 0,345 GPa (50.000 psi) betra­ gen.
Genauer sind die segmentierten Polymere der vorliegenden Er­ findung, die aus Glycolid, ε-Caprolacton und p-Dioxanon zusam­ mengesetzt sind, durch ein Verfahren hergestellt, in dem p-Dioxanon- und ε-Caprolacton- oder p-Dioxanon-, ε-Caprolacton- und Glycolidmonomeren in der anfänglichen Monomerbeschickung des Polymeren bei niedrigen Temperaturen von etwa 100°C bis etwa 190°C, bevorzugt etwa 160°C bis 190°C für eine ausrei­ chende Zeit, die wirksam die Polymerisation hervorruft, vor­ zugsweise etwa 2 bis etwa 8 Stunden, umgesetzt werden, gefolgt von einer Reaktion mit Glycolid für etwa eine halbe bis etwa 8 Stunden bei höheren Temperaturen von etwa 160°C bis etwa 230°C für eine ausreichende Zeit, die wirksam die Polymerisation hervorruft, vorzugsweise eine halbe Stunde bis etwa 4 Stunden.
Weiterhin werden die segmentierten Polymere der vorliegenden Erfindung, die aus Glycolid, ε-Caprolacton und p-Dioxanon zu­ sammengesetzt sind, typischerweise aus 5 Mol-% bis etwa 70 Mol-% Glycolidstruktureinheiten (einschließlich äquivalenter Mengen Glycolesterstruktureinheiten), bevorzugter etwa 10 Mol-% bis etwa 60 Mol-% Glycolidstruktureinheiten, und am bevor­ zugtesten etwa 10 Mol-% bis etwa 45 Mol-% Glycolidstrukturein­ heiten bestehen. Zusätzlich beträgt das Molverhältnis von ε-Caprolacton zu p-Dioxanon etwa 95 : 5 bis etwa 5 : 95, vor­ zugsweise etwa 90 : 10 bis etwa 10 : 90, und am bevorzugtesten etwa 80 : 20 bis etwa 20 : 80. Das Präpolymer aus ε-Caprolac­ ton und p-Dioxanon sollte im allgemeinen eine inhärente Visko­ sität im Bereich von etwa 0,6 g/dL bis etwa 2 g/dL haben und vorzugsweise eine inhärente Viskosität im Bereich von etwa 0,8 g/dL bis etwa 1,6 g/dL haben.
Das Präpolymer kann wahlweise Glycolid enthalten. Das Glycolid im Präpolymer, wie in Fig. 2 gezeigt, hat den Effekt, das Präpolymer in Glycolid löslicher zu machen, so daß ein Einpha­ senpolymer gebildet werden kann. Wie in Fig. 2 gezeigt wird, kann im Präpolymer im Bereich von 0 bis etwa 40 Mol-% Glycolid enthalten sein. Gegenwärtig wird bevorzugt, daß das Präpolymer im Bereich von etwa 3 Mol-% bis etwa 35 Mol-% Glycolid enthält (oder die äquivalente Menge von Glycolesterstruktureinheiten). Der Prozentgehalt von Glycolid im Präpolymer basiert auf den gesamten Molprozenten des Polymers, die sich zu 100 Prozent addieren.
Die Polymere der vorliegenden Erfindung werden üblicherweise in einer Ringöffnungspolymerisation synthetisiert werden. Das heißt, daß die aliphatischen Lactonmonomeren in Gegenwart ei­ nes metallorganischen Katalysators und eines Initiators bei erhöhten Temperaturen polymerisiert werden. Der organometalli­ sche Katalysator ist vorzugsweise auf Zinnbasis, z. B. Zinnoc­ toat und liegt in der Monomerenmischung bei einem Molverhält­ nis von Monomer zu Katalysator im Bereich von etwa 10.000/1 bis etwa 100.000/1 vor. Der Initiator ist typischerweise ein Alkanol (einschließlich Diolen und Polyolen), ein Glycol, eine Hydroxysäure oder ein Amin und liegt in der Monomerenmischung in einem Molverhältnis von Monomer zu Initiator im Bereich von etwa 100/1 bis etwa 5000/1 vor. Die Polymerisation wird übli­ cherweise in einem Temperaturbereich von etwa 80°C bis etwa 240°C, bevorzugt von etwa 100°C bis etwa 220°C durchgeführt, bis das gewünschte Molekulargewicht und Viskosität erreicht werden.
Zusätzlich kann eine kleine Menge (weniger als 5, vorzugsweise weniger als 3 Gewichtsprozent) eines zusätzlichen Lactonmono­ meren, der aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus 1,3-Dioxan-2-on, p-Dioxanon, delta-Valerolacton, beta-Butyrolacton, epsi­ lon-Decalacton, 2,5-Diketomorpholin, Pivalolacton, alpha,al­ pha-Diethylpropiolacton, Ethylencarbonat, Ethylenoxalat, 3-Methyl-1,4-dioxan-2,5-dion, 3,3-Diethyl-1,4-dioxan-2,5-dion, gamma-Butyrolacton, 1,4-Dioxepan-2-on, 1,5-Dioxepan-2-on, 6,6-Dimethyldioxepan-2-on, 6,8-Dioxabicycloctan-7-on und Kombina­ tionen von zwei oder mehreren davon zu entweder dem Präpolymer oder mit der Zugabe der Glycolesterstruktureinheiten des Poly­ mers zugegeben werden können.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird das Präpolymer aus 1,4-Dioxan-2-on und ε-Caprolacton in einer er­ sten Polymerisation polymerisiert (wahlweise liegt eine kleine Menge von Glycolid vor). Die Polymerisation wird üblicherweise in einem Temperaturbereich von etwa 100°C bis etwa 190°C, be­ vorzugt 160°C, für etwa 2 bis etwa 8 Stunden, bevorzugt 3 bis 6 Stunden, durchgeführt, was ein p-Dioxanon-co-ε-Caprolacton oder p-Dioxanon-co-ε-Caprolacton-co-Glycolid-Präpolymer ergibt. Dann wird Glycolidmonomer dem Präpolymer zugegeben und die Temperatur wird auf etwa 160°C bis etwa 230°C angehoben, bevorzugt von etwa 180°C bis etwa 210°C, für etwa eine halbe Stunde bis etwa 4 Stunden, bis das gewünschte Molekulargewicht und Viskosität erreicht sind. Auf eine andere Weise könnte das Glycolid langsam in mehrfachen getrennten Zugaben zum Präpoly­ mer zugefügt werden, um das Mischen des Monomers mit dem Prä­ polymer zu verbessern.
Unter den oben beschriebenen Bedingungen werden die segmen­ tierten Polymere, die aus Glycolid, ε-Caprolacton und p-Dioxa­ non zusammengesetzt sind, im allgemeinen ein mittleres Moleku­ largewicht von etwa 20.000 Gramm pro Mol bis etwa 300.000 Gramm pro Mol, typischer etwa 40.000 Gramm pro Mol bis etwa 200.000 Gramm pro Mol und bevorzugt etwa 60.000 Gramm pro Mol bis etwa 150.000 Gramm pro Mol, liefern. Diese Molekularge­ wichte liefern eine inhärente Viskosität zwischen etwa 0,7 bis etwa 4 Deziliter pro Gramm (dL/g), typischer etwa 1 bis etwa 3,5 dL/g und am bevorzugtesten etwa 1 bis etwa 3,0 dL/g, wie in einer 0,1 g/dL-Lösung von Hexafluorisopropanol (HFIP) bei 25°C gemessen wird. Auch sollte angemerkt werden, daß unter den oben beschriebenen Bedingungen der verbleibende Monomerge­ halt weniger als etwa 5 Gewichtsprozent betragen wird.
Die segmentierten Polymere, die aus Glycolid, ε-Caprolacton und p-Dioxanon zusammengesetzt sind, bestehen üblicherweise aus etwa 5 Mol-% bis etwa 70 Mol-%, bevorzugter etwa 10 Mol-% bis etwa 60 Mol-%, Glycolidstruktureinheiten und am bevorzug­ testen etwa 10 Mol-% bis etwa 45 Mol-% Glycolidstruktureinhei­ ten. Die Grenzwerte führen zu Polymeren mit einem erwünschten Festigkeits-, Steifheits- und Resorptionsprofilbereich zur Verwendung in einer Vielzahl biomedizinischer Anwendungen. Der untere Grenzwert ergibt Polymere mit einem niedrigen Kristal­ linitätsgrad, was den aus diesen Werkstoffen hergestellten Fasern einen niedrigen Modul verleiht und daher einen hervor­ ragenden Gewebedurchtritt mit geringerer Narbenbildung (Tabel­ le 4). Der obere Grenzwert ist die Grenze zwischen der Bildung eines Einphasenpolymers und einer Zweiphasenmischung aus dem Terpolymer der vorliegenden Erfindung und einem Homopolymer aus Poly-(Glycolid) und verleiht auch ein EBF-Profil, das zur Verwendung in der plastischen Chirurgie zweckdienlich ist (d. h. EBF weniger als 25 Prozent in 3 Wochen).
Erzeugnisse, wie medizinische Geräte, werden aus den segmen­ tierten Polymeren der vorliegenden Erfindung unter Verwendung verschiedener Ausrüstungen für Spritzgieß- und Extrusionsver­ fahren geformt, die mit Luftdruckkammer(n) mit trockenem Stickstoff bei Temperaturen im Bereich von etwa 140°C bis etwa 220°C, bevorzugter 180°C bis etwa 220°C, mit Verweilzeiten von etwa 2 bis etwa 10 Minuten, bevorzugter etwa 2 bis etwa 5 Minuten, ausgerüstet sind.
Die Polymere der vorliegenden Erfindung können in einer Viel­ zahl von Verfahren schmelzverarbeitet werden, um eine große Reihe zweckmäßiger Geräte herzustellen. Diese Werkstoffe kön­ nen spritz- oder preßgegossen werden, um implantierfähige me­ dizinische und chirurgische Geräte herzustellen, einschließ­ lich Wundverschlußgeräten. Die bevorzugten Geräte sind Nahtan­ kergeräte, Anklebeverhütungsfolien und hämostatische Schaum­ sperrschichten.
Auf eine andere Weise können die segmentierten Polymere extru­ diert werden, um Fasern herzustellen. Aus den so hergestellten Endlosfäden können Nahtmaterialien oder Ligaturen hergestellt werden, die an chirurgischen Nadeln befestigt sind, verpackt und mit bekannten Verfahren sterilisiert werden. Die Werkstof­ fe der vorliegenden Erfindung können als mehrfädiges Garn ge­ sponnen werden und gewoben oder geknüpft werden, um Schwämme oder Verbandsmull zu bilden (oder es können nicht-gewebte Fo­ lien hergestellt werden) oder in Verbindung mit anderen geformten Druckstrukturen, wie Prothesegeräten innerhalb eines menschlichen oder Tierkörpers verwendet werden, wo es wünschenswert ist, daß die Struktur eine hohe Zugfestigkeit hat und wünschenswerte Grade an Nachgiebigkeit und/oder Dehn­ barkeit hat. Zweckmäßige Ausführungsformen beinhalten Tuben, einschließlich verzweigter Tuben zur Arterien-, Venen- oder Darmreparatur, Nervenspleißen, Sehnenspleißen, Folien zum Festlegen und Unterstützen beschädigter oberflächlicher Abschürfungen, insbesondere große Abschürfungen oder Bereiche, wo die Haut und darunterliegende Gewebe beschädigt oder chir­ urgisch entfernt sind. Ganz besonders Nahtmaterialanwendungen, wo Einzelfadennahtmaterial mit geringerem Gewebewiderstand, niedrigerem Modul und kurzen EBF-Profilen benötigt werden. Ganz besonders bei Anwendungen in der plastischen Chirurgie, wo kürzere Resorptionszeiten und besserer Gewebedurchtritt zu einer besseren Gewebefestlegung und geringerer Vernarbung füh­ ren würde.
Zusätzlich können die segmentierten Polymere geformt werden, um Filme zu bilden, die als Sperrschicht zur Anklebeverhütung zweckmäßig sind, wenn sie sterilisiert sind.
In einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung können die erfinderischen Polymere auch als Beschichtungen für Nahtmaterial und dergleichen verwendet werden, um die Knotfe­ stigkeiten und die Festbindungseigenschaften zu verbessern, sowie den Gewebewiderstand von Nahtmaterialien herabzusetzen. Herkömmliche Beschichtungsverfahren können verwendet werden, um die Beschichtung auf die Nahtmaterialien aufzubringen. Ein bevorzugtes Verfahren Beschichtungen aufzubringen ist, das Nahtmaterial, das beschichtet werden soll, kontinuierlich durch eine Lösung zu ziehen, die Polymer im Bereich von etwa 1 bis etwa 20 Gewichtsprozent enthält. Das Nahtmaterial wird durch die Beschichtungslösung in vertikaler Richtung gezogen, um einheitliches Abtropfen sicherzustellen. Die frisch beschichtete Faser würde dann kontinuierlich durch einen Troc­ knungstunnel gezogen werden, von einem Aufwickelrad aufgenommen werden und über Nacht bei Raumtemperatur vakuumgetrocknet wer­ den.
Diese Beschichtung ist ideal zur Anwendung bei geflochtenen Nahtmaterialien geeignet, da geflochtene Nahtmaterialien im allgemeinen ruckelige oder rauhe Festbindungseigenschaften ha­ ben. Die Beschichtung kann auf resorbierbare oder nicht-resor­ bierbare einzelfädige oder geflochtene Nahtmaterialien aufge­ bracht werden. Geeignete resorbierbare Nahtmaterialien können aus natürlich abstammenden Werkstoffen, einschließlich Katzen­ darm und Collagen, gemacht sein, sind jedoch nicht darauf be­ schränkt, oder aus synthetischen resorbierbaren Werkstoffen einschließlich Homopolymeren aus Glycolid, L-Lactid, ε-Capro­ lacton und 1,4-Dioxan-2-on und Copolymeren aus Glycolid, L-Lactid, D,L-Lactid, ε-Caprolacton, 1,3-Dioxan-2-on, 1,4-Dio­ xan-2-on, 1,5-Dioxepan-2-on und 1,4-Dioxepan-2-on, sind jedoch nicht darauf beschränkt. Geeignete, nicht resorbierbare Naht­ materialien können aus natürlich auftretenden, nicht resor­ bierbaren Materialien, einschließlich Seide, Baumwolle und Leinen, gemacht werden, sind jedoch nicht darauf beschränkt, oder synthetischen, nicht resorbierbaren Werkstoffen ein­ schließlich Polyestern, Polyamiden (z. B. Nylon, Polycaprolac­ tam, Hexamethylendiamin-Adipinsäure-Polymer, etc.) und Polyo­ lefinen (z. B. Polyethylen und Polypropylen), sind jedoch nicht darauf beschränkt.
Nahtmaterialien, die mit den Polymeren dieser Erfindung beschichtet sind, sind wünschenswert, weil sie einen rutschi­ geren Griff haben und es so für den Chirurgen einfacher machen, einen Knoten am Nahtmaterial entlang zur Stelle der chirurgischen Wunde hinabgleiten zu lassen. Zusätzlich kann das Nahtmaterial einfacher durch Körpergewebe geführt werden, wodurch die Gewebeverletzung vermindert wird. Diese Vorteile werden im Vergleich mit Nahtmaterialien herausgestellt, deren Oberflächen nicht mit den Polymeren dieser Erfindung beschich­ tet sind. Bei dieser besonderen Anwendung (Nahtmaterialbe­ schichtung) kann es vorteilhaft sein, Polymere mit niedrigen Molekulargewichten zu verwenden, einschließlich Copolymeren, die inhärente Viskositäten im Bereich von 0,15 dL/g bis 0,75 dL/g in einer 0,1 g/dL-Lösung von HFIP bei 25°C haben.
In einer anderen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung können die Polymere verwendet werden, um chirurgische Nadeln zu beschichten, um den Durchtritt durch Gewebe zu erleichtern. Die Menge an Beschichtung, die auf die Oberfläche der Nadel aufgebracht wird, ist eine Menge, die eine Schicht mit einer Dicke im Bereich von vorzugsweise zwischen etwa 2 bis etwa 20 Mikron, bevorzugter zwischen etwa 4 bis etwa 8 Mikron her­ stellt. Falls die Beschichtungsmenge auf der Nadel so wäre, daß die Dicke der Beschichtung größer als etwa 20 Mikron wäre oder falls die Beschichtung weniger als etwa 2 Mikron wäre, könnte dann die gewünschte Leistung der Nadel, wenn sie durch Gewebe geführt wird, nicht erzielt werden.
In einer anderen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung können die Polymere als Trägermatrix zu Arzneimittelabgabe verwendet werden. Um diese Trägermatrix zu formen, würde das Polymer mit einem therapeutischen Wirkstoff vermischt werden. Die Anzahl verschiedener therapeutischer Wirkstoffe, die in Verbindung mit den Polymeren der vorliegenden Erfindung ver­ wendet werden können, ist groß. Im allgemeinen schließen die therapeutischen Wirkstoffe, die über die pharmazeutischen Zu­ sammensetzungen der Erfindung verabreicht werden können, ohne Eingrenzung ein: Antiinfektiva, wie Antibiotika und antivirale Wirkstoffe; Schmerzmittel und Schmerzmittelkombinationen; Ap­ petitzügler; Wurmmittel; Antarthritika; asthmalindernde Wirk­ stoffe; krampflösende Mittel; Antidepressiva; antidiuretische Wirkstoffe; Antidiarrhoika; Antihistaminika, entzündungshem­ mende Wirkstoffe; Antimigräne-Zubereitungen; Mittel gegen Übelkeit; Antineoplastika; Antiparkinsonarzneimittel; Mittel gegen Juckreiz; Neuroleptika; fiebersenkende Mittel; Spasmoly­ tika; Parasympatholytika; Adrenomimetika; Xantinderivate; Herz-Kreislaufzubereitungen, einschließlich Calciumkanal-Bloc­ kern und Betablockern wie Pindolol und Antiarrhythmika; Anti­ hypertonika; Diuretika, Vasodilatatoren, einschließlich all­ gemeinen, die Herzkranzgefäße betreffenden, peripheren und cerebralen; Anregungsmittel des zentralen Nervensystems; Hu­ sten- und Erkältungszubereitungen; einschließlich Dekonge­ stionsmitteln; Hormone wie Estradiol und andere Steroide, ein­ schließlich Cortikosteroiden; Schlafmittel, Immunsupressiva; Muskelrelaxantien; Antikollinergika; Psychotonika; Beruhi­ gungsmittel und Tranquilizer; und Proteine, Polysaccharide, Glycoproteine oder Lipoproteine natürlicher Herkunft oder die gentechnisch verändert sind.
Die Trägermatrix zur Arzneimittelabgabe kann oral, parenteral, subkutan, vaginal oder anal verabreicht werden. Trägermatrix­ formulierungen können durch Mischen eines oder mehrerer thera­ peutischer Wirkstoffe mit dem Polymer formuliert werden. Der therapeutische Wirkstoff kann als eine Flüssigkeit, ein fein­ verteilter Feststoff oder in anderer geeigneter physischer Form vorliegen. Üblicherweise, aber wahlweise, wird die Trä­ germatrix einen oder mehrere Zusatzstoffe enthalten, wie Streckstoffe, Trägerstoffe, Bindemittel, Stabilisatoren oder dergleichen.
Die Menge des therapeutischen Wirkstoffes wird von dem beson­ deren Arzneimittel, das verwendet wird, und dem behandelten medizinischen Zustand abhängen. Üblicherweise stellt die Menge des Arzneimittels etwa 0,001% bis etwa 70%, üblicher etwa 0,001% bis etwa 50%, am üblichsten etwa 0,001% bis etwa 20% des Gewichtes der Trägermatrix dar.
Die Menge und Art des Polymers, das in die Trägermatrix zur Arzneimittelabgabe eingearbeitet wird, wird abhängig vom erwünschten Freisetzungsprofil und der Menge des verwendeten Arzneimittels unterschiedlich sein. Das Erzeugnis kann Poly­ mermischungen enthalten, um das erforderliche Freisetzungspro­ fil oder Konsistenz für eine bestimmte Formulierung zur Ver­ fügung zu stellen.
Beim Kontakt mit Körperflüssigkeiten unterliegt das Polymer einem allmählichen Abbau (hauptsächlich durch Hydrolyse) mit gleichzeitiger Freisetzung des verteilten Arzneimittels für eine anhaltende oder verlängerte Dauer. Dies kann zu einer verlängerten Lieferung (über, beispielsweise 1 bis 5000 Stun­ den, vorzugsweise 2 bis 800 Stunden) wirksamer Mengen (bei­ spielsweise 0,0001 mg/kg/Stunde bis 10 mg/kg/Stunde) des Arz­ neimittels führen. Diese Dosierungsform kann verabreicht wer­ den, wie es nötig ist, abhängig von dem behandelten Patien­ ten, der Heftigkeit der Beschwerden, dem Urteil des verschrei­ benden Arztes und dergleichen.
Einzelne Formulierungen von Arzneimittel und Polymer können in geeigneten in vitro- und in vivo-Modellen getestet werden, um das gewünschte Profil der Arzneimittelfreisetzung zu erzielen. Zum Beispiel könnte ein Arzneimittel mit einem Polymer formu­ liert werden und einem Tier oral verabreicht werden. Das Pro­ fil der Arzneimittelfreisetzung könnte dann mit geeigneten Mitteln, wie die Entnahme von Blutproben zu bestimmten Zeiten und Testen der Proben auf Arzneimittelkonzentration, kontrol­ liert werden. Mit Befolgen dieser oder ähnlicher Verfahren wird der Fachmann in der Lage sein, eine Vielzahl von Formu­ lierungen herzustellen.
Die segmentierten Polymere der vorliegenden Erfindung können weiterhin durch herkömmliche Verfahren behandelt werden, um Schäume herzustellen, die als hämostatische Sperrschichten, Knochenprothesen und Gewebegerüste zweckmäßig sind.
Detaillierter schließen die chirurgischen und medizinischen Verwendungen der Endlosfasern, Folien, Schäume und geformten Erzeugnisse der vorliegenden Erfindung gewebte oder nicht ge­ webte geknüpfte Erzeugnisse und geformte Erzeugnisse ein, sind aber nicht notwendigerweise darauf beschränkt, einschließlich:
  • a. Brandwundverbänden
  • b. Herniepflastern
  • c. Medizinischen Verbänden
  • d. Fascienersatzstoffen
  • e. Verbandsmull, Gewebe, Folie, Filz oder Schwamm zur Leber­ hämostase
  • f. Verbandsmullbinden
  • g. Arterientransplantaten oder -prothesen
  • h. Verbänden für Hautoberflächen
  • i. Brandwundverbänden
  • j. Knochenprothesen
  • k. Nadeln
  • l. Intrauterinpessaren
  • m. Drainage- oder Teströhrchen oder -kapillaren
  • n. Chirurgischen Instrumenten
  • o. Gefäßimplantaten oder -stützvorrichtungen
  • p. Bandscheiben
  • q. Außerhalb des Körpers liegende Schlauchleitungen für Nie­ ren- und Herz-Lungen-Maschinen
  • r. Künstlicher Haut und andere
  • s. Stentabdrücken
  • t. Nahtankern
  • u. Injizierbaren Defektfüllstoffen
  • v. Vorgeformten Defektfüllstoffen
  • w. Gewebeklebern und -dichtungsmitteln
  • x. Knochenwachsen
  • y. Knorpelprothesen
  • z. Hämostatischen Sperrschichten
  • aa. Gewebsgerüsten
  • bb. Einzelfädigen und geflochtenen Nahtmaterialien
Die folgenden, nicht einschränkenden Beispiele erläutern die Prinzipien und Durchführung dieser Erfindung. Vielzählige zu­ sätzliche Ausführungsformen innerhalb des Umfanges und Geistes der Erfindung werden den Fachleuten offensichtlich werden.
Beispiele
Die Beispiele beschreiben neue segmentierte Polymere, die aus Glycolid, ε-Caprolacton und p-Dioxanon zusammengesetzt sind, die potentiell als biomedizinische Geräte nützlich sind.
Im synthetischen Verfahren werden die aliphatischen segmen­ tierten Polyester hohen Molekulargewichtes durch ein Verfahren hergestellt, das aus Umsetzen von p-Dioxanon und ε-Caprolacton durch eine Ringöffnungspolymerisation bei Temperaturen von 100°C bis 160°C für 2 bis 8 Stunden unter Stickstoff-Inertat­ mosphäre besteht, gefolgt von Umsetzen mit Glycolid bei Tem­ peraturen von 160°C bis 230°C für etwa eine halbe Stunde bis etwa 4 Stunden, bis das gewünschte Molekulargewicht und Visko­ sität erreicht sind.
In den Beispielen, die folgen, wurden die segmentierten Poly­ mere und Monomere hinsichtlich ihrer chemischen Zusammenset­ zung und Reinheit (NMR, FT-IR), thermischen Analyse (DSC), Schmelzrheologie (Schmelzstabilität und -viskosität), Moleku­ largewicht (inhärente Viskosität) und Grundlinien- und mecha­ nischen in vitro-Eigenschaften (Instron-Spannung/-Verformung) charakterisiert. 1H-NMR wurde auf einem 300 MHz-NMR unter Ver­ wendung von CDCl3 oder HFAD als eine Bezugssubstanz durchge­ führt. Thermische Analyse der segmentierten Polymere und Mono­ mere wurde auf einem Dupont-912-Differential Scanning Calori­ meter (DSC) bei einer Aufheizrate von 10°C/min durchgeführt. Ein Schmelzpunktgerät nach Fischer-Johns wurde auch verwendet, um die Schmelzpunkte der Monomeren zu bestimmen. Thermische gravimetrische Analyse wurde auf einem Dupont 915 TGA mit ei­ ner Rate von 10°C/min in Stickstoffatmosphäre durchgeführt. Die isotherme Schmelzstabilität der segmentierten Polymere wurde auch mit einem Rheometrics Dynamic Analyzer RDA II für eine Dauer von einer Stunde bei Temperaturen im Bereich von 160°C bis 230°C unter Stickstoffatmosphäre bestimmt.
Die inhärenten Viskositäten (I.V., dL/g) der segmentierten Po­ lymere wurden unter Verwendung eines Cannon-Ubbelhode Verdün­ nungsviskosimeters mit 50iger Bohrung, das in einem thermosta­ tisch geregelten Wasserbad bei 25°C eingetaucht war, gemessen, wobei Chlorophorm oder HFIP als das Lösungsmittel bei einer Konzentration von 0,1 g/dL verwendet wurde.
Die Schmelzviskosität wurde unter Verwendung eines Rheometrics Dynamic Analyzers RDA II bei Temperaturen im Bereich von 160°C bis 230°C bei einer Rate von 1°C/min. bis 10°C/min bei Fre­ quenzen von 1s-1 bis 100s-1 unter Stickstoffatmosphäre bestimmt.
Fasern wurden nach dem im US-Patent 4 643 191 beschriebenen Verfahren hergestellt. Die Polymeren wurden in herkömmlicher Weise schmelzextrudiert, wobei ein INSTRON-Kapillarrheometer oder ein Einschnecken-Extruder verwendet wurde. Die Beschic­ kungstemperaturen für das Rheometer lagen zwischen etwa 100°C und etwa 200°C mit Verweilzeiten von etwa 5 bis etwa 15 Minu­ ten und Stößelgeschwindigkeiten von etwa 1 bis etwa 3 cm/min. Die Extrusionstemperaturen lagen zwischen etwa 130°C und etwa 230°C.
Üblicherweise wurde das Extrudat mit einer Ziehgeschwindigkeit von 1,22 m/min (4 Fuß pro Minute) in einem ein- oder mehrstu­ figen Streckziehverfahren bei Ziehtemperaturen von etwa 30°C bis etwa 80°C gezogen, was ein Endziehverhältnis von etwa 3 bis etwa 10 ergab.
Die Fasern wurden auch unter ähnlichen Bedingungen, wie in US-Patent 4 643 191 beschrieben, angelassen. Anlaßtemperaturen betrugen etwa 40°C bis etwa 120°C, vorzugsweise 90°C, mit An­ laßzeiten von etwa 2 Stunden bis etwa 24 Stunden, vorzugsweise etwa 3 bis 12 Stunden.
In vitro-Versuche wurden in Phosphat-Pufferlösung (pH = 7,27) bei einer Temperatur von 37°C für Dauern von 4, 7, 14, 21 und 28 Tagen bestimmt. Fasern (0,203 bis 0,254, 0,152 bis 0,305 Meter lang), (8 bis 10, 6 bis 12 Inch lang) wurden in 100 mL Pufferlösung eingebracht.
Mehrere Synthesebeispiele werden auf den folgenden wenigen Seiten beschrieben werden. Teile und Prozentanteile sind, wo verwendet, als Gewicht oder Mole angegebene Teile und Prozent­ anteile.
BEISPIEL 1
Synthese eines segmentierten Polymers, das aus ε-Caprolacton und p-Dioxanon bei einer Zusammensetzung von 33 : 67 (Mol/Mol) mit 55 Mol-% Glycolid zusammengesetzt ist, bei dem das Mittel­ segment aus ε-Caprolacton, p-Dioxanon und Glycolid und die Endsegmente aus Glycolid bestehen.
In einen Reaktor, der mit Rührer und Mantel mit Heizmittel ausgerüstet ist, werden 284,46 Gramm (2,45 Mol) Glycolid, 1499,89 Gramm (14,7 Mol) p-Dioxanon, 839,16 Gramm (7,35 Mol) ε-Caprolacton, 2,93 mL Diethylenglycol und 3,16 mL einer 0,33 molaren Lösung von Zinnoctoat in Toluol gefüllt. Der Reaktor wird unter Vakuum gebracht und das Vakuum wird mit Stickstoff aufgehoben. Der Schritt des Vakuums und Vakuumaufhebens mit Stickstoff wird einmal wiederholt. Die Temperatur des Heizmit­ tels wird dann auf 190°C für zwei Stunden angehoben, dann auf 170°C für eine Stunde gesenkt, dann auf 140°C für eine zusätz­ liche Stunde. 2844,56 Gramm (24,507 Mol) geschmolzenen Glyco­ lides werden dann zugefügt und die Temperatur wird auf 202°C angehoben. Die Reaktion ist exotherm und die Ansatztemperatur überschreitet die Temperatur des Heizmittels. Dieses Ereignis wird als exothermer Kreuzungspunkt bezeichnet. Die Reaktion wird 40 Minuten nach dem exothermen Kreuzungspunkt beendet. Das Polymer wird ausgetragen, gemahlen und unter Vakuum für 18 Stunden bei Raumtemperatur getrocknet, gefolgt von 24 Stunden bei 107°C.
Die molare Zusammensetzung des Polymers laut 1H-NMR-Analyse war Poly-(Caprolacton) PCL/Poly-(p-Dioxanon) PDO/Poly-(Glycolid) PGA von 15/25/60. Das durchschnittliche Molekulargewicht (M.G.) des Polymeren war 83.000 und die inhärente Viskosität in Hexafluorisopropanol bei einer Lösungskonzentration von 0,1 g/dL war 1,57 dL/g. Der Schmelzpunkt nach DSC betrug 204°C. Die Schmelzwärme betrug 47 J/g, wobei Heiztischmikroskopie das Kristallisieren des Hauptanteiles der Probe bei 165-168°C zeigte.
Das Polymer wurde in ein Einzelfadennahtmaterial unter Verwen­ dung eines Extruders bei 210°C, einem Druck von 103,42 bar (1500 psi), einer Rotation von 5 RPM extrudiert, wobei die Schmelze in eine Verdrängerpumpe eintrat, die bei 215°C mit Austrag durch eine Düse mit 1,27 mm (50 Mil) Loch in ein Was­ serabschreckbad bei 10°C arbeitete.
Der Endlosfaden verläßt die Badrolle mit einer Geschwindigkeit von 3,66 Meter pro Minute (12 Fuß pro Minute). Er wird dann mit einer einzelnen Rolle gezogen, die bei 6,10 Meter pro Minute (20 Fuß pro Minute) arbeitet, gefolgt von Ziehen durch Rolle A, die bei 6,7 Meter pro Minute (22 Fuß pro Minute) und Rolle B, die bei 45,72 Meter pro Minute (150 Fuß pro Minute) arbeitet. Er tritt durch einen Konvektionsofen bei 149°C hin­ durch, während er von Rolle C gezogen wird, die bei 50,3 Meter pro Minute (165 Fuß pro Minute) arbeitet und wird auf einem Wickler aufgenommen. Die nicht angelassene Faser hat die in Tabelle 1 gezeigten Eigenschaften.
Tabelle 1
Die extrudierte Faser wurde unter Stickstoff für sechs Stunden bei 90°C ohne Entspannung bei einer Anstiegsrate von 90°C pro Stunde angelassen. Die Eigenschaften nach Anlassen sind in Tabelle 2 gezeigt.
Tabelle 2
Eine andere Faserserie wurde für 6 Stunden bei 90°C mit 10% Entspannung angelassen (Tabelle 3).
Tabelle 3
Auch der in vitro-Erhalt der Bruchfestigkeit (EBF) wurde be­ stimmt. Nach Eintauchen in Pufferlösung über 12 Tage bei 40,9°C fiel die Zugfestigkeit von 8,437 kg (18,6 lbs) auf 2,182 kg (4,81 lbs), was einen EBF von 25,8% ergibt.
BEISPIEL 2
Synthese eines segmentierten Polymers, das aus ε-Caprolacton und p-Dioxanon mit einer Zusammensetzung von 32 : 68 (Mol/Mol) mit 55 Mol-% Glycolid zusammengesetzt ist, wobei das Mittel­ segment aus ε-Caprolacton und p-Dioxanon und die Endsegmente aus Glycolid bestehen.
In einen Reaktor, der mit Rührer und Mantel mit Heizmittel ausgerüstet ist, werden 822,79 Gramm (7,21 Mol) ε-Caprolacton, 1562,47 Gramm (15,32 Mol) p-Dioxanon, 3,42 mL Diethylenglycol und 3,16 mL einer 0,33 molaren Lösung von Zinnoctoat in Toluol gefüllt. Der Reaktor wird unter Vakuum gesetzt und das Vakuum wird mit Stickstoff aufgehoben. Der Schritt des Vakuums und des Vakuumaufhebens mit Stickstoff wird einmal wiederholt. Die Temperatur des Heizmittels wird auf 185°C für 1 1/2 Stunden angehoben, dann auf 160°C für eine Stunde gesenkt, dann auf 140°C für eine zusätzliche Stunde erniedrigt. 784,42 Gramm (6,758 Mol) geschmolzenen Glycolides werden zugegeben und die Temperatur wird auf 190°C angehoben. Nach 1/2 Stunde wird die Temperatur des Heizmittels auf 204°C angehoben und 1830,32 Gramm (15,76 Mol) geschmolzenen Glycolides werden zugegeben. Die Reaktion ist exotherm und die Ansatztemperatur überschrei­ tet die Heizmitteltemperatur. Dieses Ereignis wird als exo­ thermer Kreuzungspunkt bezeichnet. Die Reaktion wird 45 Minu­ ten nach dem exothermen Kreuzungspunkt beendet. Das Polymer wird ausgetragen, gemahlen und unter Vakuum für 18 Stunden bei Raumtemperatur getrocknet, gefolgt von 24 Stunden bei 110°C.
Die molare Zusammensetzung des Polymers nach 1H-NMR-Analyse war PCL/PDO/PGA von 16/28/56. Das mittlere Molekulargewicht (M.G.) des Polymers war 58.000 und die inhärente Viskosität in Hexa­ fluorisopropanol bei einer Lösungskonzentration von 0,1 g/dL war 1,24 dL/g. Der Schmelzpunkt nach DSC war 195°C, wobei die Heiztischmikroskopie ein 1-Phasensystem aufzeigte.
Einzelfäden/Nahtmaterialien der Größe 4-0 wurden in einem Zweischritt-Extrusions-Orientierungsverfahren, wie unten gezeigt, hergestellt.
Extrusion
Stößelgeschwindigkeit, cm/min: 2
Schergeschwindigkeit, (1/s): 212,6
Beschickungstemperatur, °C: 160
Lauftemperatur: 215
Scheinviskosität, Poise: 31719
Verweilzeit, s: 600
Badzustand: Eiswasser
Aufnahme, m/min (ft/min): 7,32 (24).
Orientierung
Zieh-Eingangsgeschwindigkeit, m/min (ft/min): 1,22 (4)
Erstes Ziehverhältnis/Temp. °C: 5/45
Austrittsgeschwindigkeit, m/min (ft/min): 6,10 (20)
Eingangsspannung, Gramm: 260
Zweites Ziehverhältnis/Temp.: 1,4/65
Eingangsziehspannung, Gramm: 580
Ausgangsziehspannung, g: 600
Gesamtziehverhältnis: 7
Fasereigenschaften
Durchschnittlicher Durchmesser, mm (Mil): 0,201 (7,9)
Gerader Zug, kg (lbs): 1,95 (4,3)
Knotenzug, kg (lbs): 1,45 (3,2)
Gerader Zug, GPa (kpsi): 0,60 (87,2)
Knotenzug, GPa (kpsi): 0,45 (65,5)
% Dehnung: 41,3
Modul, GPa (kpsi): 0,39 (56,9).
Die Proben, die bei 0% Entspannung bei 90°C für 6 Stunden angelassen wurden hatten eine mittlere Zugfestigkeit von 1,95 kg (4,3 US-Pfund). Die mittlere Zugfestigkeit nach Eintauchen in gepufferte Lösung über 12 Tage bei 40,9°C betrug 0,236 kg (0,52 US-Pfund), was einen Erhalt der Bruchfestigkeit von 12% ergibt.
BEISPIEL 3
Synthese eines segmentierten Polymers, das aus ε-Caprolacton und p-Dioxanon bei einer Zusammensetzung von 20 : 80 (Mol/Mol) mit 40 Mol-% Glycolid zusammengesetzt ist, wobei die Mittel­ segmente aus ε-Caprolacton und p-Dioxanon und die Endsegmente aus Glycolid bestehen.
In einen flammgetrockneten 250 mL-Zweihalskolben wurden 13,7 g (0,12 Mol) ε-Caprolacton, 49,0 g (0,48 Mol) p-Dioxanon, 0,114 mL (1,2 mMol/Mol Gesamtmonomer) Diethylenglycol und 0,067 ml Zinnoctoat (0,33 molare Lösung in Toluol) zugegeben. Der Kol­ ben wurde mit einem flammgetrockneten mechanischen Rührer und einem Adapter ausgerüstet. Der Reaktor wurde dann dreimal ge­ spült, bevor er mit Stickstoff belüftet wurde. Die Reaktions­ mischung wurde dann auf 160°C für etwa 2 Stunden erhitzt. Eine Probe wurde zur Charakterisierung gezogen und die Badtempera­ tur wurde auf 110°C für 6 Stunden erniedrigt. Eine zweite Pro­ be wurde zur Charakterisierung gezogen.
46,4 g (0,40 Mol) geschmolzenen Glycolides wurden dann zu dem Präpolymer in dem Reaktionskolben zugegeben. Die Temperatur wurde dann auf 200°C für eine Stunde angehoben.
Das Polymer wurde isoliert, gemahlen und für 16 Stunden bei 80°C unter Vakuum (0,1 mm Hg) getrocknet, gefolgt von 32 Stun­ den bei 110°C, um restliche Monomere zu entfernen. Ein Gewichtsverlust von 5,4% wurde beobachtet.
Das Polymer hatte einen Schmelzpunkt von etwa 176°C nach DSC und eine inhärente Viskosität von 1,56 dL/g in HFIP.
BEISPIEL 4
Synthese eines segmentierten Polymers, das aus ε-Caprolacton und p-Dioxanon bei einer Zusammensetzung von 75 : 25 (Mol/Mol) mit 67 Mol-% Glycolid zusammengesetzt ist, wobei das Mittel­ segment aus ε-Caprolacton, p-Dioxanon und Glycolid und die Endsegmente aus Glycolid bestehen.
In einen flammgetrockneten 250 mL-Zweihalskolben wurden 28,5 g (0,25 Mol) ε-Caprolacton, 32,6 g (0,281 Mol) Glycolid, 9,6 g (0,094 Mol) p-Dioxanon, 0,114 mL (1,2 mMol/Mol Gesamtmonomer) Diethylenglycol und 0,067 mL Zinnoctoat (0,33 molare Lösung in Toluol) zugegeben. Der Kolben wurde mit einem flammgetrockne­ ten mechanischen Rührer und einem Adapter ausgerüstet. Der Reaktor wurde dann dreimal gespült, bevor er mit Stickstoff belüftet wurde. Die Reaktionsmischung wurde dann langsam auf 190°C unter Stickstoff für etwa 16,5 Stunden erhitzt. Eine zweite Probe wurde zur Charakterisierung gezogen.
43,5 g (0,375 Mol) geschmolzenen Glycolides wurden dann dem Präpolymer im Reaktionskolben zugegeben. Die Temperatur wurde auf 210°C erhöht, um das Präpolymer im Glycolid zu lösen, und dann wurde die Badtemperatur auf 190°C für eine Stunde erniedrigt.
Das Polymer wurde isoliert, gemahlen und für 16 Stunden bei 80°C unter Vakuum (0,1 mm Hg) getrocknet, gefolgt von 32 Stun­ den bei 110°C, um restliche Monomere zu entfernen. Ein Gewichtsverlust von 1,8% wurde beobachtet.
Das Polymer hatte einen Schmelzpunkt von etwa 190°C nach Fi­ scher-Johns und eine inhärente Viskosität von 1,62 dL/g in HFIP. Das Molverhältnis des PCL/PDS/PGA-Verhältnisses wurde mit 1H-NMR zu 25/8/67 bestimmt.
BEISPIEL 5
Synthese eines segmentierten Polymers, das aus 1-Caprolacton und p-Dioxanon bei einer Zusammensetzung von 20 : 80 (Mol/Mol) mit 60 Mol-% Glycolid zusammengesetzt ist, wobei das Mittel­ segment aus ε-Caprolacton und p-Dioxanon und die Endsegmente aus Glycolid bestehen.
In einen flammgetrockneten 250 mL-Zweihalskolben wurden 9,1 g (0,08 Mol) ε-Caprolacton, 32,7 g (0,32 Mol) p-Dioxanon, 0,114 ml (1,2 mMol/Mol Gesamtmonomer) Diethylenglycol und 0,067 mL Zinnoctoat (0,33 molare Lösung in Toluol) zugegeben. Der Kol­ ben wurde mit einem flammgetrockneten mechanischen Rührer und einem Adapter ausgerüstet. Der Reaktor wurde dreimal gespült, bevor er mit Stickstoff belüftet wurde. Die Reaktionsmischung wurde dann auf 160°C unter Stickstoff für etwa 2 Stunden er­ hitzt. Eine Probe wurde zur Charakterisierung gezogen, und die Badtemperatur wurde auf 110°C für 6 Stunden erniedrigt. Eine zweite Probe wurde zur Charakterisierung gezogen.
69,6 g (0,60 Mol) geschmolzenen Glycolides wurden dann zu dem Präpolymer in dem Reaktionskolben zugegeben. Die Temperatur wurde dann auf 200°C für eine Stunde angehoben.
Das Polymer wurde isoliert, gemahlen und für 16 Stunden bei 80°C unter Vakuum (0,1 mm Hg) getrocknet, gefolgt von 32 Stun­ den bei 110°C, um restliche Monomere zu entfernen. Das Polymer hatte einen Schmelzpunkt von etwa 211°C nach DSC und eine in­ härente Viskosität von 1,63 dL/g in HFIP.
BEISPIEL 6
Synthese eines segmentierten Polymers, das aus ε-Caprolacton und p-Dioxanon bei einer Zusammensetzung von 35 : 65 (Mol/Mol) mit 60 Mol-% Glycolid zusammengesetzt ist, wobei das Mittel­ segment aus ε-Caprolacton und p-Dioxanon und die Endsegmente aus Glycolid bestehen.
In einen flammgetrockneten 250 mL-Dreihalskolben wurden 16,0 g (0,14 Mol) ε-Caprolacton, 26,5 g (0,26 Mol) p-Dioxanon, 0,114 mL (1,2 mMol/Mol Gesamtmonomer) Diethylenglycol und 0,067 mL Zinnoctoat (0,33 molare Lösung in Toluol) zugegeben. Der Kol­ ben wurde mit einem flammgetrockneten mechanischen Rührer und einem Adapter ausgerüstet. Der Reaktor wurde dann dreimal ge­ spült, bevor er mit Stickstoff belüftet wurde. Die Reaktions­ mischung wurde auf 160°C unter Stickstoff für etwa 2 Stunden erhitzt. Eine Probe wurde zur Charakterisierung gezogen und die Badtemperatur wurde auf 110°C für 6 Stunden gesenkt. Eine zweite Probe wurde zur Charakterisierung gezogen.
69,6 g (0,60 Mol) geschmolzenen Glycolides wurden dann zu dem Präpolymer im Reaktionskolben zugegeben. Die Temperatur wurde dann auf 200°C für eine Stunde bei dieser Temperatur angeho­ ben.
Das Polymer wurde isoliert, gemahlen und für 16 Stunden bei 80°C unter Vakuum (0,1 mm Hg) getrocknet, gefolgt von 32 Stun­ den bei 110°C, um restliche Monomere zu entfernen. Das Polymer hatte eine inhärente Viskosität von 1,63 dL/g in HFIP.
BEISPIEL 7
Synthese eines segmentierten Polymeres, das aus ε-Caprolacton und p-Dioxanon bei einer Zusammensetzung von 80 : 20 (Mol/Mol) mit 60 Mol-% Glycolid zusammengesetzt ist, wobei die Mittel­ segmente aus ε-Caprolacton, p-Dioxanon und Glycolid und die Endsegmente aus Glycolid bestehen.
In einen flammgetrockneten 250 mL-Dreihalskolben wurden 36,5 g (0,32 Mol) ε-Caprolacton, 8,2 g (0,08 Mol) p-Dioxanon, 34,8 g (0,30 Mol) Glycolid, 0,114 mL (1,2 mMol/Mol Gesamtmonomer) Diethylenglycol und 0,067 mL Zinnoctoat (0,33 molare Lösung in Toluol) zugegeben. Der Kolben wurde mit einem flammgetrockne­ ten mechanischen Rührer und einem Adapter ausgerüstet. Der Re­ aktor wurde dann dreimal gespült, bevor er mit Stickstoff be­ lüftet wurde. Die Reaktionsmischung wurde auf 110°C unter Stickstoff für etwa 30 Minuten erhitzt, dann auf 160°C für etwa 30 Minuten angehoben, gefolgt von 190°C für zusätzliche 16 Stunden. Eine zweite Probe wurde zur Charakterisierung ge­ zogen.
34,8 g (0,30 Mol) geschmolzenen Glycolides wurde dann zu dem Präpolymer in dem Reaktionskolben zugegeben. Die Temperatur wurde dann auf 200°C für eine Stunde angehoben.
Das Polymer wurde isoliert, gemahlen und für 16 Stunden bei 80°C unter Vakuum (0,1 mm Hg) getrocknet, gefolgt von 32 Stun­ den bei 110°C, um restliche Monomere zu entfernen. Das Polymer hatte eine inhärente Viskosität von 1,80 dL/g in HFIP.
BEISPIEL 8
Synthese eines segmentierten Polymers, das aus ε-Caprolacton und p-Dioxanon bei einer Zusammensetzung von 65 : 35 (Mol/Mol) mit 60 Mol-% Glycolid zusammengesetzt ist, wobei das Mittel­ segment aus ε-Caprolacton, p-Dioxanon und Glycolid und die Endsegmente aus Glycolid bestehen.
In einen flammgetrockneten 250 mL-Dreihalskolben wurden 29,7 g (0,26 Mol) ε-Caprolacton, 14,3 g (0,14 Mol) p-Dioxanon, 34,8 g (0,30 Mol) Glycolid, 0,114 mL (1,2 mMol/Mol Gesamtmonomer) Diethylenglycol und 0,067 mL Zinnoctoat (0,33 molare Lösung in Toluol) eingefüllt. Der Kolben wurde mit einem flammgetrock­ neten mechanischen Rührer und einem Adapter ausgerüstet. Der Reaktor wurde dreimal gespült, bevor er mit Stickstoff belüf­ tet wurde. Die Reaktionsmischung wurde auf 110°C unter Stick­ stoff für etwa 30 Minuten erhitzt, dann auf 160°C für etwa 30 Minuten bei 160°C angehoben, gefolgt von 190°C für etwa 16 Stunden bei 190°C. Eine zweite Probe wurde zur Charakterisie­ rung gezogen.
34,8 g (0,30 Mol) geschmolzenen Glycolides wurden dann dem Präpolymer in dem Reaktionskolben zugegeben. Die Temperatur wurden dann auf 200°C für eine Stunde angehoben.
Das Polymer wurde isoliert, gemahlen und für 16 Stunden bei 80°C unter Vakuum (0,1 mm Hg) getrocknet, gefolgt von 32 Stun­ den bei 110°C, um restliche Monomere zu entfernen. Das Polymer hatte eine inhärente Viskosität von 1,69 dL/g in HFIP.
Tabelle 4

Claims (21)

1. Resorbierbares, körperverträgliches segmentiertes Poly­ mer, das
etwa 95 Molprozent bis etwa 30 Molprozent eines Präpoly­ mers, das Struktureinheiten aus p-Dioxanon und ε-Caprolacton enthält, bei dem das Molverhältnis von ε-Caprolacton zu p-Dio­ xanon im Präpolymer etwa 95 : 5 bis etwa 5 : 95 beträgt;
und mit Struktureinheiten aus Glycolid im Bereich von etwa 5 Molprozent bis etwa 70 Molprozent copolymerisiert ist;
und einen Young'schen Modul von weniger als 1,379 GPa (200.000 psi) hat,
umfaßt.
2. Segmentiertes Polymer nach Anspruch 1, bei dem das Poly­ mer ein Molekulargewicht dergestalt hat, daß die inhärente Viskosität von etwa 1 dL/g bis etwa 3,0 dL/g beträgt, wie in HFIP bei einer Konzentration von 0,1 g/dL gemessen wird.
3. Segmentiertes Polymer nach Anspruch 1, bei dem das Poly­ mer von etwa 10 Molprozent bis etwa 60 Molprozent Strukturein­ heiten aus Glycolestern umfaßt und bei dem das Polymer etwa 90 Molprozent bis etwa 40 Molprozent Struktureinheiten aus p-Dio­ xanon und ε-Caprolacton umfaßt, wobei das Molverhältnis von ε-Caprolacton zu p-Dioxanon etwa 90 : 10 bis etwa 10 : 90 beträgt.
4. Segmentiertes Polymer nach Anspruch 1, bei dem die Struk­ tureinheiten aus Glycolestern etwa 10 Molprozent bis etwa 45 Molprozent umfassen, und bei dem die Struktureinheiten aus p-Dioxanon und ε-Caprolacton etwa 90 Molprozent bis etwa 55 Mol­ prozent des Polymers umfassen, wobei das Molverhältnis von ε-Caprolacton zu p-Dioxanon etwa 80 : 20 bis etwa 20 : 80 beträgt.
5. Segmentiertes Polymer nach Anspruch 1, bei dem im Präpo­ lymer zusätzlich Struktureinheiten aus Glycolid vorhanden sind.
6. Segmentiertes Polymer nach Anspruch 5, bei dem die Struk­ tureinheiten aus Glycolid im Präpolymer im Bereich von etwa 3 Molprozent bis etwa 35 Molprozent des segmentierten Polymers umfassen.
7. Resorbierbares medizinisches Gerät, das aus einem resor­ bierbaren, körperverträglichen, segmentierten Polymer geformt ist, das
etwa 95 Molprozent bis etwa 30 Molprozent eines Präpoly­ meren, das Struktureinheiten aus p-Dioxanon und ε-Caprolacton enthält, wobei das Molverhältnis von ε-Caprolacton zu p-Dioxa­ non etwa 95 : 5 bis etwa 5 : 95 beträgt;
und das mit Struktureinheiten aus Glycolid im Bereich von etwa 5 Molprozent bis etwa 70 Molprozent copolymerisiert ist;
und das einen Young'schen Modul von weniger als 1,379 GPa (200.000 psi) hat,
umfaßt.
8. Resorbierbares medizinisches Gerät nach Anspruch 7, bei dem im Präpolymer zusätzlich Glycolid vorhanden ist.
9. Resorbierbares medizinisches Gerät nach Anspruch 8, bei dem das segmentierte Polymer
Struktureinheiten aus Glycolid im Bereich von etwa 10 Molprozent bis etwa 45 Molprozent; und
Struktureinheiten aus p-Dioxanon und ε-Caprolacton im Bereich von etwa 90 Molprozent bis etwa 55 Molprozent umfaßt.
10. Resorbierbares medizinisches Gerät nach Anspruch 7, bei dem das medizinische Gerät aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus Brandwundverbänden, Hernie-Pflastern, medizinischen Ver­ bänden, Faszienersatzstoffen, Verbandsmull, Gewebe, Folie, Filz, Schwamm zur Leberhämostase, Verbandsmullbinden, Arterientransplantaten oder -ersatzstoffen, Verbänden für Hautoberflächen, Brandwundverbänden, Knochenersatzstoffen, Nadeln, Intrauterinpessaren, Tuben, chirurgischen Instrumen­ ten, Gefäßimplantaten, Gefäßstützvorrichtungen, Bandscheiben, außerhalb des Körpers liegenden Schlauchleitungen, künstlicher Haut, Stentabdrücken, Nahtankern, injizierbaren Defektfüll­ stoffen, vorgeformten Defektfüllstoffen, Gewebeklebern, Gewe­ bedichtungsmitteln, Knochenwachsen, Knorpelprothesen, hämosta­ tischen Sperrschichten, Gewebsgerüsten, Einzelfadennahtmate­ rialien und geflochtenen Nahtmaterialien besteht.
11. Verfahren zur Herstellung eines segmentierten Polymers, das die Schritte
  • a) Polymerisieren von p-Dioxanon und ε-Caprolacton in der Gegenwart einer katalytisch wirksamen Menge ei­ nes Katalysators und eines Initiators bei einer aus­ ausreichenden Temperatur und für eine ausreichende Zeitdauer, um ein p-Dioxanon-co-ε-Caprolacton-Präpo­ lymer zu ergeben; und
  • b) Polymerisieren des Präpolymers mit etwa 5 Molprozent bis etwa 70 Molprozent Glycolid bei einer ausrei­ chenden Temperatur und für eine ausreichende Zeit­ dauer, um ein segmentiertes Polymer zu bilden,
umfaßt.
12. Verfahren nach Anspruch 11 zur Herstellung eines segmen­ tierten Polymers, bei dem die Temperatur für die Anfangspoly­ merisation etwa 100°C bis weniger als 190°C beträgt und die Zeit etwa 2 bis etwa 8 Stunden beträgt und die Temperatur für den zweiten Schritt der Polymerisation etwa 160°C bis etwa 230°C beträgt und die Zeit etwa eine halbe Stunde bis etwa 4 Stunden beträgt.
13. Verfahren nach Anspruch 11, wobei das segmentierte Poly­ mer
Struktureinheiten aus Glycolid im Bereich von etwa 10 Molprozent bis etwa 60 Molprozent und
Struktureinheiten aus p-Dioxanon und ε-Caprolacton im Bereich von etwa 90 Molprozent bis etwa 40 Molprozent umfaßt.
14. Verfahren nach Anspruch 11, bei dem das segmentierte Po­ lymer
Struktureinheiten aus Glycolid im Bereich von etwa 10 Molprozent bis etwa 45 Molprozent und
Struktureinheiten aus p-Dioxanon und ε-Caprolacton im Bereich von etwa 90 Molprozent bis etwa 55 Molprozent umfaßt.
15. Resorbierbares, körperverträgliches, segmentiertes Poly­ mer, das
Struktureinheiten aus Glycolid im Bereich von etwa 10 Molprozent bis etwa 45 Molprozent; und
Struktureinheiten aus p-Dioxanon und ε-Caprolacton im Bereich von etwa 90 Molprozent bis etwa 55 Molprozent umfaßt, wobei das segmentierte Polymer das Produkt des Verfahrens ist, das die Schritte
  • a) Polymerisieren von p-Dioxanon und ε-Caprolacton in der Gegenwart einer katalytisch wirksamen Menge ei­ nes Katalysators und eines Initiators bei einer aus­ reichenden Temperatur und für eine ausreichende Zeitdauer, um ein p-Dioxanon-co-ε-Caprolacton-Präpo­ lymer zu bilden; und
  • b) Zugeben von Glycolid zu der ersten Mischung, um eine zweite Mischung zu ergeben; und
  • c) Polymerisieren der zweiten Mischung bei einer aus­ reichenden Temperatur und für eine ausreichende Zeitdauer, um ein segmentiertes Polymer aus Glycolid mit p-Dioxanon und ε-Caprolacton zu bilden,
umfaßt.
16. Medizinisches Gerät, das mit einem segmentierten Polymer überzogen ist, das etwa 95 Molprozent bis etwa 30 Molprozent eines Präpolymeren umfaßt, das Struktureinheiten aus p-Dioxa­ non und ε-Caprolacton enthält, wobei das Molverhältnis von ε-Caprolacton zu p-Dioxanon etwa 95 : 5 bis etwa 5 : 95 beträgt; und mit Struktureinheiten aus Glycolid im Bereich von etwa 5 Molprozent bis etwa 70 Molprozent copolymerisiert ist; und einen Young'schen Modul von weniger als 1,379 GPa (200.000 psi) hat.
17. Medizinisches Gerät nach Anspruch 16, bei dem das medizi­ nische Gerät ein Nahtmaterial ist.
18. Medizinisches Gerät nach Anspruch 16, bei dem das medizi­ nische Gerät eine Nadel ist.
19. Medizinisches Gerät nach Anspruch 16, bei dem im Präpoly­ mer zusätzlich Glycolid vorhanden ist.
20. Trägermatrix zur Arzneimittelabgabe, die ein Arzneimittel und ein segmentiertes Polymer umfaßt, das aus etwa 95 Molpro­ zent bis etwa 30 Molprozent eines Präpolymeren gebildet ist, das Struktureinheiten aus p-Dioxanon und ε-Caprolacton ent­ hält, wobei das Molverhältnis von ε-Caprolacton zu p-Dioxanon etwa 95 : 5 bis etwa 5 : 95 beträgt; und mit Struktureinheiten aus Glycolid im Bereich von etwa 5 Molprozent bis etwa 70 Mol­ prozent copolymerisiert ist; und einen Young'schen Modul von weniger als 1,379 GPa (200.000 psi) hat.
21. Trägermatrix zur Arzneimittelabgabe nach Anspruch 20, bei der im Präpolymer zusätzlich Glycolid vorhanden ist.
DE19828416A 1997-06-30 1998-06-25 Aliphatisches Polyester aus epsilon-Caprolacton, p-Dioxanon und Glycolid Ceased DE19828416A1 (de)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US08/885,714 US5951997A (en) 1997-06-30 1997-06-30 Aliphatic polyesters of ε-caprolactone, p-dioxanone and gycolide

Publications (1)

Publication Number Publication Date
DE19828416A1 true DE19828416A1 (de) 1999-06-02

Family

ID=25387546

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE19828416A Ceased DE19828416A1 (de) 1997-06-30 1998-06-25 Aliphatisches Polyester aus epsilon-Caprolacton, p-Dioxanon und Glycolid

Country Status (2)

Country Link
US (1) US5951997A (de)
DE (1) DE19828416A1 (de)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE10041684A1 (de) * 2000-08-24 2002-03-07 Inst Textil & Faserforschung Beschichtungsmaterial zur medizinischen Behandlung aus resorbierbarem synthetischem Material, Verfahren zu seiner Herstellung und Verwendung in der Medizin
DE10062881A1 (de) * 2000-12-16 2002-07-11 Inst Textil & Faserforschung Nahtmaterial für die Chirurgie, Verfahren zu seiner Herstellung und Verwendung
DE102008012620A1 (de) * 2008-02-28 2009-09-03 Deutsche Institute Für Textil- Und Faserforschung Denkendorf Resorbierbares Blockpolymer, Verfahren zu seiner Herstellung und Verwendung

Families Citing this family (47)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6235869B1 (en) * 1998-10-20 2001-05-22 United States Surgical Corporation Absorbable polymers and surgical articles fabricated therefrom
US6342065B1 (en) * 1999-03-17 2002-01-29 Poly-Med, Inc. High strength fibers of L-lactide copolymers ε-caprolactone and trimethylene carbonate and absorbable medical constructs thereof
US6689153B1 (en) * 1999-04-16 2004-02-10 Orthopaedic Biosystems Ltd, Inc. Methods and apparatus for a coated anchoring device and/or suture
US6462169B1 (en) * 1999-11-30 2002-10-08 Poly-Med, Inc. Amorphous polymeric polyaxial initiators and compliant crystalline copolymers therefrom
US7416559B2 (en) * 2000-10-27 2008-08-26 Poly-Med, Inc. Micromantled drug-eluting stent
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
KR100408458B1 (ko) * 2000-12-27 2003-12-06 한국과학기술연구원 생분해성 글리콜라이드/ε-카프로락톤 공중합체로부터 제조된 조직공학용 다공성 지지체
US20030118630A1 (en) * 2001-12-07 2003-06-26 Anthony Cerami Immune modulation device for use in animals
US7713272B2 (en) 2001-12-20 2010-05-11 Ethicon, Inc. Bioabsorbable coatings of surgical devices
US6794484B2 (en) * 2002-06-28 2004-09-21 Ethicon, Inc. Crystallizable polylactone copolymers prepared from mono- and di-functional polymerization initiators
US7148315B2 (en) * 2002-10-23 2006-12-12 Ethicon, Inc. Monomer addition techniques to control manufacturing of bioabsorbable copolymers
US7348364B2 (en) * 2002-10-31 2008-03-25 Poly-Med, Inc. Segmented copolyesters as compliant, absorbable coatings and sealants for vascular devices
US20050148963A1 (en) * 2004-01-05 2005-07-07 Brennan H. G. Bioabsorbable surgical sponge
ES2546393T3 (es) 2004-04-20 2015-09-23 Genzyme Corporation Implante quirúrgico tipo malla
US7691364B2 (en) * 2005-01-28 2010-04-06 Bezwada Biomedical, Llc Functionalized drugs and polymers derived therefrom
US7858077B2 (en) * 2005-01-28 2010-12-28 Bezwada Biomedical Llc Functionalized phenolic esters and amides and polymers therefrom
US7862552B2 (en) 2005-05-09 2011-01-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for treating urological and uterine conditions
EP1951260A4 (de) * 2005-10-21 2009-11-11 Bezwada Biomedical Llc Funktionalisierte phenolische verbindungen und saugfähiger artikel daraus
US8007526B2 (en) 2005-12-01 2011-08-30 Bezwada Biomedical, Llc Difunctionalized aromatic compounds and polymers therefrom
US7935843B2 (en) * 2005-12-09 2011-05-03 Bezwada Biomedical, Llc Functionalized diphenolics and absorbable polymers therefrom
AU2007281035A1 (en) * 2006-08-02 2008-02-07 Polynovo Biomaterials Pty Ltd Biocompatible polymer compositions
US8217134B2 (en) * 2007-08-30 2012-07-10 Bezwada Biomedical, Llc Controlled release of biologically active compounds
US8026285B2 (en) * 2007-09-04 2011-09-27 Bezwada Biomedical, Llc Control release of biologically active compounds from multi-armed oligomers
US8048980B2 (en) 2007-09-17 2011-11-01 Bezwada Biomedical, Llc Hydrolysable linkers and cross-linkers for absorbable polymers
US9044235B2 (en) 2008-02-18 2015-06-02 Covidien Lp Magnetic clip for implant deployment device
CA2715740C (en) 2008-02-18 2014-05-27 Polytouch Medical Ltd. A device and method for deploying and attaching a patch to a biological tissue
US9833240B2 (en) 2008-02-18 2017-12-05 Covidien Lp Lock bar spring and clip for implant deployment device
US8758373B2 (en) 2008-02-18 2014-06-24 Covidien Lp Means and method for reversibly connecting a patch to a patch deployment device
US8808314B2 (en) * 2008-02-18 2014-08-19 Covidien Lp Device and method for deploying and attaching an implant to a biological tissue
US9393002B2 (en) 2008-02-18 2016-07-19 Covidien Lp Clip for implant deployment device
US9034002B2 (en) 2008-02-18 2015-05-19 Covidien Lp Lock bar spring and clip for implant deployment device
US9301826B2 (en) 2008-02-18 2016-04-05 Covidien Lp Lock bar spring and clip for implant deployment device
US8317808B2 (en) 2008-02-18 2012-11-27 Covidien Lp Device and method for rolling and inserting a prosthetic patch into a body cavity
US9398944B2 (en) 2008-02-18 2016-07-26 Covidien Lp Lock bar spring and clip for implant deployment device
US9393093B2 (en) 2008-02-18 2016-07-19 Covidien Lp Clip for implant deployment device
US20110143429A1 (en) * 2008-04-30 2011-06-16 Iksoo Chun Tissue engineered blood vessels
CN102076366B (zh) * 2008-04-30 2014-06-11 伊西康公司 组织工程血管
AU2009305958B9 (en) * 2008-10-20 2013-07-11 Covidien Lp A device for attaching a patch to a biological tissue
WO2011021083A1 (en) * 2009-08-17 2011-02-24 PolyTouch Medical, Inc. Articulating patch deployment device and method of use
WO2011021082A1 (en) * 2009-08-17 2011-02-24 PolyTouch Medical, Inc. Means and method for reversibly connecting an implant to a deployment device
US20130005829A1 (en) * 2011-06-30 2013-01-03 Advanced Technologies And Regenerative Medicine, Llc. Segmented, epsilon-Caprolactone-Rich, Poly(epsilon-Caprolactone-co-p-Dioxanone) Copolymers for Medical Applications and Devices Therefrom
US9256125B2 (en) * 2013-03-30 2016-02-09 Rohm And Haas Electronic Materials, Llc Acid generators and photoresists comprising same
EP3085820B1 (de) 2015-04-22 2017-12-20 Sofradim Production Verfahren zur herstellung von nahtmaterial und so erhaltenes nahtmaterial
EP3085332B1 (de) 2015-04-23 2019-02-27 Sofradim Production Verpackung für chirurgisches netz
US10300165B2 (en) * 2016-01-20 2019-05-28 Ethicon, Inc. Segmented, p-Dioxanone-Rich, Poly(p-Dioxanone-co-epsilon-Caprolactone) copolymers for medical applications and devices made therefrom
CN113181426B (zh) * 2019-08-31 2022-03-08 立心(深圳)医疗器械有限公司 具有骨修复能力的人工骨复合材料的制备方法

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
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
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
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

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE10041684A1 (de) * 2000-08-24 2002-03-07 Inst Textil & Faserforschung Beschichtungsmaterial zur medizinischen Behandlung aus resorbierbarem synthetischem Material, Verfahren zu seiner Herstellung und Verwendung in der Medizin
US6706058B2 (en) 2000-08-24 2004-03-16 Deutsche Institute Fur Textil- Und Faserforschung Stuttgart Stiftung Des Offentlichen Rechts Resorbable, synthetic, medical coating material, method for its manufacture and its use in medicine
DE10062881A1 (de) * 2000-12-16 2002-07-11 Inst Textil & Faserforschung Nahtmaterial für die Chirurgie, Verfahren zu seiner Herstellung und Verwendung
US7141302B2 (en) 2000-12-16 2006-11-28 Deutsche Institute Fur Textil-Und Faserforschung Stuttgart Stiftung . . . Suture material for surgery, processes for its production and the use thereof
DE102008012620A1 (de) * 2008-02-28 2009-09-03 Deutsche Institute Für Textil- Und Faserforschung Denkendorf Resorbierbares Blockpolymer, Verfahren zu seiner Herstellung und Verwendung

Also Published As

Publication number Publication date
US5951997A (en) 1999-09-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE19828416A1 (de) Aliphatisches Polyester aus epsilon-Caprolacton, p-Dioxanon und Glycolid
DE69730889T2 (de) Resorbierbare Copolymere und Mischungen von 6,6-Dialkyl-1,4-dioxepan-2-on und seinem cyclischen Dimeren
US5854383A (en) Aliphatic polyesters of trimethylene carbonate epsilon-caprolactone and glycolide
DE60311741T2 (de) Alkyd-Lakton-Kopolymere für medizinische Anwendungen
DE69628110T2 (de) Hochfeste, aus der Schmelze verarbeitbare lactidreiche Lactid-p-Dioxanon-Copolymere
DE60313280T2 (de) Zusammensetzungen und medizinische Geräte auf Basis von bioabsorbierbaren polymeren Wachsen
DE60210539T2 (de) Zusammensetzungen und medizinische Vorrichtungen, beinhaltend bioabsorbierbare polymerische Alkyd-Typ Wachse
DE69635680T2 (de) Verformbares bioabbaubares chirurgisches Material
DE2827289C2 (de)
DE69629408T2 (de) Absorbierbare Polyoxaester
DE60035726T2 (de) Gefässimplantat
DE60307175T2 (de) Amphiphile Polymere für medizinische Zwecke
DE69734905T2 (de) Absorbierbare Polyoxaamide enthaltende Mischungen
DE69629438T2 (de) Mischungen von absorbierbaren Polyoxaestern die Amin und/oder Amido-Gruppen enthalten
JP3251768B2 (ja) 吸収性ブロックコポリマー及びそれから製造された外科用物品
DE60016834T2 (de) Hochfeste Fasern aus l-Lactid-Copolymeren und daraus hergestellte resorbiarbare medizinische Gegenstände
EP0707044B1 (de) Absorbierbare Polymer-Mischungen
DE60316115T3 (de) Dl-lactid-co-e-caprolacton copolymere
DE69737909T2 (de) Polymerisierbare biologisch abbaubare polymere mit carbonat-oder dioxanonbindungen
JP3556773B2 (ja) 高強度、急速被吸収性、溶融加工性のグリコリド高含有ポリ(グリコリド−コ−p−ジオキサノン)共重合体
DE60313533T2 (de) Injizierbare Zusammensetzungen für medizinische Anwendungen
DE2849785C2 (de)
DE69915772T2 (de) Copolyester mit verminderter hydrolytischer Instabilität und kristalline absorbierbare Copolymere daraus
DE2723911A1 (de) Unter normalbedingungen festes bioresorbierbares hydrolysierbares polymeres reaktionsprodukt
CH637834A5 (de) Chirurgisches material in form eines gewebes, gewirkes oder faserflieses, das wenigstens teilweise aus synthetischen, absorbierbaren fasern oder filamenten aus einem polymerisat besteht.

Legal Events

Date Code Title Description
8110 Request for examination paragraph 44
8128 New person/name/address of the agent

Representative=s name: BOEHMERT & BOEHMERT, 28209 BREMEN

8131 Rejection