DD139794A5 - Verfahren zur herstellung steriler chirurgischer gegenstaende - Google Patents

Verfahren zur herstellung steriler chirurgischer gegenstaende Download PDF

Info

Publication number
DD139794A5
DD139794A5 DD78205519A DD20551978A DD139794A5 DD 139794 A5 DD139794 A5 DD 139794A5 DD 78205519 A DD78205519 A DD 78205519A DD 20551978 A DD20551978 A DD 20551978A DD 139794 A5 DD139794 A5 DD 139794A5
Authority
DD
German Democratic Republic
Prior art keywords
polymer
item
temperature
units
lactide
Prior art date
Application number
DD78205519A
Other languages
English (en)
Inventor
Michael N Rosensaft
Richard L Webb
Original Assignee
American Cyanamid Co
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 American Cyanamid Co filed Critical American Cyanamid Co
Publication of DD139794A5 publication Critical patent/DD139794A5/de

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
    • C08G63/02Polyesters derived from hydroxycarboxylic acids or from polycarboxylic acids and polyhydroxy compounds
    • C08G63/06Polyesters derived from hydroxycarboxylic acids or from polycarboxylic acids and polyhydroxy compounds derived from hydroxycarboxylic acids
    • C08G63/08Lactones or lactides
    • 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

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Polymers & Plastics (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Materials Engineering (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Polyesters Or Polycarbonates (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)

Abstract

Die Erfindung betrifft chirurgische Gegenstände aus Polyester durch ein Polymerisationsverfahren, bei dem copolymere Lactidpolyester durch eine Ringöffnungspolymerisation, gebildet werden, deren Polymerisation sequentiell oder inkrementell durchgeführt wird. Als Copolymere werden L(-)-Lactid und Glycolid verwendet.

Description

-->- 205 519
Anwendungsgebiet der Erfindung
Üe Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Herstellung, chirurgischer Gegenstände aus synthetischen Polyestern, die hiernach erhaltenen Gegenstände sowie Methoden zu ihrer Verwendung.
Charakteristik der bekannten technischen Lösungen Der Einsatz von Lactidpolyestern zur Herstellung synthetischer chirurgischer Gegenstände ist bekannt. In Verbindung damit sind häufig auch -bereits Comonomere verwendet worden, um die Eigenschaften der verschiedenen Polyester' zu modifizieren. Die herkömmliche Polymerisationsmethode zur Bildung der Polyester besteht in einer Ringöffnungspolymerisation der entsprechenden cyclischen Lactide. Bei der Herstellung von Copolymeren kommt es normalerweise zu einer Copolymerisation eines Lactids mit einem anderen. Als Comonomere werden wahlweise auch bereits andere cyclische Materialien verwendet. Hierzu gehören beispielsweise Lactone oder Verbindungen, wie Trimethylencarbonat.
Polymerisationsmethoden und Methoden zur Nachbehandlung sowie Herstellungsverfahren für die chirurgischen Gegenstände sind ebenfalls bereits bekannt. Zu den hiernach hergestellten chirurgischen Gegenständen gehören sowohl resorbierbare als auch nichtresorbierbare Gegenstände.
Zum Stand der Technik wird auf US-PS 3 268 48 6 und 3 2 68 487 verwiesen.
Darlegung des Wesens der Erfindung
Es wurde nun gefunden, daß sich synthetische chirurgische Gegenstände aus Polyester in vorteilhafter Weise herstellen lassen, wenn man dazu ein Polymerisationsverfahren verwendet, bei dem copolymere Lactidpolyester durch eine Rxngöffnungspolymerisation gebildet werden, deren Polymerisation sequentiell oder inkrementell durchgeführt wird. Dies wird erreicht, indem man die zur Bildung der Copolymerkette verwendeten Comonomeren der Reihe nach zusetzt. Eine derartige stufenweise oder absatzweise Durchführung des Polymerisationsverfahrens ermöglicht eine breitere Modifizierung der in vivo Eigenschaften der hieraus hergestellten chirurgischen Gegenstände, bevor es zu dem üblichen Ausmaß einer Störung der Fähigkeit des Polymers zur Bildung dimensionsstabiler hochkristalliner oder hochorientierter Molekularstrukturen kommt.
Das erfindungsgemäße Verfahren läßt sich zwei- oder mehrstufig unter Verwendung von zwei oder mehreren Comonomeren beim Polymerisationsverfahren durchführen. Bei einer oder mehreren Stufen dieses Verfahrens können gleichzeitig auch zwei Monomere eingesetzt werden. Gewünschtenfalls kann in jeder Stufe mit einem anderen Katalysator gearbeitet werden.
Im allgemeinen werden die aufeinanderfolgenden Polymerisationen ,vorzugsweise im gleichen Reaktionsgefäß durchgeführt, indem man die einzelnen Comonomeren der Reihe nach zusetzt. Gewünschtenfalls kann man jedoch auch eines oder mehrere der Polymersegmente
205 519
herstellen und zur weiteren chemischen Reaktion verwenden, indem man die Polyester in einem anderen Reaktionsgefäß bildet,, wobei man immer noch zu den erfindungsgemäß gewünschten Ergebnissen gelangt.
Die beiden Lactide, die zur Herstellung chirurgischer Gegenstände bisher bevorzugt werden, sind L(-)-Lactid und Glycolid. Diese Lactide werden auch erfindungsgemäß bevorzugt. Diese beiden Lactide werden ferner im allgemeinen auch vorzugsweise zusammen bei einem sequentiellen Polymerisationsverfahren eingesetzt. Andere cyclische Comonomere, die damit herkömmlich verwendet werden, wie Trimethylencarbonat, 2-Keto-1,4-dioxan und ein oder mehrere der folgenden Verbindungen, können ebenfalls als eines der Comonomeren zur CopolYmerisation mit einem Lactid erfindungsgeir.äß verwendet werden, und solche Comonomere sind: ß-PrOpiolacton, Tetramethylglycolid, ß-Butyrolacton, gamma-Butyrolacton, delta-Valerolacton, epsilon-Caprolacton, Pivalolacton und intermolekulare cyclische Ester von alpha-Hydroxybuttersäure, alpha-Hydroxyisobuttersäure, alpha-Hydroxyvaleriansäure, alpha-Hydroxyisovaleriansäure, alpha-Hydroxycapronsäure, alpha-Hydroxy-alpha-ethylbuttersäure, alpha-Hydroxyisocapronsäure, alpha-Hydroxyß-methylvaleriansäure, alpha-Hydroxyheptansäure, alpha-Hydroxyoctansäure, alpha-Hydroxydecansäure, alpha-Hydroxymyristinsäure, alpha-Hydroxystearinsäure, alpha-Hydroxylignocerinsäure, alpha, alpha-Diethylpropiolacton, Ethylencarbonat, 2,5-Diketoraorpholin, Ethylenoxalat, 6, 8-Dioxabicyclo/3, 2, J_/octan-7-on, Disalicylid, Trioxan, 3-Methyl-1,4-dioxan-2,5-dion .oder 3,5-Dimethyl-1,4-dioxan-2-on. '
Eines der bevorzugten Anwendungsgebiete der Erfindung besteht in der Herstellung steriler synthetischer resorbierbarer chirurgischer Gegenstände, insbesondere Nahtmaterialien, wobei zur Herstellung der hierzu verwendeten Polyester Glycolid als .vorwiegendes Lactidcomonomer verwendet wird. Der gegenwärtige Wissensstand läßt keine sicheren Angaben über detaillierte Resorptionsmechanismen und Einzelheiten der Polymerstrukturen im molekularen Bereich zu.
205 519
Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung bezieht sich auf eine sequentielle Copolymerisation von Lactid, vorzugsweise L(-)-Lactid, mit Glycolid. Von Interesse sind ferner auch Dreiblockstrukturen, die durch sequentielle und aufeinanderfolgende Copolymerisation von L(-)-Lactid, Glycolid bzw. L (·-) -Lactid gebildet werden. Im letztgenannten Fall hat der erzeugte Polyester Milchsäureeinheiten, die an beiden Enden der Glycolidpolymerkette überwiegen.
Es wird angenommen, daß die drei gewöhnlichen morphologischen Einheiten, nämlich Kügelchen, Stäbchen (oder Zylinder) und Lamellen, die man bei Poly(styrol-b-butadien) (PSB) vom Typ AB und ABA kennt, auch bei den vorliegenden Polyestern in . einem Verhältnis von vorliegenden Einheiten zu Butadien-Einheiten von 80:20 vorliegen, wobei kügelchenförmige Formen elektronenmikroskopisch festgestellt worden sind. Da das Molverhältnis mit verhältnismäßig größeren Mengen an Butadien-Einheiten abnimmt, verändert sich die Morphologie der Mikrophasenabtrennung von Kügelchen aus Butadien-Einheiten in einer Matrix aus Styrol-Einheiten zu Stäbchen aus Butadien-Einheiten in einer Matrix aus Styrol-Einheiten und anschließend zu Lamellen der genannten Einheiten. Wird das Molverhältnis bis zum Vorliegen des Butadiens weiter herabgesetzt, dann liegen die Styrol-Einheiten zuerst als zylindrische oder stäbchenförmige Mikrophasenabscheidungen in einer Matrix aus Butadien-Einheiten vor, wobei die Styrol-Einheiten dann mit noch weiter sinkendem Molverhältnis Kügelchen in einer Matrix aus Butadien-Einheiten sind. Im einzelnen wird hierzu auf Polymer 10, Seite 79, 1969 verwiesen. '
Zur Herstellung der erfindungsgemäßen resorbierbaren Nahtmaterialien lassen sich Polyester verwenden, bei denen an einem oder an beiden Enden einer Kette aus Glycolid-Einheiten geringe Mengen eines Monomersegments aus einem inerten Homopolymer, wie einem L(-)-Lactid-Segment, eingearbeitet sind. Diese stabilen
205 519
Segmente können in verhältnismäßig geringen Mengen eingesetzt werden, wobei angenommen wird, daß die Morphologie der Mikrophasenabtrennung beispielsweise in Form von Stäbchen aus L(-)-Lactid-Einheiten in einer Matrix aus Glycolid-Einheiten oder vorzugsweise in Form von Kügelchen aus L(-)-Lactid-Einheiten in einer Matrix aus Glycolid-Einheiten besteht.
Die Herstellung der chirurgischen Gegenstände aus den Polyestern erfolgt in üblicher Weise, und hierzu wird beispielsweise auf den obengenannten Stand der Technik verwiesen. Ähnlich werden auch die hiernach erhaltenen chirurgischen Gegenstände in herkömmlicher Weise eingesetzt.
Die Erfindung wird anhand der folgenden Beispiele weiter erläutert. Alle darin*enthaltenen Teil- und Prozentangaben sind auf das Gewicht bezogen, sofern nichts anderes gesagt ist.
Ausführungsbeispiele
Beispiele 1-2
Man stellt eine Etherlösung aus SnCl2.2H2O zusammen mit einer Etherlösung von Laurylalkohol her, die 10 mg Laürylalkohol pro ml enthält. Ein ausreichendes Volumen der erhaltenen Lösung gibt man dann derart in zwei Polymerisationsröhrchen, daß nach Entfernung des Lösungsmittels die Endgewichte an Katalysator und Laurylalkohol auf jeweils 20,0 g L(-)-Lactid-Monomer folgenden Werten entsprechen: .
Tabelle
Röhrchen Nr. mg SnCl 2* 2H2O mg Laurylalkohol
1 2 2, 4, 0 0 125 250
205 519
Nach Entfernen des Lösungsmittels versetzt man jedes Röhrchen mit 20,0 g L(-)-Lactid. Die Röhrchen werden hierauf evakuiert und unter Vakuum verschlossen. Anschließend gibt man sie 24 Stunden in ein auf 180 0C geheiztes ölbad. Dann entnimmt man die Röhrchen aus den ölbad und läßt sie auf Raumtemperatur abkühlen. Sodann öffnet man die Röhrchen, vermahlt das Polymer in einer Wiley-Mühle durch ein Sieb mit 0,83 mm lichter Maschenweite und trocknet es schließlich 24 Stunden bei 50 0C und einem Druck von 0,1 mm Hg. Die auf diese Weise in den beiden Röhrchen .1 und 2 gebildeten Polymeren sind in einer Umwandlung von 86 % bzw. 89 % entstanden und haben innere Viskositätswerte von 0,83 bzw. 0,27. Der Wert für die prozentuale Umwandlung zum gewünschten Polymer ist durch Dividieren des Gewichts des Polymers nach dem Trocknen durch das Gewicht des Polymers vor dem Trocknen bestimmt worden. Die innere Viskosität ist anhand einer Lösung von 0,5 g des getrockneten Polymers in 100 ml Hexafluoracetonsesquihydrat bei 30 0C gemessen worden.
In einen 100 ml fassenden Dreihalsrundkolben, der mit einem an einen Rührmotor angeschlossenen Glasrührer mit Rührflügeln aus Polytetrafluorethylen (Teflon) sowie mit einem an eine Argonbombe angeschlossenen Gaseinleitrohr versehen ist, werden 7,0 g des in obiger Weise hergestellten PoIy-L(-)-lactids mit einer inneren Viskosität von 0,3 3 gegeben. Der Kolben wird 15 Minuten mit Argongas gespült. Während der gesamten Polymerisation wird weiter Argon eingeleitet. Der Kolben wird dann in ein auf 190 0C geheiztes ölbad gegeben. Der Kolbeninhalt erreicht hierbei innerhalb von 15 Minuten eine Temperatur von 180 - 2 0C. Unter Rühren gibt man dann 3,5 g Glycolid zu, wobei man unter ständigem weiteren Rühren über eine Zeitdauer von 30 Minuten die Ölbadtemperatur so einstellt, daß die Temperatur des Kolbeninhalts bei 180 - 2 0C bleibt. Dann erhöht man die Ölbadtemperatur derart, daß die Temperatur des Kolbeninhalts während einer Zeitdauer von 30 Minuten 220 - 2 0C erreicht. Hierauf gibt man den Rest des Glycolids, nämlich 31,5 g, zu, wobei man die Temperatur des Kolbeninhalts unter ständigem weiteren Rühren 1,5 Stunden auf 220 - 2 0C hält. Hierauf wird das ölbad entfernt
205 519
und der Rührvorgang unterbrochen, wobei man den Kolbeninhalt unter weiterem Einleiten von Argon auf etwa Raumtemperatur abkühlen läßt. Sodann wird das Einleiten von Argon unterbrochen. Im Anschluß daran zerbricht man den Glaskolben,, entfernt das Polymer und vermahlt es in einer Wiley-Mühle durch ein Sieb mit 0,83 mm lichter Maschenweite. Aus 3,0 g des vermahlenen Polymers stellt man dann eine für Implantationszwecke geeignete Fasermatte her, indem man das Polymer zuerst bei einer Temperatur von 60 0C in 60 ml Hexafluoracetonsesquihydrat löst. Zur anschließenden Ausfällung des Polymers tropft man diese Lösung dann unter Rühren in 600 ml Methanol ein. Das ausgefällte Polymer wird anschließend durch Filtrieren gesammelt, worauf man es zur Entfernung von restlichem Lösungsmittel 2 Tage mit Aceton in einem Soxhlet-Extraktor extrahiert. Sodann trocknet man das Polymer über Nacht bei einer Temperatur von 50 0C unter einem Druck von 0,1 mm Hg in einem Vakuumschrank. Die Polymerausbeute beträgt 95 %. Das erhaltene Polymer hat in Hexafluoracetonsesquihydrat eine innere Viskosität von 0,77. Die molprozentuale Menge an Milchsäure-Einheiten in der Polymerkette beträgt einer NMR-BeStimmung zufolge 8,8. Der Schmelzpunkt des Polymers, bestimmt aus der Maximalendotherme in einer Apparatur zur Differentialthermoanalyse, beträgt 218 0C.
Ein zweites zweistufig gebildetes Copolymer wird, hergestellt, indem man in einen 100 ml fassenden Dreihalsrundkolben, der mit' einem mit einem Rührmotor verbundenen Glasrührer mit PoIytetrafluorethylenrührflügein (Teflon) sowie mit einem mit einer Argonbombe versehenen Gaseinleitröhrchen versehen ist,' unter Rühren mit 4,0 g PoIy-L(-)-lactid, das eine innnere Viskosität von 0,27 hat, versetzt. Der Kolben wird 15 Minuten mit Argongas gespült. Während der gesamten Polymerisation wird weiter Argon eingeleitet. Der Kolben wird dann in ein auf 190 0C geheiztes ölbad gegeben. Der Kolbeninhalt erreicht hierbei innerhalb von 15 Minuten eine Temperatur von 180 ± 2 0C. Unter Rühren gibt man dann 3,6 g Glycolid zu, wobei man unter ständigem weiteren Rühren über eine Zeitdauer von 30 Minuten die Ölbadtemperatur so einstellt, daß die Temperatur des Kolbeninhalts bei
2 05 519
180 - 2 0C bleibt. Dann erhöht man die Ölbadtemperatur derart, daß die Temperatur des Kolbeninhalts während einer Zeitdauer von 30 Minuten 220 - 2 0C erreicht. Hierauf gibt man den Rest des Glycolids, nämlich 31,4 g, zu, wobei man die Temperatur des Kolbeninhalts unter ständigem weiteren Rühren 1,5 Stunden auf 220 - 2 0C hält. Hierauf wird das Ölbad entfernt und der Rührvorgang· unterbrochen, wobei man den Kolbeninhalt unter weiterem Einleiten von Argon auf etwa Raumtemperatur abkühlen läßt. Sodann wird das Einleiten von Argon unterbrochen. Im Anschluß daran zerbricht man den Glaskolben, entfernt das Polymer und vermahlt es in einer Wiley-Mühle durch ein Sieb mit 0,83 mm lichter Maschenweite. Aus 3,0 g des vermahlenen Polymers stellt man dann eine für Implantationszwecke geeignete Fasermatte her, indem man das Polymer zuerst bei einer Temperatur von 60 0C in 60 ml Hexafluoracetonsesquihydrat löst. Zur anschließenden Ausfällung des Polymers tropft man diese Lösung dann unter Rühren in 600 ml Methanol ein. Das ausgefällte Polymer wird anschließend durch Filtrieren gesammelt, · worauf man es zur Entfernung von restlichem Lösungsmittel 2 Tage mit Aceton in einem Soxhlet-Extraktor extrahiert. Sodann trocknet man das Polymer über Nacht bei einer Temperatur von 50 0C unter einem Druck von 0,1 mm Hg in einem Vakuumschrank. Die Polymerausbeute beträgt 95 %. Das erhaltene Polymer hat in Hexafluoracetonsesquihydrat eine innere Viskosität von 0,82. Die molprozentuale Menge an Milchsäure-Einheiten in der Polymerkette beträgt einer NMR-Bestimmung zufolge 5,9. Der Schmelzpunkt des Polymers, bestimmt aus der Maximalendotherme in einer Apparatur zur Differentialthermoanalyse, beträgt 219 0C.
Beispiel 3 ·
Zur Herstellung einer Probe von PoIy-L(-)-lactid geht man wie in den Beispielen 1 bis 2 beschrieben vor, wobei man jedoch 1(2 mg SnCl3.2H2O und 7,5 mg Laurylalkohol verwendet. Das hiernach erhaltene Polymer wird in 98-prozentiger Umwandlung gebildet und hat eine innere Viskosität von 0,5.
— Q —
205 519
In einen 100 ml fassenden Dreihalsrundkolben, der mit einem an einem Rührmotor befindlichen.Glasrührer, dessen Rührflügel aus Polytetrafluorethylen (Teflon) bestehen, und mit einem an eine Argonbombe angeschlossenen Gaseinleitröhrchen verbunden ist, werden 10,0 g des obigen PoIy-L(-)-lactids gegeben. Der Kolben wird 15 Minuten mit Argongas gespült. Während der gesamten Polymerisation wird weiter Argon eingeleitet. Der Kolben wird dann in ein auf 190 0C geheiztes ölbad gegeben. Der Kolbeninhalt erreicht hierbei innerhalb von 15 Minuten eine Temperatur von 180-2 0C. Unter Rühren gibt man dann 2 g Glycolid zu, wobei man unter ständigem weiteren Rühren über eine Zeitdauer von 30 Minuten die Ölbadtemperatur so einstellt, daß die Temperatur des Kolbeninhalts bei 180 - 2 0C bleibt. Dann erhöht man die Ölbadtemperatur derart, daß die Temperatur 'des Kolbeninhalts während einer Zeitdauer von 30 Minuten 220 - 2 0C erreicht. Hierauf gibt man den Rest des Glycolids, nämlich 18,0 g, zu, wobei man die Temperatur des Kolbeninhalts unter ständigem weiteren Rühren 1,5 Stunden auf 220 - 2 °C hält. Hierauf wird das ölbad entfernt und der Rührvorgang unterbrochen, wobei man den Kolbeninhalt unter weiterem Einleiten von Argon auf etwa Raumtemperatur abkühlen läßt. Sodann wird das Einleiten von Argon unterbrochen. Im Anschluß daran zerbricht man den Glaskolben, entfernt das Polymer und vermahlt es in einer Wiley-Mühle durch ein Sieb mit 0,83 mm lichter Maschenweite. Aus 20,0 g des vermahlenen Polymers stellt man dann eine für Implantationszwecke geeignete Fasermatte her, indem man das Polymer zuerst bei einer Temperatur von 60 0C in 400 ml Hexafluoracetonsesquihydrat löst. Zur anschließenden Ausfällung des Polymers tropft man diese Lösung dann unter Rühren in 4000 ml Methanol ein. Das ausgefällte Polymer wird anschließend durch Filtrieren gesammelt, worauf man es zur Entfernung von restlichem Lösungsmittel 2 Tage mit Aceton in einem Soxhlet-Extraktor extrahiert. Sodann trocknet man das Polymer über Nacht bei einer Temperatur von 50 0C unter einem Druck von 0,1 mm Hg in einem Vakuumschrank.
2 05 519
Die Polymerausbeute beträgt 72 %. Das erhaltene Polymer hat in Hexafluoracetonsesquihydrat eine innere Viskosität von 0,60. Die molprozentuale Menge an Milchsäure-Einheiten in der Polymerkette beträgt einer NMR-Bestimmung zufolge 33. Der Schmelzpunkt des Polymers, bestimmt aus der Maximalendotherme in einer Apparatur zur Differentialthermoanalyse, beträgt 219 0C.
,Beispiel 4
In einen 100 ml fassenden Dreihalsrundkolben, der mit einem an einen Rührmotor angeschlossenen Glasrührer, dessen Rührflügel aus Polytetrafluorethylen (Teflon) bestehen, und einem mit einer Argonbombe versehenen Gaseinleitröhrchen versehen ist, werden 6,0 g eines wie nach Beispiel 3 hergestellten PoIy-L(-)-lactids mit einer inneren Viskosität von 0,29 gegeben, wobei abweichend davon jedoch mit einer Erhitzungszeit von 1,5 Stunden bei 200 0C gearbeitet hat. Der Kolben wird 15 Minuten mit Argon gespült. Während der anschließenden Polymerisation wird auch ständig Argon eingeleitet. Der Kolben wird dann in ein auf 200 0C geheiztes Ölbad gegeben, wobei man die Badtemperatur solange erhöht, bis der Kolbeninhalt eine Temperatur von 2OO + 2 0C hat. Dies dauert 15 Minuten. Sodann werden unter Rühren 48,0 g Glycolid zugesetzt, wobei man die Temperatur des Ölbads solange erhöht, bis der Kolbeninhalt eine . Temperatur von 225 + 2 0C erreicht hat. Dies dauert 30 Minuten. Hierauf wird 1,5 Stunden bei dieser Temperatur weiter gerührt. Sodann gibt man unter Rühren des Kolbeninhalts 6,0 g L(-)-Lactid zu und rührt 1,5 Stunden bei dieser Temperatur weiter. Hierauf wird das Ölbad entfernt und der Rührvorgang unterbrochen, wobei man den Kolbeninhalt unter weiterem Einleiten von Argon auf etwa Raumtemperatur abkühlen läßt. Sodann wird das Einleiten von Argon unterbrochen. Im Anschluß daran zerbricht man den Glaskolben, entfernt das Polymer und vermahlt es in einer Wiley-Mühle durch ein Sieb mit 0,83 mm lichter Maschenweite. Aus 5,0 g
-" - 2 05 519
des vermahlenen Polymers stellt man dann eine für Implantationszwecke geeignete Fasermatte her, indem man das Polymer zuerst bei einer Temperatur von 60 0C in 100 ml Hexafluoracetonsesquihydrat löst. Zur anschließenden Ausfällung des Polymers tropft man diese Lösung dann unter Rühren in 1000 ml Methanol ein. Das ausgefällte Polymer wird anschließend durch Filtrieren gesammelt, worauf man es zur Entfernung von restlichem Lösungsmittel 2 Tage mit Aceton in einem Soxhlet-Extraktor extrahiert. Sodann trocknet man das Polymer über Nacht bei einer Temperatur von 50 °C unter einem Druck von 0,1 mm Hg in einem Vakuumschrank. „Die Polymerausbeute beträgt 82 %. Das erhaltene Polymer hat in Hexafluoracetonsesquihydrat eine innere Viskosität von 0,81. Die molprozentuale Menge an Milchsäure-Einheiten in der Polymerkette beträgt einer NMR-BeStimmung zufolge 11,2. Der Schmelzpunkt des Polymers, bestimmt aus der Maximalendotherme in einer Apparatur zur Differentialthermoanalyse, beträgt 216 0C.
Beispiel 5
In einen 100 ml fassenden Dreihalsrundkolben, der mit einem an einen Rührmotor angeschlossenen Glasrührer, dessen Rührflügel aus Polytetrafluorethylen (Teflon) besteht, sowie einem mit einer Argonbombe verbundenen Gaseinleitröhrchen versehen ist, werden 4,5g Poly(epsilon-caprolacton) gegeben, das eine innere Viskosität von 0,42 hat. Das Poly(epsiloncaprolacton) polymer wird wie in Beispiel 1 hergestellt, wobei abweichend davon jedoch 8,0 mg SnCl2-2H2O und 500 mg Laurylalkohol verwendet werden und anstelle von L(-)-Lactid epsilon-Caprolacton eingesetzt wird. Der Kolben wird 15 Minuten mit Argon gespült. Während der anschließenden Polymerisation wird auch ständig Argon eingeleitet. Der Kolben wird dann in ein auf 190°C geheiztes Ölbad gegeben. Der Kolbeninhalt erreicht hierbei innerhalb von 15 Minuten eine Temperatur von 180 - 2 0C. Unter Rühren · gibt man dann 1,35 g Glycolid zu, wobei man unter ständigem weiteren Rühren über eine Zeitdauer von 30 Minuten die Ölbadtemperatur so einstellt* daß die Temperatur des Kolbeninhalts bei
2 05 519
180 - 2 0C bleibt. Dann erhöht man die Ölbadtemperatur derart, daß die Temperatur des Kolbeninhalts während einer Zeitdauer von 30 Minuten 220 - 2 0C erreicht. Hierauf gibt man den Rest des Glycolids, nämlich 12,15 g, zu, wobei man die Temperatur des Kolbeninhalts unter ständigem weiteren Rühren 1,5 Stunden auf 220 - 2 0C hält. Hierauf wird das ölbad entfernt und der Rührvorgang unterbrochen, wobei man den Kolbeninhalt unter weiterem Einleiten von Argon auf etwa Raumtemperatur abkühlen läßt. Sodann wird das Einleiten von Argon unterbrochen. Im Anschluß daran zerbricht man den Glaskolben, entfernt das Polymer und vermahlt es in einer Wiley-Mühle durch ein Sieb mit 0,83 mm lichter Maschenweite. Aus 4,0 g des vermahlenen Polymers stellt man dann eine für Implantationszwecke geeignete Fasermatte her, indem man das Polymer zuerst bei einer.Temperatur von 60 0C in 80 ml Hexafluoracetonsesquihydrat löst. Zur anschließenden Ausfällung des Polymers tropft man diese Lösung dann unter Rühren in 1000 ml Methanol ein. Das ausgefällte Polymer wird anschließend durch Filtrieren gesammelt, worauf man es zur Entfernung von restlichem Lösungsmittel 2 Tage mit Aceton in einem Soxhlet-Extraktor extrahiert. Sodann trocknet man das Polymer über Nacht bei einer Temperatur von 50 0C unter einem Druck von 0,1 mm Hg in einem Vakuumschrank. Die Polymerausbeute beträgt 73 %. Das erhaltene Polymer hat in Hexafluoracetonsesquihydrat eine innere Viskosität von 0,77. Die molprozentuale Menge an Milchsäure-Einheiten in der Polymerkette beträgt einer NMR-BeStimmung zufolge 12,3. Dieser Wert entspricht 12,1 Gewichtsprozent Caprolacton-Einheiten. Der Schmelzpunkt des Polymers, bestimmt aus der Maximalendotherme in einer Apparatur zur Differentialthermoahalyse, beträgt 218 0C.
205 519
Beispiel 6
In einen 100 ml fassenden Dreihalsrundkolben, der mit einem an einen Rührmotor angeschlossenen Glasrührer mit Rührflügeln aus Polytetrafluorethylen (Teflon) sowie mit einem an eine Argonbombe angeschlossenen Gaseinleitrohr versehen ist, werden 7,0 g des in obiger Weise hergestellten Poly(trimethylencarbonats) mit einer inneren Viskosität von 0,34 gegeben. Dieses Poly(trimethylencarbonat) wird nach dem in Beispiel 1 beschriebenen Verfahren hergestellt, wobei abweichend davon anstelle von L(-)-Lactid Trxmethylencarbonat verwendet wird und 4,0 mg SnCl3-H2O zusammen mit 250 mg Laurylalkohol eingesetzt werden. Die Umwandlung beträgt 48 %. Der Kolben wird 15 Minuten mit Argongas gespült. Während der gesamten Polymerisation wird weiter Argon eingeleitet. Der Kolben wird dann in ein auf 190 0C geheiztes Ölbad gegeben. Der Kolbeninhalt erreicht hierbei innerhalb von 15 Minuten eine Temperatur von 180 - 2 0C. Unter Rühren gibt man dann 3,5 g Glycolid zu, wobei man unter ständigem weiteren Rühren über eine Zeitdauer von 30 Minuten die Ölbadtemperatur so einstellt, daß die Temperatur des Kolbeninhalts bei 180 - 2 0C bleibt. Dann erhöht man die Ölbadtemperatur derart, daß die Temperatur des Kolbeninhalts während einer Zeitdauer von 30 Minuten 220 - 2 0C erreicht. Hierauf gibt man den Rest des Glycolids, nämlich 31,5 g, zu, wobei man die Temperatur des Kolbeninhalts unter ständigem weiteren Rühren 1,5 Stunden auf 220 - 2 0C hält. Hierauf wird das Ölbad, entfernt und der Rührvorgang unterbrochen, wobei man den Kolbeninhalt unter weiterem Einleiten von Argon auf etwa Raumtemperatur abkühlen läßt. Sodann wird das Einleiten von Argon unterbrochen. Im Anschluß daran zerbricht man den Glaskolben, entfernt das Polymer und vermahlt es in einer Wiley-Mühle durch ein Sieb mit 0,83 mm lichter Maschenweite. Aus 5,0g des vermahlenen Polymers stellt man dann eine für Implantationszwecke geeignete Fasermatte her, indem man das Polymer zuerst
205 519
bei einer Temperatur von 60 0C in 100 ml Hexafluoracetonsesquihydrat löst. Zur anschließenden Ausfällung des Polymers tropft man diese Löspng dann unter Rühren in 1000 ml Methanol ein. Das ausgefällte Polymer wird anschließend durch Filtrieren gesammelt, worauf man es zur Entfernung von restlichem Lösungsmittel 2 Tage mit Aceton in einem Soxhlet-Extraktor extrahiert. Sodann trocknet man das Polymer über Nacht bei einer Temperatur von 50 0C unter einem Druck von 0,1 mm Hg in einem Vakuumschrank. Die Polymerausbeute beträgt 86 %. Das erhaltene Polymer hat in Hexafluoracetonsesquihydrat eine innere Viskosität von 0,64. Die molprozentuale Menge an Trimethylencarbonat-Einheiten in der Polymerkette beträgt einer NMR-Bestimmung zufolge 16,4. Dieser Wert entspricht 14,7 Gewichtsprozent Trimethylencarbonat-Einheiten. Der Schmelzpunkt des Polymers, bestimmt aus der Maximalendotherme in einer Apparatur zur Differentialthermoanalyse, beträgt 218 0C.
Beispiel 7
In ein auf 140 0C vorerhitztes Reaktionsgefäß gibt man unter Rühren L(-)-Lactid (1612 g),' SnCl2.2H3O {0,204 g) und Laurylalkohol (4,77 g). Sodann erhitzt man den Gefäßinhalt unter weiterem Rühren sowie unter einer Stickstoffatmosphäre über eine Zeitdauer von 30 Minuten auf 200 0C und hält ihn 2 Stunden auf dieser Temperatur. Dann wird das Reaktionsgefäß auf einen Druck von 50 mm Hg evakuiert und das Reaktionsgemisch 30 Minuten weitergerührt, wobei man die Temperatur des Gemisches auf 180 0C abfallen läßt. Im Anschluß daran bringt man das Ganze durch Einleiten von Stickstoff in das Reaktionsgefäß wieder auf atmosphärischen Druck und erhöht die Temperatur über eine Zeitspanne von 5 Minuten auf 200 0C. Hierauf gibt man durch Vorerhitzen auf 100 °C geschmolzenes Glycolid (5198 g) zu, erhöht die Temperatur über eine Zeitspanne von 15 Minuten auf 225 0C und beläßt das Ganze weitere 2O Minuten auf dieser Temperatur. Sodann wird der Inhalt aus dem Reaktionsgefäß entnommen und die Polymermasse nach Abkühlen auf Raumtemperatur aufgebrochen. Im Anschluß daran zermahlt man das Polymer und
5"205 519
trocknet es zur Entfernung aller flüchtigen Bestandteile bei einem Druck von 8 bis 10 mm Hg 11 Stunden bei 140 0C, bevor man die Viskosität des Polymers bestimmt und das Polymer verspinnt.
Durch Messung einer 0,5-prozentigen Lösung des Polymers in Hexafluoracetonsesquihydrat bei einer Tempratur von 30 0C ergibt sich hierfür eine innere Viskosität von 1,14. Die molprozentuale Menge an Milchsäure-Einheiten im fertigen Polymer beträgt einer NMR-BeStimmung zufolge 20,3 %. Unter Verwendung eines Heizstufenpolarisationsmikroskops ergibt sich für das erhaltene Produkt ein Schmelzbereich von 215 bis 223,5 0C.
Einen Teil d*es so erhaltenen getrockneten Polymers gibt man dann "in einen Einfülltrichter eines kleinen kontinuierlich arbeitenden Extruders, der bei einer Temperatur von etwa 230 0C betrieben wird. Der Extruder ist mit einer Spritzdüse versehen, deren Mundstück eine.zylindrische Öffnung mit einem Durchmesser von 1,52 mm hat und ein Verhältnis von Länge zu Durchmesser von 4 : 1 aufweist. Das Extrudat wird mit Wasser abgeschreckt und mit einer Geschwindigkeit von 13,4 m/Min, gesammelt. Es wird bei einer Temperatur von 55 0C in einer mit Heißluft geheizten Streckeinheit auf etwa das 4,5-fache seiner ursprünglichen Länge verstreckt. Eine Probe -des Glycolidhomopolymers mit einer inneren Viskosität von 1,05 wird genauso extrudiert und verstreckt und anschließend zusammen mit der obigen Copolymerfaser 3 Stunden bei einer Temperatur von 135 0C und einem Druck von 1 mm Hg nachbehandelt.
Die Copolymerfaser mit einem Durchmesser von 62 μ verfügt über hervorragende Zugfestigkeitsretentionseigenschaften (2437 kg/cm2) bei einem beschleunigten Zugfestigkeitsretentionstest und eine sehr gute anfängliche Zugfestigkeit (6780 kg/cm2),
·..- ie - 205 51 9
obwohl sie einen hohen Comonomergehalt (20,3 Molprozent) aufweist. Im Gegensatz dazu beträgt die anfängliche Zugfestigkeit der Homopolymerfaser mit einem Durchmesser von 53 μ 9840 kg/cm2 und der entsprechende Zugfestigkeitsretentionswert bei einem beschleunigten Zugfestigkeitsretentionstest 1780 kg/cm2.
Wie oben bereits ausgeführt, wird angenommen, daß sich die vorliegenden cöpolymeren Polyester durch eine Mikrophasenabtrennung mit kugelförmigen Bereichen im geschmolzenen Zustand vor der Orientierung auszeichnen, wobei die aus Milchsäure-Einheiten zusammengesetzten Kettensegmente mit sich selbst in einer Matrix aus Glykolsäure-Einheiten überlappt sind. Die Polyester mit einer derartigen Mikrophasenabtrennung dürfen bis zu einem Molprozentgehalt an L(-)-Lactid-Einheiten in den Polymerketten von etwa 25 % vorhanden sein. Von einem Gehalt an Milchsäure-Einheiten von etwa 25 bis 40 % dürften zylindrische Formen von Milchsäure-Einheiten überwiegen. In ähnlicher Weise dürfte dies auch dann der Fall sein, wenn die Milchsäure-Einheiten an beiden Enden der Polyesterketten 'infolge einer sequentiellen und aufeinanderfolgenden Polymerisation von L(-)-Lactid, Glycolid und dann L(-)-Lactid überwiegen.
Obwohl die Geometrie der Bereiche im geschmolzenen Zustand als spekulativ anzusehen ist, so gibt es doch Beweisanzeichen für die Bxixtenz einer Phasenabtrennung oder Ausscheidung der Polymeren, wenn man ihren Schmelzpunkt mit demjenigen des Homopolymers der überwiegenden Komponente vergleicht.
Bevorzugte erfindungsgemäß hergestellte chirurgische Gegenstände sind sterile synthetische resorbierbare chirurgische Nahtmaterialien aus einem Lactidpolyester, der aus einem Copolymer mit zylindrischen oder vorzugsweise sphärischen Bereiqhen aus L(-)-Lactid-Einheiten in einer Matrix aus Glycolid-Einheiten besteht. Die verwendeten Polyester können die oben angegebenen relativen Mengen an Glycolid-Einheiten und L-(-)-Lactid-Einheiten haben. Die Nahtmaterialien können in Form einer Kombination aus einer sterilen chirurgischen Nadel und einem entsprechenden chirurgischen Faden bestehen. Es lassen sich herkömmliche
205 519
Fadenkonstruktionen und Sterilisationsmethoden verwenden. Vorzugsweise wird ein Einfaden oder ein polyfädiges geflochtenes Polyestergarn in der öse einer chirurgischen Nadel befestigt und das auf diese Weise mit einer Nadel versehene Nahtmaterial dann mit einem entsprechenen Sterilisationsmittel, beispielsweise Ethylenoxid, sterilisiert. Erfindungsgemäß besonders bevorzugt werden Polyester, die durch sequentielle und aufeinanderfolgende Polymerisation von L(-)-Lactid und Glycolid hergestellt worden sind.
Die erfindungsgemäßen chirurgischen Gegenstände lassen sich allgemein in üblicher Weise dazu verwenden, um lebendes Gewebe in einer gewünschten Stellung und Beziehung zueinander während des Heilungsvorgangs zu halten, indem man lebendes Gewebe mit einem derartigen Material verbindet, beispielsweise Blutgefäße mit einer entsprechenden Ligatur versieht, doch eignen sich die mit entsprechenden chirurgischen Nadeln versehenen Nahtmaterialien insbesondere zum Verschließen von Wunden an lebendem Gewebe, indem man die Ränder solcher Wunden in üblicher Weise damit vernäht.
205 51 9
Beispiel 8
Γ ' —- - ..I . .» I. - ,,..- ,. ι. ι II. .
In ein auf 153 0C vorerhitztes Reaktionsgefäß gibt man unter Stickstoff sowie unter Rühren 30 g Trimethylencarbonat, 3,3 mg SnCl-^H-O und 0,133 g Laurylalkohol. Sodann erhitzt man den Gefäßinhalt unter weiterem Rühren über eine Zeitdauer von 30 Minuten auf 180 0C. Nach weiterem 30 Minuten langem Rühren bei dieser Temperatur entnimmt man eine 2,5 g wiegende Materialprobe und gibt 17g Glykolid zu. Sodann erhöht man die Temperatur über eine Zeitdauer von 30 Minuten auf 223 0C. Man rührt 4 5 Minuten bei dieser Temperatur und gibt dann weitere 153 g Glykolid zu. Im Anschluß daran wird 1 Stunde bei dieser Temperatur weitergerührt. Das hierdurch entstandene Polymer wird dann entnommen, abgekühlt, auf eine Korngröße mit 1,65 mm lichter Maschenweite vermählen und 48 Stunden bei einem Druck von 0,25 mm Hg bei 140 °.C getrocknet.
Die nach der obigen Umsetzung bei einer Temperatur von 180 0C entnommene und 2,5 g wiegende Probe an Polytrimethylencarbonat wird in Methylenchlorid gelöst. Die erhaltene Lösung wird dann tropfenweise zu Methanol gegeben, und das hierbei anfallende Polymer wird gesammelt und anschließend 24 Stunden bei 40 0C sowie 0,25 mm Hg getrocknet. Das auf diese Weise erhaltene Homopolymer hat eine innere Viskosität (iv, grundmolare Viskosität) von 1,32, gemessen bei 30 0C anhand einer 0,5 %-igen Lösung in Hexafluoracetonsequihydrat.
Eine entsprechende Bestimmung ergibt für das als Endprodukt erhaltene Copolymer eine innere Viskosität von 0,81. Die Konzentration an Trimethylencarbonateinheiten aufgrund einer NMR-Analyse beträgt 17 Mol-%, und unter Verwendung eines Differentialabtastkalorimeters bei einer Temperaturänderung von 10 0C pro Minute ergibt sich für die Konzentration an Trimethylencarbonateinheiten ein Wert von 15 Gew.-%. Die Glasübergangstemperatur dieses Produkts liegt bei 32 0C, und das Maximum der Schmelzendotherme beträgt 216 0C.
205 519
Beispiel 9
In ein auf 140 0C vorerhitztes Reaktionsgefäß gibt man unter Rühren 20 g Trimethylencarbonat, 4 mg SnCl2 H2Q und 0,199 g Laurylalkohol. Das Gemisch wird dann 2 Stunden bei dieser Temperatur unter Stickstoffatmosphäre gerührt. Sodann legt.man an das Reaktionsgefäß Vakuum von 50 mm Hg an und beläßt.das Ganze 30 Minuten bei diesen Bedingungen. Hierauf ersetzt man das Vakuum durch Stickstoff und gibt unter einem Stickstoffstrom 180 g auf 140 0C vorerhitztes Glykolid zu. .
Das Reaktionsgefäß wird anschließend über eine Zeitdauer von 30 Minuten auf 220 0C erhitzt, und den Ansatz hält man dann 45 Minuten auf 220 bis 222 0C. Im Anschluß daran wird das Polymer entnommen, abgekühlt, zu kleinen Stücken aufgebrochen und 24 Stunden bei 130 0C sowie 1 mm Hg getrocknet. .
Das in obiger Weise erhaltene Polymer hat eine, innere Viskosität von 0,86, gemessen bei 30 0C anhand einer 0,5 gew.-%-igen Lösung in Hexafluoracetonsesquihydrat. Die Konzentration an Trimethylencarbonateinheiten bei diesem Copolymer beträgt aufgrund einer NMR-Analyse 9 Mol-% und aufgrund einer Bestimmung mit einem Differentialabtastkalorimeter unter einer Temperaturänderung von 10 0C pro Minute 8 Gew.-%. Das Copolymer hat eine Glasübergangstemperatur von 37 0C,,,einen Schmelzbereich von 19 6 bis 225 0C, ein Max-imum in der Schmelzendotherme bei 221 0C und einen Schmelzwärmewert von 17,6 Kalorien/g.
130 g des in obiger Weise erhaltenen Polymers behandelt man bei 180 0C und einem Druck von 0,2 mm Hg unter einem Stickstoffstrom von etwa 57 l/Stunde 3 Tage weiter. Auf diese Weise gelangt man zu 120 g eines Produkts, das eine innere Viskosität von 0,96 ausweist und 8,3 Mol-% (7,4 Gew.-%) Trimethylencarbonateinheiten enthält.
- SlO
205 5t 9
Das nach Beispiel-8 erhaltene Copolymer extrudiert man dann bei 230 0C mit einer Geschwindigkeit von 227 g/Stunde durch eine etwa 0,75 mm starke Kapillare, die ein Verhältnis von Länge zu Durchmesser von 4 : 1 aufweist. Das dabei anfallende Extrudat wird zur Abschreckung durch ein auf Umgebungstemperatur gehaltenes Wasserbad geführt und mit einer Geschwindigkeit von 61 m/Minute gesammelt. Es wird sodann bei einer Temperatur von 4 0 0C in einer Luftkammer unter einer Geschwindigkeit von 3,05 m/Minute auf das 5,2-fache seiner ursprünglichen Länge verstreckt.
Das nach Beispiel 9 erhaltene Copolymer wird in ähnlicher Weise durch eine 1,5 mm starke Kapillare extrudiert und dabei mit einer Geschwindigkeit von 15,25 m/Minute gesammelt. Es wird anschließend bei einer Temperatur von 50 0C in einer Luftkammer auf das 8-fache seiner ursprünglichen Länge verstreckt'.
Die in obiger Weise unter Verwendung des Copolymers von Beispiel 8 bzw. des Copolymers von Beispiel 9 erhaltenen Fäden verfügen bei geradem Zug über eine Zugfestigkeit von 6 930 kg/cm2 bzw. 5 030kg/cm2, weisen bei geradem Zug eine Bruchdehnung von 35 % bzw. 31 % auf, haben eine Knotenziehfestigkeit von 5 520 kg/cm2 bzw. 3 830 kg/cm2, verfügen über ein mittleres Elastizitätsmodul von 91 ^00 bzw. 98 700
ikg/cm und haben Durchmesser von 0,96 mm bzw. 0,164 mm.
Entsprechende Proben des gemäß Beispiel 8 erhaltenen Extrudats implantiert man subkutan Ratten. Nach einer Implaritationszeit von 21 Tagen entfernt man die Proben und bestimmt ihre 'Zugfestigkeitswerte bei geradem Zug auf einem Instron-Testgerät, Modell 1 125 (Instron Corporation, USA), wobei sich ergibt, daß diese Proben im Mittel noch über 45 % ihrer ursprünglichen Zugfestigkeit verfügen. .

Claims (15)

  1. — Ct
    205
    Erfindungsansprüch e
    1. Verfahren zur Herstellung steriler chirurgischer Gegenstände aus einem synthetischen resorbierbaren copolymeren Lactidpolyester, dadurch gekennzeichnet, daß man diesen Ester durch sequentiellen Zusatz der Comonomeren bei der Polymerisation herstellt.
  2. 2. Verfahren nach Punkt 1,dadurch gekennzeichnet , daß man als Comonomer bei der Polymerisation L(-)-Lactid verwendet.
  3. 3. Verfahren nach Punkt "!,dadurch gekennzeichnet , daß man als Comonomere zur sequentiellen und aufeinanderfolgenden Polymerisation L(-)-Lactid und Glycolid verwendet.
  4. 4. Verfahren nach Punkt 1,dadurch gekennzeichnet , daß man als Comonomer bei der Polymerisation Glycolid verwendet.
  5. 5. Verfahren nach Punkt 1, dadurch gekennzeichnet , daß man als Comonomere bei der sequentiellen und aufeinanderfolgenden Polymerisation L-(-)-Lactid, Glycolid und dann L-(-)-Lactid verwendet. .
  6. 6. Verfahren nach Punkt 1,dadurch gekennzeichnet , daß man als Comonomere zur sequentiellen und aufeinanderfolgenden Polymerisation Trimethylencarbonat bzw. Glycolid verwendet.
  7. 7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Punkte, da-, durch gekennzeichnet, daß man' einen copolymeren Ester verwendet, der aus Einheiten der Formel I
    1 9 .Uli -IQ / C! ä^üii λ -»
    205 519
    ο ο
    Il Il
    -0-CH2-C-O-CH2-C- (I)
    und Einheiten der Formel II ._
    -.0-(CH2)^-O-C- (II)
    besteht.
  8. 8. Verfahren nach Punkt 7, dadurch gekennzeichnet , daß der copolymere Ester einen Schmelzpunkt von 217 bis 221 0C hat, und zwar bestimmt mit einem Differentialabtastkalorimeter unter einer Temperaturveränderung von 10 °C/Minute.
  9. 9. Verfahren nach Punkt 8, dadurch gekennzeichnet , daß der copolymere Ester eine innere Viskosität von 0,5 bis 2 dl/g hat.
  10. 10. Verfahren nach Punkt 9,dadurch gekennzeichnet, daß der copolymere Ester eine innere Viskosität von 0,7 bis 1,2 dl/g hat.
  11. 11. Verfahren nach Punkt 7, 8 oder 10, dadurch ge kennzeichnet, daß beim copolyraeren Ester die Einheiten der Formel II 1 bis 99-Gew.-% ausmachen.
  12. 12. Verfahren nach Punkt 7, 8 oder 10,dadurch ge kennzeichnet, daß beim copolymeren Ester die Einheiten der Formel II bis zu 50 Gew.-% ausmachen.
  13. 13. Verfahren nach Punkt 12, dadurch gekennzeichnet , daß beim copolymeren Ester die Einheiten der. Formel II bis zu 35 Gew.-% ausmachen.
  14. 14. Verfahren nach Punkt 13, dadurch gekennzeichnet , daß beim copolymeren Ester die Einheiten der Formel II 10 bis 20 Gew.-% ausmachen.
    -as-
    205 519
  15. 15. Steriler chirurgischer Gegenstand, dadurch gekennzeichnet, daß er aus einem nach dem Verfahren von Punkt 1 hergestellten synthetischen resorbierbaren copolymeren Lactidpolyester erzeugt worden ist.
DD78205519A 1977-05-23 1978-05-23 Verfahren zur herstellung steriler chirurgischer gegenstaende DD139794A5 (de)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US79983677A 1977-05-23 1977-05-23

Publications (1)

Publication Number Publication Date
DD139794A5 true DD139794A5 (de) 1980-01-23

Family

ID=25176885

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DD78205519A DD139794A5 (de) 1977-05-23 1978-05-23 Verfahren zur herstellung steriler chirurgischer gegenstaende

Country Status (23)

Country Link
JP (1) JPS53145899A (de)
AR (1) AR218303A1 (de)
AU (1) AU525415B2 (de)
BE (1) BE867222A (de)
BR (1) BR7803223A (de)
CA (1) CA1128231A (de)
DD (1) DD139794A5 (de)
DE (1) DE2821570A1 (de)
DK (1) DK225978A (de)
EG (1) EG14151A (de)
ES (1) ES470114A1 (de)
FI (1) FI65443C (de)
FR (1) FR2391734A1 (de)
GB (2) GB1604177A (de)
HU (1) HU180198B (de)
IT (1) IT1105550B (de)
NL (1) NL185493C (de)
NO (1) NO152791C (de)
NZ (1) NZ186944A (de)
PL (1) PL117675B1 (de)
RO (1) RO85051B (de)
SE (1) SE444891B (de)
ZA (1) ZA782039B (de)

Families Citing this family (26)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4137921A (en) * 1977-06-24 1979-02-06 Ethicon, Inc. Addition copolymers of lactide and glycolide and method of preparation
FR2439003A1 (fr) * 1978-10-20 1980-05-16 Anvar Nouvelles pieces d'osteosynthese, leur preparation et leur application
US4273920A (en) * 1979-09-12 1981-06-16 Eli Lilly And Company Polymerization process and product
EP0050215B1 (de) * 1980-10-20 1987-11-19 American Cyanamid Company Modifizierung der Polyglycolsäure, um regelbare physische "in vivo"-Eigenschaften zu erreichen
US4429080A (en) * 1982-07-01 1984-01-31 American Cyanamid Company Synthetic copolymer surgical articles and method of manufacturing the same
NZ205680A (en) * 1982-10-01 1986-05-09 Ethicon Inc Glycolide/epsilon-caprolactone copolymers and sterile surgical articles made therefrom
ES2091185T3 (es) * 1984-03-06 1996-11-01 United States Surgical Corp Un procedimiento para la preparacion de composiciones bifasicas para dispositivos quirurgicos absorbibles.
US4643191A (en) * 1985-11-29 1987-02-17 Ethicon, Inc. Crystalline copolymers of p-dioxanone and lactide and surgical devices made therefrom
DE3641692A1 (de) * 1986-12-06 1988-06-09 Boehringer Ingelheim Kg Katalysatorfreie resorbierbare homopolymere und copolymere
US5120802A (en) * 1987-12-17 1992-06-09 Allied-Signal Inc. Polycarbonate-based block copolymers and devices
US4916193A (en) * 1987-12-17 1990-04-10 Allied-Signal Inc. Medical devices fabricated totally or in part from copolymers of recurring units derived from cyclic carbonates and lactides
US4920203A (en) * 1987-12-17 1990-04-24 Allied-Signal Inc. Medical devices fabricated from homopolymers and copolymers having recurring carbonate units
US5145945A (en) * 1987-12-17 1992-09-08 Allied-Signal Inc. Homopolymers and copolymers having recurring carbonate units
US5256764A (en) * 1987-12-17 1993-10-26 United States Surgical Corporation Medical devices fabricated from homopolymers and copolymers having recurring carbonate units
US5274074A (en) * 1987-12-17 1993-12-28 United States Surgical Corporation Medical devices fabricated from homopolymers and copolymers having recurring carbonate units
JP2606260B2 (ja) * 1988-03-07 1997-04-30 日本合成ゴム株式会社 ブロック共重合体
US5250584A (en) * 1988-08-31 1993-10-05 G-C Dental Industrial Corp. Periodontium-regenerative materials
JPH02628A (ja) * 1988-12-01 1990-01-05 Daicel Chem Ind Ltd 分子量分布の狭いラクトン重合体及びその製造法
CA2025893A1 (en) * 1989-01-27 1990-07-28 Hosei Shinoda Biocompatible polyester and production thereof
US5247013A (en) * 1989-01-27 1993-09-21 Mitsui Toatsu Chemicals, Inc. Biocompatible polyester and production thereof
DE4030998C2 (de) * 1989-10-04 1995-11-23 Ernst Peter Prof Dr M Strecker Perkutan Gefäß-Filter
US5080665A (en) * 1990-07-06 1992-01-14 American Cyanamid Company Deformable, absorbable surgical device
US5352515A (en) * 1992-03-02 1994-10-04 American Cyanamid Company Coating for tissue drag reduction
US5322925A (en) * 1992-10-30 1994-06-21 United States Surgical Corporation Absorbable block copolymers and surgical articles made therefrom
US6756000B2 (en) 2000-10-03 2004-06-29 Ethicon, Inc. Process of making multifilament yarn
ES2859599T3 (es) * 2014-08-19 2021-10-04 Purac Biochem Bv Copolímero de bloque de lactida y procedimiento de preparación

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3268487A (en) * 1963-12-23 1966-08-23 Shell Oil Co Process for polymerization of lactides
US3867190A (en) * 1971-10-18 1975-02-18 American Cyanamid Co Reducing capillarity of polyglycolic acid sutures
US3784585A (en) * 1971-10-21 1974-01-08 American Cyanamid Co Water-degradable resins containing recurring,contiguous,polymerized glycolide units and process for preparing same
JPS4936597A (de) * 1972-08-07 1974-04-04

Also Published As

Publication number Publication date
DK225978A (da) 1978-11-24
AR218303A1 (es) 1980-05-30
HU180198B (en) 1983-02-28
DE2821570C2 (de) 1989-04-06
GB1604178A (en) 1981-12-02
GB1604177A (en) 1981-12-02
NL185493B (nl) 1989-12-01
FI65443B (fi) 1984-01-31
NO152791C (no) 1985-11-20
RO85051A (ro) 1984-10-31
JPS53145899A (en) 1978-12-19
FR2391734A1 (fr) 1978-12-22
NO152791B (no) 1985-08-12
CA1128231A (en) 1982-07-20
NO812911L (no) 1978-11-24
RO85051B (ro) 1984-11-30
NL7805276A (nl) 1978-11-27
DE2821570A1 (de) 1978-11-30
IT7849479A0 (it) 1978-05-22
EG14151A (en) 1983-12-31
SE7805831L (sv) 1978-11-24
AU525415B2 (en) 1982-11-04
BR7803223A (pt) 1979-01-02
ZA782039B (en) 1979-09-26
FR2391734B1 (de) 1981-06-12
BE867222A (fr) 1978-11-20
IT1105550B (it) 1985-11-04
FI65443C (fi) 1984-05-10
FI781419A (fi) 1978-11-24
PL117675B1 (en) 1981-08-31
NL185493C (nl) 1990-05-01
JPS6139329B2 (de) 1986-09-03
AU3512278A (en) 1979-10-18
ES470114A1 (es) 1979-09-16
PL207038A1 (pl) 1979-06-04
SE444891B (sv) 1986-05-20
NZ186944A (en) 1980-05-08

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DD140982A5 (de) Steriler chirurgischer gegenstand
DD139794A5 (de) Verfahren zur herstellung steriler chirurgischer gegenstaende
DE69608623T2 (de) Bioabbaubares Polymer und Verfahren zu seiner Herstellung
DE2827289C2 (de)
DE60035726T2 (de) Gefässimplantat
DE3335588C2 (de) epsilon-Caprolacton und Glykolid enthaltendes Polymermaterial
DE2257334C2 (de) Verfahren zur Herstellung von Poly-[L(-)-lactid-coglycolid]
DE3640658C2 (de) Kristallines p-Dioxanon/Glycolid Copolymeres und daraus hergestellte chirurgische Vorrichtungen
DE69119919T2 (de) Kristalline Copolyester aus amorphem (Laktid/Glykolid) und p-Dioxanon
DE69022478T2 (de) Modifizierte Polyester-Zusammensetzung, Verfahren zu deren Herstellung und deren Verwendung.
DE60316115T3 (de) Dl-lactid-co-e-caprolacton copolymere
DE69233481T2 (de) Bioabsorbierendes Nahtmaterial bestehend aus einem Blockcopolymeren
DE69414640T2 (de) Hydroxyalkanoatpolymerzusammensetzungen
DE60016834T2 (de) Hochfeste Fasern aus l-Lactid-Copolymeren und daraus hergestellte resorbiarbare medizinische Gegenstände
EP2263707B1 (de) Resorbierbare Polyetherester und Ihre Verwendung zur Herstellung von medizinischen Implantaten
DE69408897T2 (de) Absorbierbare Blockcopolymere und chirurgische Gegenstände daraus
DE69312312T2 (de) Mit kautschuk modifizierte polylactid- und/oder glycolidzusammensetzung
DE2849785C2 (de)
EP0835894B1 (de) Triblockterpolymer, seine Verwendung für medizinische Produkte und Verfahren zur Herstellung
DE69915772T2 (de) Copolyester mit verminderter hydrolytischer Instabilität und kristalline absorbierbare Copolymere daraus
EP0427185A2 (de) Neue Copolymere aus Trimethylencarbonat und optisch inaktiven Laktiden
DE2723911A1 (de) Unter normalbedingungen festes bioresorbierbares hydrolysierbares polymeres reaktionsprodukt
EP0711567A1 (de) Chirurgisches Nahtmaterial, seine Verwendung in der Chirurgie und Verfahren zu seiner Herstellung
EP0835895B1 (de) Chirugisches Nahtmaterial aus Triblockterpolymer, seine Verwendung in der Chirurgie und Verfahren zur Herstellung
DE69732470T2 (de) Abbaubares Monofilament und Verfahren zu seiner Herstellung