DE2821570C2 - - Google Patents
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- C08G63/02—Polyesters derived from hydroxycarboxylic acids or from polycarboxylic acids and polyhydroxy compounds
- C08G63/06—Polyesters derived from hydroxycarboxylic acids or from polycarboxylic acids and polyhydroxy compounds derived from hydroxycarboxylic acids
- C08G63/08—Lactones or lactides
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Description
Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Herstellung
chirurgischer Gegenstände sowie auf ihre Verwendung.
Der Einsatz von Lactidpolyestern zur Herstellung synthetischer
chirurgischer Gegenstände ist bekannt. In Verbindung damit sind
häufig auch bereits Comonomere verwendet worden, um die Eigen
schaften der verschiedenen Polyester zu modifizieren. Die herkömm
liche Polymerisationsmethode zur Bildung der Polyester besteht
in einer Ringöffnungspolymerisation der entsprechenden cycli
schen Lactids. 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.
Aus US-PS 38 67 190 ist die gleichzeitige Polymerisation mono
merer Lactide zu copolymeren Lactidpolyestern bekannt, aus denen
chirurgische Materialien hergestellt werden.
Aus US-PS 37 84 585 ist es bekannt, Einkapselungsmaterialien für
Medikamente herzustellen. Dabei werden polymerisierbare Monomere
oder Prepolymere aus Glykolid und Caprolacton ebenfalls gleich
zeitig zu einem Block-Copolymeren umgesetzt. Bei diesem handelt
es sich um zufällig zustandekommende Blöcke. Das Einkapselungs
material für Medikamente soll sich lediglich im Magen auflösen.
Aus US-PS 32 68 487 ist schließlich die Herstellung von
Block-Mischpolymerisaten aus Lactiden, darunter Glykolid, und
Lactonen bekannt. Daraus werden ganz allgemein Fäden, Fasern und
Filme hergestellt. Es fehlt jeglicher Hinweis auf die Verwend
barkeit der erhaltenen Polymerisate als chirurgische Gegen
stände.
Es wurde nun gefunden, daß sich synthetische chirurgische Gegen
stände aus Glykolid und Trimethylencarbonat in vorteilhafter
Weise herstellen lassen, wenn man dazu ein Polymerisationsver
fahren anwendet, bei dem der copolymere Lactidpolyester durch
eine Ringöffnungspolymerisation gebildet wird, wobei die Poly
merisation sequentiell oder inkrementell durchgeführt wird. Dies
wird erreicht, indem man die zur Bildung der Copolymerkette
verwendeten Comonomeren der Reihe nach zusetzt. Ein derartiges
stufenweise oder absatzweise erfolgendes Polymerisations
verfahren ermöglicht eine breitere Modifizierung der In-vivo-
Eigenschaften der hieraus hergestellten chirurgischen Gegen
stände, bevor es zu dem üblichen Ausmaß einer Störung der Fähig
keit des Polymers zur Bildung dimensionsstabiler hochkristal
liner oder hochorientierter Molekularstrukturen kommt.
Gegenstand der Erfindung sind das in Anspruch 1 angegebene Ver
fahren sowie die in Anspruch 2 angegebene Verwendung.
Das erfindungsgemäße Verfahren läßt sich zwei- oder mehrstufig
durchführen. 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 Comonomeren der Reihe nach zusetzt. Gewünschtenfalls kann
man jedoch auch eines oder mehrere der Polymersegmente herstel
len 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.
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 vorliegen,
wobei bei einem Molverhältnis Styrol : Butadien von 80 : 20 kügel
chenförmige Formen elektronenmikroskopisch festgestellt worden
sind. Wenn 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 Überwiegen des Butadiens weiter herabgesetzt, dann liegen
die Styrol-Einheiten zuerst als zylindrische oder stäbchen
förmige Mikrophasenabscheidungen in einer Matrix aus Butadien-
Einheiten vor, wobei die Styrol-Einheiten dann mit noch weiter
sinkendem Molverhältnis Kügelchen in einer Matrix aus Buta
dien-Einheiten sind. Im einzelnen wird hierzu auf Polymer 10,
Seite 79, 1969 verwiesen.
Analog wird angenommen, daß sich die vorliegenden copolymeren
Polyester durch eine Mikrophasenabtrennung mit kugelförmigen
Bereichen im geschmolzenen Zustand vor der Orientierung aus
zeichnen, wobei die aus Trimethylencarbonat-Einheiten zusammen
gesetzten Kettensegmente mit sich selbst in einer Matrix aus
Glykolsäure-Einheiten überlappt sind. Die Polyester mit einer
derartigen Mikrophasenabtrennung dürfen bis zu einem Molprozent
gehalt an Trimethylencarbonat-Einheiten in den Polymerketten von
etwa 25% vorhanden sein. Von einem Gehalt an Trimethylencar
bonat-Einheiten von 25 bis 40% dürften zylindrische Formen
von Trimethylencarbonat-Einheiten überwiegen. In ähnlicher Weise
dürfte dies auch dann der Fall sein, wenn die Trimethylencarbo
nat-Einheiten an beiden Enden der Polyesterketten infolge einer
sequentiellen und aufeinanderfolgenden Polymerisation von Tri
methylencarbonat, Glykolid und dann Trimethylencarbonat über
wiegen. Obwohl die Geometrie der Bereiche im geschmolzenen
Zustand als spekulativ anzusehen ist, gibt es doch Beweis
anzeichen für die Existenz einer Phasenabtrennung oder Aus
scheidung der Polymeren, wenn man
ihren Schmelzpunkt mit demjenigen des Homopolymers der über
wiegenden Komponente vergleicht.
Zur Herstellung der resorbierenden Nahtmaterialien lassen sich
Polyester verwenden, bei denen an einem oder an beiden Enden
einer Kette aus Glycolid-Einheiten geringe Mengen eines Mono
mersegments aus Trimethylencarbonat eingearbeitet sind. Diese
stabilen Segmente können in verhältnismäßig geringen Mengen
eingesetzt werden, wobei angenommen wird, daß die Morphologie
der Mikrophasenabtrennung beispielsweise in Form von Stäbchen
aus Trimethylencarbonat-Einheiten in einer Matrix aus Glykolid-
Einheiten oder vorzugsweise in Form von Kügelchen aus Trimethy
lencarbonat-Einheiten in einer Matrix aus Glykolid-Einheiten
besteht.
Die Herstellung der chirurgischen Gegenstände aus den Polyestern
erfolgt in üblicher Weise, und hierzu wird beispielsweise auf
den oben genannten Stand der Technik verwiesen. Ähnlich werden
auch die hiernach erhaltenen chirurgischen Gegenstände in her
kömmlicher Weise eingesetzt.
Bevorzugte erfindungsgemäß hergestellte chirurgische Gegenstände
sind sterile synthetische resorbierbare chirurgische Nahtmate
rialien. Die Nahtmaterialien können in Form einer Kombination
aus einer sterilen chirurgischen Nadel und einem entsprechenden
chirurgischen Faden bestehen. Es lassen sich herkömmliche Faden
konstruktionen und Sterilisationsmethoden verwenden. Vorzugs
weise 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 entsprechenden Sterilisationsmittel, beispielweise
Ethylenoxid, sterilisiert.
Die erfindungsgemäßen chirurgischen Gegentände 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 Nahtmateria
lien insbesondere zum Verschließen von Wunden an lebendem
Gewebe, indem man die Ränder solcher Wunden in üblicher Weise
damit vernäht.
Die Erfindung wird anhand des folgenden Beispiels weiter
erläutert. Alle darin enthaltenen Teil- und Prozentangaben sind
auf das Gewicht bezogen, sofern nichts anderes gesagt ist.
Man stellt eine Etherlösung aus SnCl2 · 2H2O zusammen mit einer
Etherlösung von Laurylalkohol her, die 10 mg Laurylalkohol pro
ml enthält. Ein ausreichendes Volumen der erhaltenen Lösung gibt
man dann derart in ein Polymerisationsröhrchen, daß nach Entfer
nung des Lösungsmittels 4,0 mg Katalysator und 250 mg Lauryl
alkohol auf jeweils 20,0 g Trimethylencarbonat vorhanden waren.
Nach Entfernen des Lösungsmittels versetzt man das Röhrchen mit
20,0 g Trimethylencarbonat. Das Röhrchen wird hierauf evakuiert
und unter Vakuum verschlossen. Anschließend gibt man es 24
Stunden in ein auf 180°C geheiztes Ölbad. Dann entnimmt man es
dem Ölbad und läßt es auf Raumtemperatur abkühlen. Sodann öffnet
man das 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°C und einem Druck von 13,3 Pa.
Das auf diese Weise in dem Röhrchen gebildete Polymer ist in
einer Umwandlung von 48% entstanden. Der Wert für die prozen
tuale Umwandlung zum gewünschten Polymer ist durch Dividieren
des Gewichts des Polymers nach dem Trocknen durch das Gewicht
des Polymers vor dem Trocknen bestimmt worden.
In einen 100 ml fassenden Dreihalsrundkolben, der mit einem an
einen Rührmotor angeschlossenen Glasrührer mit Rührflügeln aus
Polytetrafluorethylen 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. Der Kolben wird 15 Minuten
mit Argongas gespült. Während der gesamten Polymerisation wird
weiter 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°C. Unter
Rühren gibt man dann 3,5 g Glykolid zu, wobei man unter ständigem
weiteren Rühren über eine Zeitdauer von 30 Minuten die Ölbad
temperatur so einstellt, daß die Temperatur des Kolbeninhalts
bei 180 ± 2°C bleibt. Dann erhöht man die Ölbadtemperatur der
art, daß die Temperatur des Kolbeninhalts während einer Zeit
dauer von 30 Minuten 220 ± 2°C erreicht. Hierauf gibt man den
Rest des Glykolids, nämlich 31,5 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 5,0 g des vermahlenen Polymers
stellt man dann eine für Implantationszwecke geeignete Faser
matte her, indem man das Polymer zuerst bei einer Temperatur von
60°C 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 zwei 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 13,3 Pa in einem Vakuumschrank. Die Polymerausbeute
beträgt 86%. Das erhaltene Polymer hat in Hexafluoracetonses
quihydrat eine innere Viskosität von 0,64. Die molprozentuale
Menge an Trimethylencarbonat-Einheiten in der Polymerkette
beträgt einer NMR-Bestimmung zufolge 16,4. Dieser Wert ent
spricht 14,7 Gewichtsprozent Trimethylencarbonat-Einheiten. Der
Schmelzpunkt des Polymers, bestimmt aus der Maximalendotherme in
einer Apparatur zur Differentialthermoanalyse beträgt 218°C.
Claims (2)
1. Verfahren zur Herstellung steriler chirurgischer Gegenstände
zum Halten von lebendem Gewebe während des Heilungsvorgangs in
einer gewünschten Lage aus einem synthetischen resorbierenden
copolymeren Trimethylencarbonat/Glykolidpolyester,
dadurch gekennzeichnet, daß man Trimethylencarbonat und Glykolid
bei der Polymerisation nacheinander zusetzt und das erhaltene
Polymerisat zu dem chirurgischen Gegenstand formt.
2. Verwendung eines nach dem Verfahren gemäß Anspruch 1
erhaltenen chirurgischen Gegenstands in der Form eines Fadens
zusammen mit einer Nadel als steriles chirurgisches Nahtmate
rial.
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