DE2945138A1 - Biokompatibles material und seine verwendung - Google Patents

Biokompatibles material und seine verwendung

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DE2945138A1 DE19792945138 DE2945138A DE2945138A1 DE 2945138 A1 DE2945138 A1 DE 2945138A1 DE 19792945138 DE19792945138 DE 19792945138 DE 2945138 A DE2945138 A DE 2945138A DE 2945138 A1 DE2945138 A1 DE 2945138A1
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Description

1. Peter John PYDELOE
Dannah House, Bakers Road,
Wroughton, Swindon, Wiltshire SN4 ORP
Großbri t annien
2. David Ernest Meguyer TAYLOR 35 Maswell Park Road
Hounelow, Middlesex TWJ 2DL Großbritanni en
Biokompatibles Material und seine Verwendung
Die Erfindung betrifft in der Human- und Veterinärmedizin verwendbare synthetische Kunststoffmaterialien zur Implantation in oder auf den Körper von Säugetieren und Menschen·
Die Implantation von Materialien oder Prothesen in bzw auf den Körper lebender Säugetiere oder von Menschen zur Korrektur von Fehlfunktionen, der Wiederherstellung von Funktionen oder zum Ersatz beschädigter oder erkrankter Teile ist bekannt. So können beispielsweise Herzklappen durch Ventile ersetzt oder etwa Hüftgelenke oder Gelenkteile ausgetauscht werden; auch andere Beispiele sind dem Fachmann bekannt.
Es ist allerdings ferner auch geläufig, daß Fremdkörper
293-CJX5512/05)-SF/Nu
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oder Fremdmaterialien im Körper von Säugetieren und Menschen zur Auslösung von Abstoßungs- oder Gegenr eaktionen neigen, weshalb bei der Auewahl biokompatibler, verträglicher Materialien, dh von Materialien, die keine biologische Gegenreaktion gegen das Implantat hervorrufen, große Sorgfalt erforderlich ist. Hierzu gehören beispielsweise die Auslösung einer übermäßigen Blutgerinnung oder die Narbenbildung an der Implantationsstelle. Relativ wenige Materialien erfüllen diese Forderung; hierzu gehören beispielsweise Edelstahl, Titan, Titanlegierungen, Kobalt-Chrom-Legierungen, pyrolytischer Kohlenstoff, glasartiger Kohlenstoff, Polytetrafluorethylen, Polyethylenterephthalat und Siliconkautschuk, die zumeist verwendet werden.
Mit Ausnahme von Produkten, die aus bestimmten biologisch abbaubaren Materialien hergestellt sind, bestehen die ■leisten herkömmlichen Implantate, die mit dem Blut von Säugetieren oder Menschen in Kontakt gebracht werden, aus Materialien mit entweder völlig inaktiver (nicht thrombogener) Oberfläche mit extremer Glattheit
oder mit negativ geladener (kationischer) Oberfläche.
Herkömmliche Implantate sind so "gebaut, daß sie entweder homogen und augenscheinlich nicht^porös oder absichtlich mikroporös sind und ein homogenes Material darstellen, das (mit Ausnahme der Kohlenstoffmaterialien, von glasartigem und/oder pyrolytischem Kohlenstoff) durchgehende Poren aufweist, deren Größe allgemein etwa 0,02 bis 2,0 um beträgt, oder absichtlich makroporös sind und durch Weben, Virken oder Stricken kontinuierlicher, homogener
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Fadengarne hergestellt sind, die in manchen Fällen ungeschnitten und in anderen Fällen geschnitten, zu Schlingen geformt oder genoppt sind und ein Velourgewebe bilden.
Derartige biokompatible Gegenstände können zur Aufnahme von Körperflüssigkeiten bei außerhalb des Körpers vorgesehenen Einrichtungen wie etwa Herz-Lungen-Maschinen und künstlichen !Tieren verwendet werden; unter dem hier verwendeten Ausdruck biokompatibel wird entsprechend die Eignung sowohl für die Verwendung außerhalb des Körpers als auch für die direkte Applikation an der Außenoberfläche des Körpers wie beispielsweise bei der Behandlung von Wunden und Verbrennungen wie auch für die Implantation in den Körper von Säugetieren und Menschen verstanden.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein biokompatibles Material anzugeben.
Die Aufgabe wird anspruchsgemäß gelöst.
Die Erfindung gibt ein biokompatibles chirurgisches Material sowie seine Verwendung an, bei dem zumindest die Außenoberfläche ein hydrophiles thermoplastisches Ffropfcopolvmer aufweist, das aus einem Grundpolymer mit einer darauf pfropfcopolymerisierten äthylenisch ungesättigten Carbonsäure besteht.
Zu den erfindungsgemäß bevorzugten äthylenisch ungesättigten Carbonsäuren gehören Acrylsäure oder alkylsubstituierte Acrylsäuren, insbesondere Methacrylsäure.
Zu den erfindungsgemäß geeigneten Grundpolymeren gehören
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ein oder mehrere Polymere, die unter den Polyolefinen, partiell oder vollständig fluorierten Polyolefinen, PoIyätherurethanen, Polydimethylsiloxanen, Polyäthylenglycolterephthalaten, Polyamiden, Polyacrylnitrilen, Polymeren auf Cellulosebasis, Polyvinylchloriden, Polyvinylidenchloriden, Polyvinylalkoholen, Polyäthylenglycolen, PoIyvinylpyrrolidonen, Gemischen dieser Polymeren sowie Copolymeren der Monomeren dieser Polymeren ausgewählt sind.
Das Grundpolymer wird vorzugsweise unter den Homo- und Copolymeren von Olefinen und partiell oder vollständig fluorierten Olefinen, insbesondere Polyäthylen, Polypropylen und Polytetrafluorethylen, ausgewählt. Gemäß einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung besteht das Grundpolymer aus einem Polyätherurethan.
Die Copolymermaterialien in den erfindungsgemäßen biokompatiblen Materialien oder Formkörpern werden durch Pfropfcopolymerisation hergestellt, wie beispielsweise in den GB-PSen 1 451 891 und 1 4-51 892 angegeben ist; das Grundpolymer wird allgemein vor der Durchführung der Pfropfcopolymerisationsreaktion zur erwünschten Form vorgeformt; es ist jedoch auch möglich, die Formgebung zur Herstellung des Formkörpers nach der Copolymerisation, vorzunehmen.
Die erfindungsgemäßen Materialien und Formkörper können für alle Anwendungszwecke verwendet werden, bei denen Biokompatibilität gefordert wird, um Gegenreaktionen beim Eontakt mit dem lebenden Organismus bzw Körperflüssig-
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keiten zu vermeiden. Das Copolymermaterial kann sowohl das gesamte Implantatmaterial bzw den gesamten Formkörper als auch lediglich die entsprechende Oberfläche bilden, die in Kontakt mit Körperflüssigkeiten kommt.
Die erfindungsgemäßen Materialien bzw Formkörper können insbesondere als Gefäßprothesen im venösen und arteriellen System, als Herzprothesen oder Herzklappen, zum Ersatz der Hirnhaut, zur äußeren Einkapselung implantierbarer Vorrichtungen wie von Herzschrittmachern sowie etwa als Katheter oder Außenhülle für Katheter, die in Kontakt mit Körperflüssigkeiten kommen, udgl verwendet werden. Die.erfindungsgemäßen Materialien und Formkörper können ferner zur vorübergehenden Abdeckung bei Hautverlust durch mechanische Schädigung oder bei Verbrennungen oder auch zur Abdeckung offener Wunden verwendet werden. Ferner können die erfindungsgemäßen Materialien und Formkörper auch bei außerhalb des Körpers vorgesehenen Vorrichtungen für biokompatible Kanäle oder Leitungen verwendet werden, durch die Körperflüssigkeiten fließen, beispielsweise bei Herz-Lungen-Maschinen und künstlichen Nieren. Nachdem die Materialien derartiger Geräte
oder Vorrichtungen allgemein die Eigenschaften semipermeabler Membranen aufweisen, können sie als solche in außerhalb des Körpers vorgesehenen Vorrichtungen eingesetzt werden.
Das vorgeformte Polymer kann nicht^porös, mikroporös oder makroporös sein und in Form einer gewebten, gewirkten, gestrickten oder texturierten Struktur vorliegen. Während nach einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung das vorgeformte Polymer über seine gesamte Dicke
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gleichmäßig pfropfcopolymerisiert ist (Block-Pfropfcopolymerisation) , kann das vorgeformte Polymer auch lediglich teilweise an einer oder mehreren seiner Oberflächen bis zu einer bekannten Tiefe von der Oberfläche pfropfcopolymerisiert sein (Oberflächen-Pfropfcopolymerisation). Venn demgemäß ein Formkörper mit hochelastischen Eigenschaften verlangt ist, ist ein block^pfropfcopolymerisiertes Material bevorzugt, während ein oberflächlich pfropfcopolymerisiertes Material ausgewählt wird, wenn ein Formkörper mit hohem Modul und niedriger Elastizität verlangt ist.
Die Pfropfcopolymerisationsreaktion wird vorzugsweise in einem geeigneten Lösungsmittel für das Comonomer durchgeführt, obgleich insbesondere, wenn die Pfropfcopolymerisation lediglich auf der Oberfläche des vorgeformten Polymeren durchgeführt werden soll, das Copolymer in Form einer unverdünnten Flüssigkeit oder eines verdünnten oder unverdünnten Dampfs oder Gases vorliegen kann. Ein bevorzugtes Lösungsmittel für das Comonomer ist Wasser, jedoch können auch andere geeignete Lösungsmittel verwendet werden, in denen die Monomeren gelöst werden können; hierzu gehören Aceton, Methanol, Äthanol, Butanol, Benzol, lylol, Toluol und Hexan sowie Gemische dieser Lösungsmittel in beliebigen Konzentrationsverhältnissen.
Der prozentuale Anteil des Comonomeren im Reaktionsgemisch der Pfropfcopolymerisation liegt vorzugsweise im Bereich von 2 bis 50 Vol.-%. Dem das Comonomer enthaltenden Lösungsmittel oder dem das Comonomer enthaltenden Dampf oder Gas können Kettenübertragungsmittel, Kettenabbruchmittel, Radikalfänger, Oberflächenreinigungsmittel
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und/oder Inhibitoren der Homopolymerisation zugesetzt werden, wie dies bei Pfropfcopolymerisationen üblich ist.
Nach einer bevorzugten Ausführungsform der Pfropfcopolymerisationsreaktion wird das Comonomer in Wasser gelöst, das einen geeigneten Homopolymerisationsinhibitor in einer Menge von 1 bis 20 mol/1 enthält, der unter Kupfer(II)chlorid, Kupfer(II)nitrat, bestimmten organischen Inhibitoren und am bevorzugtesten unter Eisen(II)-sulfat und Kaliumhexacyanoferrat(III) ausgewählt ist.
Die Initiierung der Pfropfcopolymerisation der Monomeren zu den vorgeformten Polymermaterialien geschieht vorzugsweise durch ionisierende Strahlung, jedoch können auch UV-Strahlung, sichtbares Licht, die aktiven Species in einem elektrisch unterhaltenen Gasplasma, Hitze sowie chemische Initiatoren wie organische Peroxide und andere freie Radikale bildende Initiatoren sowie ionische Initiatoren wie Lewis-Säuren angewandt werden. Allgemein ist die nichtchemische Initiierung gegenüber der chemischen Initiierung aufgrund der resultierenden Imprägnierung des Endprodukts mit einem chemischen Initiator bevorzugt. Wenn die Initiierung durch ionisierende Strahlung wie etwa Gammaphotonen oder beschleunigte Elektronen erfolgt, liegt die absorbierte Dosis vorzugsweise zwischen 10* und 1,5·10^ JAg (10^ bis 1,5·106 rd), bezogen auf einen G-Wert von 15»6 (Eisen(III)ionen) bei Anwendung eines Fricke-Dosimetere.
Während die Block-Pfropfcopolymerisation nur durch ionisierende Strahlung initiiert wird, kann die Pfropfcopolymerisation auch durch eines der anderen oben angegebenen
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Verfahren initiiert werden, wobei allerdings die ionisierende Strahlung, die UV-Strahlung und/oder sichtbares Licht bevorzugt sind.
Das prozentuale Pfropfcopolymerisationsverhältnis (Gewicht der äthylenisch ungesättigten Säure wie etwa Acrylsäure, bezogen auf das Gesamtgewicht des jeweils copolymerisierten Produkts, wobei im Pail der Oberflächen-Pfropfcopolymerisation lediglich das Gewicht der copolymerisierten Bereiche berücksichtigt wird) liegt vorzugsweise sowohl für die Block- als auch für die Oberflächen-Pfropfcopolymerisation zwischen 5 und 4-5 %.
Nach der Pfropfcopolymerisation wird das Polymermaterial vom restlichen Reaktionsgemisch, dh von den Lösungsmitteln, dem verbliebenen Monomer, dem Homopolymer, verbliebenen Fängern oder von anderen Additiven, in geeigneter und üblicher Weise abgetrennt. Das als Endprodukt resultierende pfropfcopolymerisierte Material kann in seiner Säureform verbleiben oder auch alternativ dazu in ein Polymetallsalz, vorzugsweise ein Polynatrium-, PoIykalium- oder Polycalciumsalz, umgewandelt und in dieser Form verwendet werden. Das Material kann ferner auch durch beliebige chemische und/oder thermische Behandlungen konditioniert werden, wie sie beispielsweise in der US-PS 4 14-3 218 beschrieben sind.
Wenn das biokompatible Material nach der Pfropfcopolymerisation ausgeformt oder in eine Form gegossen werden soll, kann sich eine in üblicher Weise durchgeführte Formgebung anschließen.
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Das erfindungsgemäße pfropfcopolymerisierte biocompatible Material oder entsprechende Formkörper können vor der Verwendung in bekannter Weise gereinigt und je nach den medizinischen oder chirurgischen Anforderungen in beliebigen extracellulären oder natürlichen Körperflüssigkeiten konditioniert bzw aufbewahrt werden.
Die Erfindung wird im folgenden anhand von Ausführungsbeispielen näher erläutert, die sich auf die Synthese des erfindungsgemäßen biokompatiblen Materials sowie auf invivo-Tests an Batten und Hunden beziehen, aus denen die nur geringe Reaktion des biokompatiblen Materials mit dem Körper lebender Säugetiere hervorgeht.
Beispiel 1; Herstellung eines Materials auf der Basis von Polyäthylen hoher Dichte ( HDPE )
Ein 40 am dicker Film aus HDPE (Densothene, Hersteller Metal Box Company Ltd) wurde mit einer einzigen Lage eines absorbierenden Zwischenlagenmaterials gerollt und in einen senkrechten, aus einer Aluminiumlegierung bestehenden Reaktor eingesetzt, der anschließend bis über die Höhe des gerollten Films mit einer wäßrigen Lösung gefüllt wurde, die 25 Vol.-% Acrylsäure (Handelsqualität, stabilisiert; als AA bezeichnet) und 4 g Eisen(Il)sulfat (analysenrein) pro Liter Monomerlösung enthielt. Der Reaktor wurde mit Inhalt mit einer Flüssigkeitsringpumpe 20 min evakuiert, wonach er wieder mit sauerstofffreiem Stickstoff bis zu einem gerade über Atmosphärendruck liegenden Druck gefüllt und danach verschlossen wurde. Der
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Reaktor mit Inhalt wurde im Anschluß daran bei 20 0C mit Gammastrahlung aus einer Co-Quelle bis zu einer gesamten absorbierten Dosis von 7,3·10^ JAg (7»3·/'Ο^ rd) bei einer Dosisrate von 24,66 WAg (1,48·10^ rdA) bestrahlt. Der pfropfcopolymerisierte Film wurde dann aus dem Reaktor entnommen und automatisch zunächst bei 20 0C mit Leitungswasser, dann bei 20 0C mit N/10 Salζsäurelösung und danach bei 20 0C mit destilliertem Wasser gewaschen und schließlich vor dem Wiederaufrollen auf eine Papierspule warmluftgetrocknet.
Der Anteil der pfropfcopolymerisierten Acrylsäure betrug 27,3 Gew.-%, bezogen auf das Gewicht des resultierenden Copolymeren, und bestand, soweit dies feststellbar war, aus einem homogenen Pfropfmaterial. Die resultierende 'trockene' Dicke des Copolymerfilms betrug 50 tun; der Gleichgewichts-Wassergehalt bei Raumtemperatur wurde zu 19 Gew.-% ermittelt, wobei gegenüber dem vorgeformten ursprünglichen Polyäthylenfilm eine leichte Quellung in der Filmbreite und -länge vorlag.
Die Pfropfcopolymerisationen der folgenden Beispiele wurden in gleicher Weise wie in Beispiel 1 durchgeführt, wobei die in den jeweiligen Beispielen angegebenen Abweichungen vorlagen.
Beispiel 2: Polyäthylen niedriger Dichte (LDPE)
Ein LDPE-FiIm von 38 um Dicke ("Diothene", Hersteller Metal Box Company Ltd) wurde wie in Beispiel 1 mit dem
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Unterschied copolymerisiert, daß die gesamte Dosis bei 24 0C 6·103 JAg (0,6 ftrd) bei einer Dosisrate von 2,28 WAg (0,0137 Mrd/h) betrug. Das als Endprodukt erhaltene Copolymer besaß eine Dicke von 32 Mm und war mit 31»9 Gew.-% AA gepfropft. Das Material besaß eine Wasseraufnahme von 20 Gew.-%.
Beispiel 3- Gegossener Polypropylenfilm (CPP)
Ein CPP-FiIm von 32 um Dicke (Hersteller Shorko Films Ltd) wurde wie in Beispiel 1 mit dem Unterschied copolymerisiert, daß die Gesamtdosis 1,32*10^ JAg (1,32 Mrd) bei einer Dosisrate von 2,2 WAg (0,0132 Mrd/h) betrug. Das als Endprodukt erhaltene Copolymer besaß eine Dicke von 38 yum, war zu 33»5 Gew.-% AA gepfropft und besaß eine Wasseraufnahme von 27 Gew.-%.
Beispiel 4: Poröses Polypropylen (PPP)
Ein PPP-FiIm von 25 yum Dicke ("Celgard", Hersteller Celanese) wurde wie in Beispiel 1 mit dem Unterschied copolymerisiert, daß die Pfropflösung 30 Gew.-% Acrylsäure und 8 g pro Liter Eisen(II)sulfat enthielt.
Die gesamte Strahlungsdosis betrug 10 JAg (1,0 Mrd) bei einer Dosisrate von 75 WAg (0,45 Mrd/h). Das als Endprodukt erhaltene Copolymer besaß eine Dicke von 28 um, war zu 24,5 Gew.-% mit AA gepfropft und wies eine Wasseraufnahme von 60 Gew.-% auf.
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Beispiel 5: Polytetrafluorethylen (PTFE)
Ein PTFE-PiIm von 25 ;um Dicke (Polypenco Ltd) wurde wie in Beispiel 1 mit dem Unterschied copolymerisiert, daß die Pfropflösung aus einer 12,5 gew.-%igen wäßrigen Lösung von AA mit 7 g/l Kaliumhexacyanoferrat(III) bestand. Sie Gesamt-Strahlungsdosis betrug 7,5 χ 10 J/kg (0,75 Mrd) bei einer Dosisrate von 1,95 W/kg (0,0117 Mrd/h)
Das Pfropfcopolymer wurde durch Wärmebehandlung in Glycerin bei 102 0C in die Kaliumsalzform umgewandelt. Die resultierende Filmdicke betrug 25yum. Der Pfropfungsgrad mit AA betrug 19,4 Gew.-%, die Wasseraufnahme 23 Gew.-%.
Beispiel 6; Polyätherurethan (Pu)
Ein Pu-FiIm von 29/um Dicke (medizinische Qualität) wurde wie in Beispiel 1 mit dem Unterschied copolymerisiert, daß die wäßrige Lösung von 30 Vol.-% Acrylsäure (AA, Handelsqualität, stabilisiert) enthielt und die Gesamt-Strahlungsdosis bei einer Dosisrate von 2,13 w/kg (O,O128 Mrd/h) 9,3 χ 103 J/kg (9,3 χ 105 rd) Rad betrug.
Das als Endprodukt erhaltene Copolymer besaß eine Dicke von 32 Aim, war zu 28,6 Gew.-% mit AA gepfropft und zeigte eine Vasseraufnahme von 33 Gew.-%.
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Beispiel 7: Herzklappe aus Pu
Eine fertige Herzklappe mit einem Blättchen mit drei Spitzen und einer mittleren Dicke des flexiblen Pu-Teils von 60 yum wurde wie in Beispiel 1 mit dem Unterschied copolymerisiert, daß die Gesamtdosis bei einer Dosisrate von 2,33 W/kg (0,014 Mrd/h) 6,7 χ 103 j/kg (0,67 Mrd) betrug.
Die resultierende Herzklappe besaß auf beiden Oberflächen der Spitzen eine heterogene bzw oberflächliche Pfropfschicht und ein resultierendes Pfropfungsgewicht von 4,2 %.
Es wurde festgestellt, daß die Pfropfcopolymerisation nur eine minimale Auswirkung auf die mechanischen Schlageigenschaften der Klappe besaß, wobei zugleich hinsichtlich der Thrombusbildung verbesserte Eigenschaften vorlagen.
Beispiel 8: Polydimethylsiloxan (PDMS)
Eine poröse, aus PDMS bestehende Siliconfolie von 1000 lim Dicke (Dow Corning, medizinische Qualität) wurde wie in Beispiel 1 mit dem Unterschied copolymerisiert, daß die wäßrige Lösung 30 Vol.-% AA (Handelsqualität, stabilisiert) enthielt. Das als Endprodukt erhaltene Copolymer besaß eine Dicke von 1600 um, war zu 35,2 Gew.-% mit AA gepfropft und besaß eine Wasseraufnähme von 159 Gew.-%.
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Beispiel 9: Polyamid 12 (Nylon-12)
Ein flylon-12-Film (Grilon Plastics) vurde wie in Beispiel 1 mit dem Unterschied copolymerisiert, daß die wäßrige Lösung 75 Vol.-% AA (Handelsqualität, stabilisiert) enthielt und die Gesamtdosis bei einer Dosisrate von 2,23 W/kg (0,0134 Mrd/h) 6,4 χ 103 J/kg (0,64 Mrd) betrug.
Das als Endprodukt erhaltene Copolymer war zu 34-, 3 Gew.-% mit AA gepfropft.
Beispiel 10; Polyamid 6 (Nylon~6)
Ein Nylon-6-Film wurde wie in Beispiel 1 mit dem Unterschied copolymerisiert, daß die wäßrige Lösung 5 Vol.-% AA (Handelsqualität, stabilisiert) enthielt und die Gesamtdosis bei einer Dosisrate von 5 W/kg (0,03 Mrd/h) 6 χ 103 J/kg (0,6 Mrd) betrug.
Das als Endprodukt erhaltene Copolymer war zu 22,5 Gew.-% mit AA gepfropft.
Beispiel 11: Polyamid 11 (Nylon-11)
Ein Nylon-11-Film wurde wie in Beispiel 1 mit dem Unterschied copolymerisiert, daß die wäßrige Lösung 30 Vol.-% AA (Handelsqualität, stabilisiert) enthielt und die Gesamtdosis bei einer Dosisrate von 5 w/kg (O,O3 Mrd/hJ 7 χ 10 J/kg (0,7 Mrd) betrug.
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Das als Endprodukt erhaltene Copolymer war zu 37»4 Gew.-% mit AA gepfropft.
Die in den obigen Beispielen angegebenen Materialien wurden durch Implantation in Ratten auf ihre Biokompatibilität geprüft; eine Kontrolluntersuchung wurde durch Einpflanzen eines im Handel erhältlichen herkömmlichen Materials (gewirkter Doppelvelour-Polyester 'Microvel1, Meadox Medicals Inc.) vorgenommen.
Die Materialien wurden in 1 cm große Stücke geschnitten und durch 48 h Einlegen in sterile Natriumlactatlösung (Hartmans Solution BP) zur Implantation vorbereitet. Die Materialien wurden anschließend mit Ultraschall gereinigt, wobei die gläsernen Behälter 30 min in ein Beschallungsbad eingesetzt und danach sechsmal mit steriler Hartman1s-Lösung gespült wurden. Die Stücke wurden anschließend zwischen sterile Tupfer gebracht, verpackt und autoklaviert, so daß sie sich unmittelbar vor der Implantation in einem hydratisieren Zustand befanden.
Die Implantation wurde an folgenden Stellen vorgenommen:
1. Etwa auf der Hohe des vierten Lendenwirbels wurde ein Einschnitt in die Scheide des Sacrospinalis-Muskels gemacht und das Materialquadrat so tief wie möglich in den Muskel eingesetzt;
2. ein weiteres Stück wurde in den Peritonealhohlraum eingesetzt;
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3. ein drittes Stück wurde unmittelbar neben der Einschnittstelle subkutan Implantiert.
Sie Batten wurden mit Pentobarbiton-Natrium (Sagatal, 600 mg/ml i.p.) anästhetisiert; die beiden kleinen Einschnitte wurden mit 2,5 Abralon-umsponnener Seide zugenäht, die Stiche wurden nicht entfernt.
Lediglich in 3 Fällen, die unten erläutert sind, wurde eine Gegenreaktion festgestellt. Eine Ratte starb 3 h nach der Implantation an einer Überdosis des Anästhetikums, eine weitere starb nach 30 Tagen, deren Kadaver jedoch nicht zur postmortalen Untersuchung aufbewahrt wurde.
Die Biokompatibilitäts-Tests wurden an 2 Gruppen zu je 20 Ratten durchgeführt, wobei 4- Ratten jeder Gruppe eines der getesteten Materialien implantiert erhielten. Die Kontrollgruppe bestand aus 8 Ratten von 150 bis 200 g Korpergewicht und einem Alter von 6 Monaten. Die Biokompatibilität s-Tests wurden an zwei Gruppen zu je 20 Ratten durchgeführt, die jeweils 18 Monate alt waren und ein Korpergewicht von 350 g besaßen.
Die nachfolgenden Beispiele beziehen sich auf die Ergebnisse von post-mortem-Untersuchungen nach dem Töten der Tiere nach 6 Wochen und ihre Interpretation; hierbei ist festzustellen, daß die erfindungsgemäßen Materialien bzw Formkörper in überraschender und bemerkenswerter Weise nur wenig Anzeichen auf eine Reaktion der Säugetier-Wirtsorganismen auf ihr Vorliegen ergaben. Allgemein bedeutet im folgenden eine fehlende Erwähnung eines an
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einer bestimmten Stelle implantierten MaterialStücks, daß im betreffenden Tier an dieser Stelle keine Gegenreaktion festgestellt wurde. Ferner ist festzustellen, daß die eingesetzten Materialien sämtlich zumindest durchscheinend sind, wobei beim Fehlen einer biologischen Reaktion, beispielsweise der Bildung von Blutgerineein, ihre Lokalisation im tierischen Körper sehr schwierig sein kann.
Beispiel 12; Erste Ratten-Testgruppe
(a) HDPE/AA (nach Beispiel 1 hergestelltes Material)
Ratte
Nr.
1 Das Muskelimplantat war in das Subkutangewebe eingewandert und leicht eingewachsen. Kein Peritonealimplantat aufgefunden. Subkutanes Implantat leicht haftend.
2 Keine Gegenreaktionen festgestellt.
3 Der Einstichreaktion entsprechender Subkutantumor an der Laparotomie-Einschnittstelle. Peritonealimplantat unter der Diaphragmenfläche haftend.
4· Muskelimplantat in das Subkutangewebe gewandert. Subkutanimplantat stark anhaftend.
(b) LDPE/AA (nach Beispiel 2 hergestelltes Material)
Ratte
Nr.
Subkutanimplantat nicht sichtbar, jedoch 030022/0625
möglicherweise im zur histologischen Untersuchung entnommenen Gewehe. Feritonealimplantat unter den rechten Leberlappen gewandert, predunculierte Verbindung.
2 Muskelimplantat in das Subkutangewebe gewandert. Peritonealimplantat hei geringer fibröser Reaktion an der Ileumschleife haftend. Blasse, leicht vergrößerte Leber.
3 Kein Anzeichen des Feritonealmaterials.
4 Keine Gegenreaktionen festgestellt.
(c) CPP/AA (nach Beispiel 3 hergestelltes Material)
Bat te Nr.
1 Keine Gegenreaktionen festgestellt.
2 Peritonealimplantat an der Leber sowie am Diaphragma unter der linken Wölbung haftend.
3 Peritonealimplantat am Diaphragma haftend. 4- Peritonealimplantat frei.
(d) PPP/AA (nach Beispiel 4 hergestelltes Material)'
Ratte Nr.
Muskelimplantat herausgefallen, Material vollständig ausgetrocknet. Subkutanimplantat vollständig ausgetrocknet.
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2 Perltonealimplantat frei.
3 Tier starb 3 h nach der Implantation an Überdosis des Anästhetikums.
4 Tier starb 30 Tage nach der Implantation; wegen nicht durchgeführter post-morteu-Untersuchung Ursache unbekannt.
(e) PTPE/AA (nach Beispiel 5 hergestelltes Material)
Ratte Nr.
1 ) Kein Peritonealimplantat gefunden. Keine makro·
2 < skopische Evidenz des Materials, keine Haftung
3 ) und kein Anzeichen für eine Rritonitis.
4 Subkutanimplantat etwa 2,5 cm von der Implantationsstelle seitlich gewandert. Keine Haftung festgestellt.
Beispiel 13: Zweite Testgruppe (20 Ratten)
(a) HDPE/AA (nach Beispiel 1 hergestelltes Material)
Ratte Nr.
1 Peritonealimplantat am größeren Omentum haftend.
2 Subkutanimplantat ausgetrocknet und nicht haftend. Kleine Umstellungsreaktion am Bauch.
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Feritonealimplantat ausgetrocknet und lose in der Bauchhöhle.
Feritonealimplantat ausgetrocknet und unter dem rechten Lappen am Diaphragma haftend.
4· Muskelimplantat völlig ausgetrocknet und bei der Incision ausgefallen. Feritonealimplantat am größeren Omentum haftend. Hämorrhagisches Aussehen beim Implantat. Bereich einer Stichreaktion um das rechte Abdomen, Schnitt zur histologischen Untersuchung entnommen. Leber sehr zerreibbar.
(b) LDPE/AA (nach Beispiel 2 hergestelltes Material)
Ratte Nr.
Muskelimplantat in das Subkutangewebe gewandert. Feritonealimplantat im größeren Omentum.
Feritonealimplantat am größeren Omentum haftend.
Muskelimplantat nicht aufgefunden. Feritonealimplantat am größeren Omentum haftend.
4- Feritonealimplantat am Ileum haftend.
(c) CPP/AA (nach Beispiel 3 hergestelltes Material)
Ratte Nr.
Muskelimplantat ziemlich trocken und lose
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liegend. Subkutanimplantat freiliegend, keine Reaktion. Kein Peritonealimplantat aufgefunden.
Muskelimplantat in das Subkutangewebe gewandert. Subkutanimplantat gewandert und nicht haftend. Peritonealimplantat frei im Hohlraum schwimmend.
Muskelimplantat in das Subkutangewebe gewandert. Subkutanimplantat gewandert und zu einer engen Materialrolle aufgerollt. Peritonealimplantat nicht aufgefunden.
Alle Stücke aufgefunden; sämtlich nicht haftend.
Anmerkung: Dieses Material ist nahezu transparent, weshalb eine Lokalisation im Peritonealhohlraum schwierig ist.
(d) PPP/AA (nach Beispiel 4 hergestelltes Material)
Hatte
Nr.
Peritonealimplantat unter dem Diaphragma haftend. Leber sehr zerreibbar.
Kein Peritonealimplantat aufgefunden·
Weder Muskelimplantat noch Subkutanimplantat aufgefunden.
4- Alle Stücke aufgefunden.
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(β) ΡΤΡΕ/ΑΑ (nach Beispiel 5 hergestelltes Material)
Ratte
Nr.
Peritonealimplantat an der Abdomenwand haftend.
Unsicher, ob sich das Material im Einschnitt des ausgewählten Muskels befindet; keine Anzeichen für eine Migration. Peritonealimplantat am Caecum haftend.
Peritonealimplantat nicht aufgefunden.
Peritonealimplantat am größeren Omentum haftend.
Beispiel 14: Kontrollversuche
Eine Kontrollgruppe von 8 Ratten wurde mit Implantaten aus Doppelvelourpolyester (Dacron Microvel, Meadox Corporation) getestet.
Sämtliche Stücke des implantierten Materials hafteten am Gewebe.
Subkutanimplantat:
Implantat trocken und hart, wie an einer derartigen Stelle zu erwarten war. Sämtliche Stücke mit einer dünnen Schicht von gewachsenem Gewebe bedeckt. Kontrollprobe 6 wies an einer Ecke des implantierten Materials eine kleine Zyste bzw einen Abszeß auf, der nicht durch die
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Stichreaktion bedingt war. Kein Anzeichen für eine Infektion im umgebenden Gewebe.
Peritonealimplantat:
In den meisten Fällen am kleineren Omentum haftend und mit einer dünnen Gewebeschicht bedeckt. Keine Gegenreaktion.
Muskelimplantat:
Migration des Implantats, wie aufgrund der Größe des Implantats im Verhältnis zur Größe der Muskelscheide zu erwarten war. Diese Implantatsteilen zeigten den höchsten Anteil einer Fibröse, die jedoch nicht übermäßig war. Kontrollversuch C1 fiel aus, da die Stiche von der Ratte entfernt worden waren und das Implantat vor dem Wiedervernähen offenbar verlorengegangen war.
Leber:
Gesund bei allen 8 Tieren.
Nieren:
In allen Fällen gesundes Aussehen; bei Versuch C7 etwa 1 cm distal von der linken Niere eine kleine Zyste bzw ein kleiner Abszeß eingebettet im umgebenden Fettgewebe.
Die histologischen Unterschiede zwischen der Gewebereaktion auf das getestete Material im Vergleich zum Kontrollmaterial waren folgende:
a) Die fibröse Kapsel ist erheblich dünner, beispielsweise bei der intramuskulären Implantation 40 aim für
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Material 4 gegenüber 100 Jim für das Dacron-Velourmaterial.
b) Das Kollagen ist dichter gepackt, auch liegt mehr reifes Kollagen in den die Testmaterialien umgebenden Kapseln vor.
c) Minimale celluläre Infiltration neben den Fibroblasten um die Testmaterialien, während 3 Monate danach eine beträchtliche Infiltration von Lymphocyten und Makrophagen sowie das Auftreten vielkerniger Riesenzellen um das Eontrollmaterial herum festgestellt wurden.
Aus den obigen Ergebnissen geht hervor, daß die erfindungsgemäßen Materialien und Formkörper eine erheblich höhere Biokompatibilität gegenüber herkömmlicherweise zur Herstellung von Prothesen und ähnlichen Formkörpern herangezogenen Materialien aufweisen.
Beispiel 15: Thrombogentest
Gesunde ausgewachsene und von einer zugelassenen Bezugsquelle bezogene Beagle-Hunde wurden für sämtliche Thrombogenitätetests herangezogen. Ein in-vivo-Versuch wurde durchgeführt, wobei die in den Beispielen 1 und 2 angegebenen Materialien verwendet wurden. Das Material wurde jeweils in 2 Hunde implantiert, die 2 h unter Anästhesie am Leben gehalten wurden. Die Materialien wurden in 4 χ 4 cm große Stücke
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geschnitten und in Natriumlactatlösung (Hartman*s Lösung B. P.), die der Körperflüssigkeit nahekommt, 24 h vor dem Einsetzen aufbewahrt. Zur Entfernung bestimmter Stoffe von den Materialien wurde kein spezielles Reinigungsverfahren angewandt, jedoch waren sämtliche bei der Handhabung verwendeten Behälter und Instrumente ultraschallgereinigt.
Die Tiere wurden mit 5 % Thiopentonnatrium i. v. anästhetisiert und mit einem Beatmungsgerät unter Sauerstoff/TSToO gehalten. Die Brust wurde durch rechte Thorakotomie geöffnet; danach wurde das Pericardium geöffnet und ausgenäht. Nach dem Abklemmen der Vorhofseite wurde ein etwa 20 χ 25 mm großes Stück herausgeschnitten. Das Materialstück wurde elliptisch zugeschnitten und mit 6/0 Prolen (monofilamentäres Polypropylen) an das Atrium genäht. Nach der Entfernung der Klammer wurde die übliche chirurgische Verfahrensweise angewandt, bei der ein Tupfer fest am Implantat gehalten wurde. Dabei wurde festgestellt, daß die Nahtlinie innerhalb von 5 min dicht wurde, wobei die Nadellöcher erheblich schneller als mit üblichem, aus Polyestervelour bestehendem Implantatmaterial verschlossen wurden. Nach 2 h wurden das Implantat sowie das umgebende Gewebe entfernt.
Die Versuchsergebnisse waren ausreichend gut, um eine genauere Untersuchung mit einer dreiwöchigen Überlebenszeit zu erlauben. Die in den Beispielen 3, 4- und 5 angegebenen Materialien wurden bei dieser Gruppe von Versuchen ebenfalls eingesetzt.
Ein gewebter Polyestervelour (Microvel, Meadow
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Corporation) wurde zur Eontrolle in 2 Hunde implantiert. Diese für die Überlebens-Implantationstests verwendeten Materialien wurden in gleicher Weise wie für die Rattenversuche hergestellt, wobei unter völlig sterilen Bedingungen verfahren wurde. Ferner wurde in gleicher Weise wie bei den auf eine Überlebenszeit von 2 h bezogenen Versuchen verfahren; wenn die Nahtlinie zu nässen aufgehört hatte, wurde der Brustkorb wieder geschlossen, wobei in der rechten Pleurahöhle 3 bis 4- h eine Drainage belassen wurde. Die Hunde wurden bis zur Entfernung der Drainage sediert gehalten. Anschließend wurden die Tiere wieder zu sich kommen gelassen, wobei sie während der ersten 24- h dauernd überwacht wurden.
Ein durch das chirurgische Verfahren bedingter Todesfall trat auf; 4- Hunde mit jedem Material überlebten und waren während der 3 Wochen Versuchsdauer ohne Komplikationen gesund.
Die erste Untersuchung nach der Tötung zeigte eine geringe Thrombusbildung bei 11 Hunden, wobei 1 Hund der Gruppe mit Material 3 eine große Thrombusmenge aufwies, die 85 % der Oberfläche des eingesetzten Stücks bedeckte. Nieren und Leber zeigten bei keinem der 12 Tiere auffällige Veränderungen.
Die zu Vergleichszwecken herangezogenen Microvel-Implantate zeigten Schädigungen an den oberen und unteren Kanten, wobei ein haftender Thrombus ohne intimale Abdeckung über die Fläche des eingesetzten Stücks festgestellt wurde. Leber und Nieren besaßen normales Aussehen.
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Insgesamt ergibt sich, daß die untersuchten erfindungsgemäßen Materialien an der ausgewählten Stelle im Hinblick auf ihre niedrige Thrombogenität und ihre hohe Biokompatibilität den gegenwärtig chirurgisch am meisten verwendeten herkömmlichen Materialien deutlich überlegen waren.
Die Erfindung betrifft zusammengefaßt chirurgische Materialien und Formkörper, die zumindest an ihrer Oberfläche ein hydrophiles thermoplastisches Pfropfcopolymer aufweisen, das ein durch Pfropfcopolymerisation einer unter Acrylsäure und alkylsubstituierten Acrylsäuren ausgewählten äthylenisch ungesättigten Carbonsäure auf einem Grundpolymer aufgebrachtes Pfropfpolymer darstellt.
Das Grundpolymer wird vorzugsweise unter Polyolefinen, insbesondere Polyäthylen und Polypropylen, teilweise und vollständig fluorierten Polyolefinen und besonders Polytetrafluoräthylen und Polyätherurethanen ausgewählt.
Die Pfropfcopolymerisation der Monomeren auf das Grundpolymer wird vorzugsweise durch ionisierende Strahlung, insbesondere Gammastrahlung, initiiert. Die Reaktion wird vorzugsweise in einer wäßrigen Lösung sowie in Gegenwart eines Homopolymerisationsinhibitors wie Eisen(II)sulfat oder Kaliumhexacyanoferrat(III) vorgenommen.
Das Grundpolymer kann sowohl über seine gesamte Dicke als auch nur bis zu einer bekannten Dicke an einer oder mehreren Oberflächen pfropfcopolymerisiert werden. Das erstere Material besitzt hohe Elastizitätseigenschaften, während das letztere geringe Elastizität und einen
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niederen Modul aufweist.
Das erfindungsgemäße Material kann zB für Prothesen ,
insbesondere Vaäculärprothesen, Wundverbandmaterial ^Insbesondere für die Behandlung von Hautverlusten und offenen Wunden, sowie für außerhalb des Körpers vorgesehene, Körperflüssigkeiten behandelnde Vorrichtungen, bei denen Oberflächen mit Körperflüssigkeiten in Kontakt kommen , vorteilhaft eingesetzt werden.
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Claims (1)

Ansprüche
1. Biokompatibles chirurgisches Material, dadurch gekennzeichnet,
daß es zumindest auf seiner Oberfläche ein hydrophiles thermoplastisches Pfropfcopolymer aufweist, das aus einer auf ein Grundpolymer durch Pfropfcopolymerisation aufgepfropften athylenisch ungesättigten Carbonsäure besteht.
2. Biokompatibles Material nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß es aus dem hydrophilen thermoplastischen Pfropfcopolymer besteht.
3. Material nach Anspruch 1 oder 2, gekennzeichnet durch Acrylsäure oder eine alkylsubstituierte Acrylsäure, insbesondere Methacrylsäure, als äthylenisch ungesättigte Carbonsäure.
4-, Material nach einem der Ansprüche 1 bis 3» dadurch gekennzeichnet, daß das Grundpolymer aus mindestens einem unter Polyolefinen, partiell oder vollständig fluorierten Polyolefinen, Polyätherurethanen, Polydimethylsiloxanen, Polyäthelynglycolterephthalaten, Polyamiden, Polyacrylnitrilen, Polymeren auf Cellulosebasis, Polyvinylchloriden, Polyvinylidenchloriden, Polyvinylalkoholen, Polyäthylenglycolen, Polyvinylpyrrolidonen und Copolymeren von Monomeren von einem
-SP/Nu
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oder mehreren dieser Polymeren ausgewählten Polymer besteht.
5« Material nach Anspruch 4 , dadurch gekennzeichnet, daß das Grundpolymer aus einem oder mehreren unter Polyäthylen, Polypropylen, Polytetrafluorethylen, partiell fluorierten Polyolefinen, Copolymeren der Monomeren von einem oder mehreren dieser Polymeren sowie PoIyätherurethanen ausgewählten Polymer besteht.
6. Material nach einem der Ansprüche 1 bis5 , dadurch gekennzeichnet, daß das Grundpolymer mit der äthylenisch ungesättigten Carbonsäure blockpfropfcopolymerisiert ist.
7. Material nach einem der Ansprüche 1 bis 5 , dadurch gekennzeichnet, daß das Grundpolymer an der Oberfläche mit der äthylenisch ungesättigten Carbonsäure pfropfcopolymerisiert ist.
. Material nach einem der Ansprüche 1 bis 7 , dadurch gekennzeichnet, daß der Anteil der Pfropfcopolymerisation der copolymerisierten Bereiche 5 bis 4-5 Gew.-% beträgt.
9. Formkörper, dadurch gekennzeichnet, daß sie aus dem Material nach einem der Ansprüche 1 bis 8 bestehen.
10, Formkörper nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß er eine Vaskulärprothese darstellt.
Ü30Ö22/062S
1. Verwendung der Materialien nach einem der Ansprüche 1 bis 8 als oder für implantierbare Prothesen, Wundabdeckungs- und Verbandmaterial sowie als Material für außerhalb des Körpers vorgesehene Vorrichtungen, bei denen Oberflächen mit Körperflüssigkeiten in Kontakt kommen.
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Families Citing this family (65)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3129744A1 (de) * 1981-07-28 1983-03-10 Hoechst Ag, 6000 Frankfurt Fuer fluessigkeiten sowie gase selektiv-durchlaessige formkoerper aus fluorgruppen enthaltendem copolymerisat, die zugleich oleophob und oleophil sind
FR2513112A1 (fr) * 1981-09-24 1983-03-25 Commissariat Energie Atomique Prothese articulaire amelioree en polymere et son procede de preparation
US4481009A (en) * 1982-05-13 1984-11-06 American Hospital Supply Corporation Polymer incorporation into implantable biological tissue to inhibit calcification
US4610690A (en) * 1983-02-22 1986-09-09 Mentor Corporation Rupture resistant prosthesis with bonded surface layer and method of forming same
JPS59192366A (ja) * 1983-04-15 1984-10-31 住友電気工業株式会社 人工心臓弁
JPS6058208A (ja) * 1983-09-09 1985-04-04 Kurabo Ind Ltd フイルタ−エレメントとその製法
SE8305444L (sv) * 1983-10-04 1985-04-05 Vilhelm Einar Stellan Hjerten Bakterieavvisande ytor
US4687482A (en) * 1984-04-27 1987-08-18 Scripps Clinic And Research Foundation Vascular prosthesis
JPS60227763A (ja) * 1984-04-27 1985-11-13 筏　義人 抗血栓性医用材料
JPS60261460A (ja) * 1984-06-11 1985-12-24 株式会社　高研 コラ−ゲンとポリ―α―アミノ酸膜から成る人工皮膚
FR2565826A1 (fr) * 1984-06-19 1985-12-20 Aerospatiale Procede pour la realisation d'une piece implantable par voie chirurgicale dans un organisme et piece ainsi obtenue
US4559054A (en) * 1984-08-09 1985-12-17 Research Corporation Rate-controlled drug release system
JPS6192666A (ja) * 1984-10-15 1986-05-10 東レ株式会社 人工血管
EP0187358A3 (de) * 1984-12-24 1987-03-18 Kurashiki Boseki Kabushiki Kaisha Filterelement und seine Herstellung
US4795475A (en) * 1985-08-09 1989-01-03 Walker Michael M Prosthesis utilizing salt-forming oxyacids for bone fixation
US4729139A (en) * 1985-11-05 1988-03-08 Baxter Travenol Selective incorporation of a polymer into implantable biological tissue to inhibit calcification
US4770665A (en) * 1985-11-05 1988-09-13 American Hospital Supply Corporation Elastomeric polymer incorporation into implantable biological tissue to inhibit calcification
US4836884A (en) * 1986-02-17 1989-06-06 Telectronics N.V. Implantable materials
US4646730A (en) * 1986-05-23 1987-03-03 Johnson & Johnson Products, Inc. Color stabilized hydrogel dressing and process
HU196317B (en) * 1986-09-26 1988-11-28 Muanyagipari Kutato Intezet Process for producing layered medicine form of prolonged effect containing agent resorpting through epidermis
US4897433A (en) * 1986-12-08 1990-01-30 Japan Atomic Energy Research Inst. Process for producing an anti-thrombogenic material by graft polymerization
FR2610326B1 (fr) * 1987-02-02 1989-05-05 Saint Gobain Vitrage Couche transparente en polyurethane resistant a l'embuage, procede de fabrication et vitrage muni de cette couche
JP2582771B2 (ja) * 1987-04-07 1997-02-19 三井石油化学工業株式会社 熱可塑性エラストマー積層レザー
GB8709498D0 (en) * 1987-04-22 1987-05-28 Bay M Wound dressing
DE3788062D1 (de) * 1987-05-12 1993-12-09 Christian Dr Med Mittermayer Verfahren zur Besiedlung einer Polymeroberfläche mit menschlichen Gefässinnenhautzellen.
JP2836878B2 (ja) * 1988-08-24 1998-12-14 スリピアン，マービン，ジェイ 生分解性高分子材料による管腔内封止
US5575815A (en) * 1988-08-24 1996-11-19 Endoluminal Therapeutics, Inc. Local polymeric gel therapy
US5749915A (en) * 1988-08-24 1998-05-12 Focal, Inc. Polymeric endoluminal paving process
US5328471A (en) * 1990-02-26 1994-07-12 Endoluminal Therapeutics, Inc. Method and apparatus for treatment of focal disease in hollow tubular organs and other tissue lumens
US5213580A (en) * 1988-08-24 1993-05-25 Endoluminal Therapeutics, Inc. Biodegradable polymeric endoluminal sealing process
US5843156A (en) 1988-08-24 1998-12-01 Endoluminal Therapeutics, Inc. Local polymeric gel cellular therapy
US4959150A (en) * 1988-09-26 1990-09-25 Pall Corporation Fluid treatment system having low affinity for proteinaceous materials
GB8901733D0 (en) * 1989-01-26 1989-03-15 Cardio Carbon Ltd Vitreous carbon artefacts
US4990357A (en) * 1989-05-04 1991-02-05 Becton, Dickinson And Company Elastomeric segmented hydrophilic polyetherurethane based lubricious coatings
US5100422A (en) * 1989-05-26 1992-03-31 Impra, Inc. Blood vessel patch
US5104400A (en) * 1989-05-26 1992-04-14 Impra, Inc. Blood vessel patch
US5152782A (en) * 1989-05-26 1992-10-06 Impra, Inc. Non-porous coated ptfe graft
US4955899A (en) * 1989-05-26 1990-09-11 Impra, Inc. Longitudinally compliant vascular graft
US5183663A (en) * 1989-06-07 1993-02-02 Hercules Incorporated Treating skin lesions
US4921654A (en) * 1989-09-18 1990-05-01 Cuno, Incorporated Low protein binding membrane
CA2031406C (en) * 1989-12-21 2002-05-28 Paolo Galli Graft copolymers of polyolefins and a method of producing same
IT1240111B (it) * 1990-02-21 1993-11-27 Sorin Biomedica Spa Anello di sutura per protesi valvolari cardiache
US5533992A (en) * 1990-12-31 1996-07-09 Patel; Indrajit Material for medical grade products and products made therefrom
US5474089A (en) * 1991-06-26 1995-12-12 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Department Of Health And Human Services Method and device for reversible sterilization
AU4033893A (en) * 1992-04-24 1993-11-29 Polymer Technology Group, Inc., The Copolymers and non-porous, semi-permeable membrane thereof and its use for permeating molecules of predetermined molecular weight range
US5278200A (en) * 1992-10-30 1994-01-11 Medtronic, Inc. Thromboresistant material and articles
US5334201A (en) * 1993-03-12 1994-08-02 Cowan Kevin P Permanent stent made of a cross linkable material
EP0672424A1 (de) * 1994-03-16 1995-09-20 Teijin Limited Gammastrahlensterilisierungsverfahren von einem Hämodialysator mit semipermeablen Polymermembranen
DE19641335A1 (de) * 1996-10-08 1998-04-09 Inst Textil & Faserforschung Triblockterpolymer, seine Verwendung für chirurgisches Nahtmaterial und Verfahren zur Herstellung
DE19641334A1 (de) * 1996-10-08 1998-04-09 Inst Textil & Faserforschung Triblockterpolymer, seine Verwendung für medizinische Produkte und Verfahren zur Herstellung
US5916974A (en) * 1997-12-18 1999-06-29 Montell North America Inc. Morphology control in polypropylene graft copolymers
KR100280352B1 (ko) * 1998-05-07 2001-02-01 박호군 인공관절용초고분자량폴리에틸렌의표면개질방법
US6358557B1 (en) * 1999-09-10 2002-03-19 Sts Biopolymers, Inc. Graft polymerization of substrate surfaces
AU773803B2 (en) * 2000-02-18 2004-06-10 Isotis N.V. Plug for insertion into a bone canal
DE60120960T2 (de) * 2000-05-12 2007-02-01 Logstar Ror A/S Beschichtungszusammensetzung für polyethylen
GB2363115A (en) * 2000-06-10 2001-12-12 Secr Defence Porous or polycrystalline silicon orthopaedic implants
US20020147282A1 (en) * 2000-09-11 2002-10-10 Mayes Anne M. Graft copolymers, methods for grafting hydrophilic chains onto hydrophobic polymers, and articles thereof
AUPR298901A0 (en) 2001-02-07 2001-03-08 McComb Foundation, Inc., The Cell suspension preparation technique and device
US20050042612A1 (en) * 2001-07-30 2005-02-24 Hubbard Michael Anthony Graft polymer martrices
US20040024463A1 (en) * 2001-08-27 2004-02-05 Thomas James C. Expandable implant for partial disc replacement and reinforcement of a disc partially removed in a discectomy and for reduction and maintenance of alignment of cancellous bone fractures and methods and apparatuses for same
WO2003030957A1 (de) * 2001-10-11 2003-04-17 Straumann Holding Ag Osteophile implantate
US8505745B2 (en) * 2006-04-11 2013-08-13 Massachusetts Institute Of Technology Fouling resistant membranes formed with polyacrylonitrile graft copolymers
WO2009097218A1 (en) 2008-01-28 2009-08-06 Biomet 3I, Llc Implant surface with increased hydrophilicity
EP2323707A4 (de) * 2008-08-22 2012-06-13 Agency Science Tech & Res Herstellung und verwendung von zusammengesetzten gerüsten
AU2013205148B2 (en) 2013-03-14 2014-10-30 AVITA Medical Americas, LLC Systems and methods for tissue processing and preparation of cell suspension therefrom

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB1141271A (en) * 1966-05-20 1969-01-29 Mosckovsky Textilny Inst Hemostatic material
US3663288A (en) * 1969-09-04 1972-05-16 American Cyanamid Co Physiologically acceptible elastomeric article
US3839743A (en) * 1972-04-21 1974-10-08 A Schwarcz Method for maintaining the normal integrity of blood
US3943045A (en) * 1972-03-13 1976-03-09 Special Polymers Limited Irradiation of hydrophilic and hydrophobic monomers to produce hydrophilic copolymers
GB1451891A (en) * 1972-09-25 1976-10-06 Secr Defence Graft copolymer mouldings
GB1504101A (en) * 1975-05-19 1978-03-15 Meadox Medicals Inc Non-thrombogenic catheter

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB602131A (en) 1944-11-08 1948-05-20 Stanley Ferdinand Erpf Artificial eye
US2676945A (en) * 1950-10-18 1954-04-27 Du Pont Condensation polymers of hydroxyacetic acid
US2668162A (en) * 1952-03-20 1954-02-02 Du Pont Preparation of high molecular weight polyhydroxyacetic ester
GB749739A (en) 1953-03-24 1956-05-30 British United Shoe Machinery Improvements in or relating to surgical dressings
US3044942A (en) * 1960-09-27 1962-07-17 Grace W R & Co Process for preparing poly-beta-hydroxybutyric acid
FR1371843A (fr) 1963-06-25 1964-09-11 Centre Nat Rech Scient Perfectionnements apportés aux membranes semi-perméables
US3297033A (en) 1963-10-31 1967-01-10 American Cyanamid Co Surgical sutures
FR1489205A (fr) * 1966-05-20 1967-07-21 Mo Textilny I Copolymères greffés de cellulose et leur procédé de préparation
GB1236596A (en) 1968-03-20 1971-06-23 Nat Res Dev Semi-permeable membranes and acrylic copolymers for the production thereof
BE746629A (fr) 1970-02-27 1970-07-31 Consiglio Nazionale Ricerche Procede pour la formation de membranes semi-permeables pour dessalementd'eaux saumatres et marines, par hyperfiltration, et membranes produites par le susdit procede
US3826678A (en) * 1972-06-06 1974-07-30 Atomic Energy Commission Method for preparation of biocompatible and biofunctional materials and product thereof
GB1451892A (en) 1972-09-25 1976-10-06 Secr Defence Separators for electrolytic cells
DE2364675C2 (de) * 1972-12-29 1983-06-23 Kuraray Co., Ltd., Kurashiki, Okayama Aus einer Polymerenhauptkette und Polymerenseitenketten bestehendes Copolymeres und seine Verwendung zur Herstellung von Gegenständen für biomedizinische Zwecke
US3886947A (en) * 1973-04-13 1975-06-03 Meadox Medicals Inc Non-thrombogenic catheter
JPS5155391A (ja) 1974-09-17 1976-05-15 Nat Res Dev Hidorogerukeiseihorimaa
JPS5844685B2 (ja) * 1974-10-17 1983-10-05 株式会社クラレ ジコホキヨウセイヒドロゲルヨウキザイノ セイゾウホウホウ
GB1549352A (en) 1975-09-15 1979-08-08 Anvar Selective permeability membranes
US4032488A (en) * 1975-10-03 1977-06-28 Meito Sangyo Kabushiki Kaisha Dextran ester-olefin compound copolymer and process for preparing same
GB1490128A (en) 1976-05-14 1977-10-26 Revertex Ltd Hydrophilic polymeric materials and method of making them
GB1581641A (en) * 1976-09-14 1980-12-17 Secr Defence Methods of heat treatment of graft copolymer films
DE2751528A1 (de) * 1977-11-18 1979-05-23 Hoechst Ag Kunststoff-material mit verbesserter blutvertraeglichkeit

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB1141271A (en) * 1966-05-20 1969-01-29 Mosckovsky Textilny Inst Hemostatic material
US3663288A (en) * 1969-09-04 1972-05-16 American Cyanamid Co Physiologically acceptible elastomeric article
US3943045A (en) * 1972-03-13 1976-03-09 Special Polymers Limited Irradiation of hydrophilic and hydrophobic monomers to produce hydrophilic copolymers
US3839743A (en) * 1972-04-21 1974-10-08 A Schwarcz Method for maintaining the normal integrity of blood
GB1451891A (en) * 1972-09-25 1976-10-06 Secr Defence Graft copolymer mouldings
GB1504101A (en) * 1975-05-19 1978-03-15 Meadox Medicals Inc Non-thrombogenic catheter

Also Published As

Publication number Publication date
JPS5566358A (en) 1980-05-19
DE2945138C2 (de) 1990-11-15
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FR2440733A1 (fr) 1980-06-06
US4377010A (en) 1983-03-22

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