DE3853591T2

DE3853591T2 - Medizinische anordnungen, hergestellt aus homo- und kopolymeren mit wiederkehrender karbonateinheiten.

Info

Publication number: DE3853591T2
Application number: DE3853591T
Authority: DE
Inventors: William Boyle; Tin-Ho Chiu; Frank Mares; Junda Patel; Reginald Tang
Original assignee: United States Surgical Corp
Current assignee: United States Surgical Corp
Priority date: 1987-12-17
Filing date: 1988-12-16
Publication date: 1995-09-14
Anticipated expiration: 2008-12-17
Also published as: JP2868817B2; EP0390860A1; JPH03502651A; WO1989005664A1; DE3853591D1; CA1338650C; EP0390860B1; EP0390860A4

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ganz oder teilweise bioresorbierbare Vorrichtungen, die fähig sind, sich in biologisch unschädliche Komponenten abzubauen, und auf biologisch haltbare Vorrichtungen, die zum "In-Kontakt- Bringen" mit Blut und/oder lebenden Systemen geeignet sind. Diese Erfindung betrifft insbesondere solche Vorrichtungen, die ganz oder teilweise aus Copolymeren und Homopolymeren, die Carbonat-Repetiereinheiten aufweisen, hergestellt sind.

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Polycarbonate sind seit mehreren Jahren bekannt. Das US- Patent Nr. 3 301 824 beschreibt die Herstellung von Carbonat- Homopolymeren und statistischen Copolymeren mit cyclischen Lactonen. Während das Patent die Polymere allgemein wegen ihrer Nützlichkeit auf den Gebieten des Formpressen, der Beschichtung, der Fasern und des Weichmachens offenbart, findet man keine Erwähnung von bioabbaubaren und/oder bioresorbierbaren Vorrichtungen, die ganz oder teilweise aus Polycarbonat bestehen.
Nicht-bioresorbierbare synthetische permanente vaskuläre Transplantate sind erhältlich gewesen und bestehen entweder aus Dacron (Polyethylenterephthalat) oder aus mikroporösem Teflon (Polytetrafluorethylen). Verschiedene Prothesen wie Transplantate und speziell jene mit kleinen Durchmessern zur Verwendung in koronaren Bypass-Behandlungsverfahren müssen bestimmte Eigenschaften aufweisen. Diese Eigenschaften umfassen physikalische und mechanische Verträglichkeit mit dem Gefäß, mit dem sie verbunden sind, Nähbarkeit, Nachgiebigkeit, die Fähigkeit, Druck und Druckschwankungen auszuhalten sowie Flexibilität. Geforderte Eigenschaften sind auch Bioverträglichkeit, Sterilisierbarkeit und geringe Toxizität, geringe Allergenität und geringe Mutagenität. Eine andere noch erforderliche Eigenschaft ist die Haltbarkeit, sowohl die "Lagerfähigkeit" nach der Herstellung wie auch die geeignete Haltbarkeit nach der Implantation. Probleme, die aus einer Fehlanpassung einer Prothese an ein natürliches Gefäß entstehen, umfassen eine Dilatation, die zu einer Aneurysma-Bildung und Anastomosen-Hyperplasie, zu Knicken und dergl. führt. Vaskuläre Implantate, die innere Durchmesser von 8 mm oder mehr haben und aus biologisch haltbaren Materialien hergestellt sind, waren bisher die einzig erfolgreichen Prothesen zur Bereitstellung eines Conduits zur Aufrechterhaltung eines kontinuierliches Blutflusses, wobei eine minimale hämatologische Verletzung erfolgt. Vaskuläre Transplantate aus Dacron , die üblicherweise im klinischen Gebrauch eingesetzt werden, bestehen aus gestrickten oder gewebten Dacron -Fasern mit offenen Poren im Gewebe, die dann vor der Implantation durch "preclotting" geschlossen oder verkleinert werden. Derartige Prothesen wurden als Gefäßersatz verwendet, allerdings nur für die relativ großen Arterien.
Seit einigen Jahrzehnten werden bioresorbierbare Polymere bei der Herstellung von Vorrichtungen zur Implantation in lebenden Geweben verwendet. Die medizinische Anwendung derartiger Polymere umfaßt absorbierbare Nahtmaterialien, hämostatische Hilfsmittel und seit kurzem intraossale Implantate und Bereitstellungssysteme für eine kontrollierte Arzneimittelfreisetzung, um einige wenige zu nennen. Die Verwendung von derartigen Polymeren ist auf Vorrichtungen der Geweberegenerierung ausgedehnt worden wie z. B. auf Nervenkanäle, Gefäßimplantate, Spermien-führende Kanäle, Eileiter-Sondengänge oder -kanäle und dergl. Diese Vorrichtungen müssen, um wirksam zu sein, aus Materialien hergestellt sein, die eine große Zahl biologischer, physikalischer und chemischer Voraussetzungen erfüllen. Das Material muß zumindest teilweise bioresorbierbar sein, außerdem nicht-toxisch, nicht krebserregend, nicht-antigen und muß vorteilhafte mechanische Eigenschaften wie Flexibilität, in einigen Fällen Nährbarkeit zeigen und muß einer Sonderfertigung zugänglich sein.
Es wurden verschiedene Polymere zur Verwendung in der Herstellung von bioresorbierbaren medizinischen Vorrichtungen vorgeschlagen. Beispiele für absorbierbare Materialien, die bei der Nerveninstandsetzung verwendet wurden, umfassen Collagen, wie dies von D. G. Kline und G. J. Hayes in "The Use of a Resorbable Wrapper for Peripheral Nerve Repair, Experimental Studies in Chimpanzees", J. Neurosurgery 21, 737 (1964) offenbart wurde. Artandi et al., US-Patent Nr. 3 272 204 (1966) berichten über die Verwendung von Collagen- Prothesen, die mit nicht-absorbierbaren Fasern verstärkt sind. Es ist beabsichtigt, daß diese Gegenstände permanent in einem menschlichen Körper Plaziert sind. Einer der Nachteile, der Collageninaterialien anhaftet, ganz gleich ob sie allein oder in Verbindung mit biologisch haltbaren Materialien verwendet werden, ist ihre potentielle Antigenizität.
Die US-Patente 4 033 938 und 3 960 152 offenbaren bioabsorbierbare Polymere aus unsymmetrisch substituierten 1,4-Dioxan-2,5-dionen, welche das Patent umfangreich als Schläuche oder Folien zur chirurgischen Wiederherstellung z. B. beim Nerven- und Sehnen-Spleißen darstellt. Eine ähnliche Offenbarung ist in dem US-Patent Nr. 4 074 366 enthalten, das sich auf Poly(N-acetyl-D-glucosamin), d. h. Chitin, bezieht.
Andere bioabbaubare Polymere von besonderem Interesse für medizinische Implantationszwecke sind Homopolymere und Copolymere von Glykolsäure und Milchsäure. Aus einem Copolymer aus Milchsäure und Glykolsäure wurde eine Nervenmanschette in Form eines glatten, harten Schlauches hergestellt [The Hand; 10 (3) 259 (1978)]. Die europäische Patentanmeldung 118-458-A offenbart bioabbaubare Materialien, die in Organprothesen oder künstlicher Haut verwendet werden, auf der Basis von Poly-L-Milchsäure und/oder Poly-DL- Milchsäure und auf der Basis von Polyester- oder Polyetherurethanen.
Das US-Patent Nr. 4 481 353 offenbart bioresorbierbare Polyesterpolymere und Verbundstoffe, die diese Polymere enthalten, welche aber auch aus alpha-Hydroxycarbonsäuren in Verbindung mit Dicarbonsäuren des Krebszyklus und aliphatischen Diolen hergestellt sind. Diese Polyester sind bei der Herstellung von Nervenführungskanälen wie auch von anderen chirurgischen Artikeln wie z. B. Nahtmaterialien und Ligaturen nützlich.
Die US-Patente 4 243 775 (1981) und 4 429 080 (1984) offenbaren die Verwendung von Polycarbonat-haltigen Polymeren in bestimmten medizinischen Anwendungen, speziell Nahtmaterialien, Ligaturen und hämostatischen Vorrichtungen. Allerdings ist diese Offenbarung klar nur auf Block- Copolymere des "AB"- und "ABA"-Typs beschränkt, wobei nur der "B"-Block Poly(trimethylencarbonat) oder ein statistisches Copolymer von Glycolid mit Trimethylencarbonat enthält, und der Block "A" notwendigerweise auf Glycolid beschränkt ist.
In den Copolymeren dieses Patents ist die Glycolidkomponente der Hauptteil des Polymers.
Die EP-A-0 202 444 offenbart einen röhrenförmigen Gegenstand, der in der Prothesen-Chirurgie nützlich ist und aus einem Copolymer besteht, das Trimethylencarbonat und Glykolsäure - oder Milchsäureesterbindungen enthält. Das US-A-4 243 775 offenbart ein Verfahren zur Herstellung chirurgischer Artikel, die aus einem Copolymer bestehen, das durch Umsetzung von Trimethylencarbonat und Glycolid gebildet wird. Die US-A-4 705 820 offenbart einen Nahtmaterialüberzug, der aus einem statistischen Polymer aus Trimethylencarbonat und entweder Glycolid oder L-Lactid besteht. FR-A-1 426 964 offenbart ein Copolymer, das unter anderem Trimethylen- oder Pentylencarbonateinheiten enthält, welche wahlweise substituiert sein können. Die US-A-3 301 824 offenbart ein Verfahren zur Herstellung von Copolymeren, die Dimethyltrimethylencarbonat- oder Trimethylencarbonateinheiten enthalten.
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine bioresorbierbare oder biologisch haltbare medizinische Vorrichtung zur Verwendung in Kontakt mit den Geweben oder Körperflüssigkeiten eines lebenden Tieres, wobei diese Vorrichtung einen Körper umfaßt, der eine oder mehrere Oberflächen hat, wobei die Oberflächen ganz oder teilweise aus einem oder mehreren bioabsorbierbaren oder biokompatiblen Biopolymer(en), ausgewählt unter Homopolymeren oder Copolymeren, die mindestens einen Typ monomerer Repetiereinheiten der folgenden allgemeinen Strukturen I oder II aufweisen, gebildet werden: STRUCTUR
in denen
Z gleich &lsqbstr;C(R&sub5;R&sub6;)&rsqbstr;, &lsqbstr;NR&sub5;&rsqbstr;, -O- oder eine Kombination der genannten ist; wobei Z so gewählt ist, daß es keine benachbarten Heteroatome gibt;
n 1 bis 8 ist;
in 1 bis 8 ist;
R&sub1;, R&sub2;, R&sub3; und R&sub4; jeweils gleich oder verschieden sind und Wasserstoff, Aryloxyalkyl, Alkoxyaryl, Aryloxyaryl, Arylalkyl, Alkylarylalkyl, Arylalkylaryl, Alkylaryl, Arylcarbonylalkyl, Alkyl, Aryl, Alkylcarbonylalkyl, Cycloalkyl, Arylcarbonylaryl, Alkylcarbonylaryl, Alkoxyalkyl oder ein mit einem oder mehreren biologisch verträglichen Substituenten substituiertes Aryl oder Alkyl darstellen; und R&sub5; und R&sub6; gleich oder verschieden sind und R&sub1;, R&sub2;, R&sub3;, R&sub4;, Dialkylamino, Diarylamino, Alkylarylamino, Alkoxy, Aryloxy, Alkanoyl oder Arylcarbonyl sind, oder zwei beliebige Reste von R&sub1; bis R&sub6; eine Alkylenkette bilden können, welche ein 3-, 4-, 5-, 6-, 7-, 8- oder 9-gliedriges kondensiertes alicyclisches, Spiro-, bicyclisches und/oder tricyclisches Ringsystem bilden kann, wobei dieses System wahlweise eine oder mehrere nicht-benachbarte Carbonyl-, Oxa-, Alkylaza - oder Arylazagruppen enthalten kann;
unter der Veraussetzung, daß, wenn das Biopolymer ein Copolymer mit Repetiereinheiten der Struktur I ist, die von Trimethylencarbonat abgeleitet sind die anderen monomeren Repetiereinheiten des Copolymer dann nicht von Glycolid oder Glykolsäure abgeleitet sind;
unter der weiteren Voraussetzung, daß, wenn das Biopolymer ein Copolymer aus Trimethylencarbonat und Lactid ist, die im Copolymer enthaltende Menge an Triinethylencarbonat dann 58,6 Gew.% oder mehr ist; und
unter der weiteren Voraussetzung, daß, wenn das Biopolymer ein Homopolymer mit Repetiereinheiten der Struktur II, die von Ethylencarbonat oder Propylencarbonat abgeleitet sind, ist, m dann nicht 1 ist.
Die medizinische Vorrichtung kann ganz oder teilweise aus einem oder mehreren Copolymeren gebildet sein, die mindestens einen Typ von Repetiereinheiten der allgemeinen Struktur I haben: STRUCTUR
und mindestens einen Typ der monomeren Repetiereinheiten der Struktur TV haben: STRUCTUR IV
worin
n 1 bis 8 ist; und
R&sub1; und R&sub2; gleich oder verschieden sind und Wasserstoff, Alkyl oder Phenyl sind, vorausgesetzt, daß, wenn die Copolymeren Block-Copolymere sind, mindestens ein Rest, R&sub1; oder R&sub2;, kein Wasserstoff ist; R&sub1; und R&sub2; vorzugsweise gleich oder verschieden sind und Wasserstoff oder Alkyl sind.
Die Erfindung stellt auch Polymere mit der obigen Struktur bereit.
Die in der Praxis der vorliegenden Erfindung verwendeten Biopolymere weisen verschiedene physikalische und morphologische Eigenschaften auf, die ihren Einsatz bei der Herstellung einer großen Zahl medizinischer Vorrichtungen ermöglichen. Die Biopolymere, die in der Praxis der vorliegenden Erfindung verwendet werden, können kristallin bis halbkristallin bis amorph sein, wobei sie einen sich ändernden Modul und eine sich ändernde Zugfestigkeit haben. Bestimmte Biopolymere dieser Erfindung weisen einen hohen Modul, hohe Zugfestigkeit und relativ geringe Raten der Bioresorbierbarkeit auf und können bequem unter Bildung von medizinischen Vorrichtungen hoher Festigkeit und Fasern mit unterschiedlichem Denier, wo hohe Festigkeit und geringe Geschwindigkeiten der Bioresorbierbarkeit für die Wirksamkeit der Vorrichtung kritisch sind, verarbeitet werden. Die Vorrichtung kann Menschen implantiert werden, um eine Geweberegenerierung, Wachstum und/oder Heilung zu unterstützen, oder kann außerhalb des Körpers, aber in Kontakt mit lebendem Gewebe, Körperflüssigkeiten und/oder Blut verwendet werden, ohne übermäßig nachteilige Wirkung auf ein derartiges Gewebe, auf Flüssigkeiten und/oder Blut, zu haben. Andere Biopolymere, die in der Praxis dieser Erfindung eingesetzt werden, sind amorphe, weiche und biegsame Materialien mit relativ hohen Raten der Bioresorbierbarkeit, welche zu festen medizinischen Vorrichtungen, dünnen Filmen, Überzügen und dergl. verarbeitet werden können, wo Weichheit und Biegsamkeit notwendige Anforderungen für die Wirksamkeit der Vorrichtung sind. Noch andere Biopolymere, die in der vorliegenden Erfindung verwendet werden, sind starke, elastische und biegsame Materialien mit mittleren oder kleineren Raten der Bioresorbierbarkeit, und können zu Vorrichtungen wie z. B. Nervenkanälen, Gefäßprothesen, Nähmaterialien, Sehnen- oder Ligament-Ersatz und dergl. verarbeitet werden, wo Elastizität, Festigkeit, Biegsamkeit und eine mittlere oder geringe Rate für die Bioresorbierbarkeit notwendige Anforderungen für die Wirksamkeit der Vorrichtung sind. Noch andere Biopolymere, die in dieser Erfindung eingesetzt werden, sind Elastomere, deren Verwendung bei der Herstellung von elastischen Fasern und medizinischen Vorrichtungen, Beschichtungen, Folien und dergl., wo eine bestimmte Elastizität für die Wirksamkeit kritisch ist, ermöglicht.
Die Biopolymeren zur Verwendung in der Herstellung der erfindungsgemäßen Vorrichtung weisen steuerbare Bioresorbierbarkeits- und Bioabbaubarkeits-Raten, Blutverträglichkeit sowie Bioverträglichkeit mit lebendem Gewebe auf. Diese Biopolymeren induzieren auch eine minimale inflammatorische Gewebereaktion. Der biologische Abbau der Biopolymeren, die zur Herstellung der erfindungsgemäßen biologisch abbaubaren Vorrichtungen verwendet werden, führt normalerweise zu Abbauprodukten, die einen physiologisch neutralen oder relativ neutralen pH haben. Verschiedene Eigenschaften der Biopolymeren, die in der Praxis dieser Erfindung verwendet werden, werden in Vorrichtungen eingebracht, die aus den speziell für medizinische Verwendungen geeigneten Biopolymeren hergestellt sind; dabei ist die Herstellung von bioresorbierbaren und biologisch haltbaren medizinischen Vorrichtungen eingeschlossen, es wird sich aber nicht auf diese beschränken; Beispiele sind Gefäßprothesen, Stentabdrücke, Eileiter-Röhren, Spermaleitungen, Wund- und Haut-Überzüge, Nahtmaterialien, hämostatische Hilfen, Materialien für eine Wiederherstellung von Sehnen oder Ligamenten, zur Knochen- oder Denta1- Reparation, Röhren und Teile, die dazu bestimmt sind, mit Blut, Flüssigkeiten und/oder Gewebe eines lebenden Systems in Berührung zu kommen z. B. Röhren (Schläuche) und Teile zur Verwendung in einem Kreislauf außerhalb des Körpers, sowie biologisch haltbare Röhren und Teile, die in ein lebendes System implantierbar sind.
Der hier verwendete Begriff "lebendes System" bezeichnet eine lebende Zelle, ein Tier oder eine pflanze, alles was einen phylogenetischen Level im Pflanzen- oder Tierreich hat.
Der hier verwendete Ausdruck "biologisch-unschädliche Komponenten" meint Komponenten, die mit lebenden Systemen in Kontakt gebracht werden können oder in diese implantiert werden können, ohne daß sie eine nachteilige Reaktion induzieren, und/oder Komponenten, die von den lebenden Systemen metabolisiert werden können.
Der hier verwendete Ausdruck "biologisch abbaubar" bedeutet, geeignet, um von einem lebenden System in Produkte gespalten zu werden.
Der hier verwendete Ausdruck "Homopolymer" bezeichnet ein Polymer, das über seine ganze Struktur dieselbe monomere Repetiereinheit hat, wobei diese Einheit die Struktur I oder II, die oben beschrieben wurden, aufweist.
Der hier verwendete Ausdruck "Copolymer" bezeichnet ein Polymer, das über seine Struktur mindestens zwei unterschiedliche monomere Repetiereinheiten aufweist, welche statistisch oder nach Blockart verteilt sind, wobei mindestens eine von ihnen die Struktur I oder II hat.
Der hier verwendet Ausdruck "medizinische Vorrichtung" bezeichnet eine Vorrichtung, die innerhalb oder außerhalb eines menschlichen oder tierischen Körpers eingesetzt wird, um einen bestimmten medizinischen Nutzen oder bestimmte medizinische Ziele zu erreichen.
Der hier verwendete Ausdruck "bioresorbierbar" ("biologisch resorbierbar") meint, geeignet, um von einem lebenden System gespalten und metabolisiert zu werden.
Der hier verwendete Ausdruck "Biopolymer" ist eine Sammelbezeichnung für ein Homopolymer und/oder Copolymer.
Der hier verwendete Ausdruck "biokompatibel" oder "biologisch verträglich" bezeichnet die Fähigkeit, in den lebenden Systemen oder in engem Kontakt mit ihnen zu existieren, ohne das System nachteilig zu beeinflussen.
Der hier verwendete Begriff "biologisch haltbar" meint, daß die Vorrichtung in dem in Frage kommenden Zeitraum biologisch praktisch nicht abbaubar oder resorbierbar ist.

DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG

Diese Erfindung ist auf medizinische Vorrichtungen gerichtet. Die medizinischen Vorrichtungen der vorliegenden Erfindung können biologisch haltbar sein oder sie können ganz oder teilweise biologisch resorbierbar und/oder biologisch abbaubar sein. Die erfindungsgemäßen Vorrichtungen sind ganz oder teilweise aus mindestens einem Biopolymer der vorliegenden Erfindung oder aus einer Kombination desselben hergestellt. Die Biopolymeren können zur Herstellung der gesamten Vorrichtung verwendet werden, oder können zur Herstellung von nur einem Teil der Vorrichtung z. B. zur Herstellung einer Beschichtung oder einer Schicht oder im Gemisch mit anderen Materialien verwendet werden. Die einzige Voraussetzung ist, daß die Vorrichtung ganz oder teilweise aus mindestens einem Biopolymer hergestellt ist, das mindestens einen Typ der monomeren Repetiereinheiten der allgemeinen Struktur I oder II enthält.
Die erfindungsgemäßen Vorrichtungen können als feste Gegenstände gefertigt werden, wobei herkömmliche Techniken zur Herstellung aus thermoplastischen Polymeren eingesetzt werden, beispielsweise Spritzgießen, Extrudieren von Schmelzen, Extrudieren von Lösungen, Extrudieren von Gelen und dergl. Aus erfindungsgemäßen Fasern können faserförmige Vorrichtungen der Erfindung hergestellt werden, wobei herkömmliche Techniken zur Bildung von gewebten, gestrickten oder ähnlichen Gegenständen aus Fasern, die aus synthetischen Polymeren hergestellt sind, angewendet werden; die Fasern wiederum können durch herkömmliche faserbildende Techniken wie z. B. Spinnen von Schmelzen, Spinnen von Gelen, Spinnen von Lösungen, trockenes Spinnen und dergl. hergestellt werden. Diese herkömmlichen Verfahren sind auf dem Fachgebiet gut bekannt und werden hier nicht ausführlich beschrieben.
Die erfindungsgemäßen Vorrichtungen können viele Formen annehmen und haben in Abhängigkeit vom beabsichtigten Gebrauch unterschiedliche Grade der Bioresorbierbarkeit und/oder Bioabbaubarkeit. Beispielsweise können die erfindungsgemäßen Vorrichtungen feste Gegenstände sein oder sie können fasrige Vorrichtungen sein, die aus gewebtem oder nicht-gewebtem Gewebe aufgebaut sind, das aus Fasern, welche aus den erfindungsgemäßen Biopolymeren gebildet sind, gemacht, oder können eine Kombination aus festen und fasrigen Teilen sein. Die erfindungsgemäße Vorrichtung kann beispielsweise aus Fasern und/oder Garnen gefertigt sein, welche zu Geweben mit verschiedenen strukturellen Mustern gewebt, geflochten und/oder gestrickt werden, wobei herkömmliche Mittel eingesetzt werden; diese Gewebe können dann zur Herstellung einer Vorrichtung wie z. B. einer Decke für Wunden, Gaze und einer Gefäßprothese verwendet werden. Die Vorrichtung kann ein fester Teil sein, der durch Einsatz einer üblichen Technik zur Herstellung von Teilen aus Thermoplasten wie Extrudieren, Spritzgießen und Gießen einer Lösung in der gewünschten Gestalt gefertigt worden ist, z. B. als extrudierter hohler röhrenförmiger Nervenkanal oder als extrudierte hohle Gefäßprothese oder als Stent zur Verwendung in der Angioplastie. Die Vorrichtung kann auch eine zusammengesetzte Vorrichtung sein, die einen Körper hat, der aus einem gewebten Gewebe oder einem festen Teil besteht, welches (welcher) aus einem oder mehreren Biopolymeren der vorliegenden Erfindung gebildet, mit einem oder mehreren Biopolymeren der vorliegenden Erfindung überzogen sein kann oder nicht, wobei Techniken wie Formpressen, Eintauchen in eine Lösung und Lösungsbeschichtung eingesetzt werden; oder die Vorrichtung kann eine mehrschichtige Vorrichtung, in welcher eine oder mehrere Schichten von den erfindungsgemäßen Biopolymeren gebildet werden. Beispielhaft für nützliche Vorrichtungen der vorliegenden Erfindung sind orthopädische und Bruch-Fixierungsvorrichtungen wie Gesichts-Kiefer- Wiederherstellungsimplantate, intrasossale Implantate, Stifte, Klammern, Schrauben und Platten; Gefäßimplantate wie Gefäßprothesen; Wunden-verschließende Vorrichtungen wie Nahtmateriälien, Verschlüsse, Klemmen und Klammern; Nervenkanäle; vaskuläre Stents und dergl. Beispiele für weitere Vorrichtungen im Schutzumfang dieser Erfindung sind Vorrichtungen für Sehnen- und Ligament-Ersatz, Brustprothesen, Wund- und Verbrennungs-Decken, Zahn- Wiederherstellung, Tupfer, Tracheolar-Ersatz, Bruchbänder, absorbierende Tupfer, Eileiter und Spermagänge, Vorrichtungen zur Pharmakotherapie und dergl.
Die Raten der Bioresorption und/oder des biologischen Abbaus, die die erfindungsgemäße Vorrichtung aufweist, werden in Abhängigkeit von der gewünschten Lebensdauer der Vorrichtung variieren. Wegen des relativ hohen Verträglichkeitsgrades zwischen den beim Aufbau der erfindungsgeiuäßen Vorrichtung verwendeten Biopolymeren sowie Blut und Geweben des lebenden Systems ist eine erfindungsgemäße Vorrichtung z. B. ein normales Teil, das mit Blut oder lebendem Gewebe in Berührung steht wie z. B. ein Schlauch (Röhre) eines Kreislaufs außerhalb des Körpers oder anderer Arten von Durchlaufsystemen für Blut, Herzklappen und dergl. In solchen Fällen sollte die Vorrichtung mindestens eine Oberfläche, welche mit dem Blut und/oder dem lebenden Gewebe in Kontakt kommen wird, mit einem Biopolymer, das eine relativ geringe Rate der Bioresorbierbarkeit und/oder biologischen Abbaubarkeit hat, das sogar biologisch relativ haltbar ist, beschichtet haben, oder sie sollte aus diesem geformt sein. Andererseits ist eine weitere erfindungsgemäße Vorrichtung eine vaskuläre Prothese, die aus einem Gewebe besteht, das sich aus biologisch relativ haltbarem Material wie Dacron oder ein biologisch resorbierbaren Biopolymer, das eine relativ geringe Bioresorptionsgeschwindigkeit hat, zusammensetzt, wobei das Gewebe mit einem relativ schnell biologisch resorbierbaren Biopolymer, speziell an der Innenseite der Prothese beschichtet ist. Die Verwendung der Beschichtung mit einer schnellen Rate der Bioresorption liefert ein regeneriertes Blutgefäß, was einen hohen Durchgängigkeitsgrad und eine relativ niedrige Thromboserate aufweist.
In einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung bestehen die Vorrichtungen aus festen Teilen, die aus den Biopolymeren unter Verwendung herkömmlicher Techniken wie Spritzgießen, Extrudieren von Gelen oder Schmelzen und dergl. zur Herstellung von festen Gegenständen aus thermoplastischen Polymeren hergestellt werden. Diese Techniken sind auf dem Fachgebiet bekannt und werden hier nicht detaillierter beschrieben. Solche Techniken sind beispielsweise in Encyclopedia af Polymer Science and Technology, InterScience, New York beschrieben. Die bevorzugten festen Vorrichtungen dieser Erfindung sind biologisch relativ haltbare Schläuche (Röhren) und Überzüge, die mit Blut oder Gewebe eines lebenden Systems in Kontakt kommen; biologisch resorbierbare und/oder biologisch abbaubare orthopädische Stifte und Platten; extrudierte Bedeckungen für Wunden und Verbrennungen; extrudierte Wachstumskanäle für Nerven, extrudierte Fasern zur Verwendung bei der Wiederherstellung von Sehnen und Ligamenten.
In einer anderen bevorzugten Ausführungsform der Erfindung sind die Vorrichtungen fasrige Vorrichtungen, die ganz aus Fasern, welche aus den Biopolymeren dieser Erfindung bestehen, gefertigt sind. Die Fasern, welche ebenfalls erfindungsgemäße Vorrichtungen sind, werden nach irgendeiner geeigneten faserbildenden Technik hergestellt, und die Fasern können dann unter Anwendung herkömmlicher Techniken zu wertvollen medizinischen Vorrichtungen verarbeitet werden. So können Fasern, die aus den Biopolymeren hergestellt sind, beispielsweise nach herkömmlichen Verfahren wie Spinntechniken einschließlich des Spinnens einer Schmelze, einer Lösung, eines Gels und trockenes Spinnen, hergestellt werden. Beispiele für geeignete Verfahren zum Faserspinnen und Techniken des Schmelzspinnens sowie für Geräte zur Durchführung dieser Verfahren sind in der folgenden Literatur beschrieben: "Man Made Fibers Science and Technology", Bd. 1- 3, H. F. Mark et al., Interscience, New York, 1968; "Encyclopedia of Polymer Science and Technology", Bd. 3; Fundamentals of Fiber Formation by antrocy cerabuce, Wiley and Sons, New York, New York (1976); und "Encyclopedia of Polymer Science and Technology", Bd. 3, S. 326 bis 381.
Die physikalischen Charakteristika der Faser können in Abhängigkeit von einer beabsichtigten Verwendung in großem Umfang variieren. Die Faser kann z. B. beliebige Querschnittsformen haben, sie können kreisförmig, oval, rechteckig, Y-förmig, knochenförmig, hexalobal, trilobal, länglich, semitoroidal, halbkugelig, in Form eines Halbbogens oder dergl. sein. Fasern mit einem kreisförmigen oder ovalen Querschnitt können zur Verwendung beim Verschließen von Wunden nützlich sein; Fasern mit einem multilobalen Querschnitt können als Filterkomponenten für Blut in einem Kreislauf außerhalb des Körpers oder anderweitig verwendbar sein.
In ähnlicher Weise werden auch andere Querschnitts- Abmessungen der Faser wie Anzahl der Erhebungen, Porosität, ob die Faser fest oder hohl ist sowie Oberflächeneigenschaften wie Rauheit, Glätte, Streifen an der Längsachse wie auch umlaufende Rillen und Vertiefungen in Abhängigkeit vom beabsichtigten Gebrauch variieren. So können z. B. glatte Fasern mit einem festen Querschnitt für die Herstellung von Vorrichtungen wie einer vaskulären Prothese wichtig sein; gestreifte Fasern können bei der Herstellung von Vorrichtungen wie Ligament- oder Sehnen-Prothesen zur Unterstützung einer bestimmten Zellanordnung verwendet werden; und hohle Fasern sowie multilobale Fasern können bei der Herstellung von Vorrichtungen, wo Absorption benötigt wird, nützlich sein.
Die Fasergröße ist nicht kritisch und kann ebenfalls in Abhängigkeit von der beabsichtigten Verwendung stark variieren. Die Fasergröße kann beispielsweise von Unter- Denier bis zu Bändern und Streifen variieren. Der effektive Durchmesser der Faser wird üblicherweise zwischen 0,003 mm und etwa 6,0 mm liegen. Ein effektiver Durchmesser von etwa 0,003 mm bis etwa 4,0 mm ist bevorzugt.
Die erfindungsgemäßen Fasern können auch einen Aufbau aus mehreren Komponenten haben, wobei mindestens eine Komponente aus einem oder mehreren der Biopolymeren besteht. Diese Fasern umfassen Mante1-Kern-Fasern und Fasern aus mehreren Komponenten, Fasern des mehrschichtigen Typs, hohle Fasern und Schläuche (Röhren), die einen Schichtaufbau mit mehreren Komponenten haben, und dergl. - sind aber nicht auf diese beschränkt. Diese Fasern aus mehreren Komponenten werden normalerweise gebildet, indem zwei oder mehrere Biopolymere oder ein Biopolymer und andere Materialien coextrudiert werden. Derartige Coextrusions-Techniken sind auf dem Fachgebiet bekannt und werden hier nicht im einzelnen beschrieben.
Die erfindungsgemäßen Fasern können auch porös sein. Diese Fasern können hergestellt werden, indem Füllstoffe, Bindemittel, Zusatzstoffe und Komponenten dem Biopolymer vor oder während der Faserbildung zugesetzt werden und dann in irgendeiner Stufe unter Bildung eines porösen oder semiporösen Systems aus den Fasern entfernt oder ausgewaschen werden. Außerdem kann während des Extrudierens der Faser ein Schäumen durch Gas entweder durch gasförmige Treibmittel z. B. N&sub2;, He, Ar, Ne, Luft und dergl. oder durch chemische Treibmittel ausgenützt werden, um eine poröse oder etwas poröse Struktur zu erzielen.
Die erfindungsgemäßen Fasern können als Monofilament z. B. als Nahtmaterial oder als Nervenkanal, welcher als Hohlfaser extrudiert wird, verwendet werden. Alternativ kann die Monofilamentfaser der vorliegenden Erfindung aus einem oder mehreren Fasertypen gesponnen, geflochten oder gedreht sein; sie kann dann zu einer Vielzahl medizinischer Vorrichtungen gewebt, geflochten und/oder gestrickt werden, beispielsweise zu geflochtenen, gestrickten, gewebten Geweben oder zu Filzgeweben oder zu fibrillären Produkten. Dies fasrigen Vorrichtungen können so wie sie sind verwendet werden, oder vor der Verwendung mit anderen Polymeren oder Biopolymeren überzogen werden.
Andere Charakteristika der Faser wie z. B. Denier, Modul, Weichheit, Zugfestigkeit und dergl. hängen von der Endverwendung der Faser ab. Weiche Fasern werden beispielsweise bei bestimmten Verwendungen wie z. B. Wundverband, Tupfer, Decken für Wunden und Verbrennungen, vaskulären Prothesen und dergl. bevorzugt. Es können Fasern, die sich in der Polymerzusammensetzung und den physikalen und mechanischen Eigenschaften unterscheiden, oder auch nicht, die sich in Denier unterscheiden, erhalten und verwendet werden oder aber zu Geweben verarbeitet werden, welche gewebt, gestrickt, geflochten oder ein Samt-, Velour- oder Netzgewebe darstellen. Es können Stapelfasern erhalten werden und zu einem Gewebe wie z. B. einem Filz, einer Matte und dergl. verarbeitet werden. So kann beispielsweise das verfilzte Material als Decken für Haut und Wunden, als Verstärkungen beim Nähen in der Chirurgie und als Hilfen für Hämostase verwendet werden oder kann ein Teil derselben sein. Samtmaterial ist besonders zur Verwendung als Ersatz von Blutgefäßen mit kleinem inneren Durchmesser geeignet. Mattengewebe kann beispielsweise als Tupfer verwendet werden. Die erfindungsgemäßen Fasern können vorzugsweise bei der Herstellung von implantierbaren bioresorbierbaren medizinischen Vorrichtungen verwendet werden, beispielsweise für die Herstellung von Gefäßimplantaten, Nervenkanälen; Decken für Wunden und Verbrennungen; fazialem Ersatz; für orthopädischen Ersatz bei Knochen oder Knochenreparatur; Brustprothesen, Sehnen- und Ligament-Ersatz; Buchbändern; und dergl. oder sie können als Nahtmaterialien und Verschlüsse verwendet werden. Aus den erfindungsgemäßen Fasern können auch anderer Vorrichtungen, die nicht Implantationszwecken dienen, hergestellt werden. Diese Vorrichtungen umfassen Zellkultursubstrate, Absorptionsmittel oder Tupfer, medizinische Verbände, Gaze, Gewebe, Folie, Filz oder Schwamm für die Hämostase, dentale Tampons und dergl. Besonders wertvolle Vorrichtungen sind gewebte oder gestrickte Gewebe zu Röhren unterschiedlicher Formen, Längen und Durchmesser geformt sind. Beispiele für diese Vorrichtungen sind röhrenförmige Prothesen wie Gefäßprothesen, Kanäle für Nervenleitungen und dergl. Die besondere Konfiguration derartiger Röhren kann entsprechend der Größe und Gestalt des Organs, das wiederhergestellt werden soll, und danach, ob die beabsichtigte Reparation als Operation an einem Menschen oder als Operation bei anderen tierischen Arten stattfindet, variieren.
Besonders bevorzugte erfindungsgemäße Vorrichtungen sind feste extrudierte und faserige Gefäßprothesen. Derartige Prothesen können in herkömmlichen Konfiguration z. B. als hohle Röhren (Schläuche) und röhrenförmige Vorrichtungen, die aus Geweben und dergl. hergestellt sind, gefertigt werden, wobei übliche Techniken wie z. B. Extrudieren, Weben, Stricken und dergl. angewendet werden. Zur Verwendung als Gefäßprothese wurde ein innerer Durchmesser im Bereich von etwa 1,0 mm bis etwa 30 mm als im allgemeinen günstig festgestellt.
In den bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung, speziell für Verwendung als Gefäßprothese ist die Vorrichtung vorbehandelt, um Prothesen bei größeren Beschwerden bereitzustellen. Es kann irgendein herkömmliches Verfahren angewendet werden. Eine bevorzugte Vorbehandlung ist Kräuseln. Ein Beispiel für verwendbare Kräuselverfahren ist das in dem US-Patent 3 337 673 beschriebene. In diesem Verfahren können Abstand und Höhe gesteuert werden. Das Kräuseln von im Handel erhältlichen Dacron-Gefäßprothesen (sowohl gewebte wie auch gestrickte) betrug etwa 1 mm nach oben und 1 mm nach unten vom mittleren Durchmesser der Prothesen aus. Nach diesem Verfahren kann ein Kräuseln fürs die bioresorbierbaren Prothesen erreicht werden. Die Gefäßprothese ist vorzugsweise mit einem bioresorbierbaren Biopolymer der vorliegenden Erfindung beschichtet (speziell die innere Oberfläche), um die Durchgängigkeit zu verbessern. Die Beschichtung ist normalerweise ein amorphes bioresorbierbares Biopolymer oder eine Biopolymer-Mischung, welche eine gewisse Löslichkeit in einem Lösungsmittel, das kein Lösungsmittel für das Polymer oder die Biopolymeren, welche den Prothesenkörper bilden, ist, aufweist. Die Beschichtung kann auf die Prothese aufgetragen werden, indem das Beschichtungs-Biopolymer oder die Biopolymer-Mischung in einem Lösungsmittel, das kein Lösungsmittel für das Prothesen-Polymer oder -Biopolymer ist, gelöst wird und der Prothesenkörper dann in die Lösung getaucht wird.
Andere bevorzugte Vorrichtungen der vorliegenden Erfindung sind die, die als Ersatz von Sehnen und Ligamenten verwendbar sind. Diese Vorrichtungen sind normalerweise aus einem faserartigen Körper aufgebaut, welcher aus einem biologisch relativ haltbaren Material besteht, wie z. B. Graphit, Polyethylen oder einer relativ längerlebigen, aber bioresorbieren Biopolymerfaser der vorliegenden Erfindung, wobei das Material mit einem oder mehreren bioresorbierbaren oder biologisch abbaubaren Polymeren beschichtet ist. Durch die Verwendung der Verbundstoffe dieser Erfindung wird eine gelenkte Gewebebildung unterstützt, welche eine R&sub8;egenerierung von Ligamenten und Sehnen fördert.
Noch weitere bevorzugte Vorrichtungen der Erfindung sind die, die bei einer dentalen und orthopädischen Instandsetzung verwendbar sind. Bei dieser Verwendung können die dentalen und orthopädischen Reparaturvorrichtung in Verbundstrukturen mit oder ohne Materialien wie Calciumhydroxyapatit, Bioglas, Calciumtriphosphat, Arzneimittel und dergl. verwendet werden.
Andere bevorzugte Ausführungsformen sind Vorrichtungen zur Verwendung als Pharmakotherapiesystem. Derartige Arzneimittel umfassen Arzneimittel zur Kontrolle von Körperfunktionen wie Geburtenkontrolle sowie andere medizinische Arzneimittel. In diesen Ausführungsformen kann das Arzneimittel in einer bioresorbierbaren Biopolymermatrix dispergiert sein, welche eine derartige Rate der biologischen Resorption hat, daß die gewünschte Arzneimittelmenge im Körper als Funktion der Zeit freigesetzt wird.
Weitere bevorzugte Vorrichtungen der vorliegenden Erfindung sind Hohlfasern, die zur Verwendung als Nervenkanäle für die Reparatur von durchtrennten Nerven besonders geeignet sind. Die Durchmesser der Nervenkanäle werden entsprechend der Größe und Gestalt des Nervs, der repariert werden soll, variieren. Das US-Patent 3 833 002 offenbart verschiedene Größen und Formen, die verwendet werden können. Längen der Hohlfasern oder Röhren sowie ihre inneren Durchmesser und Wandstärken werden ebenfalls entsprechend der beabsichtigten Verwendung variieren. Die Länge der Hohlfaser oder hohlen Röhre wird normalerweise ausreichen, um die Größe des Abstandes, der beseitigt werden soll, zu überbrücken und eine Extraröhre zu lassen, in welche der Nervenstumpf eingesetzt wird. Im allgemeinen liegen besonders vorteilhafte Innen- Durchmesser im Bereich von etwa 0,13 mm bis etwa 5,00 mm. Besonders nützliche Wandstärken sind üblicherweise 0,01 mm bis etwa 3,0 mm und vorzugsweise etwa 0,05 mm bis etwa 1,5 mm.
Die bevorzugten Nervenkanäle aus Hohlfasern können nach einer üblichen Technik aus den Biopolymeren geformt werden, beispielsweise durch ein Tauchformverfahren mit einem Dorn, Extrudieren einer Schmelze, Extrudieren einer Lösung, Extrudieren eines Gels und dergl. Es ist allerdings besonders vorteilhaft, ein Extrusionsverfahren anzuwenden, bei dem die Abmessungen der Hohlfaser oder Röhre durch die Abmessungen der Düse, einen unterschiedlichen Gasdruck an den inneren und äußeren Oberflächen der Röhre, ein Verjüngen der Schmelze und ein nachfolgendes Ausrichtungsverfahren sorgfältig gesteuert werden können. Die Abmessungen können durch Betrachtung des inneren und des äußeren Durchmessers des Nervenkanals, des Quellens des Extrudates, der Extrudiergeschwindigkeiten und der Orientierung in der Schmelze und gummiartigen Zustand leicht ausgewählt werden.
Für Nervenkanäle, die gewünschte Abmessungen und Gleichmäßigkeit aufweisen, besteht das normale Verfahren darin, die Röhre mit einem Inertgas unter Druck zu setzen, um ein Flachlegen zu vermeiden. Der Differenzgasdruck wird vorzugsweise bei etwa 0 bis 2 kPa (0,02 Atm) gehalten, am besten bei 0 bis etwa 0,4 kPa (0,004 Atm). Die Schmelzverjüngung kann durch das Verhältnis der mittleren Austrittsgeschwindigkeit an der Düse und der Aufwicklungsgeschwindigkeit gesteuert werden. Die Austrittsgeschwindigkeit für eine bestimmte Düse und die Schmelzviskosität des Polymer werden durch den Extrusionsdruck kontrolliert. Eine Orientierung erfolgt vorzugsweise durch das Verhältnis der Geschwindigkeiten zweier Rollersets. Zur Stabilisierung des Orientierungsverfahrens ist häufig ein Ziehstift oder eine beheizte Oberfläche zwischen den Rollern vorhanden.
Die Vorrichtungen der vorliegenden Erfindung werden ganz oder teilweise aus Biopolymeren hergestellt, die mindestens einen Typ der monomeren Repetiereinheiten enthalten, die die allgemeine Struktur I oder II aufweisen: STRUCTUR
worin Z, R&sub1;, R&sub2;, R&sub3;, R&sub4;, n und m die gleiche Bedeutung haben, wie sie oben beschrieben wurde.
Beispielhaft für verwendbare R&sub1;-, R&sub2;-, R&sub3;- und R&sub4;-Gruppen sind Wasserstoff; Alkyl wie z. B. Methyl, Ethyl, Propyl, Butyl, Pentyl, Octyl, Nonyl, tert-Butyl, Neopentyl, Isopropyl, sec-Butyl, Dodecyl und dergl.; Cycloalkyl wie z. B. cyclohexyl, Cyclopentyl, cyclooctyl, Cycloheptyl und dergl.; Alkoxyalkyl wie Methoxymethylen, Ethoxymethylen, Butoxymethylen, Propoxyethylen, Pentoxybutylen und dergl.; Aryloxyalkyl und Aryloxyaryl wie z. B. Phenoxyphenylen, Phenoxymethylen und dergl.; sowie verschiedene substituierte Alkyl- und Arylgruppen wie z. B. 4-Dimethylaminobutyl und dergl.
Beispiele für andere R&sub1;- bis R&sub4;-Gruppen sind zweiwertige aliphatische Ketten, welche wahlweise eine oder mehrere nicht-benachbarte Carbonyl-, Oxa-, Alkylaza- oder Arylaza- Gruppen enthalten können wie z. B. -CH&sub2;)&sub2;-, -CH&sub2;C(O)CH&sub2;-, -(CH&sub2;)&sub3;-, -CH&sub2;-CH(CH&sub3;)-, -(CH&sub2;)&sub4;-, -(CH&sub2;)&sub5;-, -CH&sub2;OCH&sub2;-, -(CH&sub2;)&sub2;-N(CH&sub3;)CH&sub2;-, -CH&sub2;C(O)CH&sub2;-, -CH&sub2;)&sub2;-N(CH&sub3;)-(CH&sub2;)&sub2;-, 1,4- Cyclohexandiyl, 1,5-Cyclooctandiyl, 1,3-Cyclopentandiyl, 1,3- Cyclohexandiyl, 2,2-Dimethyl-1,5-cyclopentandiyl und dergl., um kondensierte, Spiro-, bicyclische und/oder tricyclische Ringsysteme und dergl. zu bilden.
Beispiele für verwendbare R&sub5;- und R&sub6;-Gruppen sind die oben angegebenen repräsentativen R&sub1; - bis R&sub4;-Gruppen, die -OCH&sub2;C(O)CH&sub2;-, -CH&sub2;)&sub2;-NH-, -OCH&sub2;C(O)CH&sub2;- und -O-(CH&sub2;)&sub2;-O- und dergl.; Alkoxy wie z. B. Propoxy, Butoxy, Methoxy, Isopropoxy, Pentoxy, Nonyloxy, Ethoxy, Octyloxy und dergl.; Dialkylamino wie z. B. Dimethylamino, Methylethylamino, Diethylamino, Dibutylamino und dergl.; Alkylcarbonyl wie z. B. Acetyl und dergl.; Arylcarbonyl wie z. B. Phenylcarbonyl, p-Methylphenylcarbonyl und dergl.; und Diarylamino und Arylalkylamino wie z. B. Diphenylamino, Methylphenylamino, Ethylphenylamino und dergl. einschließen.
Für die Verwendung in der Praxis der vorliegenden Erfindung werden Vorrichtungen bevorzugt, die ganz oder teilweise aus Homopolymeren oder Copolymeren geformt sind, welche aus mindestens einem Typ der Repetiereinheiten der Struktur I oder der Struktur II gebildet werden, in denen:
Z -[C(R&sub5;R&sub6;)]-, -O- oder eine Kombination der genannten ist; wobei Z so gewählt ist, daß es keine benachbarten Heteroatome gibt;
m gleich 1,2,3 oder 4 ist;
n 1, 2 oder 3 ist; und
R&sub1; bis R&sub6; wie oben definiert sind, dort wo aliphatische Komponenten in R&sub1; bis R&sub6; enthalten sind, sie vorzugsweise bis zu etwa 10 Kohlenstoffatomen enthalten, und Arylkomponenten bis zu 16 Kohlenstoffatome enthalten.
Beispiele für Biopolymere zur Verwendung bei der Herstellung der bevorzugten erfindungsgemäßen Vorrichtungen sind solche, die aus mindestens einem Typ monomerer Repetiereinheiten der Struktur I gebildet sind, in denen n gleich 1 ist und Z die folgenden Formeln hat:
worin:
-C- ein zentrales Kohlenstoffatom von Z bezeichnet, wenn Z - [C(R&sub5;R&sub6;)]- ist;
R&sub7; gleich oder unterschiedlich sind und Aryl, Alkyl oder eine Alkylenkette sind, welche eine 3- bis 16-gliedrige Ringstruktur ergänzt, die kondensierte, Spiro-, bicyclosche und/oder tricyclische Strukturen einschließt, und dergl.;
R&sub8; und R&sub9; jeweils gleich oder verschieden sind und R&sub7; oder Wasserstoff sind; und
s jeweils gleich oder verschieden ist und 0 bis etwa 3 ist, und die offenen Valenzen durch Wasserstoffatome substituiert sind.
Für die bevorzugten Vorrichtungen der vorliegenden Erfindung sind auch jene beispielhaft, die ganz oder teilweise aus Biopolymeren geformt sind, welche mindestens einen Typ Repetiereinheiten der Formeln:
enthalten, in denen
R&sub1;, R&sub2;, R&sub3; und R&sub4; jeweils gleich oder verschieden sind und Wasserstoff, Alkyl wie z. B. Methyl, Ethyl, n-Propyl, Nonyl, Isopropyl, n-Butyl, sec-Butyl, tert-Butyl, Neopentyl und dergl.; Phenyl; Phenylalkyl wie z. B. Benzyl, Phenethyl und dergl.; mit einer oder mehreren Alkyl- oder Alkoxy-Gruppen substituiertes Phenyl wie z. B. Tolyl, Xylyl, p- Methoxyphenyl, m-Ethoxyphenyl, p-Propoxyphenyl, 1-Methoxy-4- methylphenyl und dergl.; sowie Alkoxyalkyl wie z. B. Methoxymethyl, Ethoxymethyl und dergl. darstellen.
R&sub5; und R&sub6; sind gleich oder verschieden und sind R&sub1; bis R&sub4;, Alkoxy, Alkanoyl, Arylcarbonyl oder Dialkylamino; oder R&sub1; bis R&sub6; können zusammen eine Alkylenkette bilden, die eine 4-, 5-, 6-, 7-, 8- oder 9-gliedrige Spiro-, bicyclische und/oder tricyclische Ringstruktur ergänzen, wobei diese Struktur wahlweise eine oder mehrere nicht-benachbarte zweiwertige Carbonyl-, Oxa-, Alkylaza- oder Arylaza-Gruppen enthalten kann; unter der Voraussetzung, daß, wenn das Biopolymer ein Copolymer mit Repetiereinheiten der Struktur I ist, das von Trimethylencarbonat abgeleitet ist, die anderen monomeren Repetiereinheiten des Copolymer dann nicht von Glycolid oder Glycolsäure abgeleitet sind; und unter der weiteren Voraussetzung, daß, wenn das Biopolymer ein Homopolymer mit Repetiereinheiten der Struktur II, die von Ethylencarbonat abgeleitet sind, ist, m dann nicht 1 ist.
n gleich 1,2 oder 3 ist; und
m gleich 1 bis etwa 6 ist.
Zur Verwendung in der Praxis der vorliegenden Erfindung sind Vorrichtungen, die ganz oder teilweise aus Biopolymeren gefertigt sind, die mindestens einen Typ Repetiereinheiten der folgenden Formel enthalten, besonders bevorzugt:
in der
R&sub1; bis R&sub4; gleich oder verschieden sind und Alkyl, Wasserstoff, Alkoxyalkyl, Phenylalkyl, Alkoxyphenyl oder Alkylphenyl sind, wobei die aliphatischen Komponenten 1 bis etwa 9 Kohlenstoffatome enthalten;
R&sub5; und R&sub6; bei jedem Vorkommen gleich oder verschieden sind und aus der aus R&sub1; - bis R&sub4;-Substituenten Aryloxy und Alkoxy bestehenden Gruppe ausgewählt sind; oder R&sub5; und R&sub6; miteinander eine aliphatische Kette bilden können, die eine 3- bis etwa 10-gliedrige Spiro-, bicyclische und/oder tricyclische Struktur aufweist, welche eine oder zwei nichtbenachbarte Carbonyl-, Oxa-, Alkylaza- oder Arylaza-Gruppen enthalten kann; unter der Voraussetzung, daß, wenn das Biopolymer ein Copolymer mit Repetiereinheiten der Struktur I ist, die von Trimethylencarbonat abgeleitet sind, die anderen monomeren Repetiereinheiten des Copolymer dann nicht von Glycolid oder Glykolsäure abgeleitet sind; und unter der weiteren Voraussetzung, daß, wenn das Biopolymer ein Homopolymer mit Repetiereinheiten der Struktur II ist, die von Ethylencarbonat oder Propylencarbonat abgeleitet sind, ist, m dann nicht 1 ist.
n gleich 1 bis etwa 3 ist; und
m gleich 1 bis etwa 6 ist.
In den bevorzugtesten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung ist die Vorrichtung ganz oder teilweise aus Biopolymeren geformt, die mindestens einen Typ der monomeren Repetiereinheiten der Strukturen II oder III enthalten: STRUCTUR
in denen
n gleich 1 bis etwa 3 ist;
m gleich 1 bis etwa 3 ist;
R&sub1;, R&sub2;, R&sub3;, R&sub4;, R&sub5; und R&sub6; gleich oder verschieden sind und Wasserstoff, Aryl, Alkylaryl, Arylalkyl oder Alkyl sind; oder R&sub5; und R&sub6; zusammen eine zweiwertige Kette bilden, welche eine 3- bis etwa 10-gliedrige Spiro-, bicyclische und/oder tricyclische Ringstruktur bildet, welche dann ein oder zwei nicht-benachbarte Carbonyl-, Oxa-, Alkylaza- oder Arylaza- Gruppen enthalten kann; unter der Voraussetzung, daß, wenn das Biopolymer ein Copolymer mit monomeren Repetiereinheiten der Struktur I ist, die von Trimethylencarbonat abgeleitet sind, die anderen monomeren Repetiereinheiten des Copolymer dann nicht von Glykolsäure oder Glycolid abgeleitet sind; und unter der weiteren Voraussetzung, daß, wenn das Biopolymer ein Homopolymer mit monomeren Repetiereinheiten der Struktur II, die von Ethylencarbonat oder Propylencarbonat abgeleitet sind, ist, m dann nicht 1 ist.
Es ist bevorzugter, daß die Vorrichtung ganz oder teilweise aus einem oder mehreren Biopolymeren geformt wird, die mindestens einen Typ monomerer Repetiereinheiten der Struktur II oder III aufweisen, in denen R&sub1; bis R&sub6; jeweils gleich oder verschieden sind und Wasserstoff, Alkyl, Alkylaryl, Arylalkyl oder Aryl sind, oder R&sub5; und R&sub6; miteinander eine zweiwertige Kette bilden können, die eine 3- bis etwa 10-gliedrige, vorzugsweise 5- bis etwa 7-gliedrige alicyclische Spiro - und/oder bicyclische Ringstruktur bildet, welche wahlweise eine oder zwei nicht-benachbarte funktionelle Oxa-, Carbonyl-, Alkylaza- oder Arylaza-Gruppen enthalten kann. Es ist besonders bevorzugt, daß die Vorrichtung ganz oder teilweise aus einem oder mehreren Biopolymeren gebildet wird, die Repetiereinheiten der Struktur II oder III enthalten, in denen R&sub1;, R&sub2; R&sub3;, R&sub4;, R&sub5; und R&sub6; gleich oder verschieden sind und Wasserstoff, Aryl oder Alkyl, Alkylaryl mit 7 bis etwa 14 Kohlenstoffatomen wie z. B. Tolyl oder Phenyl; oder ein niedrigeres Alkyl mit 1 bis etwa 7 Kohlenstoffatomen wie z. B. Methyl, Ethyl, Propyl, Isopropyl, n-Butyl, tert-Butyl, Pentyl, Neopentyl, Hexyl und sec-Butyl sind.
In den am meisten bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung haben die in der Herstellung der Vorrichtung verwendeten Biopolymeren Repetiereinheiten der Strukturen II oder III, in denen n gleich 1, 2 oder 3 ist; m gleich 1 oder 2 ist und R&sub1; bis R&sub6; gleich oder verschieden sind und Wasserstoff oder ein niedrigeres Alkyl, das etwa 1 bis etwa 7 Kohlenstoffatome hat, welche sich durch nicht mehr als etwa 3 Kohlenstoffatome voneinander unterscheiden und die sich vorzugsweise durch nicht mehr als 2 Kohlenstoffatome voneinander unterscheiden, sind. In diesen Ausführungsformen ist es besonders bevorzugt, daß R&sub1; bis R&sub4; und R&sub5; bis R&sub6; gleich sind und Wasserstoff oder ein Alkyl mit etwa 1 bis etwa 4 Kohlenstoffatomen sind; n gleich 1, 2 oder 3 ist; und m gleich 1 oder 2 ist; und es ist am bevorzugtesten, daß R&sub1; bis R&sub6; Methyl, Ethyl oder Wasserstoff sind; n gleich 1, 2 oder 3 ist; und m gleich 1 oder 2 ist.
Die erfindungsgemäßen Vorrichtungen können aus einem Biopolymer hergestellt sein, oder es können Mischungen oder Verbundstoffe verwendet werden. Derartige Mischungen und Verbundstoffen gestatten Manipulationen verschiedener Eigenschaften wie z. B. der Bioresorptionsrate der Vorrichtung, der Zähigkeit der Vorrichtung, der Biegsamkeit oder Elastizität der Vorrichtung und dergl.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung kann aus Homopolymeren, die Repetiereinheiten der Strukturen I und II aufweisen, gefertigt werden. Alternativ können die Vorrichtungen aus statistischen oder Block-Copolymeren hergestellt werden, die einen oder mehrere Typen Repetiereinheiten der Strukturen I und/oder II sowie mindestens einen anderen Typ-der Repetiereinheiten, welche biologisch resorbierbar oder biologisch nicht-resorbierbar sind, enthalten; oder die Vorrichtung kann aus statistischen oder Block-Copolymeren gefertigt sein, welche mehr als einen Typ der monomeren Repetiereinheiten der Struktur I oder Struktur II enthalten. Derartige Copolymere können statistische Copolymere sein oder können Block-Copolymere sein, was von den für die besondere Verwendung geforderten Eigenschaften des Polymer abhängt. Beispiele für verwendbare Copolymere sind statistische Copolymere, die eine oder mehrere monomere Einheiten der Strukturen I oder II enthalten und die eine oder mehrere andere Typen biologisch resorbierbarer monomerer Einheiten wie z. B. Einheiten, die von α-Hydroxycarbonsäuren, Dioxepanonen, Dioxanonen und dergl. abgeleitet sind, oder eine oder mehrere andere Typen monomerer Repetiereinheiten der Struktur I und/oder II enthalten. Weitere Beispiele für Copolymere, die in der Herstellung der erfindungsgemäßen Vorrichtung verwendbar sind, sind Block-Copolymere, die einen oder mehrere "A"-Blöcke, die aus Repetiereinheiten der Strukturen I und II gebildet sein können, und einen oder mehrere "B"-Blöcke, die aus anderen Typen biologisch resorbierbarer monomerer Repetiereinheiten gebildet sein können oder welche aus einem oder mehreren anderen Typen von Repetiereinheiten der Struktur II und II gebildet sein können, enthalten. Die "A"-Blöcke und die "B"-Blöcke können jeweils gleich oder verschieden sein. Der hier verwendete Ausdruck "Block" bezeichnet eine Sequenz eines Typs monomerer Einheiten, die mindestens etwa fünf monomere Einheiten lang ist, oder eine Sequenz aus zwei oder mehreren Typen monomerer Repetiereinheiten, die in einer solchen Sequenz entweder statistisch oder blockartig verteilt sind. Jeder "A"-Block und jeder "B"-Block kann einen einzigen Typ einer monomeren Repetiereinheit enthälten. Alternativ kann jeder Block mehr als einen Typ monomerer Repetiereinheiten statistisch über jeden Block verteilt enthalten. Beispielsweise-können die Block-Copolymere, wie sie oben beschrieben wurden, repetierende Blockeinheiten wie z. B. AB, ABA, BAB, ABAB, ABABA, BABAB und dergl. enthalten, wobei jeder "A"-Block und jeder "B"-Block dieselben oder im wesentlichen dieselben Typen der monomeren Repetiereinheiten enthältl und/oder wobei jeder Block dieselbe oder im wesentlichen dieselbe Anzahl der Repetiereinheiten enthält. Alternativ können die verschiedenen "A"- und "B"-Blöcke, die in den Block- Copolymeren enthalten sind, mehr als einen Typ des "A"-Blocks oder "B"-Blocks, von denen jeder einen unterschiedlichen Typ oder unterschiedliche Typen monomerer Repetiereinheiten enthalten kann, aufweisen; oder jeder Block kann dieselben oder unterschiedliche Typen von Repetiereinheiten enthalten, wobei die Anzahl der Repetiereinheiten in jedem Block differiert. Bei den Repetierblöcken A und B können diese jeweils gleich oder verschieden sein. Beispielsweise kann ABABA tatsächlich MNOPQ sein, ABA kann MNQ sein oder ABA kann MNOPQ sein, wobei M, N, O, P und Q gleich oder verschieden sind, vorausgesetzt, daß mindestens einer der Buchstaben M, N, O, P und Q eine Repetiereinheit der Struktur I oder II darstellt. Besonders bevorzugt sind Block-Copolymere der Strukturen AB und ABA, wobei ABA die am meisten bevorzugte ist.
In der bevorzugten Ausführungsform dieser Erfindung sind die Biopolymeren der Wahl Copolymere; Block-Copolymere sind besonders bevorzugt. Durch Verwendung ausgewählter monomerer Einheiten und ihrer Anordnung in der Polymerkette können thermisches Verhalten, mechanische Bearbeitung und Behandlung der Biopolymeren sowie die aus den Biopolymeren hergestellten Vorrichtungen, die Eigenschaften des Biopolymers wie Elastizität, Modul, Biegsamkeit, Härte, Weichheit und Kristallinität sowie die Bioresorptionsrate der Biopolymeren auf eine besondere Verwendung zugeschnitten und optimiert werden.
Der andere Typ der monomeren Repetiereinheiten, der in den Copolymeren enthalten ist, kann in einem großen Rahmen variieren und kann biologisch resorbierbar oder biologisch nicht-resorbierbar sein. In den bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung sind die anderen Typen der monomeren Repetiereinheiten biologisch resorbierbar. Beispiele für den anderen Typ oder die anderen Typen der monomeren Repetiereinheiten sind solche, die von Monomeren abgeleitet sind, welche durch Ringöffnungspolymerisation polymierisieren wie z. B. substituierte oder unsubstituierte beta-, gamma-, delta-, omega- und andere Lalctone wie z. B. dieser Formel:
in denen R&sub1;&sub0; Alkoxy, Alkyl oder Aryl ist, und q gleich 9 bis etwa 5 ist, wobei die freien Valenzen durch Wasserstoffatome substituiert sind. Derartige Lactone umfassen (d oder 1) 3- Methylpropiolakton, (d oder 1) 3-Ethyl-1-propiolakton, Pivalolakton, Valerolaktone, Butyrolaktone, Propiolaktone und die Lactone von Hydroxycarbonsäure wie Z. B. 3-Hydroxy-2- phenylpropansäure, 3-Hydroxy-3-phenylpropansäure, 4- Hydroxybutansäure, 3-Hydroxybutansäure, 3-Hydroxy-3- methylbutansäure, 4-Hydroxypentansäure, 5-Hydroxypentansäure, 3-Hydroxy-4-methylheptansäure, 4-Hydroxyoctansäure und dergl.; und Lactide wie z. B. 1-Lactid, d-Lactid und d,1- Lactid; Glycolid; und Dilaktone wie z. B. jene der Formel:
in der R&sub1;&sub0; und q wie oben definiert sind und in der die freien Valenzen durch Wasserstoffatome ersetzt sind. Derartige Dilaktone umfassen die Dilaktone von 2- Hyroxycarbonsäuren wie z. B. 2-Hydroxybuttersäure, 2-Hydroxy- 2-phenylpropansäure, 2-Hydroxyl-3-methylbutansäure, 2- Hydroxypentansäure, 2-Hydroxy-4-methylpentansäure, 2- Hydroxyhexansäure, 2-Hydroxyoctansäure und dergl. Beispiele für andere verwendbare Repetiereinheiten sind solche, die von Dioxepanonen abgeleitet sind wie z. B. die, die im US-Patent 4 052 988 und in GB-Patent 1 273 733 beschrieben sind. Solche Dioxepanone umfassen mit Alkyl und Aryl substituierte und nicht-substituierte Dioxepanone der Formel:
und monomere Einheiten, die von Dioxanonen abgeleitet sind, beispielsweise jene, die in den US-Patenten 3 952 016, 4 052 988, 4 070 375 und 3 959 185 beschrieben sind, beispielsweise mit Alkyl oder Aryl substituierte und unsubstituierte Dioxanone der Formel
in denen q wie oben definiert ist; R&sub1;&sub0; jeweils gleich oder verschieden ist und Kohlenwasserstoffgruppen wie z. B. Alkyl und substituiertes Alkyl, Aryl oder substituiertes Aryl darstellt; und die freien Valenzen mit Wasserstoffatomen substituiert sind. Vorzugsweise sind die R&sub1;&sub0;-Gruppen gleich oder verschieden und stellen Alkylgruppen dar, die 1 bis 6 Kohlenstoffatome, vorzugsweise 1 bis 2 Kohlenstoffatome enthalten, dar, und ist q gleich 0 oder 1.
Zur Verwendung in solchen Copolymeren sind monomere Einheiten geeignet, die von Ethern wie z. B. 2,4-Dimethyl-1,3-dixoan, 1,3-Dioxan, 1,4-Dioxan, 2-Methyl-5-methoxy-1,3-dioxan, 4- Methyl-1,3-dioxan, 4-Methyl-4-phenyl-1,3-dioxan, Oxetan, Tetrahydrofuran, Tetrahydropyran, Hexamethylenoxid, Heptamethylenoxid, Octamethylenoxid, Nonamethylenoxid und dergl. abgeleitet sind.
Ebenfalls verwertbar sind monomere Einheiten, die von Epoxiden wie z. B. von Ethylenoxid, Propylenoxid, Alkyl- substituierten Ethylenoxiden wie z. B. Ethyl-, Propy- und Butyl-substituiertes Ethylenoxid, die Oxide von verschiedenen inneren Olefinen wie z. B. der Oxide von 2-Buten, 2-Penten, 2-Hexen, 3-Hexen und ähnliche Oxide, abgeleitet sind. Noch andere verwendbare monomere Einheiten sind die, die von Epoxiden/Kohlendioxid abgeleitet sind wie z. B. Ethylenoxid/CO&sub2; und sein Ethylencarbonat-Äquivalent, und Propylen/CO&sub2; und sein Propylencarbonat-Äquivalent; sowie monomere Einheiten, die von Orthoestern und Orthocarbonaten abgeleitet sind, z. B. unsubstituierte, Alkyl- oder Aryl- substituierte Orthoester, Orthocarbonate und zyklische Anhydride (welche wahlweise eine oder mehrere Oxa-, Alkylaza-, Arylaza- und Carbonylgruppen enthalten) der Formel: in der q und R&sub1;&sub0; wie oben definiert sind, r 0 bis etwa 10 ist, R&sub1;&sub3; jeweils gleich oder verschieden sind und Alkyl oder Aryl darstellen; und R&sub1;&sub1; und R&sub1;&sub2; gleich oder verschieden sind und Wasserstoff, Alkyl oder Aryl sind.
Monomere Einheiten, die von Vorstufen und Derivaten von Lactiden, Lactonen, Dioxanonen, Orthoestern, Orthocarbonaten, Anhydriden und Dioxepanonen wie z. B. den verschiedenen Hydroxycarbonsäuren, substituierte oder nicht-substituierten Disäuren wie Oxa-, Aza-, Alkyl-, Aryl-substituierte Disäuren, Hydroxy-substituierte Oxacarbonsäuren, funktionalisierte Ester und Säurehalogenidderivate und dergl., abgeleitet sind, können auch als die andere monomere Komponente des Copolymer eingesetzt werden.
Bevorzugte Copolymere, die bei der Herstellung der erfindungsgemäßen Vorrichtung verwendet werden, sind solche, die zwei oder mehr Typen der monomeren Repetiereinheiten aus dem Bereich der Strukturen I und II enthalten, aber auch solche, welche einen oder mehrere Typen der Repetiereinheiten der Strukturen I und II sowie einen oder mehrere andere Typen biologisch resorbierbarer monomerer Repetiereinheiten, die von Lactonen, Lactiden und ihren Vorstufen; Orthoestern; Dioxepanonen; anderen Carbonaten als jene mit den Strukturen I und II; Dioxanonen; und Orthocarbonaten abgeleitet sind, enthalten. Besonders bevorzugt für die Verwendung in der Durchführung der vorliegenden Erfindung sind Copolymere, die einen oder mehrere Typen der Repetiereinheiten mit den Strukturen II oder III sowie einen oder mehrere Typen der monomeren Repetiereinheiten, die von Gamma-, Delta- und Omega-Lactonen und ihren Vorstufensäuren wie z. B. Caprolakton, Valerolacton, Butyrolacton, 3-Hydroxybutansäure, 4-Hydroxybutansäure, propiolacton, (d oder 1) 3- Methylpropiolacton und dergl.; Lactiden und ihren Vorstufensäuren wie z. B. 1-Lactid, d-Lactid, d,1-Lactid, 2- Hydroxyisobuttersäure, 2-Hydroxy-2-phenylpropansäure und dergl.; Dioxepanonen; Dioxanonen; Carbonaten, die sich von denen der Struktur I und II unterscheiden; Orthoestern und Orthocarbonaten abgeleitet sind, enthalten. Andere besonders bevorzugte Copolymere zur Verwendung in der Durchführung der vorliegenden Erfindung sind die, die zwei oder mehr Repetiereinheiten der Strukturen II und III enthalten, z. B. 2,2-Dimethyltrimethylencarbonat/Trimethylencarbonat- Copolymer.
Am bevorzugtesten für die Verwendung bei der Durchführung der vorliegenden Erfindung sind statistische oder Block- Copolymere, die einen oder mehrere Typen der monomeren Repetiereinheiten der Struktur III, wo R&sub5; und R&sub6; gleich oder verschieden sind und Wasserstoff, Methyl oder Ethyl sind, sowie einen oder mehrere andere Typen der monomeren Repetiereinheiten, die von Lactonen (vorzugsweise Valerolakton, Caprolakton, unsubstituiertes und Alkyl- substituiertes Propiolakton und Pivalolakton); Lactiden oder ihren Vorstufen; und anderen Carbonaten als jene mit den Strukturen I und II enthalten, abgeleitet Sind- wobei Einheiten, die von Lactiden abgeleitet sind, die anderen monomerern Einheiten der Wahl darstellen. Andere ganz besonders bevorzugte Vorrichtungen der vorliegenden Erfindung sind solche, die ganz oder teilweise aus statistischen oder Block-Copolymeren geformt sind, welche zwei oder mehrere Typen der monomeren Repetiereinheiten mit der Struktur III enthalten, insbesondere jene, die mindestens einen Typ der monomeren Repetiereinheiten mit der Struktur III, in der n gleich 1 ist, und R&sub5; und R&sub6; Alkyl sind (beispielsweise Einheiten, die von Dimethyl/Trimethylencarbonat abgeleitet sind) und mindestens einen Typ der monomeren Repetiereinheiten mit der Struktur III, in der n gleich 1 bis etwa 3 ist, und R&sub5; und R&sub6; Wasserstoff sind, wie z. B. Trimethylencarbonat, Tetramethylencarbonat und Pentamethylencarbonat, enthalten.
Die Typen der monomeren Repetiereinheiten und das Molekulargewicht des Biopolymer wie auch die jeweiligen Prozentgehalte jeder der monomeren Repetiereinheiten in den Copolymeren, die bei der Herstellung der erfindungsgemäßen Vorrichtung verwendet werden, können in Abhängigkeit von der besonderen Vorrichtung und den gewünschten Charakteristika des Copolymer oder Homopolymer stark variieren. Die Typen und Mengen der Repetiereinheiten und das Molekulargewicht wirken sich auf die physikalischen Eigenschaften des Biopolymer wie z. B. Zugfestigkeit, Elastizitätmodul, Härte, Elastizität, Weichheit, Komplianz, Kristallinität, Bioresorptionsrate und dergl. aus, die für eine optimierte oder zumindest akzeptable Leistungsfähigkeit der Vorrichtung benötigt werden. Diese Eigenschaften werden der Reihe nach für die Charakteristika der Vorrichtung, die Eignung sowie für die Leistungsfähigkeit in der Praxis irgendeiner Verwendung bestimmend sein. Es können verschiedene Typen und Mengen der monomerern Repetiereinheiten in geeigneter Weise ausgewählt werden, um die Eigenschaften des Copolymer zur Optimierung der wünschenswerten Eigenschaften, die für irgendeine Vorrichtung verlangt werden, anzupassen.
Obgleich wir uns an keine Theorie binden möchten, wird angenommen, daß - ganz gleich ob es sich um ein statistisches oder ein Block-Copolymer oder um ein Homopolymer handelt - je höher der Gehalt der monomeren Einheiten mit der Struktur I oder II, in der R&sub1; bis R&sub4; Wasserstoff sind, Z [C(R&sub5;R&sub6;)], wobei R&sub5; und R&sub6; Wasserstoff sind, ist; n 1 bis 5 ist; und m 1 bis 5 ist, wird, um so flexibler und weicher wird das Biopolymer sein. Umgekehrt gilt in solchen statistischen oder Block-Copolymeren oder Homopolymeren: Je höher der Gehalt an monomeren Einheiten der Struktur II, in der m gleich 1 ist, und R&sub1; bis R&sub4; Wasserstoff sind; und der Struktur I, in der R&sub1; bis R&sub4; Wasserstoff oder Alkyl sind und Z [C(R&sub5;R&sub6;)] ist, wobei R&sub5; und R&sub6; gleich sind und Alkyl oder Phenyl sind oder R&sub5; und R&sub6; zusammen eine Alkylenkette bilden, welche wahlweise eine oder mehrere Oxa-Gruppen enthält, die eine Spiro-Ringstruktur vervollständigen, desto härter und kristalliner wird das Biopolymer. In den Fällen, wo ein weiches, biegsames und relativ schnell biologisch resorbierbares Copolymer verlangt wird, beispielsweise als Überzug für eine Dacron- Gefäßprothese, werden monomere Einheiten wie z. B: jene mit der Struktur III, in der n 1 bis 3 ist, und R&sub5; und R&sub6; Wasserstoff sind, ausgewählt und als Hauptmenge in das Copolymer eingearbeitet. Entsprechend können weiche und biegsame Überzüge und Vorrichtungen aus einem Trimethylencarbonat-Homopolymer, aus statistischen Copolymeren aus Trimethylencarbonat und Lactid (90:10), Block-Copolymeren aus Trimethylencarbonat und Lactid (95:5) sowie statistischen und Block-Copolymeren von Dimethyltrimethylencarbonat und Trimethylencarbonat (56:44) erhalten werden.
In einem anderen Fall, wo Zähigkeit und eine geringere Bioresorptionsrate gewünscht werden, beispielsweise in einer Vorrichtung zum Ersatz eines Stents, einer Sehne oder eines Ligaments, bei orthopädischen Platten und Stiften, werden monomere Einheiten wie die der Struktur III, wo n gleich 1 ist und R&sub5; und R&sub6; Alkyl wie z. B. Methyl sind, ausgewählt und als Hauptmenge in das Copolymer eingearbeitet, monomere Einheiten wie die der Struktur III, in der n gleich 1 ist, und R&sub5; und R&sub6; Wasserstoff sind, stellen die kleinere Menge. Harte und kristalline Vorrichtungen können beispielsweise aus einem Homopolymer aus Dimethyltrimethylencarbonat, oder aus statistischen Copolymeren aus Dimethyltrimethylencarbonat und Trimethylencarbonat, Dimethyltrimethylencarbonat/Caprolakton, Dimethyltrimethylencarbonat/Tetramethylencarbonat sowie aus ABA-Block-Copolymeren aus Dimethyltrimethylencarbonat/- Trimethylencarbonat/Dimethyltrimethylencarbonat, Dimethyltrimethylencarbonat/Lactiden/Dimethyltrimethylencarbonat, Dimethyltrimethylencarbonat/Lactide, Trimethylencarbonat/Dimethyltrimethylencarbonat und 1- Lactid/Trimethylencarbonat/1-Lactid erhalten werden.
Während die jeweiligen Mengen der verschiedenen Repetiereinheiten in großem Umfang variieren können liegen die Repetiereinheiten der Struktur I, Struktur II oder Struktur II als "Hauptmenge" vor. Der hier verwendet Begriff "Hauptmenge" bedeutet mehr als etwa 50 Gew.%, bezogen auf das Gesamtgewicht aller monomeren Repetiereinheiten im Copolymer. In den bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung kann die Menge der Repetiereinheiten mit der Struktur I, Struktur II oder Struktur III in einem Bereich von über etwa 50 Gew.% bis etwa 100 Gew.%, bezogen auf das Gesamtgewicht der Repetiereinheiten im Copolymer, bevorzugter im Bereich von etwa 80 Gew.% bis etwa 100 Gew.%, und am bevorzugtesten im Bereich von etwa 85 Gew.% bis etwa 99 Gew.% liegen.
Verwendbare Bereiche des Durchschnitts-Molekulargewichts für Biopolymere zur Verwendung in irgendeiner besonderen Situation werden von den gewünschten Charakteristika des Biopolymer abhängen. Im allgemeinen werden die physikalischen Eigenschaften wie Elastizitätsmodul, Zugfestigkeit, Kristallinität und dergl. ein bestimmtes minimales Molekulargewicht erfordern, welches sich mit jedem Biopolymer ändern wird. Oberhalb dieses Minimums hängen die Eigenschaften nicht mehr so stark vom Molekulargewicht ab. Schmelzviskosität und Lösungsviskosität steigen mit wachsendem Molekulargewicht an, was für ein bestimmtes Polymer nützlich ist. Aus diesem Grund wird es in Anbetracht der Schwierigkeit, es durch herkömmliche Technologie zu den gewünschten Teilen zu bearbeiten normalerweise ein maximales praktisches Molekulargewicht geben. Innerhalb des Bereichs nützlicher Molekulargewichte wird sich die Bioresorptionsrate mit dem Molekulargewicht und der Kristallinität ändern. Biopolymere, die ein höheres Molekulargewicht haben und mehr oder weniger kristallin sind, benötigen längere Zeiten, um biologisch resorbiert zu werden als Biopolymere mit niedrigerem Molekulargewicht. Dieser gewünschte Zeitraum für die Vorrichtung wird die Wahl des Molekulargewichtes bestimmen.
Außerdem kann ein terminaler Schutz der Biopolymere für bestimmte Verwendung wünschenswert sein. Ein terminaler Schutz erfolgt beispielsweise durch acylierende, alkylierende, silylierende Agenzien und dergl. und liegt im Schutzumfang der vorliegenden Erfindung. Ebenfalls eingeschlossen sind Kettenerweiterung und Aufpfropfung verschiedener anderer Einheiten mit monomerem, oligomerem oder polymerem oder anderem Charakter. Dies sind Techniken, die auf dem Polymergebiet wohl bekannt sind und die hier nicht im Detail beschrieben werden.
Im allgemeinen sind die erfindungsgemäßen Vorrichtungen ganz oder teilweise aus Biopolymeren der Struktur I oder II, welche hinsichtlich des Molekulargewichts von einem niedrigen Molekulargewicht bis zu einem extrem hohen Molekulargewicht liegen können, geformt. Die Molekulargewichte der Biopolymeren, die in der Praxis der vorliegenden Erfindung verwendet werden, sind normalerweise gleich 5000 oder höher. Bevorzugte Durchschnitts-Molekulargewichte liegen zwischen 7000 und etwa 5000000, wobei ein Bereich von etwa 10000 bis etwa 500000 besonders bevorzugt ist, ein Bereich von etwa 15000 bis etwa 250000 am bevorzugtesten ist.
Es können andere Komponenten mit den Biopolymeren vermischt werden, bevor diese zu den erfindungsgemäßen Vorrichtungen geformt werden, oder aber während oder nach deren Bildung zugesetzt, aufgetragen oder dergleichen werden. Diese Komponenten umfassen Substanzen, welche die gewünschten Eigenschaften der Biopolymeren nicht stören, d. h. ihre Fähigkeit zu Komponenten abgebaut zu werden, die für lebende Systeme biologisch unschädlich sind. Unter den in Betracht kommenden Klassen derartiger Substanzen sind Weichmacher, Stabilisatoren für UV oder Temperatur, Pigmente, Gleitmittel und Antioxidanzien. Einem Fachmann auf diesem Gebiet wird klar sein, daß jegliche Zusatzstoffe, die in den erfindungsgemäßen medizinischen Vorrichtungen enthalten sind, solche sein sollten, die eine FDA-Genehmigung haben.
Andere optionale Polymerkomponenten wie z. B. Fasern, Füllstoffe und Bindemittel können vor und während der Formung der Vorrichtungen oder im Anschluß an ihre Formung mit den Biopolymeren kombiniert werden. Diese umfassen - sind aber nicht auf sie beschränkt - Polymere und Copolymere, ausgewählt aus der Gruppe, die sich wie folgt zusammensetzt:
Polyester wie z. B. Pöly(butylenterephthalat) und Poly(ethylenterephthalat); Poly(vinylalkohol); Poly(vinylacetat) und partiell hydrolysierte Formen davon; Polymere dem Hydrogeltyps wie z. B. Poly(hydroxyethylmethacrylat), Poly(hydroxypropylmethacrylat) und dergl.; Polysulfone wie z. B. Poly(phenylensulfon), Kohlenstoff; Siliciumcarbid; Halopolymere wie z. B. Poly(tetrafluorethylen), Ethylen/Tetrafluorethylen-Copolymer; Poly(dioxanon); Poly(glycolid-co-trimethylencarbonate); Polylactide; Poly(d-lactid); Poly-1-lactid; Poly(lactid-co- caprolacton); Poly(d,1-lactid); Poly(caprolactone); Poly(hydroxybutyrate); Poly(hydroxyvalerate); Poly(hydroxybutyrat-co-hydroxyvalerate); Poly(glycolid); Polyurethane; segmentierte Polyurethane; Polyetherurethane; Poly(urethanharnstoffe); Siliconkautschuk; und Substanzen wie Fibrin und sein Pulver; natürliches oder behandeltes Kollagen; Mono-, Di-, Tri- und Poly-Saccharide; Polyethylene; Polyamide; Polypropylen; peptide wie z. B. Nervenwachstumsfaktoren, Knochenwachstumsfaktoren, Laminin und dergl.; Polycarbonate; Polyvinylfluorid; Polyvinylidenfluorid; Polyvinylbutyrat; Zellulose wie z. B. Carboxymethylzellulose, Zelluloseacetat, Ethylzellulose und dergl. Ethylenvinylacetat-Copolymer und hydrolysierte und partiell hydrolysierte Formen derselben; Polyacrylonitril; Polyvinylmethylether; sowie ihre abgeleiteten Copolymere, Mischungen, Verbundstoffe und dergl.
Weitere biologisch verträgliche Komponenten außer den Polymerkomponenten können mit den Polymeren während oder bevor sie zu den erfindungsgemäßen Vorrichtungen geformt werden, kombiniert werden oder nach ihrer Bildung zugesetzt, aufgetragen und dergl. werden. Diese Komponenten umfassen Substanzen, welche eine bestimmte der gewünschten Eigenschaften der aus den Biopolymeren hergestellten Vorrichtungen verbessern werden. Beispiele für derartige Substanzen sind Weichmacher, Gleitmittel, Antioxidanzien, Stabilisatoren aller Art wie z. B. Stabilisatoren für UV, Strahlung, Hitze, Feuchtigkeit und dergl. wie auch Arzneimittel zur Behandlung bestimmter Störungen oder Erkrankungen und auch Wachstumsfaktoren wie z. B. für einen Nerv oder einen Knochen, und Wachstumshormone im allgemeinen. Materialien wie z. B. Calciumphosphatsalze, Keramikkristalle, die biologisch resorbierbar sind, beispielsweise Calciumhydroxyapatit, Bioglas und Calciumtriphosphat können ebenfalls mit dem Biopolymer kombiniert werden. Komponenten wie bestimmte Bariumsalze, die geformte Vorrichtungen strahlenundurchlässig machen, liegen ebenfalls im Bereich der Erfindung. Einige dieser Füllstoffe, Bindemittel, Zusatzstoffe und Komponenten können in irgendeiner Stufe aus den biopolymeren Vorrichtungen entfernt oder ausgewaschen werden, so daß ein poröses oder semi-poröses System erhalten werden kann.
Vorrichtungen der vorliegenden Erfindung können ganz aus den Biopolymeren der Struktur I oder II gefertigt sein oder können teilweise aus anderen biologisch resorbierbaren Materialien oder aus biologisch haltbaren Materialien, welche gegenüber einem biologischen Abbau relativ beständig sind, gefertigt sein. Beispiele für biologisch haltbare Materialien, die bei der Herstellung der erfindungsgemäßen Vorrichtungen verwendbar sind, sind Silikon, Silikon- Kautschuk, Polyethylen, Polyethylenterephthalat, Polyfluorethylen, Polyphosphazen, Polyurethan, segmentiertes Polyurethan und dergl. Ebenfalls verwendbar sind biologisch haltbare metallische Substanzen wie Titan, rostfreier Edelstahl und Legierungen wie z. B. Chrom-Kobalt-Molybdän- Legierungen, Titan-Aluminium-Vanadium-Legierungen und dergl.
Im folgenden sind spezifischer Beispiele für verschiedene Ausführungsformen der Erfindung angegeben.

BEISPIEL 1

Synthese von 5,5-Dimethyl-1,3-dioxan-2-on (Dimethyltrimethylencarbonat (DMTMC))

Ein Drei-Liter-Dreihals-Rundkolben wurde mit einem mechanischen Rührer, einer 0,3-m (12 inch)-Vigreux-Kolonne mit Destillieraufsatz und einem Thermometer ausgestattet. Es wurden 838 g (8,05 Mol) 2,2-Dimethyl-1,3-propandiol und 1098 ml (9,07 Mol) Diethylcarbonat in den Kolben gegeben. Das Gemisch wurde in ein Ölbad getaucht, es wurde mit dem Erwärmen begonnen und es wurde der Rührer gestartet. Mit der Zeit hatte die Temperatur etwa 90ºC erreicht, das Diol war geschmolzen und im Carbonat gelöst. Durch den für das Thermometer verwendeten Hals wurde pulvriges trockenes Natriummethoxid (21,6 g, 0,4 Mol) gegeben. Die Badtemperatur wurde auf 160ºC erhöht, Ethanol begann abzudestillieren.
Über einen Zeitraum von etwa 3 Stunden wurden etwa 600 g (80 % der Theorie) Destillat gesammelt; dies war hauptsächlich Ethanol mit etwas Diethylcarbonat. Das Reaktionsgemisch wurde nach und nach sehr dick. Durch das obere Ende der Destillierkolonne wurde trockenes Xylol (200 ml) zugesetzt, und die Badtemperatur auf 170 bis 180ºC erhöht. Es wurde zusätzliches Destillat gesammelt, die Behältertemperatur stieg schrittweise auf etwa 150ºC; als sich die Destillationsgeschwindigkeit auf einige wenige Tropfen pro Minute verlangsamt hatte, wurde vorsichtig ein Vakuum an das System angelegt und stufenweise erhöht, da Xylol und überschüssiges Diethylcarbonat abdestillierten.
Als das Vakuum etwa 0,25 bis 0,67 kPa (2 bis 5 mm Hg) erreicht hatte, begann das Carbonatprodukt bei etwa 125 bis 135ºC zu destillieren. An diesem Punkt wurde das Vakuum mit trockenem Stickstoff entspannt und das Ölbad gesenkt. Die Vigreux-Kolonne und der Destillationsaufsatz wurden entfernt und durch einen kurzen Destillationsaufsatz ersetzt. Durch die Thermometeröffnung wurde schnell zusätzliches gepuffertes Natriummethoxid (5,4g, 0,1 Mol) zugegeben.
An das System wurde Vakuum angelegt und auf etwa 0,4 bis 0,67 kPa (3 bis 5 mm HG) eingestellt. Es wurde erneut erhitzt und das Produkt begann abzudestillieren. Die Badtemperatur wurde schrittweise auf 210 bis 220ºC erhöht, um die Depolymerisationsrate der Oligomeren zur Herstellung des Produktmonomer aufrechtzuerhalten. Man mußte vorsichtig sein, damit die Destillation nicht beschleunigt wurde, so daß eine Depolymerisation der Dimeren und Oligomeren ablaufen; andernfalls hätte das Dimer begonnen überzudestillieren.
Manchmal wurde der Topfrückstand ein gummiartiger Klumpen, der mit Pulver geschichtet war, die Destillation hörte dann auf. Die Gesamtausbeute an Destillat betrug 852 g (81 % der Theorie).
Das Produkt war wegen seiner Verunreinigung mit kleinen Mengen an Verunreinigungen wie z. B. Xylol, Diethylcarbonat, Ausgangsdiol und zyklisches Dimer ein leicht klebriger Feststoff. Es wurde folgendermaßen umkristallisiert. Das gesamte rohe DMTMC (852 g) wurde in 430 ml Tetrahydrofuran gelöst, dann wurden 4,3 l wasserfreier Diethylether vorsichtig zugesetzt. Die Flüssigkeiten wurden bei Raumtemperatur für etwa eine halbe Stunde stehengelassen, dann über Nacht in einen Kühlschrank bei 4ºC gestellt. Die Kristalle wurden durch Filtrieren gesammelt, mit kaltem Ether (1,2 l), mit Hexan (1,2 l) gewaschen und dann getrocknet, indem etwa 1 Stunde lang Luft durch den Filterkuchen gesaugt wurde. Eine Endtrocknung erfolgte in einem Vakuumofen bei 35 bis 40ºC (13 Pa; 0,1 mm Hg). Die Gesamtausbeute an gereinigtem DMTMC betrug 730 g (70 % Gesamtausbeute).

BEISPIEL 2

Synthese von 1,3-Dioxan-2-on (Trimethylencarbonat (TMC))

Ein 1-1-Dreihals-Rundkolben wurde mit mechanischem Rührer und einer 0,3 m (12 inch) Vigreux-Kolonne, die einen Destillieraufsatz mit einem Absperrhahn zur Steuerung des Rückflußverhältnisses aufwies, ausgestattet. Der Kolben wurde mit 1,3-Propandiol (228,3 g, 3 mol) und Diethylcarbonat (454 ml, 3,75 mmol) beschickt, mit Stickstoff gespült, dann in ein Ölbad getaucht. Dann wurde mit dem Erhitzen begonnen; und als die Temperatur etwa 80ºC erreicht hatte, wurde Natriummethoxid (1,62 g, 30 mmol) über einen Tropftrichter durch den dritten Hals zugesetzt. Die Öltemperatur wurde auf 155 bis 160ºC erhöht, und Ethanol begann bald unter Rückfluß zu sieden.
Das Ethanol wurde über einen Zeitraum von etwa 3,5 Stunden nach und nach unter partiellem Rückfluß entfernt. Eine Entnahme konnte nicht zu schnell erfolgen, da die Temperatur sich von etwa 80ºC erhöhte, als das Destillat mit Diethylcarbonat angereichert wurde. Insgesamt wurden 268 g Destillat gesammelt, wobei nach NMR etwa 80 bis 85 % Ethanol und der Rest Carbonat war. Zu diesem Zeitpunkt wurde vorsichtig zusätzliches Natriumethoxid (0,40 g, 7,4 mmol) zugesetzt, dann wurde das Erwärmen für weitere 30 Minuten fortgesetzt. Vorsichtig wurde ein leichtes Vakuum angelegt und weiteres Destillat gesammelt. Das Vakuum wurde schrittweise erhöht, bis der Druck auf etwa 1 mm gefallen war, zu dieser Zeit war das meiste des verbleibenden Diethylcarbonats entfernt. Das Ölbad wurde gesenkt und das Rühren für etwa 15 Minuten fortgesetzt (Temperatur wurde nicht angezeigt) Es wurde Triethylaminhydrochlorid (5,2 g, 38 mmol) zugegeben und das Rühren ohne Erhitzen für 45 Minuten fortgesetzt. Es wurde Zinnoctoat (15 Drops, etwa 0,2 g) zugesetzt, das Erhitzen wieder aufgenommen (Bad anfänglich bei 150ºC steigend auf 200ºC), stufenweise ein Vakuum bis etwa 0,5 mm angelegt. Ein Vorlauf mit einem Siedepunkt von 70 bis 125ºC (25 g) wurde verworfen, während die Hauptfraktion (245 g), die bei 125 bis 135ºC (0,5 mm) gesammelt wurde, gemäß NMR etwa 85%ig rein war. Der Rückstand aus der Destillation wurde in Chloroform gelöst, filtriert und in einem Kugelrohr bei 160 bis 220ºC (0,1 mm) destilliert, wobei weitere 25 g Dioxanon erhalten wurden.
Die Hauptfraktion wurde aus Ether:THF 1:1 (4 ml/g) umkristallisiert, wobei 168 g Dioxanon hoher Reinheit erhalten wurde. Eine Einengung des Filtrats und eine Zerkleinerung mit Ether-THF (etwa 4:1) ergab zusätzlich 45 g Rohprodukt, die mit den 25 g, die beim Zerkleinern des Rückstandes erhalten worden waren, kombiniert wurden. Das Umkristallisieren aus Ether-THF lieferte 46,5 g reines Dioxanon. Die kombinierten 214,5 g Dioxanon wurden im Kugelrohr bei 120 bis 130ºC (0,1 mm) destilliert, wobei 209,3 g (68 % der Theorie) Polymerprodukt erhalten wurden.

BEISPIEL 3

Polymerisation von DMTMC

In ein 15-ml-Polymerisationsrohr wurde eine frisch gereinigte und getrocknete Probe von Dimethyltrimethylencarbonat (12,1 g, 90 mmol) gebracht. Das Rohr wurde über einen Kautschukschlauch und einen Absperrhahn an eine Vakuumleitung angeschlossen, evakuiert, anschließend wurde das DMTMC vorsichtig mit einer Heizpistole geschmolzen. Das Rohr wurde in Eiswasser gekühlt, erneut evakuiert, erneut geschmolzen und in Eis gekühlt. Das Vakuum wurde mit Argon entspannt, der Absperrhahn entfernt und eine Lösung aus Zinnoctoat in Toluol (100 ul einer 3,0 x 10&supmin;² M Lösung, 0,003 mmol) zugesetzt. Der Absperrhahn wurde erneut befestigt, das Rohr wurde für einige Minuten zur Entfernung des Toluols evakuiert, anschließend mit einem Brenner versiegelt. Die Inhalte des Rohres wurden geschmolzen und kräftig gemischt, dann wurde das Rohr für 18 Stunden bei 160ºC in ein Ölbad getaucht, gekühlt und geöffnet. Das Polymer wurde in 250 ml Chloroform gelöst, in 2 l 2-Propanol ausgefällt, mit zusätzlichem 2-Propanol gewaschen und in einem Vakuumofen bei 50ºC getrocknet. Das resultierende pulvrige Polymer (10 g, 83 %) hatte eine Viskositätszahl 3,0 dl/g (0,1%ige Lösung in Dioxan).

BEISPIEL 4

Poly (TMC)

Eine frisch destillierte Probe von Trimethylencarbonat (10,9 g, 107 mmol) wurde in einem Rundkolben unter Argon geschmolzen und mit einer Spritze in eine 15-ml- Polymerisationsrohr übergeführt. Das Rohr wurde mittels Kautschuckschlauch und Absperrhahn an eine Vakuumleitung angeschlossen und evakuiert. Das Rohr wurde in Eiswasser gekühlt, erneut evakuiert, erneut geschmolzen und in Eis gekühlt. Das Vakuum wurde mit Argon entspannt, der Absperrhahn entfernt, und eine Lösung von Zinnoctoat in Toluol (250 ul einer 1,3 x 10&supmin;² M Lösung, 0,003 mmol) zugesetzt. Der Absperrhahn wurde erneut befestigt, das Rohr wurde zur Entfernung des Toluols für einige Minuten evakuiert, dann mit einem Brenner dicht abgeschlossen. Die Inhalte des Rohrs wurden geschmolzen und kräftig vermischt, dann wurde das Rohr bei 160ºC für 18 Stunden in ein Ölbad getaucht, abgekühlt und gebrochen. Das Polymer wurde in 250 ml Chloroform gelöst, in 2 l 2-Propanol ausgefällt, mit zusätzlichem 2-Propanol gewaschen und in einem Vakuumofen bei 50ºC getrocknet. Das resultierende kautschukartige Polymer (10 g, 83 %) hatte eine Viskositätszahl von 2,13 dL/g (0,l%ige Lösung in Dioxan). Eine GpC-Analyse gegen Polystyrol-Standards ergab ein Gewichtsmittel des Molekulargewichts von 91000.

BEISPIEL 5

Spinnen von Fasern

Das DMTMC-Homopolymer von Beispiel 3 wurde bei 160ºC im Schmelz-Spinn-Verfahren zu einem 70-Denier-Faden gesponnen. Das Material scheint sehr schnell zu kristallisieren.
Garnabschnitte wurden mit der Hand auf annähernd 30 Denier gezogen und untersucht. Es wurden zufriedenstellende Fasereigenschaften für Verwendungen als Gewebe und Hohlfaser erreicht. Die Fasereigenschaften sind: Denier (55); Elastizitätsmodul (59 g/Denier); Zugfestigkeit (3 g/Denier); Bruchdehnung (26 %).

BEISPIEL 6

Poly (TMC-co-1-Lactid)

Frisch destilliertes Trimethylencarbonat (12,95 g, 127 mmol) wurde zusammen mit getrocknetem umkristallisiertem 1-Lactid (2,03 g, 14,1 mmol) geschmolzen, dann wurde das Gemisch in ein 15-ml-Polymerisationsrohr gespritzt. Der Katalysator (73 ul einer 3,0 x 10&supmin;² M Zinnoctoatlösung in Toluol) wurde zugesetzt, dann wurde das Rohr durch Tiefgefrieren, Pumpen und Auftauen, das ganze zweimal, entgast. Nach dem Abdichten unter Vakuum wurde das Rohr für 60 Stunden bei 160ºC in ein Ölbad getaucht. Das Rohr wurde aufgebrochen und 10 g des Rohpolymer wurden in Chloroform (250 ml) gelöst, dann in Isopropanol ausgefällt. Das getrocknete Polymer, 8,6 g hatte eine Viskositätszahl von 1,53 dL/g (0,1%ige Lösung in Dioxan).
In einem anderen Versuch wurden frisch destilliertes Trimethylencarbonat (12,95 g), 2,03 g umkristallisiertes 1- Lactid und 7,5 ul einer 1,0 M Zinnoctoatlösung in Toluol für 16 Stunden in das Innere eines Ölbades mit 160ºC gegeben. Die Ampulle wurde aufgebrochen; die Endausbeute nach zweimaligem Ausfällen aus Tetrahydrofuran-(THF)-Lösung betrug 12,9 g. Nach GPC in THF war das Gewichtsmittel des Molekulargewichts 87000, das Zahlenmittel des Molekulargewichts 13760. Das GPC- System wurde mit Polystyrol-Standards kalibriert.

BEISPIEL 7

Copolymerisation von DMTMC und Trimethylencarbonat (TMC), 97,5:2,5 in einem verschweißten Rohr

Eine Mischung aus frisch gereinigtem und getrocknetem DMTMC (14,64 g, 112,5 mmol), TMC (378 mg, 3,7 mmol), sowie 2,2- Dimethylpropandiol (12 mg, 0,116 mmol) wurden in einem Polymerisationsrohr vermischt, evakuiert, und das Rohr mit Argon gefüllt. Es wurde Zinnoctoat (65 ul einer 3 x 10&supmin;² M Lösung in Toluol) zugesetzt und das Rohr für einige Minuten evakuiert. Das Rohr wurde mit einem Brenner verschweißt, die Inhalte geschmolzen und kräftig vermischt, dann über Nacht in ein Ölbad mit 160ºC getaucht. Nach Abschrecken in flüssigem Stickstoff wurde das Rohr aufgebrochen, die Inhalte wurden in Dioxan (250 ml) gelöst und in 1 l Eiswasser ausgefällt. Das Polymehr wurde mit Wasser (2 x 500 ml) gewaschen und über Nacht bei 50ºC im Vakuum getrocknet. Ausbeute: 13,1 g (87 %); Viskositätszahl 0,68 dL/g (0,1 % in Dioxan). [Probe 9, Tabelle I]

BEISPIEL 8

Copolymerisation von DMTMC und TMC, 97,5:2,5, im Harzkolben

Ein im Ofen getrockneter aus silanisiertem Glas-Harz- bestehender Kolben mit einem Fassungsvermögen von 150 ml wurde mit einem mechanischen Rührer und einem Teflonpaddel, einem Argoneinlaß, einem Serumdeckel an einer Öffnung und einem Glasstöpsel an der verbleibenden Öffnung ausgestattet. In den Kolben wurden frisch getrocknetes und gereinigtes DMTMC (29,25 g, 225 mmol), TMC (0,75 g, 7,4 mmol) und Dimethylpropandiol (12 mg, 0,12 mmol) gegeben. Der Kolben wurde mehrmals evakuiert und mit Argon gefüllt, anschließend in ein Ölbad von 120ºC getaucht, um die Monomeren zu schmelzen. Die Temperatur wurde in 10 Minuten auf 145ºC erhöht, dann wurden 125 ul einer 3 x 10&supmin;² M Lösung von Zinnoctoat in Toluol zugesetzt. In weiteren 10 Minuten wurde die Temperatur auf 160ºC erhöht. Innerhalb weiterer 10 Minuten wurde das Material sehr dick und nach einer Stunde wurde die Reaktion gestoppt, das Polymer wurde in Chloroform gelöst und in 2-Propanol ausgefällt. Ausbeute: 24,4 g (81 %); Viskositätszahl 0,80 dL/g (0,1 % in Dioxan). [Probe 10, Tabelle I]

BEISPIEL 9

Poly(DMTMC-co-TMC), 97,5:2,5

Es wurde eine Polymerisation wie in dem vorhergehenden Beispiel durchgeführt, allerdings mit den folgenden Änderungen: der Harzkolben hatte ein Fassungsvermögen von 1 l; es wurden 292,5 g DMTMC, 7,5 g TMC und 105 mg Dimethylpropandiol verwendet. Die Anfangstemperatur betrug 140ºC und der Katalysator waren 160 ul einer 1,0 M Zinnoctoatlösung in Toluol. Nach 4 Stunden wurde eine Gesamtmenge von 277 g Polymer aus dem Kolben isoliert; eine Gel-Permeations-Chromatographie (GPC) unter Verwendung von THF zeigte ein Gewichtsmittel des Molekulargewichts von 89000 sowie eine Dispersität von 2,4 für den Polymerpeak plus kleine Mengen an Oligomeren. Für das Spinnnen in Fasern wurde das Polymer in Dioxan gelöst und in Wasser ausgefällt. (Probe 22, Tabelle I]

BEISPIEL 10

Copolymerisation von DMTMC und Caprolakton, 98,2:1,8

Ein Gemisch aus DMTMC (26,34 g, 202 mmol), frisch destilliertem Caprolakton (0,475 ml, 0,489 g, 4,3 mmol), 2,2- Dimethyl-1,3-propandiol (0,2 mmol) und Zinnoktoat (150 ul einer 0,1 M Lösung in Toluol) wurden auf drei Polymerisationsrohre aufgeteilt. Die Rohre wurden unter Vakuum verschweißt und über Nacht auf 160ºC erhitzt. Die erhaltenen Polymere wurden vermischt, in Tetrahydrofuran gelöst und in Wasser ausgefällt. Ausbeute: 38,8 g (87 %). Gewichtsmittel des Molekulargewichts nach GPC (THF) = 89000. [Probe 29, Tabelle II]

BEISPIEL 11

Poly (DMTMC-co-Caprolakton)

In einem im Ofen getrockneten, silanisierten Harzkolben mit einem Fassungsvermögen von 1 l wurden DMTMC (313,7 g, 2,41 mol), destilliertes Caprolakton (5,62 g, 49 mmol) und 2,2-Dimethyl-1,3-propandiol (63 mg, 0,60 mmol) vermischt.
Nach dem Durchspülen mit Argon wurde der Kolben in einem Ölbad auf 160ºC erhitzt. Als das Gemisch homogen geworden war, wurde Zinnoctoat (155 ul einer 1,0 M Lösung in Toluol) zugesetzt. Die Mischung wurde nach und nach sehr dick; nach 2,5 Stunden wurde mit dem Rühren aufgehört und nach weiteren 2 Stunden wurde die Reaktion gestoppt. Das Polymer wurde mit denen aus zwei kürzeren Verfahren kombiniert, in Tetrahydrofuran und in Wasser ausgefällt. Ausbeute: 650 g (92 %). Gewichtsmittel des Molekulargewichts nach GPC (THF) = 89300. [Probe 30, Tabelle II]

BEISPIEL 12

Eine Reihe von Copolymeren aus DMTMC mit variierenden Mengen an TMC (Tabellen I, III) und Lactiden und Caprolakton (Tabellen II, III) wurde beurteilt. Einige von-diesen wurden zu einem Faden von annähernd 70 Denier gesponnen. Diese Polycarbonat-Copolymere konnten im Temperaturbereich von 150 bis 190ºC mit guter Schmelzstabilität, die durch eine konstante Schmelzviskosität angezeigt wird, einfach schmelzgesponnen werden. Gezogene Proben, beispielsweise 4A und 4B (Tabelle III) zeigten zufriedenstellende Eigenschaften der Faser-Zugfestigkeit als Gewebe und Hohlfaser oder bei röhrenartiger Verwendung als Nervenkanäle.

BEISPIEL 13

Ein Polycarbonatharz aus DMTMC und TMC (97,5:2,5) mit einem höheren Molekulargewicht und einer Viskositätszahl von 1,1 wurde entsprechend Beispiel 12 extrudiert, allerdings bei einer Schmelztemperatur von 195ºC. Die verwendete Düse (0,8 mm, 0,030 inch) hatte eine Schmelzaustrittsgeschwindigkeit von 9 cm/min (0,3 ft/min) und eine Aufwicklung von etwa 9 m/min (30 ft/min). Die Fasern wurde zu einem Satz Galetten geführt und bei steigendem Ziehverhältnis einem Recken unterzogen. Die Testergebnisse (15A bis 15E) (Tabelle III), zeigen für viele Anwendungen als Gewebe und hohles Rohr gute Fasereigenschaften.

BEISPIEL 14

Ein Copolymer aus DMTMC und Caprolakton (Gewichtsverhältnis 98,2:1,8) (Probe 29, Tabelle II) wurde wie in Beispiel 12 gesponnen. Fasern, die aus einer Anzahl von Reckverhältnissen stammten, zeigten gute Eigenschaften der Zugfestigkeit als Hohlfaser oder -röhre (siehe Beispiel 29 A-D in Tabelle III).

BEISPIEL 15

Eine Probe aus einer 300-g-Charge eines Copolymer aus DMTMC und TMC (97,5:2,5 Gew.%) wurde hergestellt, um Informationen über Bedingungen für das Spinnen eines Garns aus mehreren Fäden zu erhalten. Das Material wurde wie in Beispiel 12 einem Schmelzspinnverfahren unterworfen, wobei eine Schmelztemperatur von 180ºC angewendet wurde. Die Fasern wurden dann unter Erhalt der in Tabelle III als Probe 22 angegebenen Zugeigenschaften gereckt. Für Verwendungen als Gewebe und Hohlfaser oder -rohr werden zufriedenstellende Eigenschaften angegeben.

BEISPIEL 16

Das Polycarbonatpolymer, das in Beispiel 15 gewonnen worden war, wurde gelöst und erneut ausgefällt, dann bei 180ºC einem Schmelz-Spinn-Verfahren unterzogen, und zwar bei einer geringeren Abzugsgeschwindigkeit der Schmelze und dann ausgerichtet, wobei zufriedenstellende Fasereigenschaften erhalten wurden, die als Probe 22A in Tabelle III aufgelistet sind. TABELLE I STATISTISCHE POLYMERE AUS DMTMC (D) UND TMC (T) Probe Nr. D:T Gewichtsverhältnis Syntheseverfahren Isolierte Menge Ausbeute Reduzierte Viskosität Beispiel TABELLE I (Fortsetzung) Probe Nr. GPC-Hauptpeak GPC-Gesamt Gewichtsmittel des Molekulargewichts Dispersität TABELLE II STATISTISCHE COPOLYMERE AUS DMTMC (D)/CAPROLACTON (CL) UND DMTMC (D)/d,1-LACTID Probe Nr. D:CL-Verhältnis Snytheseverfahren Isolierte Menge Ausbeute Beeispiel * 87,8=12,2: d,1-Lactid TABELLE II Probe Nr. GPC-Hauptpeak GPC-Gesamt Gewichtsmittel des Molekulargewichts Dispersität
Allgemeine Verfahren zum Spinnen von Biopolymeren in großem Maßstab
Statistische Copolymere aus diesen Biopolymeren wie z. B. DMTMC/TMC und DMTMC/CL wurden unter Verwendung der folgenden Geräte und Verfahren gesponnen.
Trockenes Polymer wurde in den Trichter eines Braebender-19- mm-(3/4 inch)-Extruders gefüllt, welcher mit zwei einstellbaren elektrisch beheizten Zonen und einer beheizten Blockanordnung, die aus einem elektrisch beheizten Metallblock bestand, und einer Nr.-2-Zenith-Zahnradpumpe ausgestattet war. Die Spinndüse bestand aus einer Düse aus rostfreiem Stahl (316), die 8 Löcher (0,5 mm, 0,021") enthielt, einen Durchmesser von 0,075 mm und eine Siebplatte (200 Mesh) aufwies.
Zuführungsgeschwindigkeit, Extrudiertemperaturen und Druck sind in den Beispielen 17 und 18 angegeben.
Die Fäden wurden mit Luft abgekühlt und bei einer konstanten Galettengeschwindigkeit, die auf 0,44 km/min (1448 ft/min) eingestellt war, aufgewickelt. Die zweite Galette wurde auf 0,87 km/min (2854 ft/min) eingestellt, was zu einem Reckverhältnis von 2:1 führte. Der Garnabzug erfolgte unter Verwendung eines Leesona-Aufwickelblocks.

BEISPIEL 17

Arbeitsparameter

Material: 97,5 % DMTMC - 2,5 % TMC, statistisches Copolymer, Proben 21 bis 23 (Tabelle I).
Extruder: 19 mm (3/4") Braebender
Wärme:
Zone 1 (Zuführung) 200ºC
Zone 2 (Dosieren) 212ºC
Zone 3 (Düse und Block) 215ºC
Siebplatte (200 Mesh) 0,075 mm
8-Loch-Düse (0,021" Durchmesser) 0,5 mm
Schnecke Upm 6
Pumpe Upm in Hundert 22
Trommeldruck 8 MPa (1200 psi)
Massedruck (600 psi) 4,1 MPa
Aufwicklung:
Walze 1/Temperatur 0,44 km/min (1448 ft/min) bei Raumtemperatur
Walze 2/Temperatur 0,87 km/min (2854 ft/min) bei Raumtemperatur
Endausstoß 0,4 mgs/Loch/min
End-Reckverhältnis 2:1
Denier 5 DPF gereckt auf 200/40

BEISPIEL 18

Arbeitsparameter

Material: 98,2 % DMTMC - 1,8 % CL, statistisches Copolymer, Proben 30 (Tabelle II)
Extruder: 19 mm (3/4") Braebender Wärme:
Zone 1 (Zuführung) 190ºC
Zone 2 (Dosieren) 200ºC
Zone 3 (Düse und Block) 210ºC
Siebplatte (200 Mesh) 0,075 mm
8-Loch-Düse (0,021" Durchmesser) 0,5 mm
Schnecke Upm ~6
Pumpe Upm in Hundert ~22
Trommeldruck 8 MPa (1200 psi)
Massedruck (600 psi) 4,1 MPa
Aufwicklung:
Walze 1/Temperatur 0,44 km/min (1448 ft/min) bei Raumtemperatur
Walze 2/Temperatur 0,87 km/min (2854 ft/min) bei Raumtemperatur
Endausstoß 0,4 mgs/Loch/min
End-Reckverhältnis 2:1
Denier 5 DPF gereckt auf 200/40 TABELLE III MECHANISCHE FASEREIGENSCHAFTEN Probe Denier Elastizitätsmodul Zugfestigkeit Bruchdehnung

BEISPIEL 19

Copolymerisation von DMTMC und TMC in Xylol-Lösung

In einem im Ofen getrockneten Harzkolben mit einem Fassungsvermögen von 100 ml wurden DMTMC (7,81 g, 60 mmol), TMC (6,13 g, 60 mmol) und Dimethylpropandiol (3 mg) zusammengegeben. Der Kolben wurde für 10 min auf 13 Pa (0,1 mm Hg) evakuiert, dann mit trockenem Argon gefüllt. xylol (15 ml), das durch Destillieren über Natriummetall getrocknet worden war, wurde mit einer Spritze in den Kolben gegeben, dann wurde der Kolben in ein Ölbad von 150ºC getaucht. Nach 5-minütigem Rühren wurde Zinnoctoat (25 ul einer 1,0 M Lösung in Toluol) zugesetzt. Über einen Zeitraum von 2 Stunden wurde die Lösung sehr viskos; es wurde eine Probe (ca. 200 mg) entnommen und mit 5 ml Tetrahydrofuran verdünnt. Eine GPC-Analyse ergab ein Gewichtsmittel des Molekulargewichts von 142000. Die Polymerlösung wurde in Methanol ausgefällt, das Polymer mit Methanol gewaschen und getrocknet. Eine NMR-Analyse der ausgefällten Probe zeigte einen TMC-Gehalt von 51 % und einen DMTMC-Gehalt von 49 %. Aus dem Carbonylkohlenstoffbereich des 100-MHz- Kohlenstoffspektrums wurde festgestellt, daß die Carbonatgruppen des Polymer aus 27 % DMTMC-DMTMC-Bindungen, 28 % TMC-TMC-Bindungen und 45 % DMTMC-TMC-Bindungen bestanden.

BEISPIEL 20

ABA-Block-Copolymer aus 5,5-Dimethyl-1,3-dioxan-2-on (DMTMC) und Caprolakton (CL); B = 1:1 DMTMC:CL, A = DMTMC, A:B = 80:20

Ein im Ofen getrockneter, silanisiertes Glas-Harz-Kolben mit einem Fassungsvermögen von 150 ml wurde mit einem mechanischen Rührer und einem Teflonpaddel, einem Argoneinlaß, einem Serumdeckel auf einer Öffnung und einer Glasstöpsel auf der verbleibenden Öffnung ausgestattet. In den Kolben wurden frisch getrocknetes und gereinigtes DMTMC (4,15 g, 31,9 mmol), Caprolakton (3,64 g, 31,9 mmol) 2,2- Dimethylpropandiol (7,5 mg, 0,072 mmol) gegeben. Der Kolben wurde evakuiert und mehrmals mit Argon gefüllt, dann in ein Ölbad von 160ºC getaucht. Es wurde mit dem Rühren begonnen und nach 5 Minuten wurden 25 ul einer 1,0 M Lösung von Zinnoctoat in Toluol als Katalysatorlösung zugesetzt. Innerhalb von 20 Minuten trat eine bemerkenswerte Verdickung auf; nach 1,5 Stunden wurde das Ölbad gesenkt und der Kolben kurz evakuiert, um einige nicht-umgesetzte Monomere, die im oberen Teil des Kolbens kondensiert waren, zu entfernen. Dann wurde das Erhitzen wieder aufgenommen und DMTMC (6,64 g, 51 mmol) und anschließend zusätzliche 25 ul der Katalysatorlösung zugesetzt. Nach weiteren 10 Minuten wurde nochmals DMTMC (26,57 g, 204,7 mmol) zugesetzt und das Gemisch unter fortgesetztem Erhitzen auf 160ºC gerührt. Nach etwa 30 Minuten wurde das Gemisch zu dick, um gerührt zu werden, das Erhitzen wurde allerdings für eine weitere Stunde fortgesetzt, als die Polymerisation bereits beendet war.
Das viskose Polymer wurde aus dem Kolben geschöpft (37,8 g Ausbeute), in Dioxan (300 ml) gelöst und in einem Mischer in Wasser (1200 ml) ausgefällt. Das Polymer wurde dann in dem Mischer zweimal mit Wasser gewaschen, filtriert und über Nacht im Vakuum bei 45ºC getrocknet. Ausbeute: 32,9 g (80 %). Gewichtsmittel des Molekulargewichts nach GPC (Lösungsmittel THF) = 121000. [Probe 3, Tabelle IV]

BEISPIEL 21

ABA-Block-Copolymer aus DMTMC und Caprolakton (CL); B = 1:1 DMTMC:CL, A = DMTMC, A:B = 70:30

Ähnlich wie Beispiel 20 wurde eine Polymerisation in einem 1- 1-Harzkolben durchgeführt. In der ersten Stufe (B-Block) wurden 39,04 g (300 mmol) DMTMC, 34,24 g (300 mmol) Caprolakton, 30 mg (0,29 mmol) 2,2-Dimethylpropandiol und 150 ul einer 1 M Zinnoctoatlösung in Toluol verwendet. Nach 2-stündigem Erhitzen auf 160ºC wurde der Reaktor kurz evakuiert und das ganze verbleibende DMTMC (182,2 g, 1400 mmol) auf einmal zugesetzt. Zusätzliche 150 ul Katalysatorlösung wurden dazugegeben, das Rühren für 2,5 Stunden fortgesetzt, bis das Polymer zu viskos wurde, um gerührt zu werden. Das Erhitzen auf 160ºC wurde über Nacht fortgeführt, dann wurde das Polymer aus dem Kolben entfernt, in 2,5 l Dioxan gelöst und chargenweise in Wasser (ca. 10 l) ausgefällt. Nach Waschen und Trocknen wie vorher, wog das Polymer 226 g (89 %). Nach GPC (THF) war das Gewichtsmittel des Molekulargewichts = 110000; der Caprolakton-Gehalt nach ¹H-NMR = 17 % (Theorie 15 %). [Probe 8, Tabelle IV]
Entsprechend wurden weitere Bespiele für diese Block- Copolymere aus DMTMC und Caprolakton hergestellt und in Tabelle IV angegeben.

BEISPIEL 22

ABA-Block-Copolymer aus DMTMC und Trimethylencarbonat (TMC); B = TMC, A = DMTMC, A:B = 80:20

Es wurde ein Polymer wie in Beispiel 20 hergestellt, außer, daß die Anfangsbeladung aus TMC (6,12 g, 60 mmol) und 2,2- Dimethylpropandiol (10,3 mg, 0,1 mmol) bestand. Der Kolben wurde in ein Ölbad von 160ºC getaucht, dann wurden nach 5 Minuten 25 ul 1 M Zinnoctoat zugesetzt. In 30 Minuten war das TMC zu einem viskosen Material polymerisiert; dieses wurde bemustert und anschließend das ganze DMTMC (31,12 g, 240 mmol) zugegeben. Das Poly(TMC)-Prepolymer wurde nach und nach in dem DMTMC gelöst, das Gemisch wurde homogen und schließlich sehr viskos. Nach einer Gesamtzeit von 3,5 Stunden wurde die Reaktion gestoppt und das ganze wie in Beispiel 20 aufgearbeitet. Ausbeute: 27,7 g (74 %). Trimethylencarbonat-Gehalt nach ¹H-NMR = 23,6 % (Theorie 20 %). Gewichtsmittel des Molekulargewichts nach GPC (THF) für das Prepolymer = 37000, für das Endpolymer = 105000.
Die Kalorimetrie mit Differentialabtastung (DSC) des Endpolymers zeigte eine Glasübergangstemperatur (Tg) von 0ºC und eine Schmelztemperatur (Tm) von 71ºC. [Probe 20, Tabelle V]
Entsprechend wurden andere Beispiele für solche Block- Copolymere aus DMTMC-bnd TMC oder DMTMC und TMC/Lactiden hergestellt und sind in Tabelle V angegeben.

BEISPIEL 23

Block-Copolymerisation aus DMTMC und TMC in Xylol-Lösung

In einem im Ofen getrockneten Harzkolben mit einem Fassungsvermögen von 100 ml wurden DMTMC (7,81 g, 60 mmol), TMC (6,13 g, 60 mmol) und Dimethylpropandiol (3 mg) vermischt. Der Kolben wurde für 10 Minuten auf 13 Pa (0,1 mm Hg) evakuiert, dann mit trockenem Argon gefüllt. Xylol (15 ml), das durch Destillieren über Natriummetall getrocknet worden war, wurde durch eine Spritze in den Kolben gegeben, dann wurde der Kolben in ein Ölbad mit 150ºC getaucht. Nach 5-minütigem Rühren wurde Zinnoctoat (25 ul einer 1,0 M Lösung in Toluol) zugesetzt. Über einen Zeitraum von 2 Stunden wurde die Lösung sehr viskos; es wurde eine Probe (ca. 200 mg) entnommen und mit 5 ml THF verdünnt. Eine GPC-Analyse ergab ein Gewichtsmittel des Molekulargewichts von 142000. Die Lösung wurde in Methanol ausgefällt. Das Polymer wurde mit Methanol gewaschen und getrocknet. Eine NMR-Analyse der ausgefällten Probe zeigte einen TMC-Gehalt von 51 % und einen DMTMC-Gehalt von 49 %. Aus dem Carbonylkohlenstoffbereich des 100-MHz-Kohlenstoffspektrums wurde festgestellt, daß die Carbonatgruppen des Polymer zu 27 % DMTMC-DMTMC-Bindungen, 28 % TMC-TMC-Bindungen und 45 % DMTMC-TMC-Bindungen bestanden.
Es wurde weiteres DMTMC (10,41 g, 80 mmol) in den Kolben gegeben, dann wurde das Gemisch für weitere 3,5 Stunden bei 150ºC gerührt. Das Polymer wurde in 350 ml Dioxan gelöst, in Methanol (1100 ml) ausgefällt, mit zusätzlichem Methanol gewaschen und getrocknet. Ausbeute: 19,0 g (78 %). Gesichtsmittel des Molekulargewichts nach GPC (THF) = 168000. TMC-Gehalt nach Protonen-NMR = 32 % (Theorie = 30 %). Der Carbonylbereich des Spektrums zeigt 48 % DMTMC-DMTMC- Bindungen, 36 % DMTMC-TMC-Bindungen und 16 % TMC-TMC- Bindungen; errechnete Werte, die annehmen, daß nur DMTMC- DMTMC-Bindungen in der zweiten Stufe gebildet werden: 50 % DMTMC-DMTMC-Bindungen, 31 % DMTMC-TMC-Bindung und 19 % TMC- TMC-Bindungen.

BEISPIEL 24

Das Block-Copolymer aus DMTMC und Caprolakton, das als Probe 2 in Tabelle IV aufgelistet ist, wurde bei 195ºC zu einer Monifilament-Faser schmelzextrudiert. Die Fasern wurden bei Raumtemperatur gereckt; es wurde gute Fasercharakteristika erhalten, die als Proben 2A bis 2G in der Tabelle VI angegeben sind.

BEISPIEL 25

Das Block-Copolymer aus DMTMC und Caprolakton, das als Probe 3 in Tabelle IV angegeben ist, wurde schmelzextrudiert und mäßig gereckt, um den Elastizitätsmodul einzugrenzen. Es wurden Fasern mit guter Festigkeit, niedrigem Elastizitätsmodul und hohen Bruchdehnungen erhalten und in der Tabelle VI als Proben 3A bis 3B beschrieben.

BEISPIEL 26

Das Block-Copolymer aus DMTMC und Caprolakton, das in Tabelle IV als Probe 5 aufgelistet ist, wurde schmelzgesponnen und bei Raumtemperatur bei einer Anzahl von geringen Reckverhältnissen gereckt, um den Elastizitätsmodul einzugrenzen. Bei diesen niedrigen Moduli wurden gute Faserfestigkeiten erreicht, wie dies in der Tabelle VI für die Proben 5A bis 5E beschrieben ist.

BEISPIEL 27

Faser 5D aus Tabelle VI wurde erhitzt, an einem auf 74 bis 77ºC erhitzten Block angeordnet und mit 100 ft/min bei Reckverhältnissen von 1,06; 1,22; 1,3 und 1,42 2 % überdehnt. Diese Fasern werden als 5D-1 bis 5D-5 in Tabelle VI aufgelistet. TABELLE IV ABA BLOCK-COPOLYMERE AUS CAPROLACTON (CL) UND DIMETHYLTRIMETHYLENCARBONAT (DMTMC) Probe Nr. Block Verhältnis Isomere Menge Ausbeute vermischt TABELLE IV (Fortsetzung) Probe Nr. GPC-Hauptpeak GPC-Gesamt Gewichtsmittel des Molekulargewichts Dispersität TABELLE V ABA BLOCK-COPOLYMERE AUS TRIMETHYLENCARBONAT (TMC), d,1- MILCHSÄURE (LA) UND DIMETHYLTRIMETHYLENCARBONAT (DMTMC) Probe Block Verhältnis Isolierte Menge Ausbeute * Probe 12 ist ein BAB-Block-Copolymer TABELLE V (Fortsetzung) Probe Nr. GPC-Hauptpeak GPC-Gesamt TMC durch NMR Gewichtsmittel des Molekulargewichts Dispersität Theorie TABELLE VI Zugeigenschaften für eine Monofilament-Faser (untersucht bei 23ºC, 50 % Raumfeuchtigkeit bei einer 100%igen Ausdehnungsrate bei einer Garn-Meßlänge von 5 inch als Probe, gemittelt bei 10 oder mehr Messungen) Probe Denier Elastizitätsmodul Zugfestigkeit Bruchdehnung

BEISPIEL 28

ABA-Block-Copolymer aus Trimethylencarbonat (TMC), d,1- Milchsäure (d,1-LA) und 1-Milchsäure (1-LA)

Ein im Ofen getrockneter Kolben aus silanisiertem Glas-Harz mit einem Fassungsvermögen von 100 ml wurde mit einem mechanischen Rührer und einem Glaspaddel, einem Argoneinlaß, einem Serumdeckel an einer Öffnung und einem Glasstöpsel auf der verbleibenden Öffnung ausgestattet. In den Kolben wurden frisch getrocknetes und gereinigtes TMC (19,80 g, 194 mmol), d,1-Lactid (2,20 g, 15,3 mmol) und 2,2-Dimethyl-1,3- propandiol (27 mg, 0,26 mmol) gegeben. Der Kolben wurde evakuiert und mehrmals mit Argon gefüllt, dann in ein Ölbad mit 150ºC getaucht. Mit dem Rühren wurde begonnen und nach 5 Minuten wurden 40 ul einer 1,0 M Lösung von Zinnoctoat in Toluol zugesetzt.
Nach 1 Stunde wurde eine Probe des viskosen Polymer entnommen und 1-Lactid (9,43 g,- 65,4 mmol) wurden durch eine Öffnung zugesetzt. Nach 1 Stunde wurde das Rühren gestoppt, nach einer weiteren Stunde wurde das Erhitzen beendet. Das Polymer wurde aus dem Kolben genommen, in Tetrahydrofuran (250 ml) gelöst, in Methanol (750 ml) ausgefällt und bei 50ºC unter Vakuum getrocknet. Ausbeute: 23,2 g (74 %). Gewichtsmittel des Molekulargewichts (bezogen auf Polystyrol-Standards) für das Prepolymer: 57000; für das Endpolyiner: 107000. Eine Protonen-NMR-Analyse des Endpolymer zeigt einen TMC-Gehalt von 50 Mol% (theoretisch 55 %). Aus dem Methinbereich des Protonen-NMR kann man feststellen, daß etwa 74 % der Milchsäureeinheiten mit anderen Milchsäureeinheiten verknüpft sind, bezogen auf einen theoretischen Wert von 89,5 % für einen vollständig statistischen B-Block und einen völlig homopolymeren A-Block.
Entsprechend wurden zwei Experimente durchgeführt, wobei dieses Verfahren zur Herstellung von anderen derartigen Block-Copolymeren eingesetzt wurde: ABA-BLOCK-COPOLYMERE AUS TRIMETHYLENCARBONAT (TMC), d,1- MILCHSÄURE (d,1-LA) UND 1-MILCHSÄURE (1-LA) Probe Nr. Block Verhältnis Isolierte Menge Ausbeute Probe Nr GPC-Hauptpeak GPC-Gesamt TMC durch NMR Gewichtsmittel des Molekulargewichts Dispersität Theorie

BEISPIEL 29

HERSTELLUNG EINER VOLLSTÄNDIG BEIORESORBIERBAREN PROTHESE

1. Zusammensetzung des statistischen Copolymer:
Faser "A" = 97,5 % DMTMC/2,5 % TMC und Faser "B" = 98,2 % DMTMC/1,8 % Caprolakton.
2. Fasern "A" und "B": wie in den Beispielen 17 und 18 erhalten.
3. Weben:
Die Faser mit 200 Denier wurde mit 7,125 Umdrehungen/inch gedreht, um sobald sie umgepackt war, für den Aufbau aus Schuß (horizontal) und Kette (vertikal) verwendet zu werden, um die Einzelfäden zusammenzuhalten. Die Gewebe waren eine einfache gewebte Röhre, die dieselbe Faser in Schuß- und in Kettenrichtung hatte und aus einer Konstruktion von 120 Kettfäden auf 120 Schußfäden pro inch bestand (d. h. ein genau quadratisches, dichtes Gewebe). Der Gesamtumfang betrug 18,8 und 25,2 mm für jede der verwendeten Fasern, was einem Durchmesser von 6 bzw. 8 mm entspricht. Aufgrund geringerer Änderungen bei der Spannung auf die Schußspule und aufgrund von Knoten in der gereckten Faser wurden von Zeit zu Zeit einige offensichtliche Fehlerbereiche festgestellt.
4. Das flache Gewebe wurde zwischen 60º und 90ºC heißfixiert, wobei es mit einem Glasdorn rundgebogen (Querschnitt) wurde, danach wurde es mit einer Lösung des oberflächenaktiven Mittels Triton X-100 (0,05 %) in 50%igem Ethanol-Wasser gereinigt, anschließend 6mal mit Wasser abgespült und schließlich mit absolutem Ethanol abgespült. Der Vorgang wurde unter einer Abdeckung mit laminarer Strömung (Klasse 100) durchgeführt und umfaßte das Verpacken der Vorrichtung in Sterilisationsbeutel.
5. Zur Sterilisation dieser vollständig biologisch resorbierbaren Gefäßprothesen wurde Ethylenoxid mit Raumtemperatur verwendet.
6. Die Wasserpermeationsraten von solchen Prothesen betrugen bei einem Druck von 120 mm fig weniger als 500 cc/cm²/min. Sie wurden einem Schaf bilateral als Karotidersatz ohne Preclotting implantiert. Es traten keine Komplikationen auf.
In ähnlicher Weise können Garne aus den Block-Copolymeren, wie z. B. denen, die in Beispiel 40 beschrieben sind und verwendet wurden, zu biologisch resorbierbaren Prothesen verarbeitet werden.

BEISPIEL 30

Biologisch vollständig resorbierbare gekräuselte und beschichtete Prothese

1. Aus Faser "A" und "B" wurden vollständig biologisch resorbierbare Gefäßprothesen mit einem Durchmesser von 6 mm gewebt, wie dies in Beispiel 29, Abschnitt 1 bis 3 beschrieben ist. Nach dem allgemeinen Verfahren von Jekel (US-Patent 3 337 673) wurde ein Kräuseln durchgeführt. Der Abstandhalter wurde bereitgestellt, indem eine Baumwollschnur spiralenartig um den Faserprothesenkörper, in dessen Lumen ein Glasdorn eingesetzt worden war, gewickelt wurde. Die Kräuselform wurde gebildet, indem die beiden Enden der Prothese langsam gegen die Mitte gedrückt wurden. Das Kräuseln kann auf einen kleinen Wert wie 0,5 mm nach oben und 0,1 bis 0,2 mm nach unten festgelegt sein, so daß die innere Oberfläche fast glatt erscheint, aber dennoch gegen Knicken widerstandsfähig ist. Nach einem Warmehärten erfolgt ein Reinigen gemäß Abschnitt 4 von Beispiel 29.
Eine Lösung, die 2 bis 3 % Beschichtungspolymer enthielt, z. B. das statistische Copolymer aus 91 % TMC - 9 % 1- Lactid, wurde mit dem Lösungsmittel Dimethylsulfoxid (DMSO) hergestellt. Die saubere biologisch resorbierbare Prothese wurde sechsmal in diese Lösung getaucht, wobei zwischen jedem Eintauchen umgedreht wurde, um so eine 10%ige Gewichtszunahme zu erreichen. In einem anderen Beispiel, wo eine 4,5%ige Beschichtungslösung verwendet wurde, wurde eine 25%ige Gewichtszunahme nach 9maligem Eintauchen erreicht. Das Eintauchen wurde im Inneren einer Abdeckung mit laminarer Strömung (Klasse 100) durchgeführt.
2. Zur Sterilisation dieser vollständig biologisch resorbierbaren beschichteten und gekäuselten Gefäßprothesen wurde Ethylenoxid in einem Standardzyklus bei Raumtemperatur verwendet.
3. Die Wasserpermeationsraten für derartige Prothesen betrugen bei 400 cc/cm² min bei einem Druck von 16 kPa (120 mm Hg). Sie wurden einem Schaf bilateral als Karotidersatz ohne Preclotting implantiert. Es traten keine Komplikationen auf. Die Durchgängigkeitsrate nach 12 Wochen lag für diese vollständig biologisch resorbierbaren gekräuselten und beschichteten Gefäßprothesen mit einem Durchmesser von 6 mm bei 100 %.

BEISPIEL 31

8 cm lange Stücke von gekräuselten USCI-Sauvage-Bionit- Gefäßprothesen, die für eine Implantation bei Menschen geeignet waren und von C. R. Bard hergestellt worden waren, einen Durchmesser von 6 mm aufwiesen, wurden in einer Lösung von 0,05 % Triton X-100 in Alkohol/Wasser (1:1) 60 Minuten bei Raumtemperatur mit Ultraschall behandelt. Danach wurden die Gefäßprothesen mehrmals mit entionisiertem Wasser abgespült, anschließend folgten zwei Spülungen mit 95%igem Ethanol und Trocknung unter einer Abdeckung mit Laminarströmung, die mit Hochleistungsluftfiltern ausgestattet war. Die getrockneten Gefäßprothesen wurden in eine Lösung aus 1,40 g zweifach präzipitiertem Poly-TMC (Gewichtsmittel des Molekulargewichts annähernd 91200 Dalton) in 140 ml Tetrahydrofuran, THF getaucht. Die Gefäßprothesen wurden nach jedem Eintauchen umgedreht, trocknengelassen und gewogen, bis die gewünschte Gewichtszunahme erreicht war. Für eine 25%ige Gewichtszunahme wurden insgesamt sieben Tauchgänge durchgeführt. Das Eintauchen und das Abpacken wurden im Inneren der Abdeckung mit Laminatströmung durchgeführt. Die Prothesen wurden einer Sterilisierung mit Ethylenoxid bei Raumtemperatur unterzogen. Nach der Beschichtung war die Wasserpermeationsrate von 1500 auf unter 200 cc/cm² min gesunken.
Unter Narkose, bei leicht gerinnungshemmenden Bedingungen und in einem sterilen Operationsraum wurden zwei Gefäßprothesen durch End-zu-End-Anastomosen ohne Preclotting in die linke und rechte äußere Karotidarterie bei jedem von zwei ausgewachsenen weiblichen Hausschafen mit einem Gewicht von jeweils 50 kg implantiert. Nach einem 12-wöchigen Abwarten wurden alle Prothesen geöffnet, nachdem jedes Tier mit Antikoagulationsmitteln behandelt worden war und durch Euthanasie getötet worden war. Die Prothesen wurden herausgeschnitten. Alle vier isolierten Prothesen mit biologisch resorbierbaren Beschichtungen waren offen und zeigten eine dünne, glatte pseudoneointimale Schicht an ihrer luminalen, mit Blut in Kontakt kommenden Oberfläche.
Kontrollversuch. Zum Vergleich wurde dasselbe Verfahren mit der Sauvage-Bionit-Prothese so wie sie erhalten wurde ohne Beschichtung durchgeführt. Allerdings wurde die Prothese unmittelbar vor dem Einsetzen fibrinisiert, ein Standardverfahren, das angewendet wird, um die Blutung zu vermindern und das vom Hersteller empfohlen wird. Die Durchgängigkeitsrate war 15 von 18 (83,33 %). Alle laminaren Oberflächen der Implantate waren im Vergleich zu den oben beschriebenen beschichteten Prothesen mit einer viel dickeren Schicht der Capsula interna und rotem Thrombus bedeckt.

BEISPIEL 32

Nach denselben Operations- und Beschichtungsverfahren, die in Beispiel 31 beschrieben sind, wurden Sauvage-Bionit- Gefäßprothesen mit einer Gesamtlänge von 8 cm und einem Durchmesser von 6 mm, die zu einer 25%igen Gewichtszunahme mit einem statistischen Copolymer aus 91 % TMC und 9 % 1- Lactid (Gewichtsmittel des Molekulargewichts annähernd 87000 Dalton) beschichtet waren, als bilateraler Karotidersatz vier ausgewachsenen weiblichen Schafen implantiert.
Nach sieben Wochen wurde eines der vier Schafe ausgewählt und getötet; beide Prothesen waren offen und zeigten perlmutartige neointimale Oberflächen. Die restlichen drei Tiere wurden bis zwölf Wochen gehalten und dann getötet, um sie so mit der in Beispiel 31 beschriebenen Kontrolle vergleichen zu können. Alle sechs herausgeschnittenen Prothesen waren offen und mit Blut in Berührung kommenden Oberflächen zeigten glatte durchscheinende pseudoneointimale Schichten.

BEISPIEL 33

Analog zu Beispiel 32 wurden vier gleiche, 8 cm lange Sauvage-Bionit-Gefäßprothesen mit einem Durchmesser von 6 mm, die mit demselben Polymer beschichtet waren, allerdings bis zu einer 50%igen Gewichtszunahme, zwei ausgewachsenen Schafen bilateral als Karotidersatz implantiert. Eins wurde nach sieben Wochen und die anderen nach 12 Wochen getötet. Alle vier herausgeschnittenen Prothesen waren offen und die Oberflächen, die mit Blut in Berührung kamen, waren perlmutartig.

BEISPIEL 34

Fasern, die in Beispiel 17 extrudiert worden waren (statistisches Copolymer aus 97,5 Gew.% DMTMC und 2,5 Gew.% TMC) wurden auf 180 Denier gezogen und zu einem röhrenförmigen Gewebe (6 mm Durchmesser) mit 120 Kettfäden pro inch und 120 Schußfäden pro inch gewebt. Das Gewebe wurde gekräuselt, indem zuerst ein Baumwollfaden spiralenförmig um das röhrenförmige Gewebe, das von einem Pyrex-Glasstab als Stift getragen wurde, gewickelt wurde, es dann zusammengedrückt wurde, und bei etwa 80ºC wärmegehärtet wurde. Die Versuchsprothesen wurden wie vorher beschrieben gereinigt. Die Prothesen wurden außerdem mit dem statistischen Copolymer aus 91 % TMC und 9 % 1-Lactid beschichtet, und zwar mit einer 2%igen Lösung des Beschichtungspolymers in Dimethylsulfoxid, welche allerdings die Gewebefaser nicht löst. Die Wasserpermeationsraten fielen von 300 cc/cm² min auf etwa 0 nach dem Beschichten. Vollständig biologisch resorbierte Gefäßprothesen mit einer Gesamtlänge von 48 cm und einem Durchmesser von 6 mm, die gekräuselt waren und bis zu einer 10%igen Gewichtszunahme beschichtet waren, wurden als bilaterale Karotidersatz ausgewachsenen Schafen - so wie in Beispiel 31 beschrieben - implantiert. Ein Schaf starb sofort (wachte nicht aus der Narkose auf), und zwar aus Gründen, die nicht mit den Prothesen in Verbindung stehen, obgleich beide Prothesen und die Nähte völlig intakt waren. Fünf Tiere wurden nach der Operation zwölf Wochen lang gehalten und dann getötet. Alle zehn herausgeschnittenen Gefäßprothesen waren offen. Das letzte Tier wurde nach 24 Wochen getötet und beide herausgeschnittenen Prothesen waren offen.

BEISPIEL 35

Wie in Beispiel 34 wurden Gefäßprothesen mit einem Durchmesser von 6 mm aus Garnen, die aus statistischem Copolymer mit 95,6 % DMTMC und 4,4 % Caprolakton extrudiert worden waren, gewebt. Wie beschrieben wurde gekräuselt, gereinigt, beschichtet und sterilisiert. Ein Paar derartiger Prothesen, die eine 10%ige Beschichtung (Copolymer aus 91 % TMC und 9 % 1-Lactid) hatten, wurden unter sterilen Bedingungen, wie bereits beschrieben, als bilateraler Karotidersatz einem ausgewachsenen Schaf implantiert. Nach 8- wöchigem Abwarten wurde das Tier getötet; die herausgeschnittenen Prothesen waren offen und neointimalen Oberflächen waren dünn und perlmutartig.

BEISPIEL 36

Sechs gekräuselte Weavenit-Dacron (Meadox Medical)- Gefäßprothesen, die für eine Implantation beim Menschen geeignet waren (4 mm Durchmesser, 4 cm Länge), wurden bis zu einer 10%igen Gewichtszunahme mit statistischem Copolymer aus 91 % TMC und 9 % 1-Lactid in Tetrahydrofuranlösung beschichtet. Die Wasserpermeationsrate fiel von 1500 cc/cm² min auf 175 cc/cm² wenn die Beschichtung 10 % des Anfangsgewichtes betrug. Die Leckrate wurde ohne Preclotting als tolerabel angesehen. Nach dem Sterilisieren wurden sie drei Mischlingshunden, die ein Gewicht von jeweils 22 kg hatten, als Karotidersatz implantiert. Jeder Hund erhielt Dipyridamol (25 mg) und Aspirin (325 mg), und zwar beginnend vier Tage vor der Operation und zwei Wochen lang nach der Operation, um so die Auswirkung der Operation auf ein Minimum zu beschränken. Alle drei Tiere wurden vier Wochen nach der Operation getötet (d. h. die Subjekte wurden zwei Wochen lang einer Behandlung zur Thrombozytenaggregationshemmung unterzogen und anschließend zwei Wochen ohne eine derartige Behandlung gehalten). Es wurde festgestellt, daß vier der sechs Prothesen offen waren.

BEISPIEL 37

Entsprechend Beispiel 36 wurden vier Weavenit-Prothesen mit einem Durchmesser von 4 mm mit dem Copolymer aus 91 % TMC und 9 % 1-Lactid zu einer 25%igen Gewichtszunahme beschichtet. Die Wasserpermeationsrate fiel von 1500 cc/cm² min auf fast 0. Die Prothesen wurden zwei Mischlingshunden implantiert, die dieselbe Behandlung zur Thrombozytenaggregationshemmung für die Zeiträume vor und nach der Operation erhielten. Vier Wochen nach der Operation wurden beide Tiere getötet und es wurde festgestellt, daß die vier herausgeschnittenen Prothesen offen waren.

BEISPIEL 38

Entsprechend Beispiel 37 wurden zwei Weavenit-Gefäßprothesen mit einem Durchmesser von 4 mm mit einem Homopolymer, Poly- TMC zu einer Gewichtszunahme von 25 % beschichtet. Die Wasserpermeationsrate fiel von 1500 cc/cm² min auffast 0. Die Prothesen wurden einem Mischlingshund als bilateraler Karotidersatz implantiert. Vier Wochen nach der Operation wurde das Tier getötet; es wurde festgestellt, daß beide Prothesen offen waren.

BEISPIEL 39

Herstellung eines Stabes und Bandes als äußere Stütze für Dacron- oder biologisch resorbierbare Gefäßprothesen

1. Ein ABA-Block-Copolymer [A:B 70:30, A = PolyDMTMC, B = statistisches Copolymer aus DMTMC:TMC (1:1)] wurde in dem modifizierten Instron-Extruder bei 220ºC zunächst mit einer Düse, die einen Durchmesser von 1 mm hatte, auf eine saubere Chromplatte extrudiert. Das ungereckte, runde, stabförmige Extrudat wurde auf der Platte aufgewickelt. Das Produkt wurde in das Innere einer Abdeckung mit Laminarströmung gebracht, um das Copolymer kristallisieren zu lassen. Nach zwei Tagen hatte sich das Aussehen der Stäbe von völlig transparent in leicht trüb geändert. Der Stab mit etwa 1 mm wurde auf das 6-fache gedehnt und dann an einem 8 cm langen Stück einer geraden aus Dacron gewebten Weavenit-Gefäßprothese mit einem Durchmesser von 4 mm (Meadox Medical Inc. Katalog Nr. 07U004, Lot Nr. 237012) spiralartig befestigt und alle 20º mit 7-0 Prolen-Nahtmaterial befestigt. Die Prothesen wurden mit 0,05%igem Triton X-100 in Wasser/Ethanol (50/50) in einem Ultraschallbad 1 Stunde lang gereinigt, 6mal mit entionisiertem Wasser, 2mal mit 95%igem Ethanol abgespült, bevor sie zur Lufttrocknung unter eine Abdeckung mit Laminarströmung gehängt wurden. Ein gereinigter und getrockneter Stab aus Pyrex-Glas (äußerer Durchmesser 4 mm) wurde in die Prothese eingesetzt, so daß ein guter Kontakt zwischen dem gereckten Gewebe und der äußeren spiralförmigen Stütze hergestellt wurde, um so die Haftung zu erhöhen, wenn die Beschichtungslösung aufgetragen wird. Die Beschichtungslösung enthielt 2 Gew.% statistisches Copolymer aus 91 % Trimethylencarbonat und 9 % 1-Lactid (Gewichtsmittel des Molekulargewichts = 87 K) in Dimethylsulfoxid. Es wurde insgesamt 8mal eingetaucht, bevor die Gewichtszunahme 10 % erreichte. Das Prolen-Nahtmaterial wurde später entfernt. Beim Biegen knickte die Prothese nicht und brach nicht zusammen.
2. Das Block-Copolymer wurde in entsprechender Weise extrudiert, es wurde allerdings eine Düse mit einer rechteckigen Öffnung von 4,0 mm x 1,0 mm verwendet. Sobald der extrudierte Stab sich in leicht milchig weiß veränderte, wurden Stücke von ca. 6 inch jeweils auf das 6,5-fache ihrer ursprünglichen Länge gereckt und an einer festen Oberfläche stabilisiert, um den gedehnten Kunststoff härtenzulassen. Die endgültige Größe betrug 2,0 mm x 0,5 mm. Er wurde entsprechend an einer geraden 4 mm -Weavenit-Dacron-Gefäßprothese befestigt. Die Prothese wurde auch wie vorher beschichtet. Der Vorteil, daß kein Knicken oder Zusammenbrechen auftrat, wurde ebenfalls erzielt.
3. Dasselbe Block-Copolymer wurde in gleicher Weise extrudiert, allerdings wurde die Düsengröße auf 4,0 mm x 0,5 mm geändert. Nach dem Härten und Strecken betrug die Bandgröße schließlich 2,0 mm x 0,25 mm. Es wurde an der geraden Weavenit-Dacron-Gefäßprothese, die einen Durchmesser von 4 mm aufwies, in der gleichen Weise wie vorher befestigt und beschichtet. Die Prothese blieb beim Biegen offen, Knicken oder Zusammenbrechen wurde vermieden.
4. Der Stab oder das Band kann in gleicher Weise auf eine vollständig biologisch resorbierbare Prothese aufgebracht werden, so daß das zur Herstellung der vollständig biologisch resorbierbaren Prothese verwendete biologisch resorbierbare Garn durch das Dimethylsulfoxidlösungsmittel nicht angegriffen wird.

BEISPIEL 40

Nahtmaterial-Herstellung

1. Unter Verwendung einer Düse mit einer runden 0,030"- Öffnung, des ABA-Block-Copolymer [A:B=70:30=DMTMC: (1:1=DMTMC:TMC)] und des modifizierten Instron-Extruders wurden bei 220ºC und einem Reckverhältnis von 5,0, 5,5 und 5,8 Fasern extrudiert. Die Fasern wurden 72 Stunden lang gelagert, dann wurden sie im Verhältnis 5:1 (was nahe dem Maximum ist) gereckt und 72 Stunden lang bei dieser Länge gehalten. Die Größe der Endfaser entsprach der US-P-Beschreibung für synthetisches Nahtmaterial 6-0.
2. Unter Verwendung einer runden 0,060"-Düse kund eines ABA- Block-Copolymer [A:B=70:30=DMTMC: (1:1=DMTMC:TMC) ] und des modifizierten Instron-Extruders wurden bei 220ºC und einem Reckverhältnis von 40, 6,22 und 6,66 Fasern extrudiert. Die Fasern wurden 48 Stunden lang unter einer Abdeckung mit laminarer Strömung gelagert. Die Fasern, die ein Reckverhältnis von 6,66 hatten wurden weiter im Verhältnis 5:1 gezogen (was das Maximum war) und 72 Stunden lang bei dieser Länge gehalten. Die Größe der Endfaser entsprach der US-P-Beschreibung für synthetisches Nahtmaterial 5-0.
3. Unter Verwendung einer Düse mit einem runden 0,030"-Loch, dem modifizierten Instron-Extruder, einem ABA-Block- Copolymer aus einem 1-Lactid-A-Block und einem TMC/d,1- Lactid (90/10)-B-Block, wobei A und B annähernd 50 % waren, wurden Fasern bei 220ºC extrudiert. Die Fasern wurden fast bis zum Maximum gereckt und bei dieser Länge zum Härten gehalten. Die Fasern können als synthetische Nahtmaterialien verwendet werden.
4. Nahtmaterialien und Fasern aus den vorstehenden Beispielen können ebenfalls beschichtet, geflochten oder zu mehreren Fäden kombiniert werden, um dann in Bereichen eingesetzt zu werden, wo höhere mechanische Festigkeit, eine weichere Textur oder eine bessere Knotenfestigkeit verlangt wird.

BEISPIEL 41

Extrudieren von Nervenkanälen

Die Verarbeitung von Polycarbonaten zu Nervenkanälen, Röhren oder Hohlfasern auf der Grundlage von Copolymeren des Typs von DMTMC mit TMC oder Caprolakton oder 1-Lactid mit TMC in einer ABA- oder BAB-Dreiblock-Struktur, in der A ein harter Block aus DMTMC oder 1-Lactid ist, B, der kautschukartige Block ein Copolymer aus DMTMC mit TMC oder DMTMC mit Caprolakton, oder aus TMC mit oder ohne Lactide ist, wurde unter Verwendung des Instron-Rheometers als Kolbenstrangpresse und einer Düse mit rohrartiger Öffnung beurteilt. Die Abmessungen der Hohlfaser oder des Rohrs werden durch die Abmessungen der Düse den unterschiedlichen Gasdruck an der inneren und an der äußeren Oberfläche des Schlauchs, durch die Abzugsgeschwindigkeit für die Schmelze und die nachfolgenden Orientierungsverfahren gesteuert. Der Bereich für Durchmesser betrug etwa 0,5 bis etwa 3 mm für den inneren Durchmesser bei einer bedeutenden Wanddicke zur Bereitstellung von Steifigkeit und Festigkeit zur Implantation bei einem Tier oder Menschen.
Düsen, die äußere Durchmesser des Mittelrohrs von etwa 1,5 mm und Öffnungen von 2,5 bis 3,5 mm aufwiesen, wurden ohne Anlegen einer nennenswerten Druckdifferenz eingesetzt. Es trat ein merkliches Quellen des Extrudates während des Extrudierens auf, wenn die Durchmesser des inneren Rohres größer als 3 mm waren. Andere gewünschte Durchmesser konnten leicht durch Recken erzielt werden.

BEISPIEL 42

Die Probe 10 aus Tabelle V, ein ABA-Block-Copolymer aus DMTMC (Block A) und einem statistischen Copolymer (50/50) aus DMTMC und TMC (Block B) wurde zu Fiohlfasern oder Schläuchen mit einem Durchmesser im Bereich von 0,5 bis 2 mm extrudiert, wobei eine Düse mit einer mit einem Rohr versehenen Öffnung verwendet wurde. Die Schläuche waren als sie trocken waren noch irgendwie klebrig, obgleich sie leicht gehandhabt werden konnten, als sie naß waren. Schläuche mit einer Wanddicke von 0,2 mm mit einem äußeren Durchmesser von 1 mm sprangen beim Zusammendrücken auf.

BEISPIEL 43

Probe 12 aus Tabelle V war ein BAB-Block-Copolymer aus DMTMC (Block A) und ein Copolymer aus DMTMC und TMC (50/50) (Block B). Wegen seines hohen Molekulargewichts und der hohen Schmelzviskosität brach das geschmolzene Polymer beim Extrudieren. Es konnte allerdings zufriedenstellende Schläuche (Rohre) bei 220ºC extrudiert werden. Die Schmelzfestigkeit dieser BAB-Struktur war merklich geringer als die der ABA-Struktur in Beispiel 11. Das Material war auch klebriger als das der ABA-Struktur. Zusammengedrückte Schläuche (Rohre) gingen allerdings wieder auf, was anzeigt, daß ein hohes Molekulargewicht des Blocks A wünschenswert ist. Es wurden Schlauch-Innendurchmesser von 0,5 bis 3 mm erzielt.

BEISPIEL 4

Es wurde ein ABA-Block-Copolymer hergestellt, Probe 13, Tabelle V, in dem Block A DMTMC war und Block B ein statistisches Copolymer (50/50) aus DMTMC und TMC war, wobei das Molekulargewicht von Block B das höchste in dieser Serie aus ABA-Polymeren aus DMTMC und TMC war. Dieses Material wurde bei 180ºC gut extrudiert, es wurden Schläuche erzielt, die Innendurchmesser im Bereich von 0,5 bis 3 mm hatten. Das Kleben war geringer als bei den vorhergehenden Beispielen, die trockenen Schläuche öffneten sich wieder, wenn sie zusammengedrückt worden waren.

BEISPIEL 45

Herstellung von Nervenkanälen durch Eintauchen in Lösung

Proben mit Abmessungen im Bereich von 0,5 mm Innendurchmesser x 0,75 mm Außendurchmesser bis 3,0 mm Innendurchmesser x 3,50 mm Außendurchmesser wurden nach diesem Verfahren routinemäßig zur Verwendung als Nervenkanäle hergestellt.
a. Dornmaterialien umfaßten z. B. Röhren oder Stäbe aus Pyrex-Glas, Röhren oder Stäbe aus rostfreiem Stahl (316), Platindrähte und Wolframdrähte oder -stäbe. Sie wurden zum Teil wegen ihrer höheren Oberflächenengergie, so daß sich die Polymerlösung gleichmäßig an ihren Oberflächen verteilen würde, und zum Teil, weil sie relativ inert waren, so daß sie leicht gereinigt und wiederverwendet werden konnten, ausgewählt.
b. Lösungsmittel: Üblicherweise Tetrahydrofuran und einige Tropfen Methylethylketon oder Methylisobutylketon. Gelegentlich wurde Chloroform oder 1,4-Dioxan als erstes Lösungsmittel verwendet, was von der Löslichkeit des Polymersystems abhing.
c. Es wurden Polymerlösungen mit einer Konzentration von 1 bis 15 % (Gewicht/Volumen Lösungsmittel) verwendet, die Konzentration wurde so eingestellt, daß zwischen 8 und 20 Eintauchvorgänge die gewünschte Wanddicke ergeben würden (die Faustregel ist: je größer der Durchmesser, desto dicker wird die Wand sein, die benötigt wird, um ein Zusammenbrechen zu vermeiden. Dafür werden entweder mehr Tauchvorgänge erforderlich sein, oder es kann eine etwas konzentriertere Lösung eingesetzt werden).
d. Die Zeit zwischen zwei Eintauchvorgängen betrug normalerweise 10 bis 30 Minuten. Bei einigen wenigen Polymersystemen zog sich die Wand beim Trocknen über Nacht zusammen. Dann mußten 1 oder 2 zusätzliche Tauchvorgänge am folgenden Morgen, d. h. 15 bis 16 Stunden später, durchgeführt werden.
e. Das Molekulargewicht des verwendeten Polymer (Gewichtsmittel) lag im allgemeinen im Bereich von 10000 bis 250000, bestimmt nach GPC in Tetrahydrofuran und mit Polystyrolstandards geeicht. Es wurde keine bedeutende oder nachweisbare Änderung des Molekulargewichts bei den verwendeten Polycarbonaten vor und nach der Fertigung festgestellt.
f. Die meisten der Prothesen wurden noch auf dem Dorn in die gewünschten Längen geschnitten. Bevor die Prothesen vom Dorn gezogen wurden, wurden die Prothesen im Kühlschrank 1 Stunde lang in Methanol oder Methanol/Wasser oder Wasser eingeweicht. Dies half bei der Entfernung der Prothesen von dem Dorn, das Entfernen vom Dorn wurde unter einer Abdeckung mit Laminarströmung (Klasse 100) und mit sauberen Handschuhen durchgeführt.
g. Die Sterilisation wurde im allgemeinen mit Ethylenoxid bei Raumtemperatur durchgeführt.
Auf diese Weise wurden Nervenkanäle aus einem Homopolymer, einem statistischen oder einem Block-Copolymer hergestellt.

BEISPIEL 46

Vorrichtungen zum Ersatz von Sehnen und Ligamenten

Vorrichtungen als Ersatz für Sehnen und Ligamente nach den folgenden Techniken können aus diesen Biopolymerfasern hergestellt werden:

A. Vorrichtung aus einer uniaxial gereckten Faser

Ein Bündel aus gut ausgerichteten Fasern, ungefähr mit den Querschnittsabmessungen 5 bis 6 mm auf 0,4 bis 0,5 mm und mit einer Länge von 45 cm wird an zwei chirurgischen Nadeln befestigt. Die Vorrichtung wird mit 0,05 % Triton X-100 in 50 % Ethanol/Wasser gereinigt, dann 6mal mit Wasser abgespült und schließlich mit absolutem Alkohol abgespült. Der Vorgang wird im Inneren einer Abdeckung mit laminarer Strömung (Klasse 100) von der Reinigung der Vorrichtung bis einschließlich des Verpackens der Vorrichtung in Sterilisationsbeutel durchgeführt. Zum Sterilisieren dieser Vorrichtungen wird Ethylenoxid bei Raumtemperatur verwendet.
Die Vorrichtung dieser Größe ist zum Ersatz von Sehnen oder Ligamenten bei kleinen Tieren verwendbar, z. B. der Achillessehne bei Kaninchen.

B. Vorrichtungen aus beschichteten uniaxial gereckten Fasern

Ein Bündel aus 44 Garnen der Faser F (ein 220-Denier- Garn, hergestellt-aus einer Faser mit 5 Denier pro Faden, mit einer Zugfestigkeit von 2,83 g/d und aus einem statistischen Copolymer aus 98 % DMTMC-2 % TMC gesponnen) wurde in einem Ultraschallbad mit einer 0,05%igen Lösung von Triton X-100 in Wasser-Ethanol gereinigt. Es wurde mit entionisiertem Wasser und dann mit absolutem Alkohol gründlich abgespült. Nach Lufttrocknung in einer Laminarstromkammer wurde das Garn mit einer 7%igen Lösung des statistischen Copolymer aus 91 % TMC - 9 % 1-Lactid (Molekulargewicht ~ 87000) beschichtet. Das Garn wurde durch Eintauchen in die Lösung beschichtet. Nach Lufttrocknung (7 Stunden lang) wurde es umgedreht und ein zweites Mal tauchbeschichtet. Die Gewichtszunahme durch Beschichtung wurde mit 6 % bestimmt. Zum Einführen der beiden Enden der Prothese durch das Auge der chirurgischen Nadel wurden die Enden vier weitere Male mit der Lösung beschichtet, so daß die einzelnen Fäden sich nicht leicht trennen konnten. Nach gründlicher Lufttrocknung wurde die Prothese in eine Sterilisationspackung gegeben und mit Ethylenoxid sterilisiert. Die Prothese war für einen Ersatz einer Kaninchen-Achillessehne fertig.

C. Vorrichtungen aus beschichteten uniaxial gereckten Fasern

Entsprechend wurde eine beschichtete Vorrichtung aus einer Polyethylenfaser hoher Festigkeit (ausgedehnte Kette) mit einer Beschichtung aus 91 % TMC und 9 % 1- Lactid hergestellt. Ein Bündel aus 14 Polyethylengarnen (650-Denier-Garn)-Spektra 1000, medizinische Qualität, wurde gereinigt und getrocknet, wie oben beschrieben wurde. Für den Tauchüberzug wurde eine 0,3%ige Lösung des 91 % TMC - 9 % 1-Lactid-Copolymer in Tetrahydrofuran verwendet. Ein zweimaliges Tränken führte zu einer Gewichtszunahme von 3 %, was ausreichte, daß die meisten der Fäden aneinanderklebten; die Prothese war aber nicht zu schwer beschichtet, um hart zu werden und zu knicken. Die beiden Enden wurden für ein leichtes Einführen in die Nadel extra beschichtet. Nach Lufttrocknung und Sterilisation mit Ethylenoxid war die Prothese fertig, um die Kaninchen-Achillessehne zu ersetzen.

D. Vorrichtungen aus geflochtenem und gehäkeltem Gewebe

Sechs Garne aus verdrillten Fasern werden miteinander geflochten, um einen Faserstrang mit 45 mm Länge und Querschnittsabmessungen von 1 mm auf 6 mm zu bilden. Entsprechend werden Garne zu Vorrichtungen mit verschiedenen Querschnittsabmessungen und Längen, die von der Endverwendung abhängen, gehäkelt. Diese Gewebe werden gereinigt, wie dies oben erörtert wurde, und werden als Vorrichtungen zum Ersetzen von Ligamenten und Sehnen in kleinen Tieren verwendet.

BEISPIEL 47

Decken für Wunden

Es können Materialien des Bekleidungstyps, die aus verschiedenen biologisch resorbierbaren Fasern hergestellt sind, verwendet werden. Diese umfassen Gewebtes und Nicht- Gewebtes beispielsweise Maschen, Filz, Gewebe, Strick, usw. Nach der Reinigung ist ein Haften dieser Materialien an einer selektiven Barriere wünschenswert. Es kann beispielsweise eine dünne Schicht aus einem Silikonfilm mit medizinischer Qualität verwendet werden.
Alternativ kann eine asymmetrische Membran mit einer dichten Oberfläche aus diesen Biopolymeren mit oder ohne einer derartigen Barrierefolie eingesetzt werden.

BEISPIEL 48

Studien über eine Nervenkanal-Implantation

Regenerierung des Mäuse-Ischiasnerv

Einer ausgewachsenen betäubten C57BL/6J-Maus wurde der Ischiasnerv durchgetrennt und sowohl der proximale Stumpf wie auch der distale Stumpf mit einem einzigen 10-0-Nylon- Nähfaden gesichert und in einen Nervenkanal mit einer Länge von 5 bis 6 mm aus Polytrimethylencarbonat (MW ~ 90000) eingefügt, wobei eine Abstandslänge von 3 bis 4 mm erhalten wurde. Sechs Wochen nach der Operation wurde der Ischiasnerv des Tieres, das zu Gewebeuntersuchungen ausreichend durchblutet war, erneut freigelegt und 3 mm distal zu dem

Nervenführungsschlauch erneut durchgeschnitten.

Nervenleitungen mit eingeschlossenen regenerierten Nerven wurden dann seziert, in 2%igem Osmiumtetroxidfixiert und zum Einbetten in Kunststoff behandelt (DER, Ted Pella Inc.). Unmittelbar vor dem Einbetten wird das Gewebe üblicherweise in verschiedene Segmente aufgeteilt, um so Proben bei vielen Querschnittsstellen zu erhalten. Für die meisten Implantate wurden Proben an 5 Stellen durch 1-Mikron-Abschnitte gesammelt. Dies Stellen waren: proximaler Ischiasstumpf 1 bis 2 mm neben dem Implantat; drei Stellen (proximal, zentral, distal) in der Röhre über den ursprünglichen Abstand; und der distale Stumpf, 1 bis 2 mm distal zu dem Implantat. Die im zentralen Abschnitt erhaltenen Daten wurden als Vergleich verwendet.
Die Resultate zeigen, daß diese Kanäle biologisch resorbieren und daß sie keine Narbenbildung hervorrufen. Sie sind ebenso oder mehr vasotropisch als die Kanäle aus Poly-d,1-Lactid. Außerdem ist die Nervenscheide des regenerierten Nervs, der diese Nervenführung verwendet, viel dünner als bei einem Nerv, der Lactidführungen verwendet und nähert sich in der Größe der des intakten Nerv.

BEISPIEL 49

Asammetrische Membran aus Block-Copolymer

Es wurde ein ABA-Block-Copolymer zur Herstellung der asymmetrischen Membran verwendet; der B-Block war Dimethyltrimethylencarbonat (DMTMC) :Trimethylencarbonat (TMC) (1:1), der A-Block war DMTMC-Homopolymer, und das A:B- Verhältnis war 70:30. Das Gewichtsmittel des Molekulargewichts war etwa 180000. Eine Probe des Polymer (5 g) wurde in einem Gemisch aus Tetrahydrofuran (35 ml) und Diglym (5 ml) gelöst und vor Zug geschützt. Die Lösungsmittel wurden etwa 4 Stunden lang verdunstengelassen, dann wurde die Platte über Nacht bei 45 bis 50ºC in einen Ofen gestellt; die resultierende Folie wurde von der Platte gelöst und einer Untersuchung mit dem Elektronenrastermikroskop unterworfen. Dies zeigte, daß der Film eine dichte, glatte, nicht-poröse Seite (die Glasseite) und eine hoch-poröse Rückseite hatte. Ein Querschnitt der Folie zeigt, daß es viele Poren und Kanäle durch die Folienmasse gibt, außer an der Seite der dichten Haut. Auf diesem Weg wurden Folien mit Dicken zwischen 80 bis 350 um hergestellt. Entsprechend wurden asymmetrische Membranen aus ABA-Block-Copolymere des Beispiels 28, Probe Nr. 2, hergestellt.

BEISPIEL 50

Herstellung von Stäben und Bändern als interne Stütze in Verbindung mit Ballon-Angioplastie

Ein ABA-Block-Copolymer [A:B=80 :20, A=DMTMC, B=1:9=DMTMC:TMC] wurde bei 90ºC im modifizierten Instron-Extruder entweder mit einer runden oder einer rechteckigen Düse extrudiert. Der produzierte Stab oder das produzierte Band wurde unter einer Abdeckung mit laminarer Strömung (Klasse 100) 48 Stunden gelagert, bevor es kalt gereckt wurde, wobei ein Reckverhältnis von 8 bzw. 6 angewendet wurde. Das Produkt wurde um einen Glasstab mit 2 mm Durchmesser als Dorn spiralartig gewickelt und an beiden Enden fixiert. Auf die Spirale wurde tropfenweise Dimethylsulfoxid gegeben, während sich der Dorn mit 5 Upm mit Hilfe eines Motors in waagerechter Position drehte. Nach 7 Tagen wurde das Produkt von dem Dorn gelöst. Die Spiralform des Produktes wurde beibehalten. Dieser Typ einer vollständig biologisch resorbierbaren "Feder" kann in Verbindung mit einer Ballon- Angioplastie verwendet werden, um zu helfen, daß die Durchgängigkeit von wieder geöffneten Blutgefäßen aufrechterhalten wird, wodurch Klemmen oder Federn aus rostfreiem Stahl oder anderen Materialien ersetzt werden.

BEISPIEL 51

Probe 2 aus Beispiel 28 war ein ABA-Block-Copolymer mit einem A:B-Verhältnis von 30:70 und mit 1-LA (Block A) und einem 9:1-Copolymer aus TMC und d,1-LA (Block B). Elastische Schläuche, die als Nervenkanäle oder zum Ersatz von Eileitern nützlich sind, wurden wie in Beispiel 41 bei 200ºC extrudiert. Sobald die Schläuche fest zusammengedrückt worden waren, wollten sie sich sofort wieder öffnen. Es wurden Schläuche mit Innendurchmesser von 0,5 bis 3 mm erhalten.

BEISPIEL 52

Mit Biopolymer beschichtete Polyurethan-Vorrichtungen

ComfaDerm KM-1422-00 (erhalten von Semex Medical, Malvern, PA, USA), ein geschäumtes flexibles Polyurethan medizinischer Qualität, das an einer Seite mit einem druckempfindlichen medizinischen Klebstoff überzogen war, wurde auf der anderen Seite mit einer 4%igen Lösung des statistischen Copolymer aus 90 % TMC/10 % 1-Lactid in DMSO beschichtet. Die Lösung wurde einmal auf die Oberfläche aufgetragen und einem Erhitzen auf 110ºC in einem Luftofen unterworfen; die Lösung sickerte in den Schaum ein und daher war das System in Minuten beschichtet. Durch gründliches Trocknen über 12 Stunden wurde eine Vorrichtung auf der Basis von beschichtetem flexiblen geschäumten Polyurethan erhalten.
Entsprechend wurden dünne oder dicke Filme aus Polyurethan, Pellethan 2103-80AE und Pellethan X0119-70A (erhalten von Upjohn Co.) leicht mit einer 4%igen Biopolymer-DMSO- Beschichtungslösung beschichtet. Sobald der Polyurethanfilm gegossen ist, wird er in einem Ofen von 120ºC getrocknet, dann wird die DMSO-Beschichtungslösung auf den Film aufgetragen, während er noch heiß ist. Die Lösung neigt dazu, ungleichmäßig daran zu haften; wenn allerdings die Lösung vorsichtig verteilt wird und das System einem Erhitzen im Ofen unterworfen wird, der Zyklus des Verteilens und Erhitzens einige Male über einen bestimmten Zeitraum, z. B. eine Stunde, durchgeführt wurde, wurden gleichmäßig beschichtete Oberflächen erhalten. Es wurde eine starke Haftung erreicht, wie ein Kratzen mit einem Stift und Reiben zeigte, denn dadurch wurden die beiden Folien nicht getrennt.

BEISPIEL 53

Statistisches Copolymer aus Trimethylencarbonat/1-Lactid [90/10]

In einem 100-ml-Reaktionskolben, der mit einem mechanischen Rührer und einem Argoneinlaß ausgestattet war, wurden Trimethylencarbonat (51,45 g, 504 mmol), 1-Lactid (8,07 g, 56 mmol) und 1,6-Hexandiol (47 mg, 0,40 mmol) vermischt. Der Kolben wurde evakuiert und mehrmals mit Argon gefüllt, dann in ein Ölbad mit 160ºC getaucht und anschließend mit dem Rühren begonnen. Nach 10 Minuten wurde der Polymerisationskatalysator, 25 ul einer 0,20 M Lösung von Zinn(II)-Octoat in Toluol mit einer Spritze zugegeben. Das Gemisch wurde 4 Stunden lang bei 160ºC gerührt, dann wurde das Polymer aus dem Kolben genommen, in Tetrahydrofuran (450 ml) gelöst und in einem Mischer in Methanol (1200 ml) ausgefällt. Das ausgefällte Polymer wurde mit weiterem Methanol (400 ml) im Mischer gerührt, filtriert und im Vakuumofen bei 50ºC getrocknet. Ausbeute: 43,8 g (74 %). Gewichtsmittel des Molekulargewichts = 120000 (Polydispersität 1,5). Protonen-NMR (400 MHz) zeigt eine Endzusammensetzung aus 80 % Trimethylencarbonateinheiten und 20 % Milchsäureeinheiten (theoretisch: 82 % bzw. 18 %). Dieses Polymer ist speziell als Beschichtungspolymer verwendbar.

BEISPIEL 54

Probe 2 von Beispiel 28 war ein ABA-Block-Copolymer mit einem A:B-Verhältnis von 30:70 und mit Lactid (Block A) und ein 9:1-Copolymer von TMC und d,1-Lactid (Block B). Unter Anwendung eines Verfahrens, das dem von Beispiel 12 entsprach, wurden bei 220ºC elastische Schläuche, die als Nervenkanäle, Eileiterersatz verwendbar sind, extrudiert. Sobald die Schläuche unfreiwillig zusammengedrückt wurden, wollten sie sich unverzüglich wieder öffnen. Es wurden Schlauchinnendurchmesser von 0, 5 bis 3 mm erhalten.

Claims

1. Medizinische Vorrichtung zur Verwendung im Kontakt mit den Geweben oder Körperflüssigkeiten eines lebenden Tieres, wobei diese Vorrichtung einen Körper umfaßt, der eine oder mehrere an Kontakt mit den Geweben und/oder Flüssigkeiten angepaßte Oberflächen hat, wobei die Oberflächen ganz oder teilweise aus einem oder mehreren bioabsorbierbaren oder biokompatiblen Biopolymer(en), ausgewählt unter Homopolymeren und Copolymeren, die mindestens einen Typ der monomeren Repetiereinheiten der folgenden Strukturen I oder II aufweisen, gebildet werden: STRUCTUR

in denen

Z gleich -[C(R&sub5;R&sub6;)]-, -[NR&sub5;]-, -O- oder eine Kombination der genannten ist; wobei Z so gewählt ist, daß es keine benachbarten Heteroatome gibt;

n 1 bis 8 ist;

m 1 bis 8 ist;

R&sub1;, R&sub2;, R&sub3; und R&sub4; jeweils gleich oder verschieden sind und Wasserstoff, Aryloxyalkyl, Alkoxyaryl, Aryloxyaryl, Arylalkyl, Alkylarylalkyl, Arylalkylaryl, Alkylaryl, Arylcarbonylalkyl, Alkyl, Aryl, Alkylcarbonylalkyl, Cycloalkyl, Arylcarbonylaryl, Alkylcarbonylaryl, Alkoxyalkyl oder ein mit einem oder mehreren biologisch verträglichen Substituenten substituiertes Aryl oder Alkyl darstellen; und

R&sub5; und R&sub6; gleich oder verschieden sind und R&sub1;, R&sub2;, R&sub3;, R&sub4;, Dialkylamino, Diarylamino, Alkylarylamino, Alkoxy, Aryloxy, Alkanoyl oder Arylcarbonyl sind, oder zwei beliebige Reste von R&sub1; bis R&sub6; eine Alkylenkette bilden können, welche ein 3-, 4-, 5-, 6-, 7-, 8- oder 9- gliedriges kondensiertes alicyclisches, Spiro-, bicyclisches und/oder tricyclisches Ringsystem bilden kann, wobei dieses System wahlweise eine oder mehrere nicht-benachbarte Carbonyl-, Oxa-, Alkylaza- oder Arylazagruppen enthalten kann;

unter der Veraussetzung, daß, wenn das Biopolymer ein Copolymer mit Repetiereinheiten der Struktur I ist, die von Trimethylencarbonat abgeleitet sind, die anderen monomeren Repetiereinheiten des Copolymer dann nicht von Glycolid oder Glykolsäure abgeleitet sind;

unter der weiteren Voraussetzung, daß, wenn das Biopolymer ein Copolymer aus Trimethylencarbonat und Laktid ist, die im Copolymer enthaltende Menge Trimethylencarbonat dann 58,6 Gew.% oder mehr ist; und unter der weiteren Voraussetzung, daß, wenn das Biopolymer ein Homopolymer mit Repetiereinheiten der Struktur II, die von Ethylencarbonat oder Propylencarbonat abgeleitet sind, ist, in dann nicht 1 ist.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, in der die Biopolymere mindestens einen Typ der monomeren Repetiereinheiten der folgenden allgemeinen Strukturen II und II enthalten: STRUCTUR

in denen

n 1 bis 3 ist;

m 1 bis 4 ist; und

R&sub1;, R&sub2;, R&sub3;, R&sub4;, R&sub5; und R&sub6; gleich oder verschieden sind und Wasserstoff, Alkyl, Phenylalkyl und Alkylphenyl darstellen.

3. Vorrichtung nach Anspruch 2, in der die Biopolymere mindestens einen Typ der monoineren Repetiereinheiten- Komponenten der folgenden Struktur enthalten

in der

R&sub5; und R&sub6; gleich oder verschieden sind und Wasserstoff, Alkyl, Phenylalkyl oder Alkylphenyl sind; und n 1, 2 oder 3 ist.

4. Vorrichtung nach Anspruch 3, in der R&sub5; und R&sub6; Wasserstoff oder ein Alkyl mit 1 bis 7 Kohlenstoffatomen sind.

5. Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 1, die ganz oder teilweise aus einem oder mehreren Copolymeren gebildet ist, welche mindestens einen Typ der Repetiereinheiten der allgemeinen Struktur I STRUCTUR

und mindestens einen Typ der monomeren Repetiereinheiten der Struktur IV aufweisen STRUCTUR

in der

n 1 bis 8 ist; und

R&sub1; und R&sub2; gleich oder verschieden sind und Wasserstoff, Alkyl oder Phenyl sind, vorausgesetzt, daß, wenn die Copolymere Blockcopolymere sind, mindestens ein Rest, R&sub1; oder R&sub2;, kein Wasserstoff ist.

6. Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 5, in der R&sub1; und R&sub2; gleich oder verschieden sind und Wasserstoff oder Alkyl sind.

7. Vorrichtung nach Anspruch 1, in der die Gew.% der monomeren Repetiereinheiten mit der Struktur I oder der Struktur II, die im Copolymer enthalten sind, mindestens 50 Gew.%, bezogen auf das Gesamtgewicht der monomeren Einheiten im Copolymer, sind.

8. Vorrichtung nach Anspruch 1, in der die Biopolymeren aus der aus Copolymeren, die mindestens einen Typ der Repetiereinheiten mit den allgemeinen Strukturen I und II und mindestens einen anderen Typ der monomeren Repetiereinheiten, die von der aus substituierten Carbonaten, nicht-substituierten Carbonaten, Laktonen, Dioxepanonen, Dioxanonen, Laktid, Glycolid, Epoxiden, Epoxid/CO&sub2;, Anhydriden, Orthoestern und Orthocarbonaten bestehenden Gruppe abgeleitet ist, enthalten, bestehenden Gruppe ausgewählt sind.

9. Vorrichtung nach Anspruch 1, in der die Biopolymeren Homopolymere sind.

10. Vorrichtung nach Anspruch 9, in der die Homopolymere monomere Repetiereinheiten der Formel

enthalten.

11. Vorrichtung nach Anspruch 10, in der R&sub5; und R&sub6; gleich oder verschieden sind und Wasserstoff oder Alkyl mit 1 bis 7 Kohlenstoffatomen sind.

12. Vorrichtung nach Anspruch 11, in der n gleich 1 ist.

13. Copolymer, das mindestens einen Typ der monomeren Repetiereinheiten mit der allgemeinen Struktur I STRUCTUR

und mindestens einen Typ der monomeren Repetiereinheiten der allgemeinen Struktur IV STRUCTUR

aufweist,

in der

n 1 bis 8 ist; und

R&sub1; und R&sub2; gleich oder verschieden sind und Wasserstoff, Alkyl oder Phenyl sind;

vorausgesetzt, daß, wenn das Copolymer ein Block- Copolymer ist, einer der Reste R&sub1; und R&sub2; nicht Wasserstoff ist; und unter der weiteren Voraussetzung, daß, wenn n gleich 1 ist, das Copolymer dann 58,6 Gew.% oder mehr monomere Einheiten der allgemeinen Struktur enthält.

14. Verwendung eines bioabsorbierbaren oder bioverträglichen Biopolymers oder mehrerer bioabsorbierbarer oder bioverträglicher Biopolymeren, die aus Homopolymeren oder Copolymeren, welche mindestens einen Typ der monomeren Repetiereinheiten der unten angegebenen Strukturen I oder II enthalten, ausgewählt sind, zur Bildung mindestens eines Teils einer Oberfläche einer medizinischen Vorrichtung, die an Kontakt mit Geweben oder Körperflüssigkeiten eines lebenden Tiers angepaßt ist: STRUCTUR

in denen

Z gleich &lsqbstr;C(R&sub5;R&sub6;)&rsqbstr;, &lsqbstr;NR&sub5;&rsqbstr;, -O- oder eine Kombination der genannten ist; wobei Z so gewählt ist, daß es keine benachbarten Heteroatome gibt;

n 1 bis 8 ist;

m 1 bis 8 ist;

R&sub5; und R&sub6; gleich oder verschieden sind und R&sub1;, R&sub2;, R&sub3;, R&sub4;, Dialkylamino, Diarylamino, Alkylarylamino, Alkoxy, Aryloxy, Alkanoyl oder Arylcarbonyl sind, oder zwei beliebige Reste von R&sub1; bis R&sub6; eine Alkylenkette bilden können, welche ein 3-, 4-, 6-, 6-, 7-, 8- oder 9- gliedriges kondensiertes alicyclisches, Spiro-, bicyclisches und/oder tricyclisches Ringsystem bilden kann, wobei dieses System wahlweise eine oder mehrere nicht-benachbarte Carbonyl, Oxa-, Alkylaza- oder Arylazagruppen enthalten kann;

unter der Veraussetzung, daß, wenn das Biopolymer ein Copolymer mit Repetiereinheiten der Struktur I, die von Trimethylencarbonat abgeleitet sind, ist, die anderen monomeren Repetiereinheiten des Copolymer dann nicht von Glycolid oder Glykolsäure abgeleitet sind;

unter der weiteren Voraussetzung, daß, wenn das Biopolymer ein Copolymer aus Trimethylencarbonat und Laktid ist, die im Copolymer enthaltende Menge an Trimethylencarbonat dann 58,6 Gew.% oder mehr ist; und

unter der weiteren Voraussetzung, daß, wenn das Biopolymer ein Homopolymer mit Repetiereinheiten der Struktur II, die von Ethylencarbonat oder Propylencarbonat abgeleitet sind, ist, m dann nicht 1 ist.