DE60011687T2

DE60011687T2 - Bioabsorbierbare Materialien und daraus hergestellte medizinische Geräte

Info

Publication number: DE60011687T2
Application number: DE60011687T
Authority: DE
Inventors: Deger C. Tunc
Original assignee: Stryker Technologies Corp
Current assignee: Howmedica Osteonics Corp
Priority date: 1999-03-05
Filing date: 2000-03-03
Publication date: 2004-10-14
Anticipated expiration: 2020-03-04
Also published as: CA2299935A1; DE60011687D1; US20010012940A1; US6716957B2; AU766678B2; EP1034806B1; JP2000300660A; EP1034806A3; AU2063400A; EP1034806A2; CA2299935C; US6206883B1

Description

Gebiet der Erfindung
Diese Erfindung betrifft eine implantierbare medizinische Vorrichtung, welche ein Terpolymer von Poly(L-lactid/D-lactid/glycolid) umfasst.
Hintergrund der Erfindung
Kommerziell erhältliche Knochenbefestigungs- oder -fixierungsvorrichtungen werden oftmals aus Metalllegierungen hergestellt, die nach der Knochenheilung operativ entfernt werden müssen. Die Entfernung von solchen Vorrichtungen verursacht bei dem Patienten zusätzliche Verletzungen wie auch erhöhte medizinische Kosten. Metallische Vorrichtungen haben auch Elastizitätsmodule, die 10–20-mal höher sind als jene von Kortikalis, wodurch die Belastung des Knochens verhindert und möglicherweise Osteopenie aufgrund von Belastungsabschirmung verursacht wird.
Die U.S.-Patente Nr. 4,539,981 und 4,550,449 von Tunc (dem Erfinder der vorliegenden Erfindung) betreffen absorbierbare Knochenbefestigungs- oder -fixierungsvorrichtungen, welche aus L-Lactid-Polymer mit hohem Molekulargewicht hergestellt werden. Solche Befestigungs- oder Fixierungsvorrichtungen haben jedoch eine relativ geringe Absorptionsrate und behalten relativ hohe Zugfestigkeit bei, nachdem der Knochen vollständig verheilt ist.
Das U.S.-Patent Nr. 5,569,250 von Sarver et al. betrifft eine biologisch verträgliche Osteosyntheseplatte zur Befestigung einer Mehrzahl von angrenzenden Knochenabschnitten. Es offenbart als Behauptung unter anderem ein nicht-verstärktes Copolymer von Lactid und Glycolid (siehe z.B. Spalte 6, Zeilen 63 ff.). Jedoch weisen solche Materialien relativ geringe Zugfestigkeiten auf.
EP-A-0 401 844 beschreibt eine biologisch absorbierbare Vorrichtung, die beispielsweise für Platten für eine Osteosynthese oder als Fixiervorrichtungen für Knochenoperationen verwendet werden kann. Ein Material für eine Verwendung in solchen Vorrichtungen wird als Poly-(D,L-lactid-co-glycolid), welches aus den Ausgangsbestandteilen D,L-Lactid und Glycolid gebildet wird, offenbart.
WO 97/36553 offenbart Copolymere und Verfahren zur Herstellung von solchen Copolymeren, die auf dem Gebiet von absorbierbaren implantierbaren medizinischen Vorrichtungen angewendet werden können. Es werden Beispiele von Copolymeren offenbart, die ausgehend von D,L-Lactid und Glycolid hergestellt werden.
Zusammenfassung der Erfindung
Es ist ein Gegenstand dieser Erfindung, eine implantierbare medizinische Vorrichtung mit relativ hoher Beibehaltung der Festigkeit während der frühen Phasen der Knochenheilung, aber mit einer ausreichend hohen Absorptionsrate, so dass das Material zu dem Zeitpunkt, an welchem der Knochen vollständig verheilt ist, zumindest im wesentlichen absorbiert ist, zu erhalten. Die Vorrichtung wird vor einer Verwendung vorzugsweise hinsichtlich der Konturen anpassbar sein (z.B. kann ihre Gestalt modifiziert werden, so dass sie die Gestalt des Knochens, an welchem wie befestigt werden wird, besser ergänzt) und sie wird vorzugsweise eine bessere Übereinstimmung mit den mechanischen Eigenschaften von Knochen verglichen mit bekannten Vorrichtungen bieten.
Zu diesem Zweck ist ein neues Material erfunden worden, das Poly-(L-lactid/D-lactid/glycolid), welches im Folgenden auch als p-(LLA/DLA/GA) bezeichnet wird, enthält. Dieses Material bietet mechanische Eigenschaften, die für bestimmte implantierbare medizinische Vorrichtungen, wie Knochenbefestigungs- oder -fixierungsvorrichtungen, wünschenswert sind.
Zusammengefasst, betrifft die Erfindung eine implantierbare medizinische Vorrichtung, welche Poly-(L-lactid/D-lactid/glycolid), umfassend 2 bis 10 Mol-% D-Lactid und 80–90 Mol-% L-Lactid und/oder 5–15 Mol-% Glycolid, umfasst. Besonders bevorzugt ist ein Material, welches 83–87 Mol-% L-Lactid, 3–7 Mol-% D-Lactid und 8–12 Mol-% Glycolid umfasst. Das Material kann des weiteren 0,1–5 Mol-% eines aus alpha-Hydroxy-alpha-ethylbuttersäure; alpha-Hydroxy-beta-methylvaleriansäure; alpha-Hydroxyessigsäure; alpha-Hydroxybuttersäure; alpha-Hydroxycapronsäure; alpha-Hydroxydecansäure; alpha-Hydroxyheptansäure; alpha-Hydroxyisobuttersäure; alpha-Hydroxyisocapronsäure; alpha-Hydroxyisovaleriansäure; alpha-Hydroxymyristinsäure; alpha-Hydroxyoctansäure; alpha-Hydroxystearinsäure; alpha-Hydroxyvaleriansäure; beta-Butyrolacton; beta-Propiolactid; gamma-Butyrolacton; Pivalolacton; oder Tetramethylglycolid oder Kombinationen davon gebildeten Polymers umfassen.
Die Erfindung betrifft auch die medizinische Vorrichtung, welche ein Terpolymer umfasst, welches hergestellt wird durch das Verfahren, umfassend: a) Zusammengeben von L-Milchsäure-Monomer, Glycolsäure-Monomer und wenigstens 2 Mol-% D-Milchsäure-Monomer, um eine Mischung zu bilden; und b) Polymerisieren von im wesentlichen der gesamten Mischung. Die Polymerisation kann in Gegenwart eines Katalysators und zwischen 24 und 72 h ausgeführt werden.
Die medizinische Vorrichtung kann eine Knochenplatte, eine Knochenschraube, ein Gitter, ein Nahtanker, eine Zwecke oder ein Stift, ein Nagel oder ein Marknagel oder -zapfen sein. Die medizinische Vorrichtung kann im wesentlichen aus nicht-verstärktem Poly-(L-lactid/D-lactid/glycolid) oder verstärktem Poly-(L-lactid/D-lactid/glycolid) bestehen.
Das verwendete polymere Harz kann eine Schmelzwärme ("heat fusion") von 0,4–10, vorzugsweise 0,5–5 J/G aufweisen und/oder ein geformtes polymeres Material mit einer Schmelzwärme von 15 bis 25 J/G und einer Aufrechterhaltung der Zugfestigkeit nach 26 Wochen Inkubation von wenigstens 50% und einer Aufrechterhaltung der Zugfestigkeit nach 52 Wochen Inkubation von höchstens 25%. Das polymere Material kann Poly-(L-lactid/D-lactid/glycolid), welches vorzugsweise wenigstens 2 Mol-% D-Lactid umfasst, umfassen.
Das verwendete polymere Material kann eine Zugfestigkeit nach 0 Wochen Inkubation von 65–101 MPa, eine Zugfestigkeit nach 26 Wochen Inkubation von 50–75 MPa, eine Zugfestigkeit nach 44 Wochen Inkubation von 0–37 MPa und eine Zugfestigkeit nach 60 Wochen Inkubation von 0 MPa aufweisen. Das polymere Material kann Poly-(L-lactid/D-lactid/glycolid) umfassen und kann eine Schmelzwärme von 15–25 J/G, vorzugsweise 18–21 J/G aufweisen. Das polymere Material kann eine Zugfestigkeit nach 0 Wochen Inkubation von 74–92 MPa, eine Zugfestigkeit nach 26 Wochen Inkubation von 56-69 MPa und eine Zugfestigkeit nach 44 Wochen Inkubation von 9–27 MPa aufweisen.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
Die folgenden Figuren werden bereitgestellt, um die Erfindung zu veranschaulichen, aber nicht zu beschränken.
1 vergleicht graphisch Zugfestigkeiten als Funktion der Inkubationszeit einer ersten Probe der Erfindung mit PLA, p(LLA/DLA) und p-(DLA/GA);
2 vergleicht graphisch die maximale Faserfestigkeit als Funktion der Inkubationszeit einer zweiten Probe der Erfindung mit PLA, p-(LLA/DLA) und p-(DLA/GA);
3 vergleicht graphisch Eigenviskositäten als Funktion der Inkubationszeit einer dritten Probe der Erfindung mit p-(DLA/GA);
4 vergleicht graphisch die Schmelzwärme als Funktion des Prozentsatzes von Lactid einer vierten Probe der Erfindung mit p-(LLA/GA) und p-(DLA/GA);
5 veranschaulicht graphisch zusätzliche Ausführungsformen der Erfindung in Hinblick auf Zugfestigkeit als Funktion der Inkubationszeit;
6(a) ff., 7, 8 und 9 veranschaulichen bestimmte Vorrichtungen, die aus dem Material der Erfindung hergestellt werden können;
10 veranschaulicht Knochenbefestigungs- oder -fixierungsvorrichtungen der Erfindung, welche an Knochenfragmenten befestigt sind; und
11 veranschaulicht ein Verfahren zur Anpassung der Kontur einer Knochenbefestigungs- oder -fixierungsvorrichtung der Erfindung.
Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen
Ein biologisch absorbierbares Polymer wurde mit 85 Mol-% L-Lactid, 5 Mol-% D-Lactid und 10 Mol-% Glycolid hergestellt. Das Polymer war ein Terpolymer mit Grundeinheiten von L-Lactid, D-Lactid und Glycolid. Wie hier verwendet, ist der Molprozentsatz von polymerem Material definiert als die molare Menge von Grundeinheiten aus einem Bestandteil pro molare Menge der gesamten Grundeinheiten (wodurch dementsprechend nicht-umgesetztes Monomer und andere nicht-polymere Materialien ausgeschlossen sind). Das Terpolymer war so, wie es erhalten wurde, nicht-verstärkt und nicht mit anderen Polymeren gemischt oder auf andere Weise kombiniert. Das Polymer wird durch die folgende chemische Formel angegeben:
wobei n = 0,85, p = 0,05 und q = 0,10.
Das im Rahmen der Erfindung verwendete Polymer ist vorzugsweise ein Terpolymer von L-Lactid, D-Lactid und Glycolid. Es können jedoch zusätzliche verträgliche polymere Grundeinheiten in den Materialien der Erfindung enthalten sein. Solche polymere Grundeinheiten, die vorzugsweise in Mengen von weniger als ungefähr 5 Mol-%, mehr bevorzugt weniger als ungefähr 2,5 Mol-% enthalten sein werden, können hergestellt werden, indem die folgenden Monomere in die Reaktanten, allein oder in Kombination, aufgenommen werden:
alpha-Hydroxy-alpha-ethylbuttersäure;
alpha-Hydroxy-beta-methylvaleriansäure;
alpha-Hydroxyessigsäure;
alpha-Hydroxybuttersäure;
alpha-Hydroxycapronsäure;
alpha-Hydroxydecansäure;
alpha-Hydroxyheptansäure;
alpha-Hydroxyisobuttersäure;
alpha-Hydroxyisocapronsäure;
alpha-Hydroxyisovaleriansäure;
alpha-Hydroxymyristinsäure;
alpha-Hydroxyoctansäure;
alpha-Hydroxystearinsäure;
alpha-Hydroxyvaleriansäure;
beta-Butyrolacton;
beta-Propiolactid;
gamma-Butyrolacton;
Pivalolacton; und
Tetramethylglycolid.
Die im Rahmen der Erfindung verwendeten Polymere werden vorzugsweise einen geringen Gehalt an nicht-umgesetztem Monomer aufweisen. Die Anwesenheit von Monomer erhöht im allgemeinen die Abbaurate des Polymers. Das feste Polymer wird vorzugsweise weniger als 1,0 Gew.-% nicht-umgesetzte Monomere, mehr bevorzugt weniger als 0,3 Gew.-% enthalten.
Obwohl reines Poly-(L-lactid/D-lactid/glycolid) für die meisten Anwendungen bevorzugt ist, kann das Terpolymer mit zusätzlichen Materialien, wie Poly-L-lactid, Poly-D-lactid, Polyglycolid, Poly-(L-lactid/D-lactid), Poly-(D-lactid/glycolid), oder Polymeren, die aus den oben aufgelisteten Monomeren hergestellt werden, gemischt werden. Ein solches Mischen könnte durch Coextrudieren des Terpolymers mit dem zusätzlichen polymeren Material oder durch Mischen der polymeren Materialien vor einer Extrusion erhalten werden. Das resultierende gemischte Material wird vorzugsweise weniger als 5,0 Gew.-% des zusätzlichen polymeren Materials enthalten.
Die Erfindung verwendet vorzugsweise ein Terpolymer aus p-(LLA/DLA/GA) mit den folgenden Spezifikationen:
Die Eigenviskosität (I.V.) der im Rahmen der Erfindung verwendeten Materialien liegt vorzugsweise zwischen 4,0 und 7,5 dl/g, mehr bevorzugt zwischen 6,0 und 6,5 dl/g. Die Glasübergangstemperatur kann ungefähr 60°C betragen und der Schmelzpunkt kann ungefähr 133°C betragen. Es ist festgestellt worden, dass Proben von medizinischen Vorrichtungen, welche aus dem im Rahmen der Erfindung verwendeten Material hergestellt worden sind, einen Youngschen Modul von ungefähr 4000 MPa und einen Biegemodul von ungefähr 4800 MPa aufweisen.
Alternative Ausführungsformen der Erfindung umfassen die folgenden Terpolymere:
Die im Rahmen der Erfindung verwendeten Polymere können durch bekannte Verfahren hergestellt werden. Sie können beispielsweise durch Ringöffnungspolymerisation hergestellt werden, indem L-Milchsäure, Glycolsäure und D-Milchsäure in Molprozentsätzen von 85/10/5 eingesetzt werden. Wie hier verwendet, ist der Molprozentsatz von Monomeren als die molare Menge eines Monomers pro molare Menge des resultierenden Polymers definiert. Eine gewünschte Menge Katalysator wird ebenfalls zugesetzt (wie Zinn(II)-octoat oder Zinkoxid). Die Reaktanten können in einen Reaktor unter trockenen Bedingungen, wie unter einem Strom von trockenem Stickstoff in einer Glovebox, eingefüllt werden. Der Reaktor wird dann 15 min bei extrem niedrigen Drücken, wie 0,02 Millimeter Quecksilber, evakuiert. Der Reaktor wird dann erneut mit trockenem Stickstoff gefüllt und die Evakuierung wird zweimal wiederholt. Nachdem der Reaktor das dritte Mal evakuiert worden ist, wird er versiegelt. Dann wird die Polymerisation in einem Ölbad mit kontrollierter Temperatur bei Temperaturen, welche geeigneterweise zwischen 110°C und 165°C liegen, während der Inhalt des Reaktors gerührt wird, ausgeführt. Während die Polymerisation fortschreitet, nimmt die Viskosität des Reaktionsprodukts zu, bis der Punkt erreicht ist, dass der Rührer nicht länger gedreht werden kann. An diesem Punkt wird der Rührer dann ausgeschaltet und die Reaktion wird fortgeführt. Im allgemeinen liegt die Reaktionszeit, um ein Polymer der Erfindung herzustellen, zwischen 24 und 72 h. Nachdem die Reaktion abgeschlossen ist, wird das feste Polymer aus dem Reaktionsgefäß entfernt, in Streifen oder Stücke geschnitten, gemahlen, gereinigt und dann zu einer bestimmten Gestalt geformt oder extrudiert.
Die im Rahmen der Erfindung verwendeten Polymere können durch mehrere kommerzielle Polymerhersteller, wie Purac Biochem B.V., Gorinchem, Niederlande, hergestellt werden.
BEISPIEL 1
AUFRECHTERHALTUNG DER FESTIGKEIT
Die folgenden vier Polymere wurden durch Ringöffnungspolymerisation synthetisiert:

(1) Homopolymer aus 100 Mol-% Poly-L-lactid (auch als PLA und L bezeichnet);
(2) Copolymer von Poly-(L-lactid/D-lactid) in einem Molverhältnis von 50/50 (auch als p-(LLA/DLA) und L/D bezeichnet); und
(3) Copolymer von Poly-(D-lactid/glycolid) in einem Molverhältnis von 82/18 (auch als p-(DLA/GA) und D/G bezeichnet); und
(4) Terpolymer von Poly-(L-lactid/D-lactid/glycolid) in einem Molverhältnis von 85/5/10 (auch als p-(LLA/DLA/GA) und L/D/G bezeichnet).

Alle vier Polymere wurden durch Spritzguss in ASTM-Testprüfkörper umgewandelt. Diese ASTM-Prüfkörper wurden in Phosphat-gepufferter Kochsalzlösung (PBS), die während des gesamten Zeitraums des Experiments bei pH 7,4 und 37°C gehalten wurde, inkubiert. Nach 0, 4, 8, 12, 26 und 52 Wochen Inkubation wurden 6–10 Proben von jedem Material aus dem Inkubationsgefäß entnommen, unverzüglich gemäß der ASTM-Methode Nr. D638M-93 auf Zugfestigkeit getestet und es wurde der Durchschnittswert der resultierenden Werte ermittelt. Die Durchschnittswerte sind in Tabelle 1 und in 1 gezeigt.
Tabelle 1 Zugfestigkeit als Funktion der Inkubationszeit
Diese Daten veranschaulichen, dass das Terpolymer verglichen mit jedem der Copolymere eine verbesserte Aufrechterhaltung der Zugfestigkeit aufwies. Das Terpolymer zeigte auch eine relativ schnelle Absorption nach 26 Wochen verglichen mit dem Homopolymer.
BEISPIEL 2
BIEGEFESTIGKEIT
ASTM-Biegeproben wurden aus den in Beispiel 1 diskutierten vier Polymeren durch das gleiche Verfahren, wie es in Beispiel 1 verwendet worden war, hergestellt. Die Probestücke wurden in Phosphat-gepufferter Kochsalzlösung (PB5), die während des gesamten Zeitraums des Experiments bei pH 7,4 und 37°C gehalten wurde, inkubiert. Nach 0, 4, 8, 12, 26 und 52 Wochen Inkubation wurden 6–10 Proben von jedem Material aus dem Inkubationsgefäß entnommen, unverzüglich gemäß der ASTM-Methode Nr. D638 M-93 auf maximale Faserfestigkeit getestet und es wurde der Durchschnittswert der resultierenden Werte ermittelt. Die Durchschnittswerte sind in Tabelle 2 und in 2 gezeigt.
TABELLE 2 BIEGEFESTIGKEIT ALS FUNKTION DER INKUBATIONSZEIT
Diese Daten veranschaulichen, dass das Terpolymer verglichen mit dem p-(DLA/GA)-Copolymer seine Biegefestigkeit für einen längeren Zeitraum beibehält. Die im Rahmen der Erfindung verwendeten Polymere werden vorzugsweise eine Biegefestigkeit (MPa) von wenigstens 120 nach 0 Wochen Inkubation, wenigstens 110 nach 4 Wochen Inkubation, wenigstens 110 nach 8 Wochen Inkubation, wenigstens 70 nach 12 Wochen Inkubation und wenigstens 45 nach 26 Wochen Inkubation aufweisen.
BEISPIEL 3
EIGENVISKOSITÄTSTESTS
Aus dem Terpolymer (welches auch als (p-(LLA/DLA/GA) und L/D/G) bezeichnet wird) und dem Copolymer (welches auch als (p-(DLA/GA)) bezeichnet wird) von Beispiel 1 wurden durch das gleiche Verfahren, wie es in Beispiel 1 verwendet worden war, Prüfkörper hergestellt. Die Eigenviskositäten der Zug-Prüfkörper wurden durch die Kapillarviskositätsmethode als 0,001 g/ml-Lösung des Polymers in Chloroform in einem thermostatisierten Bad bei 25 ± 0,01°C bestimmt. Die Ergebnisse sind in Tabelle 3 unten und in 3 angegeben.
TABELLE 3 EIGENVISKOSITÄT
Diese Daten zeigen, dass die Rate der Abnahme der Eigenviskosität des Terpolymers etwas niedriger ist als bei dem Copolymer. Es wird dementsprechend erwartet, dass das Terpolymer seine Festigkeit für einen längeren Zeitraum als das Copolymer beibehalten wird.
Das im Rahmen der Erfindung verwendete Polymer wird vorzugsweise eine Eigenviskosität (dl/g) von wenigstens 4 nach 0 Wochen Inkubation, wenigstens 3,2 nach 4 Wochen Inkubation, wenigstens 2,6 nach 8 Wochen Inkubation, wenigstens 2,0 nach 12 Wochen Inkubation und wenigstens 0,5 nach 26 Wochen Inkubation aufweisen.
BEISPIEL 4
SCHMELZWÄRMETESTS
Die Schmelzwärme von Polymeren korreliert im allgemeinen mit deren Kristallinität. Die Kristallinität des Polymers definiert, wie leicht die Konturen der polymeren Vorrichtung bei Temperaturen unterhalb von deren Schmelzpunkt, aber oberhalb von deren Glasübergangstemperatur angepasst werden können. Hohe Kristallinität in einem Polymer führt zu einem geringeren Ausmaß von Anpassbarkeit der Konturen. Ein Anpassen der Konturen der biologisch absorbierbaren Vorrichtungen im Operationssaal ist wünschenswert, um zu bewirken, dass die Vorrichtung, wie eine Knochenplatte oder ein Gitter, mit der Oberfläche des Knochens übereinstimmt, so dass der Knochenbruch verringert werden kann, ohne eine Spalt zwischen den beiden Fragmenten des Knochens zu hinterlassen. Es ist dementsprechend wünschenswert, die Leichtigkeit, mit der die Konturen einer Platte angepasst werden können, zu erhöhen.
Durch Ringöffnungspolymerisation wurden mehrere Harzprobestücke hergestellt. Die Schmelzwärme der Probestücke wurde durch Differentialscanningkalorimetrie bestimmt und die Ergebnisse sind in der folgenden Tabelle 4 aufgelistet und in 4 graphisch aufgetragen.
TABELLE 4 SCHMELZWÄRME ALS FUNKTION DER POLYMERZUSAMMENSETZUNG
Diese Daten zeigen, dass, wenn der Prozentsatz von Lactid in der L- oder D-Form abnimmt, die Schmelzwärme, ΔH_f, des Polymers abnimmt. Indem man bis zu 82% des L-Lactids in dem Polymer durch D-Lactid ersetzt, setzt sich darüber hinaus der gleiche Anstieg wie bei der Tendenz bei dem L-Lactid/Glycolid-Polymer fort. Indem man aber nur 5% D-Lactid bei der Herstellung eines Terpolymers von Poly-(L-lactid/D-lactid/glycolid) in einem Molverhältnis von 85/5/10 copolymerisiert, sinkt die ΔH_f substantiell.
Folglich verringert die Aufnahme von Polyglycolid in das Polymer, während die Kristallinität des Copolymers verringert wird, auch die Aufrechterhaltung der Festigkeit des Polymers. Jedoch kann die Einführung von Poly-D-lactid unerwarteterweise die Kristallinität in einem höheren Ausmaß verringern, als man sie erhalten würde, indem man mehr Glycolid-Monomer einsetzt, aber ohne eine entsprechende Verringerung der Festigkeit.
Einmal geformt, wird das im Rahmen der Erfindung verwendete polymere Terpolymer im allgemeinen eine Schmelzwärme von 0,4–10 J/g, vorzugsweise 0,5–5 J/g aufweisen.
5 zeigt graphisch alternative Ausführungsformen eines im Rahmen der Erfindung verwendeten polymeren Materials, definiert als die schattierte Fläche zwischen einer die Untergrenze repräsentierenden Kurve und einer die Obergrenze repräsentierenden Kurve. Die Koordinaten des Bereichs sind, wie folgt:
Der Zugfestigkeitsbereich wäre vorzugsweise, wie folgt:
Im allgemeinen können die Zugfestigkeiten relativ stark verringert werden, indem relativ hohe Mengen von PGA zugesetzt werden, durch Spritzgießen bei hohen Temperaturen (z.B. 250°C) und/oder durch Gamma-Sterilisation. Im Gegenzug können die Zugfertigkeiten relativ stark erhöht werden, indem relativ geringe Mengen PGA zugesetzt werden, durch Spritzgießen bei niedrigen Temperaturen (z.B. 210°C) und/oder durch Sterilisieren mit Ethylenoxid-Sterilisationsmethoden.
Die 6(a) ff. veranschaulichen bestimmte Knochenbefestigungs- oder -fixierungsvorrichtungen, die aus dem Material der Erfindungen hergestellt werden können. Die 6(a) veranschaulichen eine gerade Platte mit 12 Löchern, welche geeignete Abmessungen mit einer Länge von 75 mm, einer Breite von 7,0 mm, einer Dicke von 1,5 mm und einem Loch-Loch-Rbstand von 6,2 mm aufweist. Alternative Abmessungen umfassen eine Breite von 5,5 mm, eine Dicke von 0,9 mm und einen Loch-Loch-Abstand von 4,5 mm. 6(b) veranschaulicht eine gerade Platte mit 6 Löchern. 6(c) veranschaulicht eine gebogene Platte mit 8 Löchern. 6(d) veranschaulicht eine Platte mit leiterartiger Anordnung von 12 Löchern. 6(e) veranschaulicht eine Y-förmige Platte mit 5 Löchern. 6(f) veranschaulicht eine X-förmige Platte. 6(g) veranschaulicht eine Platte mit leiterartiger Anordnung von 16 Löchern. 6(h) veranschaulicht eine Y-förmige Platte mit 7 Löchern. 6(l) veranschaulicht eine quadratische Platte. Die 6(J) und 6(K) veranschaulichen L-förmige Platten (100 Grad). 7 veranschaulicht eine 10×10-Gitterstruktur, die z.B. 1,0 oder 2,0 mm dick sein kann. Die 8 und 9 veranschaulichen Profile von Schrauben in Platten. Schrauben können konisch zulaufende 1,5 mm-, 2,0 mm- und 2,5 mm-Schneidschrauben umfassen.
10 veranschaulicht Knochenbefestigungs- oder -fixierungsvorrichtungen, in diesem Falle eine gebogene Platte mit acht Löchern, wie in 6c veranschaulicht, welche an dem Knochen um eine Augenhöhle herum befestigt ist, und eine gerade Platte mit sechs Löchern, wie in 6(b) veranschaulicht, welche an Unterkieferknochensegmenten befestigt ist. Zur Implantierung wird ein Einschnitt gemacht und weiches Gewebe wird abgetrennt, wodurch der Knochen freigelegt wird. Die Konturen der Vorrichtung können angepasst werden (nachfolgend beschrieben). Die Vorrichtung wird dann über dem Bruch plaziert, es werden Löcher gebohrt und dann werden Schrauben eingeführt, um die Knochenplatte in Auflage auf dem Knochen zu halten.
11 veranschaulicht ein Verfahren zur Anpassung der Kontur einer Vorrichtung der Erfindung. In diesem Falle hat eine Knochenbefestigungs- oder -fixierungsvorrichtung (des in 6a veranschaulichten Typs) eine ursprüngliche flache Gestalt, welche in einer durchgezogenen Linie gezeigt ist. Diese ursprüngliche Gestalt wird in einem freien Zustand, d.h. wenn keine Kraft auf die Vorrichtung ausgeübt wird, beibehalten. Die Konturen der Vorrichtung können jedoch angepasst werden, indem diese auf eine Temperatur zwischen deren Glasübergangstemperatur und deren Schmelzpunkt, z.B. zwischen 55°C und 130°C, vorzugsweise ungefähr 70°C erwärmt wird und dann Kräfte auf die Vorrichtung ausgeübt werden. Die Pfeile geben näherungsweise Punkte an, wo Kraft nach dem Erwärmen ausgeübt werden kann, wie durch die Finger und Daumen eines Arztes in einem Operationssaal. Alternativ könnte nach dem Erwärmen der Vorrichtung diese gegen den zu fixierenden bzw. zu reparierenden Knochenbruch gedrückt werden, um dessen Kontur anzunehmen. Eine Erwärmung der Vorrichtung kann mit heißem Wasser, Heißluft, Infrarotbestrahlung oder durch andere Wärmequellen erfolgen, und die Vorrichtung wird typischerweise ungefähr 2–10 Sekunden erwärmt. Die gestrichelten Linien geben die gebogene Gestalt nach der Konturenanpassung, welche in einem freien Zustand beibehalten werden würde, an. Eine solche gebogene Gestalt würde die Gestalt von bestimmten Knochensegmenten ergänzen, um eine bessere Fixierung und weniger Spalten zwischen den zu befestigenden Knochensegmenten zu ermöglichen.
Die vorangegangenen Figuren, Ausführungsformen und Beispiele sind zum Zwecke der Veranschaulichung und nicht zur Beschränkung aufgeführt worden. Die Erfindung kann beispielsweise zusätzlich zu den vorerwähnten Polymeren zusätzliche Materialien, wie Färbemittel, Füllstoffe, pharmazeutische Mittel und/oder Strahlungsundurchlässigkeit verleihende Mittel, umfassen. In bestimmten Ausführungsformen kann das Material mit einem unterschiedlichen Material (polymer oder anorganisch) verstärkt werden, obwohl ein nicht-verstärktes Material für die meisten Anwendungen bevorzugt ist. Das Material kann auch für Nähte, Nahtanker, Zwecken oder Stifte, Nägel, Platten, Knochenmarknägel oder -zapfen der oberen Extremität und andere implantierbare Vorrichtungen verwendet werden.

Claims

Implantierbare medizinische Vorrichtung, umfassend ein Terpolymer mit Grundeinheiten von L-Lactid, D-Lactid und Glycolid, wobei das Terpolymer 2 bis 10 Mol-% D-Lactid umfasst.
Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 1, welche wenigstens 4 Mol-% D-Lactid umfasst.
Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 1, welche 80–90 Mol-L-Lactid und 5–15 Mol-% Glycolid umfasst.
Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 3, welche 83–87 Mol-% L-Lactid, 3–7 Mol-% D-Lactid und 8–12 Mol-% Glycolid umfasst.
Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 4, welche im wesentlichen aus 85 Mol-% L-Lactid, 5 Mol-% D-Lactid und 10 Mol-% Glycolid besteht.
Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 3, welche ferner 0,1 5 Mol-% eines aus alpha-Hydroxy-alpha-ethylbuttersäure, alpha-Hydroxy-beta-methylvaleriansäure; alpha-Hydroxyessigsäure; alpha-Hydroxybuttersäure; alpha-Hydroxycapronsäure; alpha-Hydroxydecansäure; alpha-Hydroxyheptansäure; alpha-Hydroxyisobuttersäure; alpha-Hydroxyisocapronsäure; alpha-Hydroxyisovaleriansäure; alpha-Hydroxymyristinsäure; alpha-Hydroxyoctansäure; alpha-Hydroxystearinsäure; alpha-Hydroxyvaleriansäure; beta-Butyrolacton; beta-Propiolactid; gamma-Butyrolacton; Pivalolacton; oder Tetramethylglycolid oder Kombinationen davon gebildeten Polymers umfasst.
Medizinische Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, welche ein Terpolymer umfasst, welches hergestellt wird durch das Verfahren, umfassend: a) Zusammengeben von L-Milchsäure-Monomer, Glycolsäure-Monomer und wenigstens 2 Mol-% D-Milchsäure-Monomer, um eine Mischung zu bilden; und b) Polymerisieren von im wesentlichen der gesamten Mischung.
Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 7, wobei die Polymerisation in Gegenwart eines Katalysators ausgeführt wird.
Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 8, wobei die Polymerisation zwischen 24 und 72 h lang ausgeführt wird.
Medizinische Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei die Vorrichtung aus der Gruppe bestehend aus einer Knochenplatte, einer Knochenschraube, einem Gitter, einem Nahtanker, einer Zwecke oder einem Stift, einem Nagel oder einem Marknagel oder -zapfen ausgewählt wird.
Medizinische Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 10, welche im wesentlichen aus nicht-verstärktem Poly-(L-lactid/D-lactid/glycolid) besteht.
Medizinische Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 10, welche im wesentlichen aus verstärktem Poly-(L-lactid/D-lactid/glycolid) besteht.
Medizinische Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 12, wobei das Polymer eine Schmelzwärme ("heat fusion") von 0,4–10 J/G, eine Aufrechterhaltung der Zugfestigkeit nach 26 Wochen Inkubation von wenigstens 50% und eine Aufrechterhaltung der Zugfestigkeit nach 52 Wochen Inkubation von höchstens 25% aufweist.
Medizinische Vorrichtung nach den Ansprüchen 1 bis 12, wobei das Polymer eine Biegefestigkeit von wenigstens 120 MPa nach 0 Wochen Inkubation in gepufferter Kochsalzlösung bei 37°C, von wenigstens 110 nach 4 Wochen Inkubation, wenigstens 110 nach 8 Wochen Inkubation, wenigstens 70 nach 12 Wochen Inkubation und wenigstens 45 nach 26 Wochen Inkubation aufweist.
Medizinische Vorrichtung nach den Ansprüchen 1 bis 14, wobei das Polymer eine Eigenviskosität zwischen 4,0 und 7,5 dl/g aufweist, wobei die Eigenviskosität durch die Kapillarviskositätsmethode als 0,001 g/ml-Lösung des Polymers in Chloroform in einem auf 25 ± 0,01°C thermostatisierten Bad bestimmt wird.
Medizinische Vorrichtung nach Anspruch 15, wobei das Polymer eine Eigenviskosität zwischen 6,0 und 6,5 dl/g aufweist.