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Hintergrund
der Erfindung
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Seit
der erfolgreichen Entwicklung von kristallinen thermoplastischen
Polyglycoliden als ein absorbierbares faserbildendes Material wurden
große
Anstrengungen auf die Entwicklung von neuen linearen faserbildenden
Polyestern mit angepassten mechanischen Eigenschaften und Absorptionsprofilen
gerichtet. Eine solche Anpassung wurde durch die Anwendung des Konzepts
der Kettengliederung oder Blockbildung ermöglicht, wo lineare makromolekuläre Ketten
verschiedene chemische Einheiten mit einem weiten Bereich von physikalisch-chemischen
Eigenschaften umfassen, unter denen sich die Fähigkeit zu kristallisieren
oder die innere Plastifizierung zu beeinflussen, befinden. Typische
Beispiele, welche die Verwendung dieser Strategie zeigen, werden
in den U.S. Patenten Nr. 5,554,170, 5,431,679, 5,403,347, 5,236,444
und 5,133,739 gefunden, in denen difunktionellen Initiatoren verwendet
wurden, um lineare kristallisierbare kopolymere Ketten mit verschiedenen
Mikrostrukturen zu bilden.
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Andererseits
wurde die kontrollierte Verzweigung in kristallinen Homokettenpolymeren,
wie Polyethylen als eine Strategie verwendet, um die Verteilung
in der Kristallgröße zu verbreitern,
den Gesamtgrad an Kristallinität
zu verringern und die Verträglichkeit
zu erhöhen
(L. Mandelkern, Crystallization of Polymers, McGraw-Hill Book Company,
NY, 1964, S. 105-106).
Ein ähnlicher,
aber schwieriger umzusetzender Ansatz, um einen solchen Effekt auf
die Kristallinität
wie oben dargestellt zu erreichen, wurde spezifisch in der Herstellung von
linear gegliederten und Blockheterokettenpolymeren verwendet, wie
(1) nicht-absorbierbare Polyether-Ester von Polybutylenterephthalat
und Polytetramethylenoxid [siehe S.W. Shalaby und H.E. Bair, Kapitel
4 von Thermal Characterization of Polymeric Materials (E.A. Turi,
Hrsg.) Academic Press, NY, 1981, S. 402; S.W. Shalaby et al., U.S.
Patent 4,543,952 (1985)]; (2) Block/gegliederte absorbierbare Kopolymere
aus hochschmelzenden kristallisierbaren Polyestern, wie Polyglycolid
mit amorphen Polyether-Ester, wie Poly-1,5-dioxepan-2-on (siehe A. Kafrawy et al.,
U.S. Patent 4,470,416 (1984)); und (3) Block/gegliederte absorbierbare Polyester
aus kristallisierbaren und nicht-kristallisierbaren Bestandteilen,
wie in den U.S. Patenten Nr. 5,554,170, 5,431,679, 5,403,347, 5,236,444
und 5,133,739 zitiert.
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Das
U.S. Patent Nr. 5,854,383 offenbart die Herstellung von gegliederte
Kopolymeren, in denen eine Mischung aus ε-Caprolakton, Trimethylencarbonat
und Glycolid mit einem Alkanol, einschließlich z.B. einem Polyol, als
einem Initiator, polymerisiert ist. Jedoch erwähnt das Dokument nicht spezifisch
noch schlägt
es die Verwendung von Glycerol, Trimethylolethan, Trimethylolpropan
oder Pentaerythritol als einen Initiator in der Herstellung der
Kopolymere vor, ganz zu schweigen von irgendwelchen Vorteilen, die
durch ihre Verwendung bereitgestellt werden.
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Die
EP-A-0 628 587 beschreibt ein bioabsorbierbares Kopolymer mit einer
verzweigten Konfiguration, das z.B. unter Verwendung von ε-Caprolakton,
Glycolid und Trimethylencarbonat mit der Verwendung eines Alkohols
mit mehreren Hydroxylgruppen polymerisiert ist. Die inhärente Viskosität dieses
Kopolymers übersteigt
0,60 dl/g nicht, was das Kopolymer nützlich macht als eine Beschichtung
für einen
chirurgischen Faden.
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Jedoch
kann die Verwendung einer Kombination von kontrollierter Verzweigung
(polyaxiale Kettengeometrie) und Kettengliederung oder Blockbildung
der einzelnen Verzweigungen, um absorbierbare Polymere mit maßgeschneiderten
Eigenschaften zu bilden, wobei Glycerol, Trimethylolethan, Trimethylolpropan
oder Pentaerythritol als ein Initiator in der Herstellung des Polymers
verwendet wird, wenn das Zentralatom Kohlenstoff ist, nicht im Stand
der Technik gefunden werden. Dies und der festgestellte Bedarf für absorbierbare
Polymere mit einzigartigen Kombinationen von Kristallinität und hoher
Verträglichkeit,
die durch Schmelzen in hochstabile Fasern und Filme mit relativ
kurzen Absorptionsprofilen im Vergleich zu ihren homopolymeren kristallinen
Analoga verarbeitet werden können,
liefern einen Anreiz um einen neuen Ansatz im Design von makromolekularen
Ketten zu untersuchen, um diesen Bedarf zu erfüllen. In der Zwischenzeit wurde
die Initiation von Ringöffnungspolymerisation
mit organischen Verbindungen mit drei oder vier funktionellen Gruppen
als ein Mittel verwendet, um kreuzvernetzte elastomere absorbierbare
Systeme, wie in den Beispielen und den Ansprüchen von U.S. Patent Nr. 5,644,002,
herzustellen. Im Gegensatz zu diesem Stand der Technik und in Übereinstimmung
mit dem festgestellten Bedarf für
neue kristallisierbare, durch Schmelzen hergestellte Materialien, betrifft
die vorliegende Erfindung die Synthese und Verwendung von polyaxialen
Initiatoren mit drei oder mehr funktionellen Gruppen, um kristallisierbare
Materialien mit Schmelztemperaturen über 100°C herzustellen, die durch Schmelzen
in hochverträgliche
absorbierbare Filme und Fasern, wobei Glycerol, Trimethylolethan,
Trimethylolpropan oder Pentaerythritol als ein Initiator verwendet
wird, wenn das hergestellte Polymer ein zentrales Kohlenstoffatom
besitzt, verarbeitet werden können.
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Zusammenfassung
der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein absorbierbares, kristallines,
monozentrisches, polyaxiales Kopolymer und ein Verfahren zur Herstellung
des Kopolymers gemäß den unabhängigen Ansprüchen. Bevorzugte Ausführungsformen
sind in den abhängigen
Ansprüchen
beschrieben.
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In
einem Aspekt ist die vorliegende Erfindung auf ein absorbierbares,
kristallines, monozentrisches, polyaxiales Kopolymer gerichtet,
das ein Zentralatom einschließt,
das Kohlenstoff oder Stickstoff ist, und mindestens drei Achsen,
die von dem Zentralatom ausgehen und sich nach außen erstrecken,
mit Achsen, die einen amorphen, flexiblen Bestandteil benachbart
zu und ausgehend von dem Zentralatom einschließen, der amorphe Bestandteil
wird aus Wiederholungseinheiten, die von mindestens einem zyklischen
Monomer, entweder einem Carbonat oder einem Lakton, abgeleitet sind,
und einem steifen, kristallisierbaren Bestandteil, der sich nach
außen
von dem amorphen, flexiblen Bestandteil erstreckt, gebildet, der
kristallisierbare Bestandteil wird durch Wiederholungseinheiten
gebildet, die von mindestens einem Lakton abgeleitet sind, wobei
Glycerol, Trimethylolethan, Trimethylolpropan oder Pentaerythritol
als ein Initiator in der Herstellung des Polymers verwendet wird,
wenn das Zentralatom Kohlenstoff ist.
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In
einem anderen Aspekt ist die vorliegende Erfindung auf ein absorbierbares,
monozentrisches, polyaxiales Kopolymer gerichtet, das durch ein
Verfahren hergestellt wird, das die Schritte umfasst:
- a) Bereitstellen eines monomeren Initiators, der eine organische
Verbindung ist, die ausgewählt
ist, aus der Gruppe bestehend aus tri-funktionellen organischen
Verbindungen und tetra-funktionellen organischen Verbindungen;
- b) Bereitstellen eines Katalysators basierend auf einem multivalenten
Metall;
- c) Umsetzen mindestens eines zyklischen Komonomers, das ausgewählt ist
aus der Gruppe bestehend im Wesentlichen aus Carbonaten und Laktonen
mit dem monomeren Initiator in der Gegenwart des Katalysators, so
dass ein amorpher polymerer, polyaxialer Initiator durch Ringöffnungspolymerisation
mindestens eines zyklischen Komonomers gebildet wird; und
- d) Umsetzen des amorphen, polymeren, polyaxialen Initiators
mit mindestens einem Lakton umfassend ein Mitglied, das ausgewählt ist
aus der Gruppe bestehend aus Glycolid, Laktid, ρ-Dioxanon und Kombinationen
davon.
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Gemäß noch einem
anderen Aspekt der vorliegenden Erfindung wird das erfindungsgemäße Kopolymer
in verschiedene Formen von absorbierbaren Stents, in einen Faden
oder in eine Verschlussvorrichtung zum Verschließen einer Wunde in einer Wand
eines Blutgefäßes umgewandelt.
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Kurzbeschreibung
der Zeichnungen
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Die
vorangegangenen und andere Aspekte der vorliegenden Erfindung werden
am Besten verstanden unter Bezugnahme auf die folgende detaillierte
Beschreibung der spezifischen Ausführungsformen der Erfindung,
die nur exemplarisch angegeben werden, wenn sie in Zusammenhang
mit den beigefügten
Zeichnungen gelesen werden, worin
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1 eine
Verschlussvorrichtung zum Verschließen einer Wunde in einer Wand
eines Gefäßes gemäß einer
ersten Ausführungsform
einer ersten spezifischen Anwendung der Erfindung zeigt,
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2 eine
Schnittansicht eines ersten Verschlussteils zeigt,
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3 eine
Schnittansicht eines zweiten Verschlussteils zeigt,
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4 eine
Verschlussvorrichtung zum Verschließen einer Wunde in einer Wand
eines Gefäßes gemäß einer
ersten Ausführungsform
einer ersten spezifischen Anwendung der Erfindung zeigt,
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5 einen
länglichen
Kern zeigt,
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6 eine
Verschlussvorrichtung zum Verschließen einer Wunde in einer Wand
eines Gefäßes gemäß einer
zweiten Ausführungsform
einer ersten spezifischen Anwendung der Erfindung zeigt,
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7 eine
Verschlussvorrichtung zum Verschließen einer Wunde in einer Wand
eines Gefäßes gemäß einer
dritten Ausführungsform
einer ersten spezifischen Anwendung der Erfindung zeigt,
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8 eine
Verschlussvorrichtung zum Verschließen einer Wunde in einer Wand
eines Gefäßes gemäß einer
vierten Ausführungsform
einer ersten spezifischen Anwendung der Erfindung zeigt,
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9 eine
Verschlussvorrichtung zum Verschließen einer Wunde in einer Wand
eines Gefäßes gemäß einer
fünften
Ausführungsform
einer ersten spezifischen Anwendung der Erfindung zeigt,
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10 schematisch
einen Stent des Standes der Technik, der in der vorliegenden Erfindung
angewendet werden kann, zeigt,
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11 eine
Längsansicht
eines Stents gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist,
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12 eine
Querschnittsansicht des Stents, der in 11 gezeigt
ist, ist,
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13 eine
Längsansicht
eines Stents gemäß einer
anderen bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist.
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Beschreibung
der bevorzugten Ausführungsformen
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Diese
Erfindung betrifft absorbierbare, polyaxiale, monozentrische, kristallisierbare,
polymere Moleküle
mit nicht-kristallisierbaren, flexiblen Bestandteilen der Kette
im Kern und steifen kristallisierbaren Gliedern an den Enden der
Kette. Genauer ist die vorliegende Erfindung auf das Design von
amorphen, polymeren, polyaxialen Initiatoren mit Verzweigungen,
die von einer polyfunktionellen organischen Verbindung ausgehen,
so dass sie sich entlang von mehr als zwei Koordinaten erstrecken,
und auf ihre Kopolymerisation mit zyklischen Monomeren gerichtet,
um verträgliche,
kristalline, film- und faserbildende absorbierbare Materialien herzustellen.
Die absorbierbaren kopolymeren Materialien dieser Erfindung umfassen
mindestens 90 Gew.-%, und vorzugsweise 65 Gew.-% eines kristallisierbaren
Bestandteils der primär
aus Glycolid-abgeleiteten oder 1-Laktid-abgeleiteten Sequenzen hergestellt
ist, und sie zeigen jeweils Übergänge der
ersten und zweiten Ordnung unterhalb von 222°C und unterhalb von 42°C, und sie
durchlaufen eine vollständige
Dissoziation in wasserlösliche
Nebenprodukte in weniger als 180 Tagen und vorzugsweise 120 Tagen,
wenn sie in einem Phosphatpuffer bei 37°C und pH 7,4 inkubiert oder
in lebendes Gewebe implantiert werden.
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Die
amorphen, polymeren, polyaxialen Initiatoren (PPIs), die in dieser
Erfindung verwendet werden, um kristalline, absorbierbare, kopolymere
Materialien herzustellen, können
durch Umsetzen eines zyklischen Monomers oder einer Mischung aus
zyklischen Monomeren, wie Trimethylencarbonat, ε-Caprolakton und 1,5-Dioxapan-2-on
in Gegenwart eines organometallischen Katalysators mit einer oder
mehreren Polyhydroxy-, Polyamino-, oder Hydroxyamino-Verbindung
mit mehr als drei reaktiven Aminen und/oder Hydroxylgruppen hergestellt
werden. Typische Beispiele der zuletzt genannten Verbindungen sind
Glycerol, Ethantrimethylol, Propantrimethylol, Pentaerythritol,
Triethanolamin und N-2-Aminoethyl-1,3-propandiamin.
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Die
kristallinen Kopolymere der vorliegenden Erfindung sind derart gestaltet,
so dass (1) der PPI keine irgendwie unterscheidbare Menge an Kristallinität aufweist;
(2) der PPI Bestandteil als ein flexibler Spacer eines terminal
angeordneten, steifen, kristallisierbaren Bestandteils fungiert,
der primär
von Glycolid abgeleitet ist, so dass leichte molekulare Verschlungenheit
möglich
ist, um Pseudo-Verknüpfungen
zu bilden, die wiederum das Aufeinandertreffen von amorphen und
kristallinen Fraktionen des Kopolymers maximieren, was zu einer
hohen Verträglichkeit
ohne Beeinträchtigung
der Zugfestigkeit führt;
(3) sie den Einbau der hydrolytisch labilen Glykolatverknüpfung in
dem Kopolymer ohne Beeinträchtigung
der gewünschten
hohen Verträglichkeit maximieren – dies wird
dadurch erreicht, in dem das Wachstum der Polyglycolidglieder auf
viele aktive Stellen des polymeren Initiators gerichtet wird, wodurch
die Länge
der kristallisierbaren Kettenglieder limitiert wird; (4) sie ein
breites Kristallisationsfenster aufweisen, was ein Maximum an Kernbildungsstellen
und langsames Kristallwachstum erlaubt, was wiederum hilft, eine
hochkontrollierte Nachverarbeitung und Entwicklung von mechanischen
Eigenschaften sicherzustellen – dies
wird erreicht, indem die kristallisierbaren Bestandteile sich wirksam
mit nicht-kristallisierbaren Bestandteilen verschlingen, was zu
einer hohen Affinität
für Kernbildung, ohne
Prä-Kristallisierungsviskosität, geringe
Kettenbewegung und niedriger Kristallisationsgeschwindigkeit führt; (5)
sie das Polymer zwingen, weniger perfekte Kristalle mit einer breiten
Größenverteilung
zu bilden und ihre Schmelztemperatur im Vergleich zu ihren homopolymeren
kristallinen Analoga zu erniedrigen, um die Schmelzverarbeitung
zu unterstützen – dies wird
erreicht, indem die Länge
der kristallisierbaren Glieder der kopolymeren Kette, wie zuvor
diskutiert wurde, verringert wird; (6) sie den Einbau von basischen
Resten in den PPI erlauben, was die autokatalytische Hydrolyse des
gesamten Systems beeinflussen kann, die wiederum die Absorptionsgeschwindigkeit
steigert; und (7) sie die Assoziation der Polymerkette erlauben,
so dass endothermische thermale Wirkungen möglich sind, die mit der Zugfestigkeit
in Verbindung stehen können, ähnlich zu jener,
die in PET in Bezug auf die so genannten mittleren thermodynamischen
Peaks (MEP) nachgewiesen werden (S.W. Shalaby, Kapitel 3 von Thermal
Characterization of Polymeric Materials, Academic press, NY, 1981,
S. 330).
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Als
ein Beispiel können
die kristallinen, kopolymeren Materialien der vorliegenden Erfindung
wie folgt hergestellt werden, obwohl, wie oben angemerkt, andere
Monomere auch innerhalb des Schutzumfangs der vorliegenden Erfindung
liegen. Der amorphe, polymere, polyaxiale Initiator wird durch eine
vorläufige
Polymerisierung einer Mischung von ε-Caprolakton und Trimethylencarbonat
in Gegenwart von Trimethylolpropan und einer katalytischen Menge
von Zinnoctoat gebildet, unter Verwendung von Standard Ringöffnungspolymerisationsbedingungen,
die Erhitzen der gerührten
Reaktanten in Stickstoffatmosphäre
bei einer Temperatur über 110°C umfasst,
bis eine im Wesentlichen oder vollständige Umwandlung der Monomere
realisiert ist. Dies kann gefolgt werden von Hinzufügen einer
vorbestimmten Menge an Glycolid. Nach dem Lösen des Glycolids in der Reaktionsmischung
wird die Temperatur auf über
150°C angehoben,
um die Kopolymerisation des Glycolids mit dem polyaxialen Initiator
zu erlauben. Wenn praktisch das gesamte Glycolid umgesetzt ist,
wird das resultierende Kopolymer auf 25°C abgekühlt. Nach dem Entfernen des
Polymers aus dem Reaktionskessel und nach dem Mahlen werden Spurenelemente
von nicht umgesetztem Monomer durch Erhitzen unter reduziertem Druck
entfernt. Das gemahlene Polymer kann anschließend extrudiert und vor seiner
Umwandlung in Fasern oder Filme durch herkömmliche Schmelzverfahren pelletiert
werden. An der geeigneten Polymerisationsstufe und Produktreinheit
werden herkömmliche
analytische Verfahren, wie Gelpermeationschromotographie (GPC),
Lösungsviskosität, differenzielle
Scanningkalometrie (DSC), kernmagnetische Resonanz (NMR) und Infrarotspektroskopie
(IR) verwendet, um jeweils die Monomerumwandlung, das Molekulargewicht,
die thermischen Übergänge (Schmelztemperatur,
Tm und Glasübergangstemperatur, Tg), die Kettenmikrostruktur und die chemische
Gesamtheit zu überwachen
oder ihr Ausmaß (direkt
oder indirekt) zu bestimmen.
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Ein
anderer Aspekt dieser Erfindung betrifft Endveredelung eines PPI
mit ε-Caprolakton
oder 1-Laktid, und vorzugsweise in Gegenwart geringer Mengen eines
zweiten Monomers, um absorbierbare, kristalline Polymere zur Verwendung
als jeweils Knochenverschluss oder Barrieremembranen herzustellen.
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Die
Filme, die durch Druckschmelzen der Kopolymere, die in den unten
angeführten
Beispielen beschrieben sind, hergestellt wurden, werden bewertet
hinsichtlich (1) Zugfestigkeit; (2) in vitro Bruchstärkenretention
und Massenverlust während
der Inkubation in einem Phosphatpuffer bei 37°C und pH 7,4; (3) in vivo Bruchstärkenretention
unter Verwendung eines Rattenmodells, in dem Streifen der Filme
subkutan für
1 bis 6 Wochen implantiert werden, und individuelle Längen werden
periodisch explantiert, um den Prozentsatz der zurückgehaltenen
Bruchstärke
zu bestimmen, und (4) in vivo Absorption (bezüglich Massenverlust) unter
Verwendung eines Rattenmodells, in dem ein Filmstreifen, eingeführt in einen
verschlossenen Polyethylenterephthalat (PET) gewobenen Beutel, für 6, 8,
10, 12 und 14 Wochen in das Peritoneum platziert wird. Am Ende jedes
Zeitraums wird der PET Beutel entfernt und die Restmasse der Streifen
wird entfernt, mit Wasser gespült, getrocknet
und ihr Gewicht wird bestimmt.
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Insbesondere
ist ein wichtiger Aspekt dieser Erfindung die Herstellung von verträglichen
absorbierbaren Filmen mit veränderten
Absorptions- und Stärkenverlustprofilen,
um ihre Verwendung in einer Vielzahl von Anwendungen als vaskuläre Vorrichtungen
oder Bestandteile davon zu erlauben. Insbesondere spezifisch ist die
Verwendung dieser Vorrichtungen beim Verschließen von punktierten Blutgefäßen.
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In
einem anderen Aspekt ist diese Erfindung auf die hier beschriebenen
Polymere für
die Herstellung von extrudierten oder geschmolzenen Filmen zur Verwendung
in Barrieresystemen, um postchirurgische Adhäsion zu verhindern oder auf
verträglich
Abdeckungen, Verschlüsse
oder Barrieren für
Brände
und Geschwüre
ebenso wie beeinträchtigtes/beschädigtes Gewebe
gerichtet. Die zuvor erwähnten
Artikel können
auch ein oder mehrere bioaktive Agenzien enthalten, um ihre Funktionen
zu fördern
oder zu beschleunigen. In einem anderen Aspekt ist diese Erfindung
auf schmelzverarbeitete Filme gerichtet, die verwendet werden, um
mechanisch beeinträchtigte
Blutgefäße zu flicken.
In einem anderen Aspekt ist diese Erfindung auf die Verwendung des
hier beschriebenen Polymers als eine Beschichtung für intravaskuläre Vorrichtungen,
wie Katheter und Stents, gerichtet. In einem anderen Aspekt ist
diese Erfindung auf die Anwendung der hier beschriebenen Polymere
in der Herstellung von extrudierten Kathetern zur Verwendung als
transiente Kanäle
und mikrozelluläre
Schäume
mit kontinuierlicher poröser
Struktur zur Verwendung im Gewebeengineering und zur Leitung des
Wachstums von Blutgefäßen und
Nervenendigungen gerichtet. Ein anderer Aspekt dieser Erfindung
ist auf die Verwendung der hier beschriebenen Polymere gerichtet,
um injektionsgeformte Artikel zur Verwendung als Barrieren oder
Stopfen herzustellen, um in der Funktion von gewissen biomedizinischen
Vorrichtungen, die in weichen und harten Geweben verwendet werden
zu helfen, und die verwendet werden können, um die Funktionen von
verschiedenen Typen von Geweben, einschließlich Knochen, Knorpel und
Lunge, ebenso wie vaskuläre
Gewebe und Bestandteile der gastrointestinalen und urinogenitalen
Systeme zu reparieren, zu verstärken,
zu substituieren oder wiederherzustellen/zu unterstützen. In
einem anderen Aspekt ist die Erfindung auf die Verwendung der hier
beschriebenen Polymere gerichtet, um verträgliche, schmelzgeblasene Textilien
und monofilamente Fäden
mit modulierten Absorptions- und Stärkenretentionspro filen herzustellen.
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In
einem Aspekt dieser Erfindung werden die erfindungsgemäßen Kopolymere
in verschiedene Formen von absorbierbaren Stents umgewandelt, wie
jene, die verwendet werden (1) als eine intraluminale Vorrichtung
für nahtlose,
gastrointestinale, nahtlose Anastomose; (2) in laparoskopischem
Austausch von Harntraktgliedern; (3) als eine intraluminale Vorrichtung
für das
Schweißen
von Arterien; (4) in der Behandlung von Harnröhrenläsionen; (5) als ein trachealer
Tubus; (6) in der Behandlung von wiederkehrenden Harnröhrenverengungen;
(7) für
Vasektomieumkehrung; (8) in der Behandlung von trachealen Stenosen
in Kindern; (9) für Vasovasostomie;
(10) für
Ende-an-Ende-Ureterostomie; und (11) als Gallenvorrichtungen.
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In
einem anderen Aspekt dieser Erfindung werden die erfindungsgemäßen Kopolymere
in eine/n verträgliche/n
dehnbare/n, tubuläre/n
Mantel, Ummantelung oder Abdeckung umgewandelt, die/der fest außerhalb
eines dehnbaren, metallischen oder polymeren Stents angeordnet wird,
so dass unter konzentrischer irreversibler Dehnung an der gewünschten
Stelle des behandelten biologischen Kanals, wie einem Blutgefäß oder einer
Harnröhre
beide Bestandteile sich gleichzeitig dehnen und der Mantel eine
Barriere zwischen der inneren Wand des Kanals und der äußeren Wand
des Stents bereitstellt. In einem anderen Aspekt dieser Erfindung
werden die erfindungsgemäßen Kopolymere
als eine dehnbare Matrix einer/es faserverstärkten Abdeckung, Ummantelung
oder Mantels für
einen Stent verwendet, wobei die Faserverstärkung in der Form eines mit
spiralförmig
gedrehtem Garn (mit oder ohne Fadenkräuselung), gewebtem, gestricktem
oder umsponnenem Konstrukt vorliegt. In einem anderen Aspekt dieser
Erfindung ist der Stentmantel, oder die Stentabdeckung gestaltet,
um als eine Matrix für
kontrollierte Freisetzung von bioaktiven Agenzien zu dienen, so
wie jene, die verwendet werden (1) zur Inhibierung von Neointimabildung,
wie durch Hirudin und das prostazyklische Analog, Iloprost, beispielhaft
dargestellt ist; (2) zur Inhibierung von Plättchenaggregation und Thrombose;
(3) für
die Reduzierung intraluminaler und insbesondere intravaskulärer Entzündung, wie
durch Dexamethason und nichtsteroidale entzündliche Arzneimittel, wie Naproxen,
exemplarisch dargestellt ist; und (4) zur Unterdrückung der
Restenose.
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Ein
Aspekt dieser Erfindung behandelt die Umwandlung der erfindungsgemäßen Kopolymere
in geformte Vorrichtungen oder Bestandteile von Vorrichtungen, die
als eine hämostatische
Punktierungsverschlussvorrichtung nach koronarer Angioplastie verwendet
wer den.
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Es
ist weiterhin innerhalb des Schutzbereichs dieser Erfindung eine
oder mehrere medizinisch-chirurgisch nützliche Substanzen in die erfindungsgemäßen Kopolymere
und Vorrichtungen einzulagern. Typische Beispiele dieser Substanzen
sind jene, die in der Lage sind (1) die Plättchenadhäsion an der Oberfläche von vaskulären Transplantaten
zu minimieren oder zu verhindern; (2) anti-entzündliche Funktionen verleihen;
(3) Vorfälle
verhindern, die zu Hyperplasie führen,
wie im Fall von synthetischen vaskulären Transplantaten; (4) die
Endothelialisierung von synthetischen vaskulären Transplantaten unterstützen; (5)
die Migration der glatten Muskelzellen in das Lumen von synthetischen
vaskulären
Transplantaten verhindern; und (6) das gerichtete Gewebeeinwachsen
in vollständig
oder teilweise absorbierbare Gerüste
zu beschleunigen, die im vaskulären Gewebeengineering
verwendet werden.
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Damit
der Fachmann besser in der Lage ist, die vorliegende Erfindung auszuführen, werden
die folgenden Darstellungen der Herstellung von typischen, kristallinen
Kopolymeren bereitgestellt.
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BEISPIEL 1: Synthese von
20/25 (molar) ε-Caprolakton/Trimethylencarbonat
Kopolymer als einen tri-axialen Initiator und Umsetzung mit 55 relativen
molaren Teilen Glycolid
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Eine
Anfangsbeladung bestand aus 142,4 Gramm (1,249 Mol) ε-Caprolakton,
159,4 Gramm (1,563 Mol) Trimethylencarbonat, 1,666 Gramm (1,24 × 10–2 Mol)
Trimethylolpropan und 1,0 ml (2,03 × 10–4 Mol)
einer 0,203 M Lösung
von Zinnoctoat Katalysator in Toluol nach Abflammen der Reaktionsapparatur.
Die Reaktionsapparatur war ein 1 L rostfreier Stahlkessel mit einem
3-Halsglasverschluss, der mit einer überkopfmechanischen Rühreinheit,
einem Vakuumadapter und zwei 90° Verbindungen
für einen
Argoneinlass ausgestattet war.
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Die
Apparatur und ihre Inhalte wurden auf 50°C unter Vakuum mit einem Hochtemperaturölbad erhitzt. Nach
dem vollständigen
Schmelzen der Inhalte nach 30 Minuten wurde das System mit Argon
beaufschlagt, das Rühren
begann bei 32 rpm, und die Temperatur wurde auf 150°C eingestellt.
Nach 4 Stunden bei 150°C war
die Viskosität
des polyaxialen, polymeren Initiators (PPI) angestiegen, und die
Temperatur des Bads wurde auf 110°C
redu ziert. Nachdem 110°C
erreicht wurden, wurden 398,5 Gramm (3,435 Mol) Glycolid zu dem
System hinzugefügt.
Als das Glycolid vollständig
geschmolzen und in den polyaxialen polymeren Initiator gemischt war,
wurde die Temperatur auf 180°C
angehoben, und das Rühren
wurde gestoppt. Die Umsetzung wurde für weitere 2 Stunden fortgesetzt
bevor das System auf 50°C
abgekühlt
und die Hitze über
Nacht aufrechterhalten wurde. Das Polymer wurde isoliert, gemahlen,
getrocknet, extrudiert und erneut getrocknet, wie unten in Beispiel
5 beschrieben.
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Das
Extrudat wurde wie folgt charakterisiert: Die inhärente Viskosität unter
Verwendung von Hexafluorisopropylalkohol (HFIP) als einem Lösungsmittel
betrug 0,97 dL/g. Die Schmelztemperatur und Fusionshitze, wie durch
differenzielle Scanningkalometrie (unter Verwendung des anfänglichen
Heizthermogramms) gemessen, betrugen jeweils 215°C und 40,8 J/g.
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BEISPIEL 2: Synthese von
25/30 (molar) ε-Caprolakton/Trimethylencarbonat
Kopolymer als einen tri-axialen Initiator und Umsetzung mit 45 relativen
molaren Teilen Glycolid
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Eine
Anfangsbeladung bestand aus 122,8 Gramm (1,077 Mol) ε-Caprolakton,
131,9 Gramm (1,292 Mol) Trimethylencarbonat, 1,928 Gramm (1,44 × 102 Mol) Trimethylolpropan und 1,0 ml (8,62 × 10–5 Mol)
einer 0,086 M Lösung
von Zinnoctoat Katalysator in Toluol nach Abflammen der Reaktionsapparatur.
Die Reaktionsapparatur war ein 1 L rostfreier Stahlkessel mit einem
3-Halsglasverschluss, der mit einer überkopfmechanischen Rühreinheit,
einem Vakuumadapter und zwei 90° Verbindungen
für einen
Argoneinlass ausgestattet war.
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Die
Apparatur und ihre Inhalte wurden auf 65°C unter Vakuum mit einem Hochtemperaturölbad erhitzt. Nach
dem vollständigen
Schmelzen der Inhalte nach 30 Minuten wurde das System mit Argon
beaufschlagt, das Rühren
begann bei 34 rpm, und die Temperatur wurde auf 140°C eingestellt.
Nach 3 Stunden bei 140°C wurde
die Temperatur auf 150°C
für eine
Stunde erhöht
und anschließend
wieder zurück
auf 140°C
reduziert. An diesem Punkt wurden 225,0 Gramm (1,940 Mol) Glycolid
zu dem System hinzugefügt,
während
kräftig
gerührt
wurde. Als das Glycolid vollständig
geschmolzen und in den polyaxialen, polymeren Initiator gemischt worden
war, wurde die Temperatur auf 180°C
angehoben, und das Rühren
wurde gestoppt. Die Umsetzung wurde für 2 Stunden fortgesetzt, bevor
das System auf Raumtemperatur über
Nacht abgekühlt
wurde. Das Polymer wurde isoliert, gemahlen, ge trocknet, extrudiert
und erneut wie in Beispiel 5 beschrieben, getrocknet.
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Die
Charakterisierung des Extrudats wurde wie folgt durchgeführt: Die
inhärente
Viskosität
unter Verwendung von HFIP als einem Lösungsmittel betrug 0,93 dL/g.
Die Schmelztemperatur und Fusionshitze, wie durch differenzielle
Scanningkalomeretrie (DSC unter Verwendung des anfänglichen
Hitzethermogramms) gemessen, betrugen jeweils 196°C und 32,1
J/g.
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BEISPIEL 3: Synthese von
20/25/3 (molar) ε-Caprolakton/Trimethylencarbonat/Glycolid
Kopolymer als einen tri-axialen Initiator und Umsetzung mit 52 relativen
molaren Teilen Glycolid
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Eine
Anfangsbeladung bestand aus 101,6 Gramm (0,891 Mol) ε-Caprolakton,
113,5 Gramm (1,113 Mol) Trimethylencarbonat, 15,5
Gramm Glycolid (0,134 Mol), 1,996 Gramm (1,49 × 10–2 Mol)
Trimethylolpropan und 1,0 ml (1,28 × 10–4 Mol)
einer 0,128 M Lösung
von Zinnoctoat Katalysator in Toluol nach Abflammen der Reaktionsapparatur.
Die Reaktionsapparatur war ein 1 L rostfreier Stahlkessel mit einem
3-Halsglasverschluss, der mit einer überkopfmechanischen Rühreinheit,
einem Vakuumadapter und zwei 90° Verbindungen für einen
Argoneinlass ausgestattet war.
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Die
Apparatur und ihre Inhalte wurden auf 85°C unter Vakuum mit einem Hochtemperaturölbad erhitzt. Nach
dem vollständigen
Schmelzen der Inhalte nach 30 Minuten wurde das System mit Argon
beaufschlagt, das Rühren
begann bei 34 rpm, und die Temperatur wurde auf 140°C eingestellt.
Nach 4 Stunden bei 140°C wurden
268,8 Gramm (2,317 Mol) Glycolid zu dem System hinzugefügt, während kräftig gerührt wurde.
Als das Glycolid vollständig
geschmolzen und in dem polyaxialen, polymeren Initiator gemischt
war, wurde die Temperatur auf 180°C
angehoben, und das Rühren
wurde gestoppt. Die Umsetzung wurde für 2 Stunden fortgesetzt, bevor
das System auf Raumtemperatur über
Nacht abgekühlt
wurde. Das Polymer wurde isoliert, gemahlen, getrocknet, extrudiert
und erneut, wie in Beispiel 5 beschrieben, getrocknet.
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Das
Extrudat wurde wie folgt charakterisiert: Die inhärente Viskosität von HFIP
als einem Lösungsmittel
betrug 0,89 dL/g. Die Schmelztemperatur und Fusionshitze, wie durch
differenzielle Scanningkalomeretrie (DSC unter Verwendung des anfänglichen
Hitzethermograms) gemessen, betrugen jeweils 212°C und 34 J/g.
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BEISPIEL 4: Synthese von
20/25/3 (molar) ε-Caprolakton/Trimethylencarbonat/Glycolid
Kopolymer als einen tri-axialen Initiator und Umsetzung mit 52 relativen
molaren Teilen Glycolid
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Glycolid
(18,6 g, 0,1603 Mol), TMC (136,7 g, 1,340 Mol), ε-Caprolakton (122,0 g, 1,070
Mol), Trimethylolpropan (2,403 g, 0,01791 Mol) und Zinnoctoat Katalysator
(0,2 M in Toluol, 764 μL,
0,1528 mmol) wurden unter trockenen Stickstoffbedingungen zu einem
1,0 Liter rostfreien Stahlreaktionskessel hinzugefügt, der
mit einem Glassverschluss und einem mechanischen Rührer ausgestattet
war. Die Reaktanten wurden bei 85°C geschmolzen,
und das System wurde mit Vakuum evakuiert. Das System wurde mit
trockenem Stickstoff beaufschlagt, und die Schmelze wurde auf 160°C unter Rühren bei
30 rpm erhitzt. Es wurden regelmäßig Proben der
Präpolymerschmelze
entnommen und hinsichtlich Monomergehalt unter Verwendung von GPC
analysiert. Sobald der Monomergehalt der Schmelze als für vernachlässigbar
empfunden wurde, wurde Glycolid (322,5 g, 2,780 Mol) unter kräftigem Rühren hinzugefügt. Die
Rührgeschwindigkeit
wurde auf 30 rpm erniedrigt, nachdem die Bestandteile gut gemischt
waren. Die Schmelze wurde. auf 180°C erhitzt. Das Rühren wurde
zur Verfestigung des Polymers gestoppt. Das Polymer wurde für 2 Stunden
beim 180°C
nach der Verfestigung erhitzt. Das resultierende Polymer wurde auf
Raumtemperatur abgekühlt,
in flüssigem
Stickstoff gequetscht, isoliert und unter Vakuum getrocknet. Das
Polymer wurde isoliert, gemahlen, erneut getrocknet und wie in Beispiel
5 beschrieben, extrudiert. Das Extrudat wurde durch NMR und IR hinsichtlich
Identität
und durch DSC (unter Verwendung des anfänglichen Hitzethermogramms)
hinsichtlich thermalem Übergang
(Tm = 208°C, ΔH = 28,0
J/g) und Lösungsviskosität in Hexafluorisopropylalkohol
(n = 0,92 dL/g) charakterisiert.
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BEISPIEL 5: Größenreduktion
und Extrusion von Polymeren der Beispiele 1 bis 4
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Das
Polymer wurde mit flüssigem
Stickstoff gequenscht und mechanisch gemahlen. Das gemahlene Polymer
wurde unter Vakuum bei 25°C
für zwei
Stunden, bei 40°C
für zwei
Stunden und bei 80°C
für vier
Stunden getrocknet. Das Polymer wurde geschmolzen bei 225°C bis 235°C unter Verwendung
eines ½ Inch
Extruders, der mit einer 0,094 Düse
ausgestattet war, extrudiert. Die resultierenden Filamente wurden
wassergekühlt.
Der durchschnittliche Filamentdurchmesser betrug 2,4 mm. Das Filament
wurde jeweils bei 40°C
und 80°C
unter Vakuum für
acht und vier Stunden getrocknet.
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BEISPIEL 6: Druckschmelzen
von Polymeren der Beispiel 3 und 4 in eine Verschlussvorrichtung
für ein
punktiertes Blutgefäß und seine
Verpackung
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Das
Druckschmelzverfahren umfasst Exponieren des Polymers gegenüber einer
erhöhten
Temperatur zwischen zwei Schmelzhälften. Wenn die Temperatur
der Schmelzhälften
die Polymerschmelztemperatur überschritt,
wurde Druck auf die Schmelzvorrichtung aufgeübt, und das Material floss
in einen vorbestimmten Hohlraum der Schmelzvorrichtung. Die Schmelzvorrichtung
wurde anschließend
auf Raumtemperatur abgekühlt
bevor sie geöffnet
wurde und das neu geformte Polymer entfernt wurde.
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Der
vollständige
Schmelzzyklus kann beschrieben werden als: (1) Trocknen – typisch:
Temperatur 80°C
während
2 Stunden; (2) Vorheizen, Temperaturanstieg – typisch: Druck 5.000 N, Temperatur
von Raumtemperatur bis zu 200°C;
(3) Bildung, konstante Temperatur unter hohem Druck – typisch:
Druck 50.000 N, Temperatur 200°C;
(4) Abkühlen,
Temperaturabfall unter hohem Druck – typisch: Druck 50.000 N,
Temperatur von 200°C
herunter auf 50°C;
(5) Öffnen
der Schmelzvorrichtung; (6) Annealing – typisch: Temperatur 80°C während 2
Stunden; (7) Verpackung – typischerweise
wurde die Vorrichtung von der Schmelze entfernt und unter Vakuum
und unter einer Schutzgasumgebung verpackt.
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BEISPIEL 7: Synthese von
13,3/17,7/2 (molar) Caprolakton/Trimethylencarbonat/Glycolid Kopolymer
als einen tri-axialen Initiator und Umsetzung mit relativen 67 molaren
Teilen Glycolid
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Glycolid
(10,4 g, 0,090 Mol), TMC (76,5 g, 0,750 Mol), ε-Caprolakton (68,4 g, 0,600
Mol), Trimethylolpropan (1,995 g, 0,01487 Mol) und Zinnoctoat Katalysator
(0,2 M in Toluol, 637 μL,
0,1274 mmol) wurden unter trockenen Stickstoffbedingungen zu einem
1,0 Liter rostfreien Stahlreaktionskessel hinzugefügt, der
mit einem Glassverschluss und einem mechanischen Rührer ausgestattet
war. Die Reaktanten wurden bei 85°C geschmolzen,
und das System wurde mit Vakuum evakuiert. Das System wurde mit
trockenem Stickstoff beaufschlagt, und die Schmelze wurde auf 160°C unter Rühren bei
30. rpm erhitzt. Es wurden regelmäßig Proben der Präpolymerschmelze
entnommen und hinsichtlich Monomergehalt unter Verwendung von GPC
analysiert. Sobald der Monomergehalt der Schmelze als für vernachlässigbar
empfunden wurde, wurde Glycolid (344,5 g, 2,970 Mol) unter kräftigem Rühren hinzugefügt. Die
Rührgeschwindigkeit
wurde auf 30 rpm erniedrigt, nachdem die Bestandteile gut gemischt
waren. Die Schmelze wurde auf 180°C
erhitzt. Das Rühren
wurde zur Verfestigung des Polymers gestoppt. Das Polymer wurde
für 2 Stunden
bei 180°C
nach der Verfestigung erhitzt. Das resultierende Polymer wurde auf
Raumtemperatur abgekühlt,
in flüssigem
Stickstoff gequetscht, isoliert und unter Vakuum getrocknet. Das
Polymer wurde durch NMR und IR (hinsichtlich Identität), DSC
thermalem Übergang
(Tm = 215,7) und Lösungsviskosität in Hexafluorisopropylalkohol
(n = 0,95 dL/g) charakterisiert.
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BEISPIEL 8: Synthese von
13,6/17,0/2,0 (molar) ε-Caprolakton/Trimethylencarbonat/Glycolid
Kopolymer als einen basischen tri-axialen Initiator und Umsetzung
mit relativen 67,4 molaren Teilen Glycolid und Trimethylencarbonat
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Glycolid
(3,1 g, 0,0267 Mol), TMC (23,0 g, 0,2255 Mol), ε-Caprolakton (20,5 g, 0,1798
Mol), Triethanolamin (0,6775 g, 4,55 mmol) und Zinnoctoat Katalysator
(0,2 M in Toluol, 519 μL,
0,1038 mmol) wurden unter trockenen Stickstoffbedingungen zu einem
0,5 Liter rostfreiem Stahlreaktionskessel hinzugefügt, der
mit einem Glassverschluss und einem mechanischen Rührer ausgestattet
war. Die Reaktanten wurden bei 85°C
geschmolzen, und das System wurde mit Vakuum evakuiert. Das System
wurde mit trockenem Stickstoff beaufschlagt, und die Schmelze wurde
auf 160°C
unter Rühren
bei 30 rpm erhitzt. Es wurden regelmäßig Proben der Präpolymerschmelze
entnommen und hinsichtlich Monomergehalt unter Verwendung von GPC
analysiert. Sobald der Monomergehalt der Schmelze als für vernachlässigbarempfunden
wurde, wurde Glycolid (103,4 g, 0,8914 Mol) unter kräftigem Rühren hinzugefügt. Die
Rührgeschwindigkeit
wurde auf 30 rpm erniedrigt, nachdem die Bestandteile gut gemischt
waren. Die Schmelze wurde auf 180°C
erhitzt. Das Rühren
wurde zur Verfestigung des Polymers gestoppt. Das Polymer wurde
für 2 Stunden
bei 180°C
nach der Verfestigung erhitzt. Das resultierende Polymer wurde auf
Raumtemperatur abgekühlt,
in flüssigem
Stickstoff gequetscht, isoliert und unter Vakuum getrocknet. Das
Polymer wurde hinsichtlich Identität und Zusammensetzung (jeweils
IR und NMR) und thermalem Übergang
durch DSC (Tm = 220°C) und Molekulargewicht durch
Lösungsviskometrie
(n = 0,80 in Hexafluorisopropylalkohol) charakterisiert.
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BEISPIEL 9: Synthese von
13,6/17,0/2,0 (molar) ε-Caprolakton/Trimethylencarbonat/Glycolid
Kopolymer als einen basischen tri-axialen Initiator und Umsetzung
mit relativen 67,4 molaren Teilen Glycolid
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Die
Zwei-Schritt-Polymerisation wurde wie im Beispiel 8 durchgeführt, mit
der Ausnahme, dass 0,6915 g Triethanolamin und 693 μl Zinnoctoatlösung verwendet
wurden. Das Endpolymer wurde isoliert und wie in Beispiel 8 charakterisiert,
und es wurde gezeigt, dass es einen Tm =
221 °C und
eine inhärente
Viskosität
(in HFIP) = 0,82 besitzt.
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BEISPIEL 10: Synthese
von 13,3/17,7/2 (molar) ε-Caprolakton/Trimethylencarbonat/Glycolid
Kopolymer als einen tetra-axialen Initiator und Umsetzung mit relativen
67 molaren Teilen Glycolid
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Glycolid
(3,1 g, 0,0267 Mol), TMC (23,0 g, 0,2255 Mol), ε-Caprolakton (20,5 g, 0,1796
Mol), Pentaerythritol (0,600 g, 0,0044 Mol) und Zinnoctoat Katalysator
(0,2 M in Toluol, 193 μL,
0,0386 mmol) wurden unter trockenen Stickstoffbedingungen zu einem
0,5 Liter rostfreiem Stahlreaktionskessel hinzugefügt, der
mit einem Glassverschluss und einem mechanischen Rührer ausgestattet
war. Die Polymerisationsbeladung wurde jeweils bei 25°C und 40°C unter reduziertem
Druck für
60 und 30 Minuten getrocknet. Die Reaktanten wurden bei 85°C geschmolzen,
und das System wurde mit trockenem Stickstoff beaufschlagt. Die
Schmelze wurde auf 160°C
unter Rühren
bei 30 rpm erhitzt. Es wurden regelmäßig Proben der Präpolymerschmelze
entnommen und hinsichtlich Monomergehalt unter Verwendung von GPC
analysiert. Sobald der Monomergehalt der Schmelze als für vernachlässigbar
empfunden wurde, wurde Glycolid (103,4 g, 0,8914 Mol) unter kräftigem Rühren größer als
40 rpm hinzugefügt.
Die Rührgeschwindigkeit
wurde anschließend
auf 30 rpm erniedrigt, nachdem die Bestandteile gut gemischt waren.
Die Schmelze wurde auf 180°C
erhitzt. Das Rühren
wurde zur Verfestigung des Polymers gestoppt. Das Polymer wurde
für 2 Stunden
beim 180°C
nach der Verfestigung erhitzt. Das resultierende Polymer wurde auf
Raumtemperatur abgekühlt,
in flüssigem
Stickstoff gequenscht, isoliert und bei 25°C und anschließend 40°C unter reduziertem
Druck getrocknet. Das Endpolymer wurde isoliert und wie in Beispiel
8 beschrieben charakterisiert, und es wurde gezeigt, dass es eine
Tm = 219°C
und eine inhärente
Viskosität
(in HFIP) = 0,98 aufweist.
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BEISPIEL 11: Größenreduktion
und Extrusion des Polymers aus den Beispielen 7 bis 10
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Das
Polymer wurde mit flüssigem
Stickstoff gequenscht und mechanisch gemahlen. Das gemahlene Polymer
wurde unter Vakuum bei 25°C
für zwei
Stunden, bei 40°C
für zwei Stunden
und bei 80°C
für vier
Stunden getrocknet. Das Polymer wurde bei 235°C bis 245°C unter Verwendung eines ½ Inch
Extruders, der mit einer 0,094 Düse
ausgestattet war, geschmolzen extrudiert. Das resultierende Monofilament
wurde in einem Eiswasserbad vor dem Aufwickeln gequenscht. Das Monofilament
wurde bei 40°C
und unter Vakuum für
vier Stunden vor der Orientierung getrocknet.
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BEISPIEL 12: Orientierung
von schmelz-gesponnenen Monofilamenten
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Die
Polymere der Beispiele 7 bis 10 wurden wie in Beispiel 11 beschrieben
extrudiert und wurden durch zweistufiges Ziehen in Monofilamentfäden orientiert.
Vor Beispiel 7 wurden die Monofilamente vorgespannt und zusammengelagert.
Das Ziehen wurde bei 90–100°C in einer
ersten Stufe und 100–130°C in einer zweiten
Stufe durchgeführt.
Das Gesamtzugverhältnis
schwankte zwischen 3,73 X und 4,6 X. Eine Anzahl von Monofilamenten
wurde bei 70°C
für 15
Minuten relaxiert, um ihr freies Schrumpfen zu reduzieren. Die Eigenschaften
der orientierten Monofilamente sind in Tabelle I zusammengefasst.
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Tabelle
I. Zugbedingungen und Fasereigenschaften von Polymeren aus den Beispielen
7 bis 9
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BEISPIEL 13: Sterilisierung
von Monofilamentfäden
und Bewertung ihrer In Vitro Bruchstärkenretention
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Die
Monofilamentfäden
Nummer 8F-1 und 9F-1, die in Tabelle I beschrieben sind, wurden
radiochemisch in hermetisch versiegelten Folienpackungen, die zuvor
mit trockenem Stick stoffgas beaufschlagt wurden, unter Verwendung
von 5 und 7,5 KGy Gamma-Strahlung sterilisiert. Der radiochemische
Sterilisationsvorgang umfasst die Verwendung von 200–400 mg
Delrin (Poly-Formaldehyd) Film als Packungseinsatz für die radiolytische,
kontrollierte Freisetzung von Formaldehydgas, wie zuvor von Correa
et al., [Sechster Weltbiomaterialienkongress, Trans Soc. Biomat,
II, 992 (2000)] beschrieben wurde. Die sterilen Monofilamentfäden wurden
in einem Phosphatpuffer bei 37°C
und pH = 7,4 inkubiert, um ihre Bruchstärkenretentionsprofile als absorbierbare
Fäden zu
bestimmen. Unter Verwendung der Bruchstärkendaten von nicht-sterilen
Fäden (Tabelle
I) wurden die Bruchstärkenretentionsdaten
von sterilen Fäden
berechnet. Eine Zusammenfassung dieser Daten ist in Tabelle II angegeben.
Diese Daten zeigen, dass alle Fäden
eine messbare Stärke
nach zwei Wochen in der Pufferlösung
beibehalten.
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Tabelle
II. Zugeigenschaften und In Vitro Bruchstärkenretention (BSR) von radiochemisch
sterilisierten Monofilamentfäden
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Wie
oben angegeben, existiert eine Vielzahl von verschiedenen Anwendungen
für das
Kopolymer. Unten werden zwei spezifische Anwendungen, nämlich eine
Vorrichtung zum Verschließen
punktierter Blutgefäße und ein
Stent detaillierter beschrieben werden.
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1 zeigt
eine Verschlussvorrichtung zum Verschließen einer Wunde in einer Wand
eines Gefäßes gemäß einer
ersten Ausführungsform
der Erfindung. Die Verschlussvorrichtung umfasst drei getrennte
Teile, nämlich
ein erstes Verschlussteil 2, ein längliches Teil 4 und
ein zweites Verschlussteil 6. Das erste Verschlussteil 2 ist
an ein distales Ende des länglichen
Teils 4 angeheftet. In dieser Ausführungsform der Verschlussvorrichtung
umfasst das erste Verschlussteil zwei durchgehende Öffnungen, 8, 10 (2),
durch die ein multi filamenter Fadendraht 12 gefädelt wird,
um ein Paar von Fadendrähten,
die das längliche
Teil 4 formen, zu bilden.
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Das
zweite Verschlussteil 6 ist mit einer Öffnung 14 (3)
ausgestattet, die an das längliche
Teil 4 angepasst ist, d.h. die Öffnung 14 ist größer als
die Dicke des proximalen Abschnitts des länglichen Teils 4.
Mit einem solchen Faden wird das zweite Verschlussteil 6 auf
und entlang dem länglichen
Element 4 (1) eingefädelt. Der distalste Abschnitt
des länglichen
Teils 4 besitzt eine konstante Dicke, die geringfügig größer ist als
die Öffnung 14 des
zweiten Verschlussteils 6 und den distalen Verschlussabschnitt 16 formt.
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Dies
erlaubt ein reibendes Ineinandergreifen zwischen der inneren Seite
der Öffnung 14 des
zweiten Verschlussteils 6 und dem distalen Verschlussabschnitt 16 des
länglichen
Teils 4, was die Verschlussvorrichtung stufenlos variabel
verschließbar
entlang des distalen Verschlussabschnitts 16 (4)
macht.
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Der
multifilamente Fadendraht 12 ist vorzugsweise aus einem
resobierbaren Material, wie Glycolid/Laktidpolymer hergestellt.
Das erste Verschlussteil 2 und das zweite Verschlussteil 4 sind
aus dem flexiblen resorbierbaren Kopolymer gemäß den Ansprüchen 1–9 hergestellt.
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Die
Wahl der Verwendung eines Fadendrahts für das längliche Element 4 ist
sehr wichtig für
die Sicherheit der Verschlussvorrichtung. Es wurden Tests zur Verwendung
desselben Materials durchgeführt,
d.h. ein Polymer in dem länglichen
Teil 4 ebenso wie in dem zweiten Verschlussteil 6.
Weil das Polymer eine sehr glänzende
Oberfläche
ergibt, ist es schwierig ein stark reibendes Ineinandergreifen zwischen
dem länglichen Teil 4 und
dem Verschlussteil 6 zu erreichen. Die Verwendung eines
Fadendrahts 12 für
das längliche
Teil 4 ergibt einen sichereren Verschluss, weil der Fadendraht
eine Vielzahl von zirkulierenden Fasern aufweist, die dem Faden
eine raue Oberfläche
mit einer starken reibenden Verschlusskraft gegenüber einer
glänzenden Oberfläche innerhalb
der Öffnung 14 des
zweiten Verschlussteils 6 verleihen.
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Der
Fadendraht macht die Verschlussvorrichtung auch auf andere. Weise
sicherer. Der Fadendraht ist aus einem Stück hergestellt und besitzt
eine sehr hohe Zugstärke.
Er bildet einen kontinuierlichen Faden von dem inneren Verschluss
durch den äußeren Verschluss
und zu einem Griff des Insertionsbestandteils, das durch die erste Öffnung 8 hinein
und durch die zweite Öffnung 10 wieder
hinaus gefädelt
wird und die Verschlussvorrichtung sicher zusammenhält.
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Wenn
ein erstes Verschlussteil und ein längliches Teil in einem Stück gegossen
sind, gibt es häufig
ein Problem mit dem Giesvorgang, der dem gegossenen Teil Luftblasen
und Einschlüsse
verleiht und demzufolge der Verschlussvorrichtung eine schlechte
strukturelle Stärke
verleiht.
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Die
Herausforderung ist es, den Fadendraht 12 dicker als den
distalen Verschlussabschnitt 16 zu gestalten.
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In
der ersten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung wird ein hohler Kern des Fadendrahtes 12 mit
einem länglichen
Kern 18 (5) innerhalb des Bereichs des
distalen Verschlussabschnitts 16 des länglichen Teils 4 gefüllt, aber
auch in dem Bereich, der durch das erste Verschlussteil 2 hindurch
gefädelt
wird (siehe wiederum 1). Der längliche Kern 18 ist
vorzugsweise aus dem resorbierbaren Kopolymer gemäß den Ansprüchen 1–9 hergestellt.
Dies gibt dem Fadendraht 12 eine Verstärkung in dem distalen Verschlussabschnitt 16.
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In
einer zweiten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, gezeigt in 6, bleibt
der Fadendraht 12 ungefüllt
innerhalb des Bereichs, der von dem Eintritt der ersten Öffnung 8 des
ersten Verschlussteils 2 über das zweite Verschlussteil 2 nach
außen
auf die andere Seite und wiederum durch die zweite Öffnung 10 des ersten
Verschlussteils 2 zu dem Ausgang der zweiten Öffnung 10 reicht.
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In
einer dritten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, gezeigt in 7, erstreckt
sich die Verstärkung
des ersten Fadens der zwei Fäden,
die ein Fadenpaar bilden, über
den distalen Verschlussabschnitt 16 hinaus in den proximalen
Abschnitt des länglichen
Teils 4. Dies verleiht dem Fadendraht 12 eine
kontinuierlichere Zunahme der Stärke,
die das Einfädeln
des zweiten Verschlussteils 6 von dem proximalen Abschnitt auf
den distalen Verschlussabschnitt 16 erleichtert.
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In
einer vierten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung, anstelle das er gefüllt ist, ist der Faden 12 in
dem Bereich des distalen Verschlussabschnitts dicker gewebt.
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In
einer fünften
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung (8 und 9)
ist das zweite Verschlussteil in zwei Teile geteilt, dessen erstes
Teil 41 eine Platte ist, die mit einer Öffnung ausgestattet ist, die ungefähr gleich
oder geringfügig
größer ist
als die Dicke des distalen Verschlussabschnitts 16. Dieses
erste Teil 41 wird eingefädelt auf und entlang dem länglichen
Teil 4 (8), über dem distalen Verschlussabschnitt bis
es in Kontakt ist mit der Außenseite
der Gefäßwand. Die
erste Teilplatte 41 ist vorzugsweise ziemlich dünn, was
sie flexibel und an die Gefäßwand einfach
zu adaptieren macht. Der zweite Teil 42 ist mit einer Öffnung versehen,
die geringfügig
kleiner ist als die Dicke des distalen Verschlussabschnitts 16.
Dieser zweite Teil 42 wird eingefädelt auf und entlang dem länglichen
Teil 4 (8), über den distalen Verschlussabschnitt
bis er in Kontakt ist mit dem ersten Teil 41. Der zweite
Teil 42 erlaubt das reibende Ineinandergreifen zwischen
dem Inneren der Öffnung
des zweiten Teils 42 und dem distalen Abschnitt 16 (9).
Der zweite Teil 42 ist vorzugsweise dicker als der erste
Teil 41, was ihm eine große Oberfläche innerhalb seiner Öffnung für das reibende Ineinandergreifen
verleiht. Andererseits ist der Durchmesser des zweiten Teils 42 vorzugsweise
kleiner als der erste Teil 41.
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In
einer sechsten Ausführungsform
ist der längliche
Abschnitt 4 kein Fadendraht sondern ein anderes Material,
z.B. ein resorbierbares Polymer. Der distale Verschlussabschnitt 16 ist
durch einen hohlen, strumpfähnlichen
Fadendraht beschichtet, so dass ein ausreichendes reibendes Eingreifen
zwischen dem beschichteten distalen Verschlussabschnitt und der
Innenseite der Öffnung
des zweiten Verschlussteils erreicht werden kann.
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Wie
oben erwähnt
können
die erfindungsgemäßen Kopolymere
in eine/n hochverträgliche/n,
dehnbare/n, tubuläre/n
Mantel, Ummantelung oder Abdeckung umgewandelt werden, der/die fest
außerhalb
eines dehnbaren metallischen oder polymeren Stents angeordnet wird,
so dass unter konzentrischer irreversibler Ausdehnung an der gewünschten
Stelle eines behandelten biologischen Kanals, wie einem Blutgefäß oder einem
Harnleiter, beide Bestandteile sich gleichzeitig ausdehnen, und
der Mantel stellt eine Barriere zwischen der inneren Wand des Kanals
und der äußeren Wand
des Stents bereit. In einem anderen Aspekt dieser Erfindung werden
die erfindungsgemäßen Kopolymere
als eine dehnbare Matrix einer faserverstärkten Abdeckung, Ummantelung
oder Mantel für
einen Stent verwendet, wobei die Faserverstärkung in der Form eines mit
spiralförmig
gedrehtem Garn (mit oder ohne Fadenkräuselung) gewebtem, gestricktem
oder umsponnenem Konstrukt vorliegt. 10 zeigt
schematisch einen radial dehnbaren, spiralförmig geschlungenen Metallstent
des Standes der Technik, der in der vorliegenden Erfindung verwendet
werden kann.
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11 ist
eine Längsansicht
eines Stents, in dem der Metallstent 100 vollständig durch
das erfindungsgemäße Kopolymer 101 gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung beschichtet ist.
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12 ist
eine Querschnittansicht des in 11 gezeigten
Stents.
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13 ist
eine Längsansicht
eines Stents, bei dem die äußere Oberfläche durch
das erfindungsgemäße Kopolymer 101 gemäß einer
anderen bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung beschichtet ist. Die Größe eines
Stents hängt
natürlicherweise
von der beabsichtigten Verwendung ab, d.h. den Dimensionen des Gefäßes, auf
das er angewendet werden soll. Typische Koronarstent-Dimensionen
können vor
dem Einsatz einen äußeren Durchmesser
von 1,6 mm und einen gedehnten äußeren Durchmesser
von 3,0 bis 4,5 mm aufweisen. Die Länge ist vorzugsweise 15 mm
oder 28 mm.
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Obwohl
die vorliegende Erfindung in Verbindung mit den bevorzugten Ausführungsformen
beschrieben wurde, wird verstanden, dass Modifikation und Variationen
verwendet werden können,
ohne die Prinzipien und den Schutzbereich der Erfindung zu verlassen,
wie der Fachmann einfach verstehen wird. Demzufolge können solche
Modifikationen innerhalb des Schutzbereichs der folgenden Ansprüche durchgeführt werden. Darüber hinaus
offenbaren die Anmelder alle Unterbereiche aller hier offenbarten
Bereiche. Diese Unterbereiche sind ebenfalls nützlich beim Ausführen der
vorliegenden Erfindung.