DE69819928T2

DE69819928T2 - Selbst-kohäsive vliese aus endlosen filamenten

Info

Publication number: DE69819928T2
Application number: DE69819928T
Authority: DE
Inventors: K. Byron HAYES
Original assignee: Gore Enterprise Holdings Inc
Current assignee: Gore Enterprise Holdings Inc
Priority date: 1997-10-02
Filing date: 1998-09-29
Publication date: 2004-11-04
Anticipated expiration: 2018-09-30
Also published as: JP2001518364A; AU9512098A; US20010000189A1; CA2304992A1; JP4885355B2; EP1023093B1; DE69819928D1; JP2011136181A; US6309423B2; CA2304992C; EP1023093A1; ES2209212T3; WO1999017817A1; US6165217A; US20010000352A1

Description

Gebiet der Erfindung
Diese Erfindung betrifft ungewebte Endlosfilamentgefüge, die aus teilkristallinen polymeren Materialien hergestellt sind. Genauer betrifft die Erfindung diejenigen Gefüge, die aus bioresorbierbaren polymeren Materialien hergestellte, eigenständig zusammenhaltende Gewebe sind, die für chirurgische Implantate brauchbar befunden werden.
Hintergrund der Erfindung
Diese Erfindung betrifft Zusammensetzungen, die für medizinische Anwendungen brauchbar sind, die dazu gedacht sind, Aufnahme in und nachfolgende Anbindung an das umgebende Säugetiergewebe zu schaffen. Ein Erfordernis für jede medizinische Vorrichtung, die in das umgebende Gastgewebe gut integriert werden soll, ist eine offene Struktur an der Oberfläche des Implantats, die ausreichend groß ist, dass Zellen leicht eindringen können. Wenn die offene Struktur ausreichend groß ist, um das Einwachsen sowohl collagener als auch vaskulärer Gewebe zu erlauben, dann ist eine gut tolerierte Anbindung zwischen dem Implantat und dem umgebenden Gewebe möglich.
Poröse Strukturen für implantierbare Vorrichtungen, die ausreichend groß sind, um Einwachsen und Anbindung von Gewebe zu erlauben, können durch eine Vielzahl von Mitteln erzielt werden. Verschiedene Technologien sind in der Lage, offenzellige Strukturen mit verschiedenen Porengrößen zu liefern, die darauf zugeschnitten sind, für die speziellen Zelleinwachs-Anwendungen zu passen. Die Verwendung von expandierten polymeren Membranmaterialien wie expandiertem Polytetrafluorethylen (e-PTFE) ist eine derartige Technik. Es kann darauf zugeschnitten werden, eine optimale Gewebe-Integration zu liefern. Es wird als chemisch inert betrachtet und besitzt daher erhöhte Biokompatibilität.
Die Verwendung extrudierter Fasern oder Filamente und ihre nachfolgende Zusammensetzung zu einer Vielzahl organisierter Gefüge ist üblich. Diese Gefüge fallen in die Kategorien von traditionellem Gewebe und Gewirk. Solche Web- und Wirk-Technologien findet man in verschiedenen Netzen ("meshes"), die man unter den Handelsnamen Vicryl^®-, Dexon^®- und Proline^®-Netze findet. Der sich ergebende strukturelle Zusammenhalt liegt in erster Linie am Zusammenschluß der Bestandteils-Fasern zu Bündeln, die dann zu dem speziellen gewünschten Aufbau verwoben oder verwirkt werden. Neben den hohen Kosten und der Komplexität der Wirk- und Web-Ausrüstung ist ein besonderer zusätzlicher Nachteil eines solchen Aufbaus ein erhöhtes Potential für Ausbreitung und Aufziehen von Bakterien innerhalb der Zwischenräume der zusammengeschlossenen Faserbündel, wenn das Implantat verunreinigt wird.
Ein anderes Verfahren zum Zusammenhalten von Fasern ist als ein ungewebter Faseraufbau. Dieser Aufbau beinhaltet eher eine willkürliche Anordnung von Fasern oder Filamenten als den organisierten Faseraufbau, der für Gewebe und Gewirke typisch ist. Die willkürliche Natur des ungewebten Gefüges macht die Herstellung des Stoffs leichter als bei Geweben und Gewirken. Es verwenden jedoch wenig Faserimplantate ungewebten Aufbau, da die mechanische Verzahnung zwischen den Fasern in derartigen Geweben im allgemeinen schwach ist. Folglich gibt es für die ungewebten implantierbaren Materialien, die für ihren mechanischen Zusammenhalt von Faserverfilzung abhängig sind, nur begrenzte Anwendungen wie Filze und Tupfer; diese besitzen eine relativ schlechte Kohäsions- oder Zugfestigkeit. Die Festigkeit des ungewebten Materials kann durch die Hinzufügung eines nachfolgenden Bindeverfahrens, das eine Anhaftung der willkürlich abgelegten Fasern an ihren Kontaktpunkten erzeugt, erhöht werden. Eines der wenigen ungewebten implantierbaren Materialien auf dem Markt ist Resolut^® Regenerative Material, das in PCT Nr. WO92/10218 offenbart ist und das aus Stapelfasern und einem Klebebinder besteht, um ein bioresorbierbares ungewebtes Gefüge zu erzeugen.
Bioresorbierbare Materialien sind besonders erwünscht zur Verwendung bei vielen medizinischen Anwendungen, insbesondere bei Implantat-Anwendungen, Anwendungen zur kontrollierten Freisetzung und zur Zellwachstums-Gewebekonstruktion. Die meisten implantierbaren bioresorbierbaren Materialien werden entweder in Form von Nahtmaterialien oder bei der kontrollierten Zuführung von Arzneimitteln oder anderen biologisch aktiven Mitteln verwendet. Im Falle von Nahtmaterialien oder anderen Gefügen, die zumindest während eines Teils ihrer Implantation mechanische Belastungen tragen, werden teilkristalline Polymersysteme verwendet. Im Gegensatz dazu verwenden Anwendungen für kontrollierte Freisetzung, wo keine mechanische Belastung erforderlich ist, typischerweise amorphe Polymersysteme für ihre konsistenten Diffusionseigenschaften.
Eine nützliche Implantat-Anwendung für ein ungewebtes Gefüge ist als ein Sperrmaterial bei der Säugetier-Geweberegenerierung, auch bekannt als gelenkte Geweberegenerierung (GTR, guided tissue regeneration). Bei einer derartigen GTR-Anwendung kann entweder eine nicht resorbierbare oder bioresorbierbare Membran eingesetzt werden, um ein Gebiet, in dem Knochenwachstum wünschenswert ist, von benachbarten Gebieten, wo konkurrierendes schneller wachsendes Zahnfleischgewebe vorhanden sein kann, abzutrennen. Die implantierte GTR-Membran wird als eine schützende Abdeckung verwendet und wirkt als eine Sperre gegen den Eintritt der anderen Gewebe in den Raum, wo Knochenwachstum erwünscht ist. Gleichzeitig muß die Sperre auch einem Kollabieren in die schadhafte Stelle unter dem Druck der darüber liegenden Gewebe Stand halten. Der Vorteil eines bioresorbierbaren Materials ist, dass es, wenn sein Hauptzweck erreicht ist, absorbiert wird, so dass es jede chirurgische Notwendigkeit zu seiner Entfernung ausschließt.
Die Aufrechterhaltung von Raum zwischen der Oberfläche der Schadstelle und den gewünschten Umrissen der nachfolgend regenerierten Oberfläche ist notwendig, um die Regenerierung von Geweben in den Raum zu erlauben. Periodontale Gefüge, die auf diese Weise regeneriert werden können, sind die Wurzelhaut, das Zahnbein und der Zahnzement. Das Sperrmaterial erlaubt die Ver mehrung von Knochen- und Wurzelhaut-Zellen durch Ausschließen des Eintritts von Epithelzellen und Bindegewebszellen in den vorgesehenen Raum.
Ein im Handel erhältliches Material, das eine Zellsperre für periodontal geleitete Gewebegenerierung bereitstellt, ist GORE-TEX^® Periodontal Material. Dies ist ein Material aus expandiertem Polytetrafluorethylen (e-PTFE), das als eine Zellsperre zwischen dem Zahnfleisch und einer periodontalen Schadstelle dient und dazu gedacht ist, den notwendigen Raum zwischen der Oberfläche der Schadstelle und den gewünschten Umrissen der nachfolgend regenerierten Oberfläche aufrecht zu erhalten. Dieses Material ist aus porösem expandierten PTFE mit einer Mikrostruktur aus Knoten, die durch feine Fibrillen verbunden sind, hergestellt. Ein Teil der Fläche der Gesamtoberfläche des GORE-TEX Periodontal Material hat eine poröse Gefügeoberfläche, die mit Blutgerinnsel infiltriert wird und in die faseriges Bindegewebe einwächst, wodurch sie Epithelwanderung hemmt. Der verbleibende Teil der Fläche der Oberfläche hat ein Zellsperre-Gefüge geringer Porosität, um das überlagernde Zahnfleisch-Bindegewebe von der darunter liegenden Schadstelle zu isolieren. Es ist jedoch nicht bioresorbierbar und muß in einer nachfolgenden chirurgischen Prozedur entfernt werden.
Ein anderes im Handel erhältliches Zellsperre-Flachmaterial, das für gelenkte Geweberegenerierung gedacht ist, ist das vorher erwähnte Resolut^® Regenerative Material, ebenfalls von W. L. Gore & Associates, Inc. Die PCT-Anmeldung Nr. WO 92/10218 beschreibt dieses Material als ein bioabsorbierbares Material, das aus einer ungewebten Fasermatrix aus Polyglykolsäure-Fasern, die an einem Zellsperre-Flachmaterial, das ein Copolymer aus Polymilchsäure und Polyglykolsäure ist, laminar befestigt sind, hergestellt ist. Das Gesamtmaterial ist dafür gedacht, in vivo ausreichende Steifheit zu schaffen, um über der Schadstelle, während sie sich regeneriert, Raum beizubehalten.
Es gab andere Versuche, aus bioresorbierbaren Materialien geeignete chirurgische Sperren zu erzeugen. Eine 70 μm dicke Lösungsmittel-gegossene bioresorbierbare Polymilchsäure-Membran ohne inhärente Porosität oder Gewebezellen-Permeabilität wurde in periodontalen Anwendungen als ein Zellsper re-Material zum Ausschluß von Epithel- und Zahnfleisch-Bindegewebe während der Heilung getestet (I. Magnusson, et al., "New Attachment Formations Following Controlled Tissue Regneration Using Biodegradable Membranes", J. Periodontal, Januar 1988, pp. 1–69). Die Tests zeigten etwas Neubildung von Zement und Bein. Reproduktionen dieses Materials zeigten schlechte chirurgische Handhabungseigenschaften wegen seines dünnen, zerbrechlichen Aufbaus und erwiesen sich auch wegen seiner Sprödigkeit als schwierig zu nähen. Dieses Material trifft an keiner seiner Oberflächen Maßnahmen zum Einwachsen von Gewebe.
Ein weiteres im Handel erhältliches Material zur Verwendung bei gelenkter oder kontrollierter Geweberegenerierung ist das von Johnson & Johnson erhältliche Vicryl^® Periodontal Mesh. Das Vicryl Periodontal Mesh besteht aus gewebten Fasern, die aus einem bioresorbierbaren Copolymer aus etwa 90% Glycolid und 10% Lactid hergestellt sind. Studien haben gezeigt, dass das Vicryl Periodontal Mesh als ein Sperrematerial, das für Geweberegenerierung sorgt, einen gewissen Erfolg hatte (Fleisher, et al., "Regneration of Lost Attachment Apparatus in the Dog Using Vicryl Absorbable Mesh", International Journal of Periodontics and Restorative Dentistry, 2/1988, pp. 45–55). Dieses Material ist ein Einschichtmaterial von gewebtem Aufbau, das dafür gedacht ist, sowohl das Einwachsen von Gewebe zu fördern als auch gleichzeitig als eine Gewebesperre zu dienen. Da diese für ein Einschichtmaterial von gewebtem Aufbau mit einem inhärenten Porositätsgrad etwas gegensätzliche Zielsetzungen sind, kann das Einwachsen nur auf Kosten der Sperrefunktion bewerkstelligt werden. Die Wirksamkeit dieses Materials ist daher ein Kompromiß zwischen der Fähigkeit des Materials, Einwachsen von Gewebe zu erlauben, und dem Erfordernis, gleichzeitig als eine Gewebesperre zu wirken. Eine zusätzliche Schwierigkeit bei diesem konventionellen gewebten Aufbau ist sein Mangel an hinreichender Steifheit und eine sich ergebende geringe Fähigkeit, neben der Schadstelle Raum freizuhalten.
Während die meisten der vorangehenden bioresorbierbaren Gestaltungen zur gelenkten Geweberegenerierung leicht erhältliche Polymere und Copolymere, die von Glycolsäure und Milchsäure abgeleitet sind, benutzen, ist in dem US- Patent 4 243 775 von Rosensaft et al und in dem US-Patent 4 300 565 ein spezielles Polymer beschrieben, das sowohl ausreichende in vivo-Steifheit als auch Langlebigkeit verschafft, um seinem Kollabieren in eine Schadstelle zu widerstehen. Das offenbarte Material ist ein Blockcopolymer aus Glycolid (PGA) und entweder Lactid (PLA) oder Trimethylencarbonat (TMC), das als brauchbar für absorbierbare Gegenstände wie Nahtmaterialien beschrieben ist. Die spezielle Blockcopolymer-Kombination von PGA : TMC wurde extensiv als im Handel erhältliche chirurgische Nahtmaterialien verwendet, die von Davis & Geck unter dem Handelsnamen Maxon^® hergestellt und vermarktet werden. Dieses selbe Polymersystem wurde benutzt, um ein nicht-poröses Gefüge zur Reparatur und Regenerierung von Knochen herzustellen, das in dem Jarret et al. erteilten US-Patent 5 080 655 offenbart ist. Die Offenbarung beschreibt eine absorbierbare verformbare chirurgische Vorrichtung, die aus denselben PGA : TMC-Copolymeren, die in Rosensaft ( US 4 243 775 ) und Casey ( US 4 429 080 ) beschrieben sind, gefertigt ist. Keines von diesen bezieht sich auf Ausführungsformen, die als ungewebte faserige Gefüge beschrieben werden könnten. Andere bioresorbierbare Blockcopolymer-Systeme, die für diese Erfindung von möglicher Relevanz sind, sind beschrieben in den US-Patenten Nr. 4 916 193 und Nr. 4 920 203.
Neben planaren porösen Materialien ist es bei manchen implantierbaren Anwendungen zusätzlich wünschenswert, einen porösen dreidimensionalen Gegenstand für die Funktion, einen bestimmten Raum aufzufüllen anstatt ihn abzudecken, wie es oben beschrieben wurde, bereit zu stellen. Das Auffüllen einer Schadstelle mit einem porösen Biomaterial ist ein üblicher Weg zur Behandlung von Knochenschäden. Bei solchen Anwendungen sind offenzellige bioresorbierbare Schäume üblich, jedoch diese Materialien besitzen im allgemeinen eine begrenzte Zugfestigkeit, da es relativ schwierig ist, in ein derartiges Gefüge eine molekulare Ausrichtung, auch bekannt als molekulare Orientierung, einzuführen. Im Gegensatz dazu gibt es zahlreiche Verfahren zur Einführung von molekularer Orientierung und daher erhöhter Festigkeit in faserige oder expandierte Gefüge aus Knoten und Fibrillen. Dreidimensionale Fasergewebe können jedoch ohne die Verwendung von entweder Klebstoffen oder Klebstoffzusätzen oder Druck nicht leicht hergestellt werden, wobei zwei davon Verfahren sind, die inhärent die Lockerheit des Gewebes verringern, was zu mehr Gewebedichte und einer daraus folgenden Verringerung der Fähigkeit zur Gewebeintegration führt. Neben der Einführung eines fortschreitenden Risikos ungleichartiger Abbauprofile führt die Verwendung eines zusätzlichen Klebstoffs zur Bindung zwischen den Gewebefilamenten zu mehr in dem Gewebe vorhandenem Material, was zu verminderten Hohlräumen und einer erhöhten Masse führt, die zur Erwartung einer proportional reaktiveren Gewebereaktion bei der Bioresorption führt.
Der Aufbau eines ungewebten Einkomponentengewebes ohne die Verwendung von Bindemitteln wird gewöhnlich durch die direkte Anwendung von Hitze und Druck erzielt, um ein lokalisiertes Schmelzen oder Verschmelzen der Gewebefilamente an Faserüberkreuzungspunkten zu schaffen. Da jedoch das Erhitzen von Fasern im festen Zustand der bindenden Grenzfläche nur eine begrenzte Schmelzviskosität verleihen kann ohne den Gesamtfaserzusammenhalt zu schädigen, schafft ein derartiger Weg gewöhnlich relativ schwache Anhaftungen zwischen den Fasern, wenn man mit Geweben vergleicht, die Klebstoff-Bindemittel verwenden. Unabhängig von der Qualität der erzeugten Bindungen zwischen den Fasern verringert ein derartiges Pressen unter Hitze auch inhärent die Gewebe-Lockerheit, weshalb es die scheinbare Dichte oder Gesamtdichte des Gewebes erhöht und die relative Menge an verfügbarem offenen Raum innerhalb des Gewebes zum Einwachsen von Gewebe begrenzt.
Daher besteht ein Bedarf an einem ungewebten implantierbaren bioresorbierbaren Material, das aus einem Gefüge besteht, das von einem ausreichend homogenen zugrunde liegenden Aufbau gebildet wird, dass es beim Abbau des Implantats in einer konsistenten strukturellen Weise für Bioresorption sorgt. Gegenwärtige ungewebte Stoffe, insbesondere diejenigen, die aus bioresorbierbaren Polymeren aufgebaut sind, erfüllen diesen Bedarf jedoch nicht. Fasern in Gewebeform werden typischerweise durch die Anwendung verschiedener bekannter Bindemittel oder Verbindungstechniken, von denen viele auch die Anwendung von Druck umfassen, was wiederum die verfügbare Lockerheit verringert, an ihren Kontaktpunkten miteinander verbunden. Außerdem neigen die Stoffe mit erhöhter Konzentration an Bindemitteln dazu, steifer zu werden.
Die Verwendung irgendeines externen Bindemittels führe auch Belange der Einheitlichkeit seiner Verteilung überall in dem Gewebe ein. Zusätzlich werden die Eigenschaften des gesamten Gewebes auf die Eigenschaften des Bindemittels eingeschränkt, das dem Gewebe seinen Zusammenhalt, auch als Kohäsion bezeichnet, gibt. So werden beispielsweise, wenn als ein Bindungsmaterial ein Bindemittel mit einem relativ niedrigen Schmelzpunkt verwendet wird, die Temperaturbedingungen, denen das Gewebe unterzogen werden kann, durch den Schmelzpunkt des Bindemittels beschränkt. Zusätzlich kann dann, wenn das Bindemittel durch andere Faktoren wie Feuchtigkeit, Lösungsmittel oder verschiedene physiologische Flüssigkeiten geschwächt oder erweicht wird, der Gesamtzusammenhalt des Gewebes beeinträchtigt werden. Diese Probleme werden durch die selbst-kohärenten Eigenschaften der vorliegenden Erfindung überwunden.
Lösungsmittel-Bindung, bei der die Verstärkungsfasern durch Lösungsmittel entweder in flüssiger oder in Dampfform gequollen werden, um für eine Bindung des Gewebes zu sorgen, ist nicht leicht zu kontrollieren und neigt häufig zur Schwächung der Gewebefasern. Darüber hinaus haben die Überschneidungen, an denen die Filamente verbunden sind, häufig ein gequollenes Aussehen und verfügen über eine Änderung ihres polymeren Aufbaus oder ihrer Kristallstruktur mit einem sich ergebenden Festigkeitsverlust.
Lösungsmittelspinnen oder "Trockenspinnen" ist ein Verfahren, bei dem ein polymeres Material in einem geeigneten Lösungsmittel gelöst wird, um eine viskose Lösung zu erzeugen, die dann durch eine Spinndüse extrudiert wird. Dieses Verfahren wurde zur Herstellung ungewebter Gewebe mit Filamenten, die wegen der Verwendung des Lösungsmittels als ein klebrig machender Klebstoffzusatz an den Kontaktpunkten Eigenhaftung besitzen, verwendet. Wenn die austretende Flüssigkeit zu einem sich drehenden Dorn geführt wird, sind ungewebte röhrenförmige Konstruktionen möglich und wurden als ein implantierbares Gefäßtransplantat verwendet, wie die von B. Braun Melsungen AG (Melsungen, Deutschland) hergestellte Gefäßprothese Vascugraft^® aus Polyesterurethan. Andere Beschreibungen dieses oder ähnlicher Lösungsmittel- Spinnverfahren, die zur Herstellung ungewebter medizinischer Implantate verwendet werden, sind in den US-Patenten Nr. 4 323 525 und Nr. 4 474 630 zu finden.
Da das verwendete Lösungsmittel die Polymerketten im wesentlichen bis zum Punkt der Auflösung plastifiziert oder gleitfähig macht, wird seine Entfernung bis auf ein Konzentrationsniveau, bei dem seine Anwesenheit die physikalischen Eigenschaften des Polymers nicht länger signifikant beeinflußt, wesentlich. Ein derartiges Entfernungsverfahren, typischerweise Verdampfung durch Wärme, stellt einen zusätzlichen Behandlungsschritt dar, der schwieriger zu vollenden wird, wenn die annehmbare oder tolerierbare Restlösungsmittelmenge geringer wird. Dieser Restmenge an Lösungsmittel, die in allen Fällen in einem gewissen Ausmaß nachweisbar ist, kommt bei implantierbaren Anwendungen, wo ihre Anwesenheit, abhängig von der Toxizität des enthaltenen Lösungsmittels, eine schädliche biologische Reaktion bewirken kann, wenn sie aus einem Implantat heraus diffundiert, eine besondere Bedeutung zu. Dies ist von besonderer Wichtigkeit bei bioresorbierbaren Polymeren, wo sich das erzeugte Implantat vollständig abbaut und in vielen Fällen die einzigen Lösungsmittel, die das Polymer lösen, besonders toxisch sind. Dies ist insbesondere der Fall bei Hexafluorisopropanol und den anderen ähnlich toxischen fluorierten Chemikalien, die erforderlich sind, um entweder PGA-Homopolymere oder PGA-Blockcopolymere zu lösen.
Gewebe können durch Schmelzblasen oder durch Spinnverbindung hergestellt werden. Schmelzgeblasene Gewebe werden hergestellt durch Mitnehmen schmelzgesponnener Fasern mit konvergenten Strömen erhitzter Luft, um extrem feine Filamente zu erzeugen. Schmelzblasbehandlung wurde üblicherweise so beschrieben, dass sie diskontinuierliche Subdenier-Fasern bildet, relativ kurze Filamente, die einen Durchmesser von typischerweise 1 μm oder weniger haben. Da schmelzgeblasene Fasern ihren Enddurchmesser erhalten, während sie sich in einem halbgeschmolzenen Zustand befinden, gibt es kein Verfahren zur weiteren Erhöhung der molekularen Orientierung in den Fasern, bevor sie sich auf dem Sammelsieb kohäsiv als ein Gewebe aneinander heften. Das End ergebnis ist ein Gewebe aus kurzen Fasern mit geringer bis mäßiger Festigkeit verglichen mit anderen ungewebten Faserstrukturen.
Die Fertigung der Fasern spinngebundener ungewebter Materialien wird erreicht durch Mitnahme schmelzgesponnener Fasern, gefolgt von nachfolgendem Abkühlen und Strecken unter Verwendung von Luft oder mechanischen Verfahren, um in den sich ergebenden Endlosfilamenten eine molekulare Orientierung oder Ausrichtung zu induzieren. Die sich ergebenden Fasern sind im allgemeinen in dem Bereich von 15 μm bis 25 μm im Durchmesser. Folglich werden spinngebundene Gewebe aus, Endlosfasern oder Endlosfilamenten gemacht, die im allgemeinen im mittleren Durchmesser größer als 10 μm sind. Es ist jedoch allgemein anerkannt, dass Spinnverbindungsverfahren einen separaten Bindungsschritt (daher der Begriff spinngebunden) erfordern, der die bisher unbefestigten Fasern verzahnt. Verfahren zur Verzahnung von Spinngebundenem benutzen im allgemeinen thermisches Verschmelzen, mechanische Verfilzung, chemische Bindemittel oder Klebstoffe oder Kombinationen davon. Das kontinuierliche Auflegen der gezogenen spinngebundenen Fasern aufeinander bewirkt jedoch, dass die Oberflächenlage der Fasern beschränkt in die unteren Lagen integriert ist, was zu einer erhöhten Fähigkeit des Gewebes führt, Fasern zu verlieren oder zu zerfasern, wenn die Haftung zwischen den Fasern überwunden wird. Es ist üblich, diese geringe Kohäsionsfestigkeit des Gewebes durch thermisches Verschmelzen der Gewebefasern an Zwischenpunkten zu kompensieren. Dieses Wärme- und Druck-Verfahren, das als Punktbindung oder Thermofusion bekannt ist, beseitigt jedoch praktisch die Porosität des Gewebes in den verschmolzenen Bereichen.
Ein autogen selbstbindendes Gewebe, das ohne irgendein Erfordernis einer nachfolgenden Kompression hergestellt wird, ist in US 4 163 819 von Yung beschrieben. Es wird beschrieben, dass die selbst-kohärenten Eigenschaften der Fasern des erzeugten Gewebes abhängig sind von der verringerten Kristallisation, die von der Anwesenheit einer in einem Block-Terpolymer enthaltenen Sequenz eines mehrwertigen Alkohols (Polyol) abhängt. Von solchen Polyolen ist bekannt, dass sie leicht hydratisieren, und die Offenbarung beschreibt das Verhindern der Kristallisierung und die Erhöhung der Faser-Klebrigkeit, wenn das Polymersystem Wasser ausgesetzt wird. Autogen selbstbindende oder selbst-kohärente ungewebte Gewebe aus Polymersystemen, die nicht als Polyole klassifiziert werden konnten, wurden nicht bereitgestellt. Weder die verwendeten Polymere noch die hergestellten Gegenstände wurden als für eine implantierbare Anwendung brauchbar beschrieben, noch werden die verwendeten Polymersysteme als bioresorbierbar betrachtet. Auch konnte keine Beschreibung einer erhöhten Kohäsionsfestigkeit oder Ablösefestigkeit in dem hergestellten Gewebe gefunden werden.
Eschwey et al. beschreibt in dem Freudenberg übertragenen US-Patent 5 466 517 ein selbstbindendes Gewebe, das aus biologisch abbaubaren Polycaprolacton-Homopolymeren und -Gemischen hergestellt ist. Biologisch abbaubar bedeutet in diesem Patent, durch Bakterien und Mikroorganismen im Boden abbaubar zu sein. Die beschriebenen Gewebe waren eigenständig zusammenhaltend und besaßen eine flächenbezogene Masse von weniger als 120 g/m². Eine derart geringe Gewebedichte bei diesem speziellen Polymer führt wahrscheinlich zu einem Gewebe mit relativ geringer Zugfestigkeit und Kohäsionsfestigkeit, wobei die Werte in der Offenbarung nicht angegeben sind. Zusätzlich bleibt die auf 40° bis 50°C erwärmte Luft, die bei der Herstellung des beschriebenen selbstbindenden Gewebes verwendet wird, ausreichend nahe an dem Schmelzpunkt von 60°C des Polycaprolacton-Homopolymers, dass eine Befestigung oder Bindung zwischen den Fasern, während es im geschmolzenen Zustand ist, wahrscheinlich ist. Außerdem belegt die Tatsache, dass Eschwey selbstbindende Gewebe aus Polycaprolacton-Homopolymer beschreibt, dass keine Mikrophasen-Trennung, ein Merkmal der vorliegenden Erfindung, vorliegt, da das Phänomen der Mikrophasen-Trennung zwischen ungleichen Segment-Zusammensetzungen in einem Homopolymer-System nicht möglich ist.
Es ist diese inhärente Beschränkung homogener teilkristalliner Polymersysteme, die vor der Verfestigung aus der Schmelze eine Verbindung zwischen den Fasern erfordern, die die vorliegende Erfindung zu überwinden beabsichtigt. In solchen Homopolymer-Systemen muß die Fähigkeit der Endlosfilament-Gewebefasern, sich zu berühren und eigenständig zusammen zu halten, vor der Verfestigung der Filamente aus der Schmelze erreicht werden. Da die Verfestigung von Polymeren eine Funktion der Temperatur ist, sind die Außengrenzen der Fasern die ersten, die abkühlen, und folglich die ersten, die sich verfestigen. Diese schnelle Verfestigung der Außengrenzen der Fasern verringert funktionell die Möglichkeit, mit später berührenden Fasern Befestigungen zwischen den Fasern zu schaffen. Es ist die Absicht der vorliegenden Erfindung, diese Beschränkung des Erfordernisses einer Berührung zwischen den Fasern vor der Verfestigung zu überwinden und funktionell das Ziel zu erreichen, ein Gewebe aus eigenständig zusammenhaltenden Endlosfilamenten, worin die Befestigungen zwischen den Fasern nach der Verfestigung der polymeren Bestandteile gebildet werden, bereitzustellen.
Zusammenfassung der Erfindung
Angesichts des vorstehenden ist ersichtlich, dass es einen Bedarf an einem Gewebe gibt, das:

– für autogene Kohäsion zwischen den Bestandteilsfasern an physischen Kontaktpunkten sorgt;
– aufgrund von autogener Kohäsion irgendeinen nachfolgenden Bedarf an weiterer mechanischer Verfilzung, thermischer Behandlung oder an dem Zusatz polymerer oder copolymerer Bindemittel oder Klebezusätze zur Erleichterung der Bindung zwischen den Fasern oder um eine wirkungsvolle Gewebe-Kohäsion zu bewirken oder zu erreichen, ausschließt;
– für autogene Befestigung zwischen dem erzeugten Gewebe und anderen Gegenständen einer hinreichend ähnlichen, im wesentlichen amorphen polymeren oder copolymeren Zusammensetzung, um Kristallisation und autogene Bindung zwischen den Gegenständen an den physischen Kontaktpunkten zu schaffen, sorgt; und
– ein bioresorbierbares Gewebe bereitstellt, das als ein Ergebnis seiner Einkomponenten-Zusammensetzung oder homogenen Zusammensetzung als eine implantierbare medizinische Vorrichtung, die ein konsistenter homogenes Bioresorptionsprofil liefert, als es von einem Implantat mit verschiedenen strukturellen Merkmalen unterschiedlicher Zusammensetzungen erwartet werden würde, verwendet werden kann.

Im Licht der vorgenannten Mängel:
Ist es eine weitere Aufgabe dieser Erfindung, ein Gewebe bereitzustellen, das eine ungewebte, implantierbare medizinische Vorrichtung aus eigenständig zusammenhaltenden Endlosfilamenten ist, die zumindest teilweise aus teilkristallinen Polymermaterialien oder Blockcopolymer-Materialien gefertigt ist, die aufgrund ihrer sich durch die Kristallisationshemmung ergebenden Fähigkeit zur autogenen Bindung irgendeine nachfolgende Notwendigkeit einer weiteren mechanischen Verfilzung oder des Zusatzes von Klebebindemitteln oder Klebezusätzen, um eine wirkungsvolle Gewebe-Kohäsion zu bewirken oder zu erzielen, ausschließt.
Es ist eine weitere Aufgabe dieser Erfindung, eine ungewebte implantierbare medizinische Vorrichtung aus eigenständig zusammenhaltenden Endlosfasern bereitzustellen, die unter Verwendung von Schmelzspinntechniken aus zumindest teilweise teilkristallinen Blockcopolymer-Materialien aus zumindest teilweise Phasen-unmischbaren Blockzusammensetzungen, worin die durch die anfängliche Blocksegment-Unverträglichkeit bewirkte Mikrophasen-Trennung eine anfängliche Hemmung der Kristallisationsrate bewirkt, wodurch die bei einer bestimmten Temperatur verfügbare Zeit, in der ein physischer Kontakt zwischen unkristallisierten Fasern oder anderen Gegenständen vor der nachfolgenden Kristallisation auftreten kann, verlängert wird, gefertigt ist.
Es ist eine weitere Aufgabe dieser Erfindung, eine ungewebte implantierbare medizinische Vorrichtung aus eigenständig zusammenhaltenden Endlosfasern bereitzustellen, die unter Verwendung von Schmelzspinntechniken aus zumindest teilweise teilkristallinen Blockcopolymer-Materialien aus zumindest teil weise Phasen-unmischbaren Blockzusammensetzungen, worin das Vorsehen der unverträglichen Blöcke im festen homogen gemischten Zustand, wenn sie mit anderen identisch beschaffenen Gegenständen in Kontakt gebracht werden, eine nachfolgende zumindest teilweise Phasentrennung bewirkt, die für Polymerketten-Vermischung zwischen den sich berührenden Gegenständen und eine korrelierende Verringerung des Unterschieds zwischen den Gegenständen sorgt, was zu einer Verstärkung der Haftung zwischen den Gegenständen führt, gefertigt ist.
Es ist eine weitere Aufgabe dieser Erfindung, eine ungewebte implantierbare medizinische Vorrichtung aus eigenständig zusammenhaltenden Endlosfilamenten bereitzustellen, die unter Verwendung von Schmelzspinntechniken aus zumindest teilweise teilkristallinen Polymermaterialien oder Blockcopolymer-Materialien von unter Verarbeitungsbedingungen zumindest teilweise Phasenunmischbaren Zusammensetzungen, die einen homogenen ungeordneten Zustand des polymeren Vermischens ergeben, der ausreichend langlebig ist, um für eine Anordnung eines kohäsiven Gewebes oder eines anderen Gefüges, worin die Kontaktpunkte zwischen den Strukturen vor der nachfolgenden zumindest teilweisen Phasenordnung des homogenen Zustands und der Kristallisation der kristallisierbaren polymeren oder copolymeren Segmente hergestellt werden, zu sorgen, gefertigt ist.
Es ist eine weitere Aufgabe dieser Erfindung, eine ungewebte implantierbare medizinische Vorrichtung aus eigenständig zusammenhaltenden Endlosfilamenten bereitzustellen, die unter Verwendung von Schmelzspinntechniken aus zumindest teilweise teilkristallinen Polymermaterialien oder Blockcopolymer-Materialien von zumindest teilweise Phasen-unmischbaren Zusammensetzungen, worin der Mischzustand der amorphen homogenen ungeordneten Phase, der in der Schmelze möglich ist, durch ausreichend schnelles Abkühlen auf eine Temperatur unterhalb der Ordnung-Unordnung-Umwandlung des Gemisches, um eine nachfolgende Ordnung oder Kristallisation der teilkristallinen Segmente des Copolymers im wesentlichen zu verhindern, beibehalten wird, gefertigt ist.
Diese Aufgaben werden erfüllt von einem Gewebe aus Endlosfilamenten, die aus zumindest einem teilkristallinen Polymerbestandteil, der als ein lineares Blockcopolymer an ein oder mehrere teilkristalline oder amorphe Polymerbestandteile kovalent gebunden oder mit einem oder mehreren teilkristallinen oder amorphen Polymerbestandteilen vermischt ist, hergestellt sind. Die Filamente werden miteinander vermengt, um ein poröses Gewebe aus Filamenten zu bilden, wobei die Filamente in dem Gewebe mehrere Kontaktpunkte miteinander haben. Die Filamente werden an den Kontaktpunkten ohne Erfordernis von zugesetzten Klebebindemitteln, Klebezusätzen oder einer Schmelzbehandlung nach der Extrusion verbunden. Das Gewebe kann bioresorbierbar sein. Das Gewebe kann in Formen mit relativ hoher Kohäsionsscherfestigkeit bereitgestellt werden. Die Polymerbestandteile der Filamente liegen zumindest zeitweise in einem homogenen, im wesentlichen Phasen-mischbaren unkristallisierten Zustand vor. Der Gegenstand kann, wenn er in dem homogenen, im wesentlichen Phasen-mischbaren unkristallisierten Zustand gehalten wird, dann in eine bestimmte gewünschte geformte Gestalt gebracht werden und dann nachfolgend erstarrt oder kristallisiert werden, um die gewünschte Form, die für eine spezielle Verwendung oder Anwendung besonders geeignet ist, beizubehalten.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 stellt ein schematisches Diagramm der Auslegung des gewebeerzeugenden Extrusionssystems dar.
2 stellt eine geneigte rasterelektronenmikroskopische Aufnahme (SEM, scanning electron micrograph) bei 50-facher Vergrößerung einer repräsentativen Gewebeoberfläche und eines repräsentativen Gewebe-Querschnitts dar.
3 stellt die Merkmale eines typischen Differenzialscanningkalorimeter-Durchlaufs (DSC scan, differential scanning calorimeter scan) eines erzeugten Gewebes im homogenen ungeordneten Zustand dar.
4 stellt die Abmessungen der Zugprobekörper dar, die zur Prüfung der erzeugten Gewebe verwendet wurden (siehe Beispiel 2).
Genaue Beschreibung der Erfindung
Definition von Begriffen
Mit "Faser" ist eine zylindrische oder röhrenförmige Struktur gemeint, bei der die Länge viel größer ist als ihr Durchmesser oder ihre Breite, die weniger als 500 μm (Mikrometer) beträgt.
Mit "Endlosfilament" ist eine Faser oder Fasern von beträchtlicher Länge bis endloser Länge gemeint.
Mit "ungewebt" ist ein Stofftyp gemeint, der unmittelbar aus Fasern oder Filamenten oder aus einem Fasergewebe ohne die vorausgehende Garnherstellung, die für Weben oder Wirken erforderlich ist, hergestellt ist.
Mit "Flachmaterial" ist entweder eine flexible oder eine steife Lage gemeint, die in ihrer Dicke relativ zu ihrer Breite oder Weite sehr dünn ist. Für die Zwecke dieser Anmeldung besteht ein Flachmaterial aus abgelegten Filamenten, und die Dicke oder die kleinste Abmessung eines derartigen Flachmaterials soll 5 mm (0,2 inch) nicht überschreiten.
Mit "Gewebe" ist ein Flachmaterial gemeint, das durch Niederlegen oder Zusammenstellen von Fasern hergestellt ist.
Mit "porös" ist ein Material gemeint, das eine ausreichend offene Struktur besitzt, um den Durchtritt physiologischer Flüssigkeiten und/oder lebender Säugetierzellen zu erlauben.
Mit "zusammenhalten" ist die Fähigkeit von Filamenten in einem Fasergewebe gemeint, sich ohne das Erfordernis einer thermischen Behandlung oder Schmelzbehandlung oder von Klebebindemitteln oder Klebezusätzen wirkungsvoll aneinander anzukleben oder zu befestigen.
Mit "kohäsiv" ist die Fähigkeit eines Materials gemeint, sich selbst als eine Masse zusammenzuhalten.
Mit "eigenständig zusammenhaltend", "selbst-bindend" oder "autogen-bindend" ist die Fähigkeit eines schmelzgeformten Gefüges oder eines Bestandteils davon gemeint, wirkungsvoll eine Befestigung an sich selbst zu erzeugen ohne das Erfordernis, ein Schmelzen durchzumachen oder den erforderlichen Zusatz ergänzender Klebstoffe, Bindemittel oder Klebezusätze entweder vor oder nach der Gefügebildung durchzumachen.
Mit "3-d-Gewebe" ist das Niederlegen oder Zusammenstellen von Fasern zur Bildung eines Gefüges, das dicker als ein Flachmaterial (wie vorher definiert) ist, gemeint.
Mit "gestaltbar" ist die Fähigkeit eines Gefüges gemeint, sich einer bestimmten Kontur, Form, einem bestimmten Muster oder Sitz anzugleichen oder anzupassen.
Mit "abschrecken" ist gemeint, dass die Kristallisation in einer Probe eines teilkristallinen Polymers durch schnelles thermisches Abkühlen auf eine Temperatur unter der Glasübergangstemperatur (T_g) oder Ordnung-Unordnung-Umwandlungstemperatur (T_odt) des Polymersystems im wesentlichen gehemmt wird.
Mit "erstarrungsfähig" ist die Beibehaltung der Fähigkeit, ein kristallisierbares polymeres oder copolymeres Gewebe oder 3-d-Gewebe aus einem thermodynamisch instabilen (metastabilen) Zustand, der begrenzte Kistallinität besitzt, in einen alternativen, im wesentlichen thermodynamisch stabilen Kristallinitätsgrad umzuwandeln, gemeint. Diese Umwandlung kann nicht wirkungsvoll umgekehrt werden, außer durch vollständiges erneutes Schmelzen und Neubildung der gewebeartigen Strukturen. Die Umwandlung wird erleichtert, indem das Gewebe Lösungsmitteln, Gleitmitteln oder Plastifizierungsmitteln, die die Kettenmobilität erleichtern, der Anwendung von Wärme oder einer Kombination davon ausgesetzt wird.
Mit "implantierbar" ist eine biologisch verträgliche Vorrichtung gemeint, die das Potential für eine erfolgreiche chirurgische Anbringung in einem Säugetier besitzt.
Mit "implantierbare Vorrichtung" ist irgendein Gegenstand gemeint, der durch chirurgische Mittel, durch Injektion oder durch andere geeignete Mittel implantiert wird, dessen Hauptfunktion entweder durch seine physische Anwesenheit oder seine mechanischen Eigenschaften erzielt wird.
Mit "bioresorbierbar" sind jene Materialien von entweder synthetischer oder natürlicher Herkunft gemeint, die, wenn sie in einen lebenden Körper gebracht werden, durch enzymatische, hydrolytische oder andere chemische Reaktionen zu Nebenprodukten, die entweder in den Körper eingebaut oder aus ihm ausgestoßen werden, abgebaut werden. Es wird festgestellt, dass in der Literatur "resorbierbar", "absorbierbar" und "biologisch absorbierbar" häufig mit dieser Definition austauschbar verwendet werden.
Mit "alternierende Copolymere" sind Copolymere mit einer regelmäßigen oder alternierenden Grundeinheit-Sequenz, wodurch die Kristallisationsfähigkeit wegen segmentweisen Sequenzierens wesentlich verringert ist, was verhindert, dass eine beträchtliche Kristallisation auftritt, gemeint.
Mit "thermoplastische Elastomere" ist ein schmelzverarbeitbares Copolymer gemeint, das als Ergebnis eines kristallisierbaren "harten" Segments und eines amorphen "weichen" Segments, das eine T_g unterhalb seiner Gebrauchstemperatur besitzt, elastomere mechanische Eigenschaften besitzt.
Mit "Mischungen" sind Polymermaterialien gemeint, die in der Schmelze gemischt werden, um ein Mischen (Compoundieren) zwischen zwei oder mehr verschiedenen polymeren Zusammensetzungen, die nicht kovalent miteinander verbunden werden, zu erreichen. Für die Zwecke dieser Anmeldung ist eine schmelzmischbare Mischung eine Polymermischung, die in der Schmelze ausreichende Mischbarkeit besitzt, um für ihre Extrusion zu Filamenten zu sorgen.
Mit "Zusatzstoffe" sind zu Polymeren oder Polymersystemen hinzugefügte Substanzen gemeint, die eine oder mehrere ihrer Eigenschaften modifizieren.
Mit "teilkristallines Polymer" sind Polymere oder Copolymere gemeint, die die mögliche Fähigkeit, bei Verfestigung oder Wärmebehandlung bei Temperaturen oberhalb der T_g in homopolymeren Systemen oder oberhalb der höchsten T_g der Bestandteile in Mehrkomponenten-Polymersystemen zu kristallisieren, beibehalten. Da unkristallisierte Segmente von Polymerketten selbst in den am höchsten kristallinen der Polymere vorliegen, wird allgemein jedes Polymer, das kristallisiert, als teilkristallin betrachtet.
Mit "Phasen-mischbar" ist das homogene Mischen ungleicher Polymerwiederholungssequenzen, um entweder einen stabilen oder instabilen Zustand, der im wesentlichen keinen Wiederholungssequenz-Konzentrationsgradienten besitzt, zu erzeugen, gemeint.
Mit "Phasen-unmischbar" ist die Entmischung ungleicher Polymerwiederholungssequenzen in makroskopische oder mikroskopische Bereiche, die erhöhte Konzentrationen ähnlicher oder gleicher Polymerwiederholungssequenzen besitzen, gemeint. Dieser Begriff soll nicht so ausgelegt werden, dass er sich auf gleiche Polymersequenzen, die sich in Bereiche kristalliner und amorpher Phasen derselben Polymersequenz-Zusammensetzung entmischen, bezieht.
Mit "Mikrophasen-unmischbar" sind Phasen-unmischbare Bereiche einer Abmessung, die mikroskopisch im Maßstab und mit dem bloßen Auge nicht beobachtbar sind, gemeint.
Mit "Klebstoff" oder "Bindemittel" ist ein bestimmter Bestandteil des Gewebes gemeint, der für Bindung zwischen den Faser-oder Filament-Bestandteilen des Gewebes an ihrer Kontaktpunkt-Grenzfläche sorgt. Der Bindungsbestandteil kann verabfolgt und die Bindung durch Lösung, Wärme oder andere Verfahren, die die Eigenschaften der gefügetragenden Filamente des Gewebes im wesentlichen erhalten, bewirkt werden.
Mit "Klebstoffzusatz" ist ein bestimmter abtrennbarer Zusatzstoff gemeint, der einem ansonsten nicht-klebenden Material Klebe- oder Bindungseigenschaften verleiht. Ein Beispiel ist die Verwendung von Lösungsmitteln, klebrigmachenden Harzen, oder Polymerweichmachern, die mit einem schmelzverarbeitbaren Polymer gemischt werden, um zeitweilige oder dauerhafte Pappigkeit oder Klebrigkeit zu erzeugen, was zu einem scheinbaren eigenständigen Zusammenhalten führen kann. Für die Absichten und Zwecke dieser Erfindung sind klebrigmachende Harze oligomere Materialien mit einer massegemittelten Molekülmasse von weniger als 5000.
Allgemeine Beschreibung der Erfindung
Diese Erfindung betrifft implantierbare Gegenstände, die eigenständig zusammenhaltende ungewebte Gewebe aufweisen, die aus Endlosfilamenten, die aus teilkristallinen Mehrkomponenten-Polymersystemen gebildet sind, die beim Erreichen eines Gleichgewichtszustands gewisse Anzeichen von Phasen-Unmischbarkeit der Systembestandteils-Polymerkomponenten besitzen, aufgebaut sind. Die besondere Fähigkeit der Faserbestandteile der Gewebe dieser Erfindung, eigenständig mit sich selbst oder anderen ähnlich hergestellten Gegenständen zusammenzuhalten, wird für das Ergebnis einer verringerten Kristallisationsrate innerhalb der Fasern des Gewebes, verglichen mit für schmelzverarbeitete Fasern typischen Raten, gehalten. Man glaubt, dass diese Herabsetzung der Kristallisationsrate vorteilhaft ist, indem sie den im wesentlichen homogenen amorphen unkristallinen Phasen-vermischten Zustand der Schmelze in dem verfestigten abgeschreckten Filamentgewebe bis zu einer solchen Zeit aufrecht erhält, dass es in physischen Kontakt mit anderen Fasern oder Gegenständen, die in einem ähnlichen amorphen Zustand eingeschränkter Kristallisation gehalten werden, kommen kann. Die sich ergebende Bindung zwischen Filamenten oder zwischen Fasern, die bei dieser Erfindung auftritt, kann daher ohne irgendein Erfordernis an Klebebindemitteln oder Klebezusätzen erreicht werden und bedarf außerdem keiner zusätzlichen sekundären mechanischen Verfilzungsbehandlung, thermischen Behandlung oder Kompressionsbehandlung.
Die autogene Selbst-Kohäsion, die zwischen den Filamenten der gegenwärtigen Erfindung auftritt, kann aus einer teilkristallinen Polymermischung oder einem teilkristallinen Copolymer, worin die Kristallisationsrate ausreichend verlangsamt ist, um vor der weitgehenden Mikrophasen-Trennung und Kristallisation zumindest der Oberfläche der schmelzgefertigten Gegenstände für einen längeren physischen Kontakt zwischen den verfestigten amorphen Gegenständen zu sorgen, erzeugt werden. Genauer glaubt man, dass die beobachtete Herabsetzung der Kristallisationsrate durch die Verfestigung eines homogenen Schmelz-mischbaren Zustands, der zwischen zwei mindestens teilweise Phasen-unmischbaren Polymersystemen vorliegt, geschaffen wird. Physischer Kontakt zwischen Fasern oder anderen Gegenständen, die in diesem relativ klebrigen verfestigten metastabilen homogenen Zustand der Phasen-Mischbarkeit vorliegen, schafft die Basis für eine anfängliche physikalische Haftung zwischen den Gegenständen. Wenn ein solcher anfänglicher Haftkontakt hergestellt wurde, bietet jede sich ergebende Phasentrennung der anfänglich mischbaren Polymerbestandteile eine Möglichkeit für eine weitere Steigerung der Polymerketten-Vermischung an den Grenzflächen des physikalischen Kontakts oder den Bindungs-Grenzflächen der verbundenen Gegenstände. Genauer verwendet die Erfindung ein thermoplastisches teilkristallines Polymermischungs- und/oder Blockcopolymer-System, das in einer solchen Weise behandelt wird, dass aus der Schmelze ein im wesentlichen amorpher fester Zustand herbeigeführt und für eine ausreichend lange Zeitspanne aufrecht erhalten wird, um für einen Kontakt und eine Verbindung mit anderen in ähnlicher Weise erzeugten Gegenständen zu sorgen. Die Dauer der Zeitspanne, die zur Verbindung solcher zeitweilig amorpher, im wesentlichen teilkristalliner Gegenstände erforderlich ist, bleibt von der Größe des erzeugten Gegenstands, der Kristallisationsrate des bestimmten Polymersystems, das verwendet wird, der Temperatur der Schmelze, der Temperatur und dem Volumen der Kühlluft oder des Kühlgases und von den Temperaturen der letztendlichen Gewebewiederherstellung und -lagerung abhängig.
Die eigenständig zusammenhaltenden Filamente , die bei der gegenwärtigen Erfindung verwendet werden, unterscheiden sich von den schmelzgeblasenen Geweben eigenen, eigenständig zusammenhaltenden Fasern durch die Entwicklung einer Bindung zwischen den Fasern oder zwischen den Filamenten nach ihrer Verfestigung aus der Schmelze gemäß der gegenwärtigen Erfindung. Dieses Merkmal der Verbindung nach der Verfestigung schafft die Endlosfilament-Natur von Fasern der gegenwärtigen Erfindung und steht im Gegensatz zu diskontinuierlichen Eigenschaft schmelzgeblasener Fasern, die direkt aus einem geschmolzenen Zustand abgelegt werden. Diese Unterschiede werden sowohl durch die konsistente Art als auch durch die größeren Faserdurchmesser (> 10 μm), die man bei der gegenwärtigen Erfindung findet, im Vergleich zu den für schmelzgeblasene Gewebe typischen Fasern von kleinerem (Durchmesser < 1 μm) Durchmesser, beispielhaft belegt. Außerdem können die Endlosfasern ungewebter Gewebe, die bei der gegenwärtigen Erfindung verwendet werden, im Vergleich zu Schmelzgeblasenen relativ hohe Ausmaße molekularer Orientierung besitzen.
Die gegenwärtige Erfindung verwendet bevorzugt Blockcopolymere, die als Diblock, Triblock oder Multiblock beschrieben werden können, die zumindest teilweise Phasen-unmischbare Segmentbestandteile besitzen, wenn sie in einem thermodynamisch stabilen Zustand sind. Blockcopolymere werden typischerweise als A–B für Diblock-, ABA für Triblock- oder Kombinationen davon für Multiblock-Copolymere bezeichnet. Außerdem können drei oder mehr Bestandteile verwendet werden, um ein Blockcopolymer zu erzeugen, wie im Falle eines ABC-Terpolymers (auch bekannt als ein Tripolymer oder ternäres Copolymer), das beispielhaft belegt wird durch das bioresorbierbare PGA/TMC /PDS-Copolymer, das verwendet wird in Biosyn-Nahtmaterial, das von U.S. Surgical Corporation, Norwalk, Connecticut, USA, erhältlich ist und das ein amorphes und zwei kristalline Segmente enthält. Ein Blockcopolymer, das in seiner Zusammensetzung ein Segment hat, das bei seiner Gebrauchstemperatur weich und gummiartig ist, würde möglicherweise elastomere Eigenschaften besitzen und könnte daher als ein Blockcopolymer-thermoplastisches Elastomer (BC-TPE, block copolymer thermoplastic elastomer) beschrieben werden. Phasen-Unmischbarkeit im Zusammenhang mit Blockcopolymeren soll sich auf Segmentbestandteile beziehen, von denen man, wenn sie ein Teil einer Mischung der entsprechenden Homopolymere wären, erwarten würde, dass sie in der Schmelze einer Phasentrennung unterliegen.
Genauer verwendet die Erfindung bevorzugt ein ABA-Triblock-Copolymersystem, das aus Poly(glykolid), auch bekannt als PGA, und Poly(trimethylencarbonat), auch bekannt als TMC, besteht, um ein bioresorbierbares implantierbares ungewebtes Gewebe zu bilden; worin A zwischen 50 und 85 Gew.-% des Gesamtgewichts ausmacht und worin A aus Glykolid-Grundeinheiten besteht; und B den Rest des Gesamtgewichts ausmacht und aus Trimethylencarbonat-Grundeinheiten besteht, wobei das Material bioresorbierbar und implantierbar ist. Details bezüglich der Synthese dieses Copolymers sind zu finden in dem US-Patent 4 429 080, das hiermit durch Bezugnahme aufgenommen wird. Ein Diblock-Aufbau derselben PGA : TMC-Segmentbestandteile ist genau beschrieben in den US-Patenten 4 243 775 und 4 300 565, die hiermit durch Bezugnahme aufgenommen werden. Ein Triblock-Copolymer mit einem Gewichtsverhältnis von 33 Gew.-% an TMC zu PGA kann erhalten werden von Sherwood/Davis & Geck, Danbury, Connecticut.
Alternativ könnten, abhängig von den gewünschten physikalischen, mechanischen oder Bioabsorptionsrate-Eigenschaften, die für die beabsichtigte Implantat-Anwendung benötigt werden, bei der Polymerisation andere bioabsorbierbare Bestandteile verwendet werden. Die Polymerisation muß jedoch zu Blocksegmenten von ausreichender Länge führen, um mindestens eine oder mehrere kristallisierbare Komponenten in dem System zu bilden. Ein System zur Verwendung als Implantat, das eine amorphe Segmentkomponente verwendet, würde bevorzugt eine Segment-T_g besitzen, die höher als –50°C und niedriger als 70°C ist.
Andere teilkristalline Mehrkomponenten-Polymersysteme, die in der Schmelze Phasen-Mischbarkeit besitzen, aber beim Gleichgewicht zu mindestens teilweiser Phasentrennung führen, können zur Bildung eines eigenständig zusammenhaltenden Gewebes verwendet werden, wenn Bedingungen aufrecht erhalten werden, unter denen ein Kontakt zwischen den Filamenten und die dazu in Beziehung stehende Bindung zwischen den Fasern vor dem phasengetrennten Gleichgewicht bewirkt werden kann. Solche Bedingungen, unter denen eigenständig zusammenhaltendes Gewebe gebildet wird, wurden bei Verwendung der kristallisierbaren Poly-beta-hydroxybutyrat-hydroxyvalerat (PHB : PHV)-Copolymere beachtet. Zusätzlich wurden unter Verwendung einer Mischung aus den bioresorbierbaren Poly(p-dioxanon)- und PGA-Homopolymeren ebenfalls eigenständig zusammenhaltende Gewebe erzielt. In beiden von diesen Systemen kann durch die Anwesenheit mehrerer DSC-Peaks für endothermes Schmelzen ein Anzeichen für eine mindestens teilweise Phasentrennung beobachtet werden.
Man glaubt, dass die zeitweilige Suspension eines Phasen-unmischbaren Polymersystems in einem homogenen, amorphen, Phasen-mischbaren, metastabilen Zustand, der das Zusammensetzen eines eigenständig zusammenhaltenden Endlosfaser-Gewebes gewährt, mit anderen kristallisierbaren Blockcopolymer-Systemen erzielt werden kann. Man geht davon aus, dass derartige Polymersysteme Segmente enthalten, die ausgewählt sind aus der Gruppe, die besteht aus Polyestern wie Poly(butylen-terephthalat) und Poly(ethylenterephthalat); Poly(vinylalkohol); Poly(vinylacetat) und teilweise hydrolysierten Formen davon; Polymeren vom Hydrogel-Typ wie Poly(hydroxyethylmethacrylat), Poly(hydroxypropyl-methacrylat) und dergleichen; Polysulphonen wie Poly(phenylen-sulphon); Polyurethanen; segmentierten Polyurethanen, Polyether-urethanen, Polyester-urethanen, Polycarbonat-urethanen, Poly(urethan-Harnstoffen), Polyamiden; Poly(ethylenen); Poly(Propylenen) und Poly(carbonaten). Wenn ein bioresorbierbarer Aufbau gewünscht ist, glaubt man, dass derartige Polymersysteme Polymersegmente enthalten, die ausgewählt sind aus der Gruppe, die besteht aus Poly(glykoliden); Poly(carbonaten); Poly(dioxanon); Poly(lactiden); Poly(d-lactid), Poly(l-lactid), Poly(d, l-lactid), Poly(lactid-co-caprolacton), Poly(caprolacton), Poly(hydroxybutyraten), Poly(hydroxyvaleraten) und Poly(hydroxybutyrat-co-valeraten).
Polymer- und Verarbeitungs-Erfordernisse
Phasen-Mischbarkeit und Mikrophasen-Trennung
Die Fähigkeit irgendeines 2-Komponenten- oder Mehrkomponenten-Polymersystems, einen Zustand der Phasen-Mischbarkeit zu erreichen, sei es auf der Basis von Blockcopolymeren, Mischungen und/oder anderen Polymersystemen, bleibt von einer Vielfalt von Faktoren abhängig, die die Wechselwirkungen zwischen benachbarten Polymerketten beeinflussen. Diskussionen von Faktoren wie des Flory-Huggins-Löslichkeitsparameters, insbesondere soweit er Mischbarkeiten bioabsorbierbarer Polyester-Mischsysteme betrifft, sind in den folgenden Literaturstellen zu finden:

G. Rocha und S. McCarthy, Polymers in Biodegradable Surgical Devices: Blending (Poly(glycolic acid) with other Biodegradable Plastics Medical Plastics and Biomaterials, May/June 1996, 44–48.
Y. Cha und C. G. Pitt. The biodegradabillity of polyester blends. Biomaterials, 11 (March 1990), 108–112.

Unabhängig vom antreibenden Mechanismus kann das Vorliegen vollständiger Phasen-Mischbarkeit in einem derartigen Mehrkomponenten-Polymersystem durch die Anwesenheit einer T_g, die im wesentlichen der Fox-Gleichung folgt, beobachtet werden. In dieser Gleichung, die üblicherweise auf verträgliche statistische oder alternierende Copolymere angewendet wird, ist die beobachtete Glasübergangstemperatur eine zusammensetzungsabhängige Funktion, die die zusammensetzenden Komponenten der homogenen Mischung mittelt. Die spezifische Fox-Beziehung ist:
worin W die jeweiligen Massenanteile der Copolymer-Bestandteile darstellt und die jeweiligen Temperaturen T_g1, und T_g2 die Glasübergänge (ausgedrückt in Grad Kelvin) der jeweiligen Bestandteile in homopolymerer Form wiederspiegeln. Im Falle einer zeitweiligen Mischbarkeit in Mischungen oder Blockcopolymeren, die einen ungeordneten oder homogen gemischten Zustand aus im wesentlichen einer einzigen Phase wiedergibt, wird die Temperatur der Ordnung-Unordnung-Umwandlung (ODT), oberhalb der sich ein abgeschrecktes Gemisch spezieller Komponenten in einen geordneteren oder getrenntphasigen Zustand trennt, manchmal als die Ordnung-Unordnung-Umwandlungstemperatur (T_odt) oder die Mikrophasen-Trennungs-Umwandlungstemperatur (T_mst) bezeichnet. Diese Temperatur ist gleich derjenigen statistischer oder alternierender Copolymersysteme ebenfalls zusammensetzungsabhängig und kann auch durch die teilweisen Mischbarkeiten von Polymerkomponenten beeinflußt werden. Eine hervorragende Diskussion der Thermodynamik, die diese Umwandlungstemperatur umgibt, ist zu finden in dem Artikel mit dem Titel: Block Copolymer Thermodynamics: Theory and Experiment, Annu. Rev. Phys. Chem. 1990, 41, 525–57 von F. S. Bates und G. H. Fredrickson.
Im Zusammenhang mit der gegenwärtigen Erfindung ist ein Zustand entweder dauerhafter oder zeitweiliger Phasen-Mischbarkeit durch das Vorliegen einer einzigen T_g oder T_odt, die im wesentlichen den Vorhersagen der Fox-Gleichung folgt, identifizierbar. Das Vorliegen einer einzigen T_g oder T_odt wurde in verschiedenen Mehrkomponenten-Polymersystemen beobachtet, wie in den folgenden Literaturstellen diskutiert ist.

– P. Xing, et al. Miscibility and Crystallization of Poly((β-hydroxybutyrate) and Poly (p-vinylphenol) Blends. Macromolecules, 30 (1997), 2726–2733.
– M. C. Luyten, et al. Morphology in binary blends of poly(vinyl methyl ether) and E-caprolactone-trimethylene carbonate diblock copolymer. Polymer 3 (1997), 38, 509–519.
– G. O. Shonaike. Studies on miscibility of glass fibre reinforced blends of polyethylene terephthalate with polybutylene terephthalate. (Literaturstellen-Überarbeitung erforderlich; European Polymer Journal, 28 (1992), 777–781.

Neben den vorhergehenden Artikeln liefern die folgenden zusätzliche Verweise, die Veränderungen der Art und Temperatur der T_g mischbarer und teilweise mischbarer Systeme diskutieren:

J. N. Clark et al. Reexamination of poly(methyl methacrylate)/poly(epichlorohydrin) blends by small angle neutron scattering and differential scanning calorimetry. Polymer, 33 (1992) 3137–3145.
M. Song et al. Modulated differential scanning calorimetry: 4. Miscibility and glass transition behaviour in poly(methylmethacrylate) and poly(epichlorohydrin) blends. Polymer, 37 (1996), 25, 5561–5565.

Irgendeine erzielte Phasen-Mischbarkeit kann, abhängig von dem Polymersystem, in einem Zustand vorliegen, der entweder stabil bleibt oder, alternativ, in einem metastabilen, einem mischbaren Zustand ähnlichen Übergangszustand in Richtung auf eine Beschaffenheit wachsender Unmischbarkeit vorliegen, wenn Polymerketten-Bewegung und Umordnungsfähigkeit erlaubt ist. Ein gewisser Hinweis auf die Art und Stabilität dieser molekularen Wechselwirkungen zwischen den Ketten kann ans Licht gebracht werden durch Vergleichen der thermischen Eigenschaften, die bei vollständig mischbaren Systemen erwartet werden, mit denjenigen tatsächlicher DSC-Thermoanalysedaten, die an Polymersystemen durchgeführt wurden, von denen man erwartet, dass sie weniger als vollständig mischbar sind. Bei derartigen thermischen Vergleichen wird erwartet, dass Mischungen und Copolymersysteme, die in einem Zustand vollständiger Mischbarkeit der Komponenten in ihrer amorphen Phase vorliegen, sei es in einem metastabilen oder im Gleichgewichts-Zustand, eine einzige T_g oder T_odt zeigen, die bei einer Temperatur auftritt, die eine Funktion der Systemzusammensetzungen ist und bei Verwendung der Fox-Gleichung im wesentlichen vorhersagbar ist. Im Gegensatz dazu wird erwartet, dass vollständig unmischbare amorphe Mehrphasen-Systeme verschiedene T_gs zeigen, die für jede getrennte unmischbare Phase mit den homopolymeren Analogen korrelieren.
Zwischen den vorgenannten Szenarien vollständig homogener Phasen-Mischbarkeit und völliger Phasen-Trennung gibt es einen Zustand teilweiser Polymerphasen-Mischbarkeit. Wenn ein Zustand teilweiser Mischbarkeit vorliegt kann erwartet werden, dass das DSC-Diagramm eine T_g offenbart, die bei einer Temperatur zwischen derjenigen des entsprechenden homopolymeren Analogen und einer Temperatur bei vollständiger Mischbarkeit der Komponenten, wie von der Fox-Gleichung vorhergesagt, auftritt. In derartigen teilweise mischbaren Systemen liefert diese Verschiebung der T_g in Richtung auf die T_g des Homopolymers einen Hinweis auf eine Anreicherung der amorphen Phase des Systems mit polymeren Bestandteilen ähnlich denjenigen des Homopolymers. In jedem System würde eine derartige Phasen-Anreicherung mit einem bestimmten polymeren Bestandteil zwingend eine entsprechende Verringerung desselben Bestandteils in anderen Bereichen zur Folge haben. In sich in amorpher Phase vollständig trennenden Systemen würde diese Bestandteils-Anreicherung zu ihrer entsprechenden Verarmung in anderen Bereichen der amorphen Domäne des Polymersystems führen müssen. In teilkristallinen Polymersystemen jedoch können derartige Bestandteil-Anreicherungen zur Kristallisation führen, was zu der nachfolgenden Entfernung der kristallisierbaren Komponente aus der amorphen Domäne führt. Diese Entfernung von Bestandteilen durch Kristallisation führt zu einer andauernden weiteren Anreicherung der amorphen Phase mit der nicht-kristallisierenden Komponente und dem daraus folgenden Fortschreiten der experimentellen T_g in Richtung derjenigen des homopolymeren Analogen der nicht-kristallisierenden Komponente.
Wenn in einem teilkristallinen System eine vollständige Kristallisation erreicht ist, dann muß notwendigerweise der nicht-kristallisierte Rest des Polymersystems in der nicht-kristallisierenden amorphen Phase des Systems vorhanden sein. Wenn die amorphe Phase ausschließlich aus nicht-kristallisierenden monomeren Komponenten zusammengesetzt ist, würde die sich ergebende T_g analog zu derjenigen des entsprechenden nicht-kristallisierenden Homopolymers sein. Im Gegensatz dazu können Komponenten in den kristallisierten Bereichen nicht länger durch das Vorhandensein einer T_g nachgewiesen werden, einer Eigenschaft, die ausschließlich amorphen Bereichen zuzuschreiben ist, die eine größere Kettenbeweglichkeit besitzen. Wenn jedoch aufgrund von Gründen wie sterischer Hinderung oder Segment-Einschlüssen etwas kristallisierbare oder andere Bestandteile in der vorliegenden amorphen Phase mischbar blieben, würde die sich ergebende T_g durch ihre Anwesenheit beeinflußt werden. Als ein Ergebnis würde die T_g eines solchen teilweise Phasenmischbaren Systems von derjenigen ihres nicht-kristallisierenden homopolymeren Analogen weg verschoben werden in Richtung auf eine Temperatur, die das in der amorphen Phase vorliegende Bestandteilsverhältnis wiederspiegelt, ein Wert, der unter Verwendung der Fox-Gleichung interpretiert werden könnte.
Wenn auch im allgemeinen nicht festgestellt wird, dass die Bildung von Polymerkristallen zwischen ungleichen Bestandteilen auftritt, kann man in dem durch das Kristallisieren von Polymersegmenten erzeugten Gitter auf Ein schlüsse anderer Polymerbestandteile treffen. Es kann erwartet werden, dass solche nicht-kristallisierenden oder amorphen Einschlüsse, wenn sie in ausreichenden Konzentrationen vorhanden sind, eine verdünnende oder kolligative Wirkung hervorrufen, was zu einer Erniedrigung der Schmelztemperatur gegenüber derjenigen, die von einem kristallisierten homopolymeren Analogen erwartet wird, führt. Dieser beobachtete Hinweis der Schmelzpunkterniedrigung kann auch Kristallfehlern und einer Verringerung der Schichtdicke zugeschrieben werden. Alternativ würden unmischbare teilkristalline Polymersysteme, die beim Erreichen des thermodynamischen Gleichgewichts eine Phasentrennung in Bereiche relativ größerer Reinheit durchmachen, was zur Bildung von weniger verdünnten Kristallen führt, daher einen entsprechend höheren DSC-Schmelzpunkt hervorbringen. Auch kann man, wenn in der Probe eine Inhomogenität vorliegt, die entweder die Menge an Einschlüssen, die in einer kristallinen Probe vorhanden sind, beeinflußt oder Veränderungen im Ausmaß der Phasentrennung der Probe hervorbringt, mehrere DSC-Schmelzpeaks antreffen, die die unterschiedliche Verdünnungswirkung auf die gebildeten Kristalle widerspiegeln.
Bestimmung der Ordnung-Unordnung-Umwandlung (durch DSC)
Phasen-Unmischbarkeit in entweder einem ausschließlich amorphen oder teilkristallinen Gewebesystem kann bewiesen werden durch irgendeine beträchtliche Abweichung der T_g des Polymersystems von derjenigen, die von der Fox-Gleichung für das hergestellte Verhältnis von Polymerkomponenten der Probe vorhergesagt wird. Für ein System mit mehreren amorphen Komponenten würde das Vorliegen entsprechender zusätzlicher T_gs einen Beweis für zusätzliche getrennte amorphe Phasen der verschiedenen Polymerzusammensetzungen liefern. Im Gegensatz dazu liefert für teilkristalline Systeme, die eine amorphe Komponente besitzen, eine Abweichung von der durch die Fox- Gleichung vorgesagten amorphen T_g, im Zusammenhang mit dem Vorliegen eines DSC-Kristallschmelzpeaks, einen Hinweis auf eine wirksame Abtrennung und Kristallisation einer bestimmten Polymerkomponente aus dem Zustand der mischbaren amorphen Phase. In einem solchen teilkristallinen System würde ein teilweise mischbares System zur Erniedrigung der beobachteten T_m führen, während ein vollständig phasengetrenntes System eine T_m beibehalten würde, die derjenigen des homopolymeren Analogen ähnlich ist.
Da Blockcopolymere aus unterschiedlichen Homopolymer-Segmenten, die durch kovalente Bindungen miteinander verbunden sind, zusammengesetzt sind, werden Bereiche mit Eigenschaften des jeweiligen Homopolymers geschaffen, wenn ähnliche Segmente zueinander hingezogen werden, was eine Phasen-Unmischbarkeit verursacht. In einem geordneten 2-Komponenten-Blockcopolymersystem, in dem beide Segmente kristallisieren können, würde diese sich ergebende Mikrophasen-Trennung zu zwei Schmelzpunkten führen, die für die zwei kristallisierbaren Segmente repräsentativ sind. Der Glasübergang kann für solche Polymere verborgen und sogar ausgeschlossen werden durch die Kristallisation, die die Verbindungsketten ausreichend gestrafft hat, um die Molekularbewegung auszuschließen, die ausreicht, um eine T_g hervorzubringen. Alternativ würden dann, wenn das 2-Komponenten-System aus Phasen-unmischbaren amorphen Segmenten zusammengesetzt war, zwei verschiedene T_g's erwartet werden, für jedes der sich ergebenden Segmente des geordneten amorphen Blockcopolymers. Die gegenwärtige Erfindung, die PGA : TMC verwendet, besitzt sowohl ein kristallisierbares als auch ein amorphes Segment, was zu einer T_g für den amorphen Block und einem Schmelzpeak für den kristallinen Block führt.
Wie früher beschrieben, besitzt ein geordnetes Blockcopolymer-System verschiedene Segmente, die T_g's hervorbringen, die für ihre homopolymeren Analogen repräsentativ sind. Im Gegensatz dazu besitzt dasselbe Blockcopoly mer in einem ungeordneten Zustand Eigenschaften, die aus den zwei vermischten Polymerbestandteilen zusammengesetzt sind. Wenn man durch ausreichend schnelles Abkühlen, entweder durch Extrusionsverarbeitung oder durch das Kühlvermögen eines DSC, einen abgeschreckten ungeordneten homogenen Zustand herbeiführt, wird die Temperatur, oberhalb der eine Umorganisation dieser Mischung in getrennte Segmente möglich wird, als die Temperatur der Ordnung-Unordnung-Umwandlung (T_odt) betrachtet. Da die Eigenschaften des homogenen ungeordneten Zustands von den Zusammensetzungsverhältnissen zwischen den zwei Polymerbestandteilen abhängen, kann die Temperatur dieses Auftretens durch Verwendung der Fox-Gleichung oder der Gordon-Taylor-Wood-Gleichung, die allgemein auf Polymermischungen und manchmal auf statistische Copolymere angewendet werden, vorhergesagt werden.
Bevorzugte Ausführungsform
Die besondere Fähigkeit der in dieser Erfindung verwendeten amorphen Komponenten, eigenständig zusammenzuhalten, wenn die früher beschriebenen Polymerauswahlkriterien und Verarbeitungsbedingungen verwendet werden, kann zur Herstellung eines ungewebten Endlosfilament-Gewebes, das eine autogene Bindung zwischen den Filamenten der Gewebephasen liefert ohne irgendein zwingendes Erfordernis der Verwendung von Klebe-Bindemitteln oder Klebstoffzusätzen oder sekundärer thermischer Behandlung, um ein kohäsives ungewebtes Gewebe zu erhalten, genutzt werden. Das Gewebe, das hergestellt wird, wenn die Angaben der gegenwärtigen Erfindung genutzt werden, ergibt die Endlosfilamente von 20 bis 50 μm Durchmesser, die für spinngebundene ungewebte Materialien üblich sind. Die gegenwärtige Erfindung erfordert jedoch nicht die nachfolgenden Bindungsprozesse, die für Spinnbindungs-Verfahren typisch sind.
Eine Ausführungsform der gegenwärtigen Erfindung liefert einen implantierbaren Gegenstand, aufweisend ein eigenständig zusammenhaltendes Gewebe, das aus einer mindestens teilweise phasentrennbaren schmelz-mischbaren Mischung von mindestens zwei Homopolymeren besteht, wobei mindestens eines davon teilkristallin ist und die Polymerkristallisationsrate kinetisch oder thermodynamisch kontrolliert werden kann.
Eine andere Ausführungsform der gegenwärtigen Erfindung stellt einen implantierbaren Gegenstand bereit, aufweisend ein eigenständig zusammenhaltendes Gewebe, das aus einer mindestens teilweise phasentrennbaren und kontrolliert kristallisierbaren Mischung eines Homopolymers und eines Blockcopolymers, von denen mindestens eines teilkristallin ist, besteht.
Eine andere Ausführungsform der gegenwärtigen Erfindung ist ein implantierbarer Gegenstand, aufweisend ein selbst-bindendes oder eigenständig zusammenhaltendes Gewebe, das aus einem mindestens teilweise phasentrennbaren und kontrolliert kristallisierbaren teilkristallinen Blockcopolymer-System besteht.
Die bevorzugte Ausführungsform der gegenwärtigen Erfindung ist ein implantierbarer Gegenstand, aufweisend ein selbst-bindendes oder eigenständig zusammenhaltendes poröses ungewebtes Material, das aus einem ABA-Blockcopolymer mit einem Überwiegen von Sequenz-Grundeinheiten von Glycolid, das die Formel:
besitzt, und Sequenz-Grundeinheiten von Trimethylen-carbonat, das die Formel
besitzt, besteht.
Die Endgruppen in diesem Blockcopolymer sind wohl bekannt und können -OH, -COOH ode Derivate davon sein. Die Menge an A in dem ABA-Blockcopolymer kann von 50 Gew.-% bis 85 Gew.-% reichen. Die inhärente Viskosität bei 30°C in Hexafluorisopropanol (HFIP) kann von einem Mittel von 0,5 dl/g bis zu über 1,5 dl/g reichen, und kann bevorzugt, für die bevorzugte Verwendung als eine Sperre, die bei erneutem Knochenwachstum verwendet wird, von 0,8 dl/g bis 1,2 dl/g reichen. Der annehmbare Schmelzpunkt für diesen bestimmten Bereich von Copolymer-Zusammensetzungen, wie bestimmt durch einen DSC-Schmelzpeak, kann von näherungsweise 170 bis 220°C reichen.
Die PGA : TMC-Copolymerisation wird durch eine Ringöffnungspolymerisation der zyklischen Trimethylen-carbonat- und Glycolid-dimer-Monomere mit sequenzieller Anfügung erreicht. Das synthetisierte Blockcopolymer kann entweder direkt von Davis & Geck (Danbury, CN, USA) erworben werden oder durch die Syntheseverfahren, die in den US-Patenten 4 243 775 und 4 429 080, die früher beschrieben wurden, genau dargelegt sind, hergestellt werden. Beide Monomeren sind erhältlich von BI Chemicals, Petersburg, VA, USA. Andere gewünschte Polymer-Zusammensetzungen und -Gefüge können die Verwendung unterschiedlicher Polymerisations-Bedingungen und/oder -Verfahren erforderlich machen.
Zuerst wird das Gewebe aus dem Blockcopolymer nach einem der Spinnbindung ähnlichen Verfahren hergestellt. Die Verfahrensweise besteht darin, zuerst das granulierte oder pelletisierte Blockcopolymer zu trocknen, um es von irgendwelchen flüchtigen Komponenten oder Restfeuchtigkeit zu befreien. Dann wird das Copolymer in einem Extruder, der mit einem Mehröffnungs-Faserspinneinsatz oder einer Mehrloch-Spinndüse ausgestattet ist, um die Bildung von Endlosfilamenten zu erlauben, geschmolzen. Die Endlosfilamente werden dann in einem Transvektor beschleunigt, der bevorzugt an Raumtemperaturluft angeschlossen ist und in eine im wesentlichen vertikal nach unten weisende Richtung gerichtet ist. Der Transvektor-Luftstrom, dessen Temperatur variiert werden kann, um die Phasentrennungs- und Kristallisations-Rate entweder zu beschleunigen oder zu verlangsamen, wirkt dahingehend, die herauskommenden Fasern dünner zu machen oder zu ziehen und die Rate des Faserflusses zu kontrollieren. Die hergestellten Fasern der bevorzugten Ausführungsform werden in Luft von Raumtemperatur mitgenommen, um Fasern herzustellen, die typischerweise eine molekulare Ausrichtung besitzen und zwischen 20 und 50 μm Durchmesser haben.
Die hergestellten Fasern werden dann durch Puddeln in einer Masse willkürlich angeordneter Endlosfilamente abgelegt, die sich physisch berühren und zu haften und an Überkreuzungspunkten physikalisch verknüpft zu werden scheinen, um ein poröses kohäsives Gewebe ohne Bedarf an Klebebindemitteln oder Klebstoffzusätzen oder an zusätzlichen thermischen Verbindungsverfahren zu bilden. Die Filamente, wie gesponnen, erscheinen visuell fest und scheinen an den meisten Gegenständen, mit denen ein Kontakt hergestellt wird, nicht zu kleben sondern an den Überkreuzungspunkten leicht an einander zu haften. Anders als gewöhnliche spinngebundene Fasern, halten die Fasern die hierin verwendeten Copolymere eigenständig zusammen, wenn sie sich auf einer unter der Spinndüse angeordneten Oberfläche sammeln. Mit anderen Worten, die Spinnbedingungen sind so eingestellt, um die herauskommenden Fasern mit Klebrigkeit auszustatten, die es ihnen erlaubt, eigenständig zusammenzuhalten wenn sie sich auf der Sammeloberfläche in einem kohäsiven willkürlichen Haufen oder einem Gewebe sammeln. Mit anderen Worten, wenn die Fasern die Sammeloberfläche berühren, sind sie feste Fasern, aber noch klebrig genug, um aneinander zu binden. Im Gegensatz dazu ist das in ähnlicher Weise extrudierte PGA-Homopolymer nicht klebrig und bildet kein zusammenhaltendes oder kohäsives Gewebe.
Zur Herstellung der bevorzugten Ausführungsform werden die Fasern willkürlich auf einem beweglichen Band abgelegt, auf dem sie sich an Überkreuzungspunkten berühren, um das eigenständig zusammenhaltende Gewebe zu erzeugen. Durch Bewegen der Sammeloberfläche entlang eines planaren Wegs wird das gebildete Gewebe in der Gestalt eines Flachmaterials vorliegen, dessen Dichte und Porengröße unmittelbar durch die Lineargeschwindigkeit des Sammlers beeinflußt werden können. Folglich sind bei hohen Sammlergeschwindigkeiten makroporöse Gewebe mit sehr geringer flächenbezogener und volumenbezogener Masse und mit Dicken, die hypothetisch auf diejenige der Faserüberkreuzungshöhe verringerbar sind, möglich. Im Gegensatz dazu ergeben geringe Geschwindigkeiten mehr Faserablage über eine gegebene Fläche (z. B. eine flächenbezogene Masse von größer als 120 g/m²), wodurch die Porengröße verringert wird und eine höhere Volumendichte für einen gegebenen Faserdurchmesser erzeugt wird. Wenn man der Spinndüse erlaubt, in einer festgelegten Position zu bleiben, ist das abgelegte Flachmaterial wegen der Tatsache, dass die Spinndüse in der Mitte mehr Öffnungen und entlang ihren Seiten weniger Öffnungen hat, dicker entlang seiner Mitte, während es sich zu den Seiten hin verjüngt. Durch Bewegen der Spinndüse von Seite zu Seite kann ein im wesentlichen flaches Flachmaterial erhalten werden. Wenn die Sammeloberfläche nicht bewegt wird, kann aufgebaut werden, was als ein dreidimensionaler Faserblock, der eine unbegrenzte Dicke zuläßt, beschrieben wer den kann, wobei die sich ergebende Gewebe-Porosität und -Dichte zumindest teilweise eine Funktion der angewandten Luftgeschwindigkeit, des sich ergebenden Faserdurchmessers und der Gesamthöhe (d. h. des Verdichtungsgewichts) des Gewebes sind.
Zu Beginn, nach der Wiedergewinnung des nun kohäsiven Gewebes aus seinen Raumtemperaturkühlungs- und Sammel-Zuständen, ist das Gewebe elastisch und kann bei Temperaturen geformt werden, die oberhalb seiner "abgeschreckten" T_odt liegen, zwischen –5 und 30°C in Abhängigkeit von dem speziellen PGA : TMC-Copolymer-Verhältnis. Folglich kann dieses im wesentlichen amorphe unkristallisierte Gewebe vor irgendeiner nachfolgenden Mikrophasen-Ordnung zu irgendeiner Gestalt geformt werden, in die das Gewebe gebracht werden kann, wovon eine darin bestehen könnte, sich einer Schadstelle, unter der erneutes Knochenwachstum stattfinden kann, anzupassen und sie abzudecken. Während einer solchen Verwendung in vivo wird das Copolymer allmählich bioresorbiert durch die Kombination von Hydrolyse und enzymatischer Aktivität, die sein Molekulargewicht progressiv verringert und schließlich die aufbauenden Polymersegmente in ihre ursprünglichen Grundeinheiten zurückführt, die dann ausgeschieden oder in vivo aufgenommen werden. Daher ist die Langlebigkeit des Gewebes in vivo zumindest teilweise von der Größe der Blockcopolymer-Segmente und dem Molekulargewicht des Copolymers abhängig.
Dieses Konzept ist nützlich für andere Anwendungen, wo eine strukturelle Stütze angezeigt oder eine Abtrennung spezieller Zellarten wünschenswert ist. Beispiele für derartige Anwendungen sind chirurgische Netze, die zur Wiederherstellung von Weichteilen gedacht sind, Nervenwiederherstellungs- und Nervenleitungs-Anwendungen, Adhäsionsprevention und Regeneration von Knochen und hartem Gewebe.
Extrusionsbedingungen
Man geht davon aus, dass im Fall von Blockcopolymeren unter Extrusionsbedingungen ein minimales Ausmaß an Vermischung zu einer Unordnung bei den Polymerketten führt, so dass man davon ausgeht, dass die Blöcke eines geschmolzenen Copolymer-Systems, wenn sie als Fasern aus der Spinndüse austreten, sich in einem im wesentlichen homogenen ungeordneten Zustand befinden. Die kumulative thermische Exposition des Copolymers im Lauf der Zeit muß ausreichend minimiert werden, um Umesterungsreaktionen zu verhindern, die zum Abbau der Copolymer-Blöcke und zu entsprechenden Phasen-Unmischbarkeitseigenschaften führen könnten. Es ist bekannt, dass die Polymerketten der meisten Blockcopolymere, wenn sie aus der Schmelze abgekühlt werden, im Gleichgewicht Phasen-unmischbare Segmente besitzen, die eine Umordnung vom homogenen ungeordneten Zustand der Schmelze über ein Selbst-Zusammensetzungsverfahren in einen geordneten und Mikrophasen-getrennten Zustand, ein für BC-TPEs hochgradig charakteristischer Zustand, durchmachen. Diese Umordnung der aufbauenden Polymerketten in einen geordneteren Zustand wird durch die Kettenbeweglichkeit verschafft, die es in dem gummiartigen Zustand, der zwischen der Schmelztemperatur und derjenigen der Ordnung-Unordnung-Umwandlungstemperatur (T_odt), der Temperatur, oberhalb der diese Umwandlung von Unordnung zu Ordnung geschehen kann, vorliegt, gibt. Wenn kristallisierbare Segmente in den nun geordneten Mikrophasen-getrennten Bereichen anwesend sind, kann danach ein Kristallisationsverfahren analog zu dem eines ähnlichen homopolymeren Systems geschehen.
Bei der gegenwärtigen Erfindung werden, wenn die gesponnenen Fasern aus dem Spinndüsenmund austreten, die noch geschmolzenen Filamente in einem beschleunigten Luftstrom, der von einem Transvektor geliefert wird, mitgenommen, der sowohl die Fasern beschleunigt, wodurch die molekulare Orien tierung verstärkt wird, während er einen Abfall der Temperatur der Fasern gegenüber derjenigen der Schmelze vermittelt. Es ist die Temperatur dieser mitgenommenen Luft und derjenigen der Umgebungsbedingungen, bei denen die gesponnenen Fasern gesammelt werden, die die Fähigkeit oder den Mangel an Fähigkeit vorschreiben, den erzeugten Fasern eine amorphe eigenständig zusammenhaltende Beschaffenheit zu verleihen.
Die T_odt des Mehrkomponenten-Polymersystems muß bei einer ausreichend hohen Temperatur liegen, dass keine spontane Mikro-Ordnung und Kristallisation auftritt, bevor eine Haftung zwischen den Gegenständen erzielt werden kann. Die Geschwindigkeit einer derartigen Mikroordnung und Kristallisation wird signifikant durch die thermischen Bedingungen, unter denen das Gewebe wiederhergestellt wird, beeinflußt. Im Falle von PGA : TMC, wo die T_odt, abhängig vom Copolymer-Verhältnis zwischen 0°C und 25°C liegt, ist die Kettenbeweglichkeit ausreichend verlangsamt, um eine Mikrophasen-Ordnung effektiv zu hemmen, während das Gewebe bei Raumtemperatur wiederhergestellt wird. Im Gegensatz dazu würde man bei einem kristallisierbaren thermoplastischen Polyester-Ether-Elastomer mit einer T_odt von –25°C erwarten, dass es unter denselben Raumtemperatur-Gewebewiederherstellungsbedingungen eine höhere Kettenbeweglichkeit liefert, und folglich würde man erwarten, dass es sich schneller mikro-ordnet und nachfolgend kristallisiert, bevor eine Bindung zwischen den Fasern auftreten konnte.
Außerdem muß, um unter ähnlichen Raumtemperaturbedingungen eine Bindung zwischen den Fasern zu erreichen, die T_odt ausreichend niedrig sein, dass die auf Raumtemperatur abgekühlten Fasern vernünftig oberhalb der T_odt bleiben, wo bei Kontakt eine spontane Anhaftung zwischen den Fasern stattfindet. Wenn die thermische Umgebung, in der das Gewebe wiederhergestellt wird, wesentlich unterhalb der T_odt liegt, wo das amorphe ungeordnete Gemisch in den Glaszustand übergeht, wird erwartet, dass die Kettenbeweglichkeit genü gend verringert wird, um zu verhindern, dass bei Filament-Kontakt eine Befestigung zwischen den Fasern auftritt.
Filament-Kohäsion
Man glaubt, dass Kristallisation aus dem homogen vermischten Zustand, die erwartet wird, wenn direkt aus der Schmelze abgekühlt wird, nur auftritt, wenn ausreichend Mikrophasen-Umordnung verwirklicht wird, um eine Anhäufung der kristallisierbaren Segmente zu erlauben. Man glaubt, dass dieses physikalische Erfordernis der Bewegung der Ketten, um den thermodynamisch stabilen Zustand der Mikrophasen-Trennung zu erreichen, nicht nur in dem Fasergefüge auftritt, sondern auch außerhalb der Fasern in den Bereichen, wo ein physischer Kontakt und eine Oberflächen-Anhaftung stattgefunden hat. Nachdem ein derartiger Kontakt zwischen den Gegenständen in dem Ausmaß erreicht wurde, dass sich die amorphen homogenen ungeordneten Grenzflächen vereinigt haben, erlaubt ein weiteres Halten bei Temperaturen oberhalb der T_odt eine fortgesetzte Kristallisation oder fortgesetztes Ordnen durch Mikrophasen-Trennung. Man glaubt, dass sich dieser Ordnungsvorgang zwischen passend verbundenen, aber vorher getrennten Gegenständen erstreckt, um eine Brücke zu schaffen, die zu einem Vermischungseffekt zwischen den beiden verbundenen Oberflächen führt, der bei Mikrophasen-Trennung für eine erhöhte Vermengung der Bestandteils-Polymerketten sorgt. Ein derartiges Ordnen und nachfolgendes Kristallisieren führt sowohl für den Bereich des elastomeren Segments als auch für den Bereich des kristallinen harten Segments zu der Möglichkeit, den Bereich, wo die beiden Gegenstände verbunden wurden, zu verbrücken. Es ist diese Mikrophasen-Umorganisierung, von der man glaubt, dass sie effektiv eine Phasen-Integration zwischen den zwei Fasern oder Gegenständen schafft, die im wesentlichen von derselben chemischen und physikalischen Zusammensetzung wie die Fasern ist und folglich die er höhte Bindungsfestigkeit zwischen den Filamenten, die in dem erzeugten Gewebe beobachtet wird, liefert.
Man glaubt nicht, dass die sich ergebende Oberflächen-Integration, die durch dieses Mikrophasen-Mischen geschaffen wird, der normalen Definition von Anhaftung folgt, da die Bindung ausschließlich mit dem Substratmaterial ausgeführt wird und folglich zwischen den zwei sich kreuzenden Oberflächen keine identifizierbare Zusammensetzungs-Grenzfläche vorliegt. Das Ergebnis ist eine Bindung, von der man glaubt, dass sie eine Festigkeit besitzt, die nahe an derjenigen des aufbauenden Blockcopolymers ist, allgemein stärker als man von weniger integrierten Klebstoffen, die dieselbe Menge an Überkreuzungsfläche bedecken, erwarten würde. Man glaubt auch, dass die erzeugte Bindung einer Anhaftung, die durch normale Polymerkristallisation erzeugt wird, möglicherweise überlegen ist, da bei der gegenwärtigen Erfindung die Kettenvermischung mehr eingegliedert ist als diejenige eines Einphasensystems, das mit minimaler molekularer Bewegung kristallisiert. Diese besondere Bindung zwischen den Fasern kann jedoch verringert werden, wenn die molekulare Orientierung steigt, und die Vorteile können durch die erhöhte Faserfestigkeit, die einer solchen erhöhten Orientierung eigen ist, aufgewogen werden.
Solche Mikrophasern-Trennungen oder Mikro-Ordnungen können aufgrund von Copolymer-Zusammensetzungsverhältnissen in der Größe variieren und können sich selbst in verschiedenen Formen anordnen. Es ist eine Vielfalt von Formen zwischen Phasen-Komponenten möglich, die von kugelförmigen Einschlüssen bis zu schichtförmig alternierenden Anordnungen, die entweder parallel oder senkrecht zu der früheren Oberfläche von in der Schmelze erzeugten, aber nun verbundenen Gegenständen sind, reichen. Solche Abwandlungen der Ordnungsformen über die Kontaktoberflächen der zwei verbundenen Gegenstände liefern einen Bindungsmechanismus, der sich von demjenigen einer normalen Haftung von Oberfläche an Oberfläche unterscheidet, wo bei er eine Eingliederung geordneter Phasen liefert, die, wenn sie senkrecht zu der verbundenen Oberfläche ausgebildet wird, möglicherweise nahezu Befestigungsgrade von konvalenter Bindungsfestigkeit zwischen den früheren Oberflächen ähnlich hergestellter Gegenstände verleiht.
Da der Haftmechanismus, der die Befestigung antreibt, von einem anderen ähnlich hergestellten Gegenstand abhängt, bindet das erzeugte Material in seinem ungeordneten amorphen Zustand bevorzugt an sich selbst, mit wenig beobachteter Affinität zu anderen Gegenständen. Dies liefert Verarbeitungsvorteile durch Minimieren des Risikos, dass die Fasern an Gegenständen wie dem Transvektor, dem Sammelgitter oder dem Verarbeitungsgegenstand haften oder kleben. Dies ist insbesondere der Fall bei dem PGA : TMC-Gewebe der bevorzugten Ausführungsform, das eine bestimmte Affinität zu sich selbst anstatt zu anderen Gegenständen besitzt.
Beim Verbinden ähnlich beschaffener homogener ungeordneter Gefüge geschieht die tatsächliche Zusammenstellung der Komponenten unter thermischen Bedingungen unterhalb des Schmelzpunkts des Polymersystems und oberhalb der Ordnung-Unordnung-Umwandlung des amorphen abgeschreckten Systems. Diese Komponenten-Zusammenstellung kann unmittelbar durch Herbeiführen von Zusammenstößen oder anderen Kontakten zwischen den Fasern, wenn sie aus der Schmelze abgekühlt werden und bevor Temperaturen unterhalb der T_odt verwirklicht sind, geschehen. Gewünschtenfalls kann, wenn mit einer ausreichenden Schnelligkeit auf eine Temperatur unterhalb der T_odt abgekühlt wird, die Exposition des erzeugten Materials der Kettenbeweglichkeit des gummiartigen Zustands, der oberhalb der T_odt vorliegt, bis zu einem Punkt, wo Mikrophasen-Trennung und Kristallisation effektiv abgewendet werden können, minimiert oder beseitigt werden. Bei Erfolg können die Fasern und andere schmelzgeformte Produkte mittels dieses Wegs der schnellen Abschreckung veranlaßt werden, durch fortgesetztes Halten bei Temperaturen unterhalb der T_odt, wo ein glasiger Zustand aufrecht erhalten wird und Kettenbeweglichkeit und Kettenvermengung minimiert ist, den homogenen ungeordneten Zustand beizubehalten. Unter diesen thermischen Bedingungen tritt keine Mikrophasen-Trennungsordnung auf bis die Temperaturen genügend erhöht sind und wieder eine Kettenmobilität eingeführt wird. Irgendeine nachfolgende Temperaturerhöhung über die T_odt liefert die begleitende Kettenbeweglichkeit, die die Wechselwirkung zwischen ähnlichen Blockcopolymer-Oberflächen wieder herstellt und eine andauernde Umordnung in Richtung auf die am meisten stabile geordnete Konfiguration erneut möglich macht.
Allgemein beschrieben sind die Mischungs- oder Blockcopolymer-Systeme der gegenwärtigen Erfindung in der Lage, nach Verfestigung aus der Schmelze autogen an andere Gefüge von ähnlichem amorphen Zustand zu binden. Um dieses Ziel zu erreichen, müssen die aus der Schmelze hergestellten amorphen Gegenstände innerhalb des Temperaturbereichs unter der Schmelztemperatur des teilkristallinen Materials und über der einzigen Glasübergangstemperatur, die für den thermodynamisch instabilen, homogenen, Phasen-mischbaren Zustand repräsentativ ist, auch bekannt als die Ordnung-Unordnung-Umwandlungstemperatur in Blockcopolymer-Systemen, einen physischen Kontakt erzielen. Wenn der homogene Gegenstand Temperaturen in diesem Bereich ausgesetzt wird, kann dies bei amorphen abgeschreckten Gegenständen für Selbst-Klebrigkeit und Selbst-Kohäsion sorgen, wenn es beendet ist, bevor das Phasen-Gleichgewicht im wesentlichen erreicht ist. Umgekehrt fördern Temperaturen innerhalb des Bereichs zusätzlich und konkurrierend sowohl das Ordnen als auch die Phasen-Trennung sowohl in teilkristallinen Polymermischungen als auch in Blockcopolymeren, was sowohl zu einem Verlust an Klebrigkeit als auch der Fähigkeit der Fasern, aneinander und an anderen Gegenständen von ähnlicher Beschaffenheit zu haften, führt. Als ein Ergebnis gibt es für jedes bestimmte Mischungs- oder Copolymer-System eine begrenzte Zeitdauer, während der die Anhaftung im amorphen Zustand auftreten kann, bevor ausreichende Kristallisationsgrade wirkungsvoll verhindern, dass eine Selbst-Kohäsion auftritt.
Die Bindung zwischen amorphen Komponenten wird durch ihren physischen Kontakt nach Verfestigung aus der Schmelze und bevor eine beträchtliche Kristallisation aufgetreten ist, erzielt. Die Zeitdauer vor der beträchtlichen Kristallisation, in der die Bindung geschehen kann, kann von Sekunden bis zu Jahren dauern, je nach der Kristallisationsrate des ausgewählten Polymers, der Größe des hergestellten Gegenstands und den Nachbehandlungstemperaturen, denen der hergestellte Gegenstand ausgesetzt wird.
Alternativ können die Kettenbeweglichkeit und die sich ergebende Mikrophasen-Trennung und Kristallisation durch die Verwendung von Plastifizierungsmitteln, die wirkungsvoll gleitfähig machen oder die Kettenbewegung in dem verfestigten Polymer erleichtern, erhöht werden. Derartige Mittel können Plastifizierungsmittel oder andere ähnlich wirkende Zusatzstoffe sein, die in das Polymersystem an irgendeinem Punkt vor, während, oder nach Einführung in die Schmelze eingebracht werden können. Eine derartige Polymer-Plastifizierung kann zusätzlich durch die Anwendung flüchtiger Lösungsmittel wie Aceton oder Chloroform, die in die Zwischenräume des verfestigten Polymers eindringen, um für ein zeitweiliges gleitfähig werden der Polymerketten zu sorgen, was die Molekularbewegung und einen Übergang in den stabileren kristallisierten oder geordneten Zustand erleichtert, erreicht werden.
Merkmale des hergestellten Gewebes
Im allgemeinen besitzen die ungewebten Gewebe, die bei der gegenwärtigen Erfindung verwendet werden, entgegengesetzte Oberflächen und sind durch und zwischen den entgegengesetzten Oberflächen porös, ein Merkmal, das bei einer Vielzahl von Anwendungen einen erkennbaren Wert darstellt. Der Aufbau des ungewebten Gewebes der gegenwärtigen Erfindung liefert jedoch bestimmte physikalische Merkmale und Vorteile, die bei der Verwendung anderer Fertigungstechnologien für ungewebte Gewebe entweder schwierig oder unmöglich zu erreichen sind, weder einzeln noch in Kombination. Diese Vorteile werden als Ergebnis des Zieles dieser Erfindung betrachtet, die Kristallisationsrate wirkungsvoll zu verzögern, was in den abgelegten Fasern den sich ergebenden amorphen Zustand hervorbringt.
Wie vorher beschrieben, stellt die gegenwärtige Erfindung einen implantierbaren Gegenstand bereit, aufweisend einheitliche ungewebte Gewebe, die Selbst-Kohäsion zwischen den Fasern besitzen, aus einer einzigen Schmelzzusammensetzung, ohne das Erfordernis der Zugabe von Klebstoffen, Bindemitteln, Lösungsmitteln oder anderen Klebstoffzusätzen. Zusätzlich beseitigt dieses Merkmal jedes Behandlungserfordernis für mechanisch herbeigeführte Verzahnung oder der Anwendung von Kalandern oder anderer Formen von Verformung auf der Basis von Druck (mit oder ohne Hitze), um eine Haftung zwischen den Fasern zu erreichen. Es beseitigt auch die sekundäre thermische Kompressionsbehandlung, die zur Erweichung beschichteter Fasern, Hülle/Kern-Fasern oder der niedriger schmelzenden Fasereinschlüsse, die in wärme-schmelzbaren Mehrkomponenten-Geweben für Bindung zwischen den Fasern sorgt, erforderlich ist. Außer dass sie einen Schmelzpunkt oder einen Erweichungspunkt besitzen, der niedriger ist als derjenige des primären, zu verbindenden Fasergefüges, sind diese Komponenten typischerweise Materialien mit unterschiedlichen physikalischen und mechanischen Eigenschaften, die wiederum die endgültigen Eigenschaften des Gewebes beeinflussen.
Verringerte Gewebedichte
Als eine Folge der Selbst-Kohäsion besitzen die bei der gegenwärtigen Erfindung verwendeten Gewebe eine verringerte scheinbare Gewebedichte oder ein verringertes Gesamtgewicht gegenüber der (dem), die (das) von einem aus demselben Material hergestellten, aber nicht in einer Weise, die eine autogene Bindung zwischen den Fasern bewirkt, behandelten identischen Gewebeaufbau erwartet würde. Zusätzlich würde, da irgendein Klebstoff oder Bindemittel, das in Abwesenheit von autogener Bindung erforderlich wäre, inhärent zusätzlichen Raum innerhalb der Außengrenzen des hergestellten Gewebes verdrängen würde, das Ergebnis der autogenen Bindung ein relativ weniger dichtes und offeneres Gefüge sein, als wenn zugesetzte Bindemittel erforderlich wären. Dieses Merkmal ist ein Nachteil, wenn zum Einwachsen von Gewebe eine maximale Menge an Gewebelockerheit erwünscht ist.
Konsistente Abbaueigenschaften
Da die Gesamtstabilität irgendeines Gefüges, das aus einem einzigen Bestandteil gefertigt ist, im allgemeinen einfacher vorherzusagen ist als bei einem ähnlichen Gefüge, das aus mehreren Zusammensetzungen gefertigt ist, wird erwartet, dass die autogen gebundenen Einkomponentengewebe der Erfindung eine vorhersagbarere morphologische Stabilität über eine Vielfalt von Bedingungen besitzen, als sie dieselbe Zusammensetzung haben würde, wenn sie mit zusätzlichen Bestandteilen vereinigt wäre. Außerdem würde man von einem Einkomponentengewebe, wenn es für den Abbau entweder in einer Mülldeponie oder nach Implantation in ein Säugetier gestaltet ist, vernünftigerweise erwarten, dass es ein vorhersagbareres Gesamtabbaumuster liefert als es ein ähnliches Gewebe mit zusätzlichen Bestandteilen tun würde. Im Falle von bio logisch absorbierbaren Materialien geht man davon aus, dass eine konsistentere Zersetzungs- oder Bioresorptions-Rate zu einem konsistenteren und vorhersagbareren Implantat-Zusammenhalt in vivo führt. Folglich ergibt diese einzige Zusammensetzung den Vorteil einer homogenen biologischen Absorption, die sowohl das locker werden von Fasern wegen der inhärenten Unterschiede im Modul zwischen mehreren Materialien als auch wegen inkonsistenter Bioabsorptions-Raten, die der Kombination von zwei Materialien eigen sind, minimiert.
Molekulare Orientierung in den Fasern
Trotz der Tatsache, dass das erfindungsgemäße Gewebe einen Grad an spontan entwickelter Bindung zwischen den Fasern hervorbringt, der außerhalb eines geschmolzenen Zustands nicht erwartet wird, wurde beobachtet, dass die eigenständig zusammenhaltenden Fasern in den erzeugten Filamenten eine molekulare Orientierung beibehalten. In US 4 163 819 und US 5 575 874 wurde von anderen selbst-bindenden oder eigenständig zusammenhaltenden Endlosfilamentgeweben für nicht medizinische Implantat-Anwendungen berichtet, aber keines lieferte einen speziellen Hinweis auf die Fähigkeit, nach der Entwicklung des eigenständig zusammenhaltenden ungewebten Gefüges die molekulare Orientierung beizubehalten. Obwohl die Herbeiführung einer molekularen Orientierung von einer Vielfalt von Bedingungen während der Extrusionsverarbeitung abhängt, wird die Fähigkeit, eine relativ konsistente molekulare Orientierung in einem Gewebe zu liefern, das spontan eine Selbst-Kohäsion zwischen den Fasern entwickeln kann ohne das Erfordernis von Klebebindemitteln, Klebstoffzusätzen oder Wärmekompressionsverfahren, für einzigartig gehalten.
Faserausrichtung/Gewebeintegration
Übliche spinngebundene Gewebe sind aus Endlosfilamenten aufgebaut, die relativ gerade und frei von einer merklichen Biegung in der Achse der Fasern sind. Man glaubt, dass dies das Ergebnis des Spinnbindungs-Ziehverfahrens und des zugehörigen Festwerdens und Abkühlens der Fasern vor ihrem Ablegen auf der Sammelmatte ist. Da die verfestigten spinngebundenen Fasern, wenn sie auf dem Sammler abgelegt werden, eine minimale freie Beweglichkeit und Biegung besitzen, neigen sie dazu, aufeinander Schichten zu bilden, wobei sie frühere Faserlagen mit breiten Lücken, die um Größenordnungen größer sind als der Bestandteil innerhalb des Faserdurchmessers, überbrücken. Dieses geschichtete Ablegemuster erzeugt im allgemeinen eine visuell beobachtbare offene Porosität.
Man geht davon aus, dass das Material der gegenwärtigen Erfindung als ein Ergebnis der Faser-Abkühlung und -Kristallisation nach dem Ablegen in der Lage ist, höhere Gewebedichten zu erzielen, als bei üblichen Spinnbindungsverfahren erwartet würden, die aus zur Zeit des Ablegens auf der Sammelmatte geraderen und steiferen Fasern hergestellt werden. Bei der vorliegenden Erfindung sind die Fasern, wie abgelegt im amorphen Zustand, duktiler als ihr kristallineres Gegenstück, und als ein Ergebnis legen sie sich in einer veränderlicheren Weise ab, was innerhalb jeder bestimmten Faser mehr Kräuselungen oder Wellen erzeugt, was zu einem dichteren Ablegen führt als man es bei steiferen Fasern erwarten würde. Diese erhöhte Biegung der Fasern liefert folglich größere Grade an Vermengung und Verfilzung zwischen den Faserkomponenten als man sie bei der begrenzten Wechselwirkung mit nicht-proximalen Schichten und den breiteren Spannen, die man beim Ablegen konventioneller spinngebundener Materialien aus steiferen und geraderen Fasern findet, erwarten würde. Folglich geht man davon aus, dass die gegenwärtige Erfindung ein Gewebe mit einem erhöhten Grad an Faserverfilzung, verglichen mit den Graden, die traditionellen Spinnbindungsverfahren eigen sind, liefert.
Das praktische Ergebnis dieser Kombination von erhöhter Verfilzung und Integration von Fasern beim autogenen Verbinden an Faserkontaktpunkten ist sowohl eine Verringerung der Möglichkeit des Zerfaserns des Gewebes als auch eine Verbesserung seiner Kohäsionsfestigkeit, gemessen durch Scherkräfte, die auf die Ebene der Gewebeablage ausgeübt werden. Dieses Ergebnis ist eine Funktion der Kombination von vollkommen eigenständigem Zusammenhalten der einzelnen Fasern an Kontaktpunkten und dem allgemeinen Verfilzen des Gewebes mit anderen Fasern, die tiefer im Querschnitt der Membran abgelegt sind. Diese Eigenschaften stehen im Gegensatz zum vorherrschenden Aufbau von spinngebundenen Materialien, wo ein Versuch, Fasern aus den geschichteten Lagen der Oberfläche eines spinngebundenen Gewebes zu entfernen, relativ einfacher ist, da es nicht so viele Verfilzungen mit anderen in den Zwischenräumen des Gewebes abgelegten Fasern beinhaltet. Als ein Ergebnis beinhaltet bei konventionellen Spinnbindungsverfahren der Widerstand gegen Oberflächenfaser-Entfernung nur das Reißen der Faser-Faser-Bindungen, die die an der Oberfläche exponierte Faser mit den Fasern unmittelbar unter ihr verbindet. Im Gegensatz dazu würden, wenn die Faser an der Oberfläche nicht gerade wäre, sondern wie bei der gegenwärtigen Erfindung Wellen oder Kräusel besäße, diese Merkmale die Chance für Verfilzungen zwischen den Fasern und folglich die Gesamtenergie, die zur Entfernung einer Faser von der Oberfläche des Gewebes erforderlich ist, erhöhen. Bei der gegenwärtigen Erfindung wird diese Gewebe-Kohäsion durch Faser-Verfilzung weiter gesteigert durch die Bindung zwischen den Fasern, die ohne die Verwendung von Klebebindemitteln oder Klebstoffzusätzen oder Wärmekompressionsverfahren verliehen wird.
Faserausrichtung/Gewebeglätte
Gemäß der gegenwärtigen Erfindung erzeugte Gewebe ergeben im Vergleich zu anderen spinngebundenen Materialien ein glatteres Gewebe, da die Endlos-Fasern oder -Filamente mit größerer Wahrscheinlichkeit und häufiger in die Zwischenräume des Gewebes integriert werden. Dieses integriertere Fasermaterial mit relativ verringerter Anwesenheit von Hohlräumen in der obersten Oberflächenschicht ergibt folglich eine glattere Oberflächenbeschaffenheit, die weniger als ein normales spinngebundenes Gegenstück dazu neigt, ein Zerfasern oder eine Faserabtrennung von der Oberfläche zu erfahren.
Die Endlosfilamentnatur sowohl dieses als auch normaler spinngebundener Gewebe beseitigt die Häufigkeit von Faserenden mit einer Verringerung des Vorkommens von Faservorsprüngen über die Außenabmessungen oder Grenzen des hergestellten Gewebes. Dieses Fehlen oder die Verringerung der Häufigkeit von Faserenden verleiht dem Gewebe eine verbesserte Glätte, insbesondere im Vergleich zu Geweben auf Stapelfaserbasis und Filzen, die signifikant größere Mengen an Faserenden und folglich eine rauhere Beschaffenheit der Gewebeoberfläche besitzen.
Verbesserte allgemeine Gewebefestigkeit
Die verbesserte Kohäsionsfestigkeit, die von der autogenen Bindung und den Filamentverfilzungs-Eigenschaften des beschriebenen Gewebes in Kombination geboten wird, kann am besten beobachtet werden durch Vergleichen mit anderen Fasergeweben einer einzigen Zusammensetzung wie Filzen, die zur Gewebekohäsion nur von mechanischer Integration und Verfilzung abhängen, aber keine direkte Bindung zwischen den Fasern besitzen. Bei Untersuchung einer Vielfalt anderer spinngebundener Aufbauarten, einschließlich einiger, die Klebebindemittel verwenden, wurde jedoch in einem hierin enthaltenen Beispiel unerwarteterweise gefunden, dass das Gewebe der gegenwärtigen Erfindung den Kohäsionsfestigkeitswert der Gewebe höchster Festigkeit, wie gemessen unter Überlappungsscherung, nahezu verdoppelte. Eine zusätzliche Wertschätzung kann auch erhalten werden durch Beachtung der relativen Leichtigkeit, mit der Fasern von kaum kohäsiven, thermisch gepreßten Geweben, bei denen die autogene Faserbindung ein Ergebnis von Wärme und Druck auf bereits verfestigte und kristallisierte Polymermaterialien ist, abgetrennt werden können. Zusätzlich stellt das Gewebe der gegenwärtigen Erfindung aufgrund seines Faseraufbaus eine signifikant höhere Gewebe-Kohäsionsfestigkeit bereit, wenn es mit anderen, nicht auf Fasern basierenden, porösen ungewebten Gefügen wie Schwämmen, und anderen ähnlichen, nicht auf Folien basierenden, nicht-faserigen porösen Gefügen, die Fachleuten bekannt sind, verglichen wird. Zusätzlich liefert die Häufigkeit und Festigkeit der Bindung zwischen den Fasern der gegenwärtigen Erfindung ein dreidimensional integriertes Gefüge, von dem man annimmt, dass es ein kohäsives Gewebe liefert, das im Vergleich zu anderen eigenständig zusammenhaltenden gewebten Gewebeformen mit demselben Faserdurchmesser, derselben Volumendichte und Zusammensetzung eine erhöhte Biegefestigkeit besitzt.
Kombination des Gewebes mit anderen Materialien
Die Vorteile, die aus der Kohäsionsfestigkeit und dem konsistenten biologischen Abbauprofil, die von dem beschriebenen Aufbau des eigenständig zusammenhaltenden ungewebten Gewebes geboten werden, gezogen werden, können später gewünschtenfalls mit erwünschten Zusatzstoffen, Beschichtungen oder anderen Komponenten, die zu dem stabilisierten oder unstabilisierten Gewebe zugegeben werden, kombiniert werden. Derartige Behandlungen können aus einer Vielfalt von Gründen, wie der Veränderung von Klebe- oder Oberflächeneigenschaften, der Verringerung der Porosität im Zustand wie gefertigt, oder der Zuführung von Arzneimitteln oder anderen wünschenswerten chemischen, biologischen oder biologisch aktiven Mitteln, vorteilhaft sein. Aufgrund des Aufbaus des Gewebes aus einer einzigen Komponente unterliegt der Zusatz derartiger Zusatzstoffe nicht Erwägungen, die Zusammensetzungen aus mehreren Substraten inhärent sind, wie Erwägungen zur Anfälligkeit des Bindemittels für Löslichkeit oder Abbau, wenn es einem Trägerlösungsmittel für den Zusatzstoff ausgesetzt wird.
Wie bei praktisch jedem ausreichend porösen Aufbau können verschiedene biologisch aktive Mittel und Trägermaterialien in die porösen Zwischenräume zwischen den Fasern des Gewebes eingeführt oder geladen werden. Biologisch aktive Mittel betreffen in diesem Zusammenhang knochenfördernde Substanzen, knocheninduzierende Substanzen, Wachstumsfaktoren, chemotaktische Faktoren, Morphogene, Pharmazeutika oder Arzneimittel, Katalysatoren, Proteine, Peptide oder andere biologisch aktive Moleküle oder genetisch veränderte oder natürliche lebende Zellen von autogener, allogener, xenogener oder rekombinanter Herkunft, die eine beabsichtigte biologische Reaktion einleiten. Zu derartigen Substanzen gehören, aber ohne darauf beschränkt zu sein, transformierender Wachstumsfaktor beta (TGF-beta), osteomorphogene Proteine (BMP's, bone morphogenetic proteins), osteogene Proteine, Antibiotika, organische oder anorganische antimikrobielle Mittel, Gefäß-Endothel-Wachstumsfaktor (VEGF, vascular endothelial growth factor), basischer Fibroblasten-Wachstumsfaktor (bFGF, basic fibroblast growth factor), platelet derived growth factor (PDGF), insulin-like growth factor (IGF), Insulin und Antikörper vom Typ Immunglobulin G. Eine derartige Anwendung könnte die Einbringung eines biologisch aktiven antimikrobiellen Mittels, wie der in dem US-Patent Nr. 5 019 096 beschriebenen Silbermittel, in das poröse Gefüge eines Fasergewebes mit der beabsichtigten biologischen Reaktion der Hemmung einer mikrobiellen Besiedlung in dem Implantat sein.
Die Einbringung eines biologisch aktiven Mittels in die Zwischenräume zwischen den Fasern des Gewebes kann bei manchen Anwendungen einfach durch Solvatisieren oder Suspendieren des Mittels in einem Trägerlösungsmittel, das leicht in die porösen Zwischenräume eindringt und dann verdampft oder extrahiert wird, um das biologisch aktive Mittel in dem porösem Substrat abzuscheiden, erreicht werden. Bei vielen Anwendungen kann jedoch eine derartige einfache Abscheidungstechnik zu übermäßig schnellen Diffusionsraten aus dem porösen Gefüge führen. Die erhöhte Diffusionsrate der einfachen Abscheidung kann abgeschwächt werden durch das Einbringen einer Polymerkomponente mit kontrollierter Freisetzung, die mit dem biologisch aktiven Mittel gemeinsam abgeschieden wird und ein immobilisierendes Gefüge liefert, das eine Solvatation, Auflösung oder Diffusion des biologisch aktiven Mittels in die umgebenden physiologischen Flüssigkeiten hemmt. Zusätzlich können Zellen, die entweder genetisch verändert sind oder sich in einem natürlichen Zustand befinden, zur Zuführung biologisch aktiver Mittel in das Gewebe eingeimpft werden.
Solche gemeinsamen Abscheidungen eines biologisch aktiven Mittels und eines Substrats mit kontrollierter Freisetzung können einfach in Form von festen Einschlüssen wie Pulvern, Nanokugeln, Mikrokugeln oder Mikrokapseln, die Gemische des Polymers und des biologisch aktiven Mittels sind, die durch mechanische Mittel in dem porösem Gefüge festgehalten werden können, erzielt werden. Das biologisch aktive Mittel kann in dem Substrat in der Form eines eingeschlossenen Teilchens suspendiert werden oder es kann in dem Polymer molekular dispergiert werden, um wirkungsvoll als ein lösliches, innig vermischtes Plastifizierungsmittel zu wirken. Jeder von beiden Wegen verringert wirkungsvoll die Diffusionsrate des biologisch aktiven Mittels in das benachbarte oder eingewachsene Gewebe aufgrund der Anwesenheit des gemeinsam abgeschiedenen Polymers. Zusätzlich zur Diffusion können bioresor bierbare Polymere als ein Ergebnis ihres eigenen Abbauprozesses die Freisetzung biologisch aktiver Mittel selbst regulieren.
Alternativ kann eine gemeinsame Abscheidung erreicht werden durch die Aufbringung einer Haftmittel-Beschichtung, bei der eine Schicht aus Polymer, die die Freisetzung des biologisch aktiven Mittels kontrolliert, auf dem Fasergefüge adsorbiert wird, wo sie wirkungsvoll immobilisiert wird, und aus der die Diffusion des biologisch aktiven Mittels stattfindet. Eine solche aufgebrachte Beschichtungsschicht kann alternativ aus einer chemischen Formulierung bestehen, die chemisch reaktive Gruppen besitzt, die für eine kovalente Verzahnung oder Vernetzung der Polymermoleküle in situ unter nachfolgender Immobilisierung der Beschichtung um die Fasern herum sorgen können. Alternativ kann das Auftreten einer Bindung zwischen dem immobilisierenden Polymer und dem biologisch aktiven Mittel konstruiert werden, wodurch ein chemischer Mechanismus geschaffen wird, mit dem die Freisetzung des biologisch aktiven Mittels zu kontrollieren ist. Folglich wird die Zusammensetzung der ausgewählten Bindung die Rate ihrer Spaltung in vivo und folglich die Freisetzungsrate oder Desorptionsrate des biologisch aktiven Mittels in das umgebende Gewebe bestimmen.
Einfach für Eindringen von biologisch aktiven Mitteln in die amorphen Zwischenräume von polymeren Gefügen mit kontrollierter Freisetzung zu sorgen, ist Fachleuten allgemein bekannt. Der ausgedehnte metastabile Zustand jedoch, der nach der Extrusion von Geweben, die mit der gegenwärtigen Erfindung hergestellt wurden, vorliegt, schafft eine einzigartige Fähigkeit zur Erleichterung des Eindringens oder der Befestigung löslicher biologisch aktiver Mittel in die Gewebefasern oder an den Gewebefasern unter Bedinungen, die viel weniger scharf sind als es mit Schmelztechniken oder mit konventionellen Lösungsmittel-Lösetechniken möglich ist. Die Fähigkeit des metastabilen amorphen Gewebes, relativ biologisch verträgliche Lösungsmittel wie Aceton und Wasser zu absorbieren, die dann eine nachfolgende Kristallisation erleichtern, bietet die einzigartige Fähigkeit, gelöste biologisch aktive Mittel zusammen mit dem Lösungsmittel in die Polymerzwischenräume einzuführen, wo sie innerhalb des kristallisierenden Gefüges immobilisiert werden können. Das Eindringen wäre von der Molekülgröße des biologisch aktiven Mittels und der Löslichkeit in dem Polymer abhängig. Ein vollständiges Lösen oder Einschließen in dem kristallisierenden Polymer wäre mit Spezies von relativ niedrigem Molekulargewicht wie Steroiden möglich. Alternativ könnte ein Einschließen von anhängenden Seitenketten polymerunlöslicher, größerer biologisch aktiver Moleküle wie Proteine für ihre Immobilisierung in der Nachbarschaft der Polymeroberfläche sorgen, wo eine fortdauernde, aber physikalisch immobilisierte biologische Aktivität auftreten könnte. Die endgültigen Polymereigenschaften würden dann eine Funktion der Konzentration des Zusatzes des biologisch aktiven Mittels und seiner kumulativen Wirkung auf die Polymerketten-Wechselwirkungen werden.
Die relativ geringen Temperaturen, bei denen die Filamente des Gewebes einen eigenständigen Zusammenhalt bilden, ergeben zusätzlich eine Gelegenheit für die einzigartige Fähigkeit, feste Einschlüsse in die Zwischenräume des Gewebes während seiner Bildung einzubringen und gleichmäßig zu verteilen. Zusätzlich einzigartig ist die Fähigkeit der leichten Zugabe von Feststoffen, die größer sind als die Poren des Gewebes, die Schmelztemperaturen oder Verformungstemperaturen besitzen, die zu möglicherweise schwerer Verformung unter Filament-Ablegebedingungen oder -Bindungsbedingungen bei höheren Temperaturen führen würden oder die sich in den Lösungsmitteln, die bei Trockenspinnverfahren zur Gewebeherstellung auf Lösungsmittelbasis verwendet werden, lösen würden. Solche festen Einschlüsse könnten sich in der Form von Mikrokugeln oder von beschichteten oder unbeschichteten Teilchen, die ein oder mehrere biologisch aktive Mittel enthalten, befinden. Ein derartiger Weg überwindet übliche Probleme einer ungleichmäßigen Verteilung von Teil chen, wenn sie in vollständig ausgebildete Gewebe eingebracht werden, insbesondere in jene, bei denen die beabsichtigte Anwendung eine begrenzte oder eingeschränkte Porengröße vorschreibt.
Der Gegenstand der vorliegenden Erfindung kann daher irgendeines der oben definierten biologisch aktiven Mittel in einer Beschichtung an einer Außenoberfläche des Gewebes, einer Beschichtung an den Innenoberflächen der Hohlräume des Gewebes, in dem oder als feste Einschlüsse in dem Gewebe oder als eine Komponente des Filamentmaterials inkorporieren.
Unbegrenzte (3-d) Gewebedicke
Man geht davon aus, dass die erfindungsgemäßen Gewebe wegen den Eigenschaften der Selbst-Kohäsion und der Faserintegration, in Kombination mit der Beseitigung jedes Bedarfs an Kompressionsverarbeitungs-Erfordernissen, überlegenere Gewebedicke-Eigenschaften liefern als sie gegenwärtig erreicht werden können, wenn konventionelle Schmelzglas- oder Spinnbindungs-Verfahren für ungewebte Materialien verwendet werden. Die Tatsache, dass das Gewebe eigenständig zusammenhält während es gebildet wird, sorgt für eine sofortige Bindung zwischen den Fasern, worauf zusätzliche, entsprechend gebundene Faserlagen aufgebracht werden können, um ohne Erfordernis der Anwendung von Klebstoffen oder Bindemitteln oder Heißkompressionsverfahren ein unverzüglich zusammenhaltendes Gewebe herzustellen. Folglich verhindern bei Polymersystemen, die leicht zu einer amorphen homogenen Phase abschrecken, nur vorrichtungsbedingte Abmessungsbeschränkungen die Erlangung eines Gewebes unbegrenzter Dicke, das sich kontinuierlich aufbaut und an die darunterliegenden Schichten bindet.
Eine derartige Fähigkeit sorgt für die einfache Herstellung dicht gepackter dreidimensionaler Gefüge auf der Basis poröser Fasergewebe, die unter Verwendung von auf Kompression basierenden unerfahren für ungewebte Materialien schwierig herzustellen wären.
Gestaltbare Gewebe
Die Aufrechterhaltung des duktilen und formbaren amorphen nicht-kristallinen und homogenen ungeordneten Zustands, der nach der Gewebebildung und vor irgendeiner Phasentrennung und Kristallisation erwartet wird, kann durch schnelles Abkühlen des gebildeten Gewebes auf eine Temperatur unter die T_odt oder die T_g des mischbaren Systems erzielt werden. Wenn die Schmelze und das Gewebe mit ausreichender Schnelligkeit abgekühlt werden, begrenzen die verringerten Temperaturen die Kettenbeweglichkeit und bringen in der Folge jeden weiteren Fortschritt beim Ordnen und der Phasentrennung eines Blockcopolymer-Systems und, wenn es aus teilkristallinen Polymerkomponenten besteht, jede nachfolgende Kristallisation dieser Komponenten zum Stillstand. Man würde erwarten, dass ein derartiges Ordnen der Blockcopolymer-Phasen insbesondere in Polymersystemen im glasartigen Zustand unterhalb der Glasübergangstemperatur der Homopolymer-Bestandteile eingeschränkt wäre. Es kann erwartet werden, dass derartige abgesenkte thermische Bedingungen einen solchen amorphen homogenen Zustand unbegrenzt aufrecht erhalten bis die Temperaturen erhöht werden und die Kettenbeweglichkeit ausreichend wächst, um für Ketten-Umorganisation und Kristallisation zu sorgen.
Wenn solche Bedingungen aufrecht erhalten werden und eine minimale bis keine Kristallisation vorhanden ist, kann das erzeugte duktile, formbare und gestaltbare, im wesentlichen amorphe Gewebe nachfolgend bei Temperaturen über seiner T_odt zu praktisch jeder gewünschten Form, in die es gebracht wer den kann, gestaltet werden. Dies kann zu verschiedenen Zeiten und an verschiedenen Stellen unternommen werden, die von Herstellungsverfahren, die der Gewebebildung unmittelbar folgen, bis zum Endverbraucher reichen, vorausgesetzt, dass Vorkehrungen zur Verhinderung der Mikrophasen-Trennung und Kristallisation für das verwendete Polymersystem getroffen werden.
Zusätzlich kann wiederum eine Bindung ähnlich abgeschreckter und im wesentlichen amorph gehaltener Gegenstände erreicht werden durch Erhöhen der Temperatur der zu verbindenden Gegenstände über die Ordnung- Unordnung-Umwandlungstemperatur des homogenen Systems mit einer einzigen, aber trennbaren Phase. Sobald die T_odt überschritten ist, kann ein physischer Kontakt, der ausreichend ist, um zwischen ähnlichen amorphen Gegenständen eines ähnlichen Zustands ein Mischen zwischen den Oberflächen zu erzeugen, zu einer autogenen Bindung zwischen jenen Gegenständen führen. Eine derartige Bindung zwischen Gegenständen kann zusätzlich zu der Bindung zwischen Fasern, die in den Geweben bereits erreicht ist, vorliegen.
Wenn die gewünschte Form des gestaltbaren Gegenstands erreicht ist, können andere Verfahren als direkte Wärme verwendet werden, um eine Mikrophasen-Trennung und eine nachfolgende Kristallisation des Gewebes einzuleiten. Ein derartiges Mikroordnen des Gefüges kann alternativ mittels Erhöhen der Kettenbeweglichkeit durch die Verwendung von Plastifizierungsmitteln, die die Kettenbewegung in dem verfestigten amorphen Polymer erleichtern, erreicht werden. Derartige Mittel können an jedem Punkt vor, während oder nach Einführen in die Schmelze in dem Polymer untergebracht werden. Eine solche Plastifizierung oder Polymerschmierung kann zusätzlich bewirkt werden durch die Anwendung eines ausreichend durchdringungsfähigen flüchtigen Lösungsmittels wie Aceton, das in die Zwischenräume des verfestigten Polymers eindringt, um temporäres gleitfähig werden der Polymerketten zu bewerkstelligen, das dann die Molekularbewegung und einen Übergang in den stabileren kristallisierten oder geordneten Zustand erleichtert. Die Kettenbewegung kann auch durch die Anwesenheit von Feuchtigkeit erleichtert werden, die auch mit Wärme verbunden werden kann, wie in dem Fall, wenn ein Gewebe in vivo Blut ausgesetzt wird oder in vitro Kochsalzlösungen, die bei 37°C gehalten werden, ausgesetzt wird.
Medizinische Anwendungen eigenständig zusammenhaltender Gewebe
Die Vielfalt von Formen, die aus den in dieser Erfindung verwendeten Geweben gewonnen werden kann, vermag, wenn sie aus bekannten biologisch verträglichen polymeren Komponenten unter geeigneter Steuerung, die Fachleuten bekannt ist, gefertigt wird, für implantierbare Anwendungen wie in Membranen, die zum Lenken der Regenerierung von wegen periodontaler Erkrankung verlorenem Gewebe verwendet werden, genutzt zu werden. Obwohl manche der vorgenannten strukturellen und physikalischen Vorteile einer eigenständig zusammenhaltenden ungewebten Endlosfilament-Gewebekomponente festgestellt werden können, wenn sie in einer implantierbaren Vorrichtung, die aus einem nicht-bioresorbierbaren Polymersystem gefertigt ist, verwendet wird, sind die Vorteile eines eigenständig zusammenhaltenden Gewebes, das aus einer einzigen Schmelz-Zusammensetzung hergestellt wurde, wegen der erwarteten Konsistenz seiner mechanischen Abbaueigenschaft während des gesamten Bioabsorptionsprozesses in biologisch absorbierbaren implantierbaren Polymersystemen von besonderem Vorteil.
Im Falle biologisch resorbierbarer Materialien wird ein zusätzlicher Vorteil mit der Beseitigung zugesetzter Bindemittel oder Klebstoffe gewonnen, die dazu gedacht sind, dem Gewebe Kohäsionsfestigkeit zu verleihen, aber die letztendliche biologische Auflösung eines zusätzlichen Materials, und daher eine biologische Reaktion, beim Abbau erfordern. Die Rückführung einer implantierbaren Vorrichtung auf eine einzige Gefügezusammensetzung schafft den technischen Vorteil, ein einziges Bioabsorptionsprofil zu liefern; anders als die Alternative, in vivo den Verlust mechanischer Eigenschaften in Gefügeteilen, die unterschiedliche Zusammensetzungen und folglich unterschiedliche Bioabsorptionsmuster besitzen, abstimmen zu müssen.
Folglich verbleibt ein Bedarf an einem biologisch resorbierbaren Membranmaterial zur Verwendung in Säugetier-Anwendungen, das ausreichend Porosität liefert, um für Einwachsen und Anhaften von Gewebe zu sorgen, ausreichende Zellsperreigenschaften besitzt, um eine Trennung von Gewebetypen aufrecht zu erhalten, und ausreichende Steifheit behält, um den erforderlichen Raum zu schaffen, um eine Knochenregenerierung in der behandelten schadhaften Stelle zu erlauben. Von besonderer Wichtigkeit ist es, dass die Membran genügend Anpassungsfähigkeit liefert, um sich nach den Umrissen des die schadhafte Stelle umgebenden Knochens zu formen. Folglich ist es besonders vorteilhaft, wenn das Material bei Bedarf in für die Knochenumrisse, die die behandelte schadhafte Stelle umgeben, spezifischen Formen gestaltbar oder formbar ist und dann, wenn es an Ort und Stelle ist, steif wird, um eine Beibehaltung des gewünschten Raums proximal zu der schadhaften Stelle sicherzustellen. Formbarkeit ist wünschenswert, um das Material in die gewünschten Umrisse des regenerierten Knochens zu formen. Steifheit ist wünschenswert, um den Raum, in dem Knochenwachstum gewünscht wird, zu erhalten.
Die bei der Erfindung verwendeten porösen Gewebe, wie hergestellt, sind während der Herstellung oder zu jeder Zeit vor der Mikrophasen-Trennung und Kristallisation zu einer Vielfalt von Gestalten formbar. Dies stellt einen Aspekt der Erfindung dar. Die Erfindung betrifft die Verwendung derartiger Gewebe in implantierbaren medizinischen Vorrichtungen in verschiedenen Abmessungsformen für eine Vielfalt von Anwendungen. Das betreffende Material bedeckt eine schadhafte Knochenstelle in einem Säugetier, um die schadhafte Stelle vor dem Einwachsen von anderem Gewebe als Knochengewebe zu schützen. Das Material kann geschabt oder zugeschnitten werden, dann "Erstarren", oder zuerst "Erstarren" und dann zu einer bestimmten wünschenswerten Form geschnitten, geschabt oder zugeschnitten werden.
Zusätzlich kann das in der gegenwärtigen Erfindung verwendete, eigenständig zusammenhaltende Gewebe als eine Komponente in einem Mehrkomponenten-Aufbau verwendet werden, wie einem Aufbau ähnlich demjenigen des Resolut^® Regenerative Material, wie beschrieben in PCT Nr. WO92/10218. Bei jenem Aufbau gibt es eine zellenabschließende Schicht aus einem Bestandteil zwischen zwei porösen Faserschichten aus einem anderen Bestandteil, um für das Einwachsen und Anhaften von Gewebe zu sorgen, ohne es Zellen zu erlauben, durch die Ebene der Membran hindurch zu dringen. Das bei der gegenwärtigen Erfindung verwendete, eigenständig zusammenhaltende Gewebe kann verwendet werden, um den porösen, gewebeeinbauenden Bestandteil zu liefern, der dann an jede Seite einer zellenabschließenden Schicht, die von einem anderen Bestandteil geliefert wird, laminiert werden kann.
Beispiele
Beispiel 1 – Herstellung von Gewebe
67% Poly(glycolid) 33% Poly(trimethylencarbonat) (w/w, Gewicht/Gewicht)-Triblockcopolymer wurde von Davis & Geck (Danbury, Connecticut) erworben – Artikel Nr. 10-CV-9433. Dieses bioresorbierbares Copolymer wird von Davis & Geck allgemein als Polyglyconat bezeichnet.
Näherungsweise 25 mg des erworbenen Copolymers wurden in 25 ml Hexafluorisopropanol (HFIP) gelöst. Es wurde gefunden, dass die hergestellte verdünnte Lösung eine inhärente Viskosität (IV) von 1,53 dl/g besaß, wenn sie unter Verwendung eines Cannon-Ubelodde-Viskosimeters, eingetaucht in ein Wasserbad von 30°C (+/- 0,05°C), gemessen wurde.
Näherungsweise 10 mg des erworbenen Copolymers wurden in eine DSC-Probenschale aus Aluminium gegeben, abgedeckt und unter Verwendung eines Perkin-Elmer DSC 7, das ausgestattet war mit einer Intracooler II-Kühleinheit, die in der Lage ist, eine Probenkühlung bis zu Temperaturen von –40°C zu liefern, analysiert. Nach zwei Minuten langem Vorkonditionieren der Probe bei 180°C wurde die Probe mit der maximalen von dem Gerät gelieferten Geschwindigkeit (Einstellung – 500°C/min) abgekühlt und mit einer Durchlaufgeschwindigkeit von 10°C/min von –40°C bis 250°C durchlaufen lassen. Nach Beendigung dieses anfänglichen Durchlaufs wurde die Probe sofort mit der maximalen von dem Gerät gelieferten Geschwindigkeit (Einstellung –500°C /min) abgekühlt. Ein zweiter ähnlicher Durchlauf wurde an derselben Probe über denselben Temperaturbereich unternommen. Nach Beendigung des Durchlaufs und thermischem Halten bei 250°C für fünf Minuten wurde die Probe erneut mit der maximalen von dem Gerät gelieferten Geschwindigkeit abgekühlt und ein dritter Durchlauf unternommen.
Jeder Durchlauf wurde analysiert hinsichtlich der beobachteten T_g, T_odt, Kristallisations-Exotherme und Schmelz-Endotherme. Die Ergebnisse sind in der folgenden Tabelle zusammengefaßt.
Näherungsweise 100 g des pelletisierten Copolymers, wie ausgeliefert, wurden über Nacht unter Vakuum bei 130°C erhitzt. Bei Beendigung ließ man dann das vakuumgetrocknete Polymer in einen Randcastle-Schneckenextruder von 1/2 Inch mit angebrachtem J. J. Jenkins-Faserspinneinsatz einspeisen. Nachdem es zu guter Letzt auf eine Temperatur von 225°C des Mundstücks oder Spinneinsatzes 101 erwärmt worden war, trat das geschmolzene Copolymer dann durch den Boden einer Spinneinrichtung 102 mit 7 Austrittsöffnungen, bestehend aus Mundstücköffnungen von 0,381 mm (0,015 Inch) Durchmesser, angeordnet in Form eines Kreises mit näherungsweise 2,16 cm (0,85 Inch) Durchmesser, aus dem System aus.
Wie aus 1 ersichtlich ist, war ein einstellbarer Arm, der einen Transvektor^® 103 Vortec Modell 902 (Vortec Corporation – Cincinnati, Ohio, USA) hielt, unterhalb der Basis der Spinneinrichtung 102 angeordnet, wobei die Oberseite des Transvektor-Einlasses mit einem Abstand 104 von näherungsweise 3,8 cm (1,5 Inch) unter den Mundstücköffnungen zentriert war. Der Transvektor wurde an eine druckbeaufschlagte Luftquelle von Raumtemperatur (20–25°C), die auf näherungsweise 30 psi einreguliert war, angeschlossen. Bei Betrieb zieht die druckbeaufschlagte Luft, die in den Hals des Transvektors eingeführt und in ihm beschleunigt wird, zusätzliche Luft aus dem Bereich des Mundstücks mit mehreren Austrittsöffnungen in den Einlaß hinein.
Das Polymer wurde in den Schneckenextruder und durch den Spinneinsatz 101 und die Spinneinrichtung 102 gespeist, wobei es schließlich als eine Schmelze in Form von sieben einzelnen Filamenten 105 durch das Mundstück austrat. Als die Filamente 105 durch den in den Transvektor-Einlaß eintretenden Luftstrom beeinflußt wurden, wurden die Filamente durch den Transvektor 103 mit einer signifikant höheren Geschwindigkeit beschleunigt als ohne die vorgesehene Mitnahme durch Luft. Die beschleunigten Filamente 105 wurden dann auf einem Siebstoff-Sammelband 106, das in einem Abstand 107 von 56 cm (22 Inch) von dem Transvektor-Auslaß angebracht war und sich mit der Geschwindigkeit von näherungsweise 23 cm/min (0,75 Fuß pro Minute) bewegte, angesammelt. Das sich ergebende Fasergewebe 108, das sich auf dem Sammelband 106 ansammelte, besaß entlang der Richtung der Bandbewegung eine relativ konsistente Höhe, während sich die Menge der angesammelten Filamente an jeder Seite der Mittellinie bei Betrachtung in Übereinstimmung mit der Bandbewegungsrichtung in der Höhe verringerte.
Nach mehr als 10 Sekunden Abkühlen bei Raumtemperatur wurde das Gewebe von dem Stoffband entfernt und untersucht. Es wurde gefunden, dass der erhaltene Gegenstand ein tastbar geschmeidiges, zusammenhaltendes Fasergewebe war, wobei einzelne Faserbestandteile nicht von dem Gewebe auszufransen oder sich von dem Gewebe zu trennen schienen, wenn es einer gemäßigten Handhabung unterzogen wurde. Die Filamente waren vermengt und an Kontaktpunkten verbunden.
Beispiel 2 – Charakterisierung des Gewebes von Beispiel 1
Filament-Durchmesser
Eine Probe des in Beispiel 1 hergestellten kohäsiven Gewebes wurde unter Verwendung von sowohl Lichtmikroskopie als auch Rasterelektronenmikroskopie (SEM, scanning electron microscopy) bei Vergrößerungen zwischen 20 × und 1000 × (siehe beispielsweise 2) betrachtet. Es wurde gefunden, dass das untersuchte Gewebe aus Fasern bestand, die im Durchmesserbereich von näherungsweise 20 bis 100 μm lagen.
Gewebebindungseigenschaften
Eine weitere Untersuchung der Kontaktpunkte zwischen den Fasern unter Verwendung von sowohl Lichtmikroskopie als auch SEM bei 1000 × zeigte, dass die Fasern des Gewebes einander mit begrenzter Verzerrung oder Verformung der zylindrischen Form oder Art der sich berührenden Fasern physisch überkreuzten. Es wurde angenommen, dass diese beobachtete physische Überkreuzung und der Kontakt zwischen den Fasern eine autogene Selbst-Kohäsion war, da dem Copolymer weder vor noch während noch nach dem in Beispiel 1 beschriebenen Extrusionsverfahren Klebebindemittel oder Klebezusätze zugegeben worden waren.
Kein merkliches Zerfasern
Eine visuelle Untersuchung offenbarte auch minimales Zerfasern oder Herausragen einzelner Fasern aus den Grenzflächen des hergestellten Gewebes. Dieser Zustand blieb nach thermischem Konditionieren bei 75°C und mäßiger Handhabung des Gewebes erhalten.
Inhärente Viskosität
Näherungsweise 29 mg des hergestellten kohäsiven Gewebes wurden in 25 ml Hexafluorisopropanol (HFIP) gelöst. Es wurde gefunden, dass die hergestellte verdünnte Lösung bei Messung unter Verwendung eines Canon-Ubbelohde Viskosimeters, eingetaucht in ein Wasserbad von 30°C (+/- 0,05°C), eine inhärente Viskosität (IV) von 0,97 dl/g hatte. Folglich wurde beobachtet, dass die IV während der Verarbeitung von dem Ausgangswert von 1,53 dl/g in dem pelletisierten Copolymer auf einen Wert von 0,97 dl/g in dem hergestellten Gewebe gefallen war.
Thermische Eigenschaften
Von dem in Beispiel 1 hergestellten Gewebe wurde eine geeignet bemessene Probe erhalten, um ihre thermische Analyse unter Verwendung eines DifferenzialscanningkalorimetersDSC7 von Perkin Elmer zu erlauben. Der Durchlauf wurde mit 10°C/min durchgeführt, und die Temperatur des Geräts wurde mit einer Intracooler 11-Kühleinheit gemäßigt. Es wurde ein einziger Durchlauf zwischen –20°C und 250°C durchgeführt, wobei die erhaltenen Ergebnisse wie folgt waren:
Die berichtete T_odt 111 tritt am Wendepunkt zwischen den unterschiedlichen Höhen der Wärmekapazität auf, kenntlich durch eine Abweichung von größer als 0,1 Joule pro Gramm-Grad Celsius (J/g*°C) in der Grundlinie des Diagramms. Diese T_odt 111 tritt bei einer Temperatur zwischen den T_g's der jeweiligen Homopolymere auf und wird durch die Fox-Gleichung grob angenähert. In diesem speziellen Beispiel zeigte die Gewebeprobe eine Ordnung-Unordnung-Umwandlung bei näherungsweise 16°C und eine Kristallisationsexotherme 112, die bei näherungsweise 70°C begann. Vollständige Proben-Kristallinität wird als proportional zu der Fläche unter der Schmelzendotherme 113 betrachtet, quantitativ ausgedrückt durch die Enthalpie in Joule/Gramm (J/g). Die allgemeinen Charakteristika eines thermischen Diagramms dieses Gewebes können in 3 betrachtet werden.
Zugfestigkeit
Nach Konditionieren eines passend bemessenen Abschnitts des in Beispiel 1. hergestellten Gewebes bei 75°C für 30 Minuten mit der Absicht, die Mikrophasen-Trennung und Kristallisation der Probe sicherzustellen, wurde dann ein Teil des konditionierten Gewebes auf die in 4 dargestellte Testabmessung geschnitten. Die Testprobe wie geschnitten besitzt eine Länge 121 von 0,150 Inch (13,2 mm), die mit einem Radius 122 von 0,375 Inch (9,5 mm) von Punkten, die 0,45 Inch (11,4 mm) von jeder der beiden Seiten der Mittellinie der Probe in Längsrichtung zentriert sind, beschnitten wird. Dies führt zu einer Probenbreite 123 von 0,150 Inch (3,81 mm), die dann hinsichtlich ihrer jeweiligen Dicke vermessen wird und dann in dem Zugprüfgerät mit einem Einspannklammer-Trennabstand von 5,0 mm angebracht wird. Die Meßlänge in dieser Probe wird als mit der Einspannlänge von 5,0 mm gleich betrachtet. Wenn die Probe mit einer konstanten Zugstangenkopfgeschwindigkeit von 50 mm/min der Zugprüfung unterzogen wurde, fand man, dass das thermisch konditionierte Gewebe bei Maximallast eine Zugspannung von 0,5 kg/mm² (4,9 MPa) hatte, wenn es nach einstündigem Vorkonditionieren bei 37°C in gepufferter Kochsalzlösung getestet wurde. Für den Young'schen Elastizitätsmodul für dieselben Proben wurde 1,17 kg/mm² (11,5 MPa) gefunden, und er reichte von 0,5 kg/mm² (4,9 MPa) bis 1,6 kg/mm² (15,7 MPa).
Gurley-Steifheit
Das in Beispiel 1 hergestellte Gewebe wurde für näherungsweise 9 Monate unter gekühlten Bedingungen von näherungsweise 3 bis 5°C gehalten. Zu der Zeit wurde das Gewebe aus der Kühlung entnommen, und es wurde eine Reihe von Proben von 2,54 × 1,27 cm (1,0 × 0,5 Inch) geschnitten. Die Steifheit dieser vorher unter Kühlung gelagerten, unkonditionierten Proben wurde dann unter Verwendung des Gurley-Steifheitstests, der in dem INDA-Standardtestverfahren Nr. IST 90.2-86 beschrieben ist, unter Verwendung eines von Gurley Precision Instruments, Inc., Troy, N. Y., USA erhältlichen Gurley-Steifheit-Testgeräts bestimmt. Nach Beendigung des Tests wurden dieselben Proben dann eine Stunde lang durch Eintauchen in phosphatgepufferte Kochsalzlösung bei 37°C konditioniert. Die Werte für sowohl die Gurley-Steifheit als auch die angepaßte Gurley-Steifheit (Gurley-Steifheit dividiert durch das Gewicht des Probengewebes) werden in der folgenden Tabelle sowohl für die konditionierten als auch die unkonditionierten Proben vorgelegt.
Für jede Probe führte ein Konditionieren bei 37°C zu einer Erhöhung der Steifheit auf das mindestens 4-fache des unkonditionierten Gewebes. Dies zeigt die Veränderung der Gewebesteifheit, die bei der Umwandlung zwischen dem ungeordneten amorphen und dem festen geordneten kristallinen Zustand auftritt.
Dichte
Drei Proben von 1,27 cm (0,5 Inch) Durchmesser des Gewebes wurden erworben und sowohl ihre scheinbare Dicke als auch ihre Gesamtdicke und Gewicht wurden bestimmt. Es wurde gefunden, dass die sich ergebende Volumendichte der drei Proben 0,28, 0,27 und 0,32 g/cm³ betrug, während die Flächendichte der drei Proben 26,1, 29,3 bzw. 28,8 mg/cm² betrug.
Langzeit-Aufrechterhaltung des ungeordneten Zustands
Nach näherungsweise zwei Jahren gekühlter Lagerung (Temperatur zwischen 0 bis 5°C gehalten) wurde die Gewebeprobe hervorgeholt, und näherungsweise 10 mg des Gewebes wurden in eine DSC-Probenschale gebracht, abgedeckt und unter Verwendung eines Perkin-Elmer DSC 7, das mit einer Intracooler II-Kühleinheit ausgestattet war, die in der Lage war, für eine Probenkühlung auf Temperaturen von bis –40°C zu sorgen, analysiert. Nach ihrer Einbringung wurde die Probe sofort mit einer Durchlaufgeschwindigkeit von 10°C/min von –40°C bis 250°C abgetastet. Die erhaltenen Ergebnisse sind in der folgenden Tabelle zusammengefaßt.
Die berichtete T_odt von 13°C zeigt ihre Abweichung von den T_g-Werten von 37 bis 39°C, die von dem PGA-Homopolymer erwartet wird, und der T_g von –15°C, die von dem TMC-Homopolymer erwartet wird, und liefert folglich einen Hinweis darauf, dass in dieser speziellen Probe ein Zustand von zumindest teilweiser Phasen-Mischbarkeit erreicht und aufrecht erhalten wurde.
Beispiel 3 – Gestalten (Formen) von Gewebe in Wasser von 37°C
Bogenform
Nach über 24 Monaten dauerhafter Lagerung unter gekühlten Bedingungen wurde von dem in Beispiel 1 beschriebenen und in Beispiel 2 charakterisierten Gewebe ein Abschnitt von 2,5 cm × 2,5 cm erhalten. Der Gewebeabschnitt wurde zu einem Bogen geformt und so gehalten, dass die Außenkanten des Bogens durch einen Abstand von näherungsweise 0,7 cm getrennt waren. Dieser Abstand soll der Breite einer Unterkieferleiste angenähert sein. Der Gewebeabschnitt wurde dann in ein Wasserbad von 37°C eingetaucht, während seine erzwungene Bogenform beibehalten wurde. Nach 10 Minuten Eintauchen bei 37°C wurde das Teil sowohl aus dem Bad entfernt als auch von dem Zwang befreit und auf Raumtemperatur zurückkehren lassen. Es wurde gefunden, dass das Gewebe bei der Entfernung seine gebogene Form beibehalten hatte.
Das vorgeformte Gewebe wurde dann festgehalten, so dass der Abstand zwischen den entgegengesetzten Außenkanten näherungsweise 2,0 cm auseinanderlag. Das festgehaltene Gewebe wurde dann wieder in das Wasserbad von 37°C eingetaucht. Beim Herausholen nach 10-minütigem Eintauchen und Beseitigung der Zwangshaltung wurde gefunden, dass das Gewebe zu der Breite des ursprünglichen Bogens, bei dem die entgegengesetzten Außenkanten durch einen Abstand von näherungsweise 0,7 cm getrennt waren, zurückgekehrt war.
Das vorgeformte gebogene Gewebe wurde dann in eine flache ebene Lage gebracht und danach näherungsweise 30 Sekunden lang in der Stellung festgehalten. Es wurde gefunden, dass das Gewebe zu seiner ursprünglichen gebogenen Gestalt zurückkehrte.
Röhrenform
Von demselben Gewebe, wie es in Beispiel 1 beschrieben ist, wurde nach über 24 Monaten dauerhafter Lagerung unter gekühlten Bedingungen ein Abschnitt von näherungsweise 2,5 cm × 2,5 cm erhalten. Der Abschnitt wurde um einen Dorn von 0,7 cm Durchmesser gewickelt, so dass ein Ende der Membran die Röhre mit näherungsweise 0,25 cm lose überlappte. Dann wurde auf den Be reich der Überlappung ausreichend Druck ausgeübt, um eine visuell beobachtbare Selbstbefestigung zwischen den zwei überlappenden Rändern des Gewebes zu schaffen.
Das nun röhrenförmige Gewebegefüge und der Dorn wurden dann 10 Minuten lang in das Wasserbad von 37°C eingetaucht. Nach der Entfernung wurde das Gewebe von dem Dorn entfernt und beobachtet, dass es seine röhrenförmige Gestalt beibehielt. Der nun verfestigte, locker überlappende Bereich wurde von der Röhre abgeschnitten. Es wurde gefunden, dass das erzeugte röhrenförmige Gefüge einem Kollabieren widerstand, wenn schwacher bis mäßiger Fingerdruck ausgeübt wurde. Wenn jedoch ausreichend Fingerdruck ausgeübt wurde, um ein Kollabieren der Röhre zu entwickeln, führte die Befreiung von dem Druck zur weitgehenden Rückkehr in die ursprüngliche röhrenförmige Gestalt.
Thermische Analyse
Die thermischen Eigenschaften des Überlappungsbereichs dieser bei 37°C konditionierten Membran wurde in einer Weise ähnlich derjenigen, die in Beispiel 2 beschrieben ist, untersucht. Es wurde gefunden, dass weder eine beobachtbare T_odt bei 16°C festgestellt werden konnte, noch eine erkennbare Exotherme nahe 70°C identifizierbar war. Eine T_g von TMC bei näherungsweise –15°C konnte in dem Diagramm festgestellt werden. Numerische Ergebnisse sind in der folgenden Tabelle zusammengefaßt und zeigen, dass die Probe vollständig kristallisiert ist:
Beispiel 4 – Synthese und Extrusion von PGA : TMC-Triblock

a) Ein PGA : TMC-Triblockcopolymer wurde synthetisiert. Alle Synthesearbeiten einschließlich Vorreinigung, Nachreinigung, Auspacken des Ausgangsmaterials, Umpacken und das Abpacken des Polymers wurden in einem Reinraum der Klasse 10000 ausgeführt. Jegliche das Material kontaktiertende Ausrüstung einschließlich umgebender Komponenten wurde mit Isopropanol unter Verwendung eines teilchenfreien Wischschwamms sorgfältig gereinigt. Alle Reinigungen wurden zwei Stunden vor der Reaktion durchgeführt, um ein vollständiges Trocknen zu ermöglichen. Ein 1 Liter-Reaktionskessel wurde mit einem geschwindigkeitsregulierbaren mechanischen Rührer mit großem Drehmoment, einem temperaturregulierten Heizsystem (ein Thermoelement wurde im Inneren des Reaktionskessels angebracht) und einem Einlaß und Auslaß für trockenen Stickstoff ausgestattet. Während des Verlaufs des Experiments wurde wasserfreier Stickstoff mit minimaler Strömungsrate in den Reaktionskessel eingelassen. Der Reaktionskessel wurde unter Stickstoff auf 165°C vorgeheizt. In einem Becher wurden Trimethylen-carbonat (Bl Chemicals, wie erhalten, 150,0 g), Glycolid (BI Chemicals, wie erhalten, 6,00 g) mit Diethylenglycol (Aldrich, wie erhalten, 0,051 ml) beladen. Das Gemisch wurde bis zum Schmelzen erwärmt und dann in den Kessel überführt. SnCl₂ × 2H₂O (Aldrich Chemicals, Milwaukee, WI, USA, wie erhalten, 0,017 g) wurde ebenfalls in den Kessel eingebracht. Das geschmolzene Gemisch wurde bei 185°C unter Stickstoff mit mäßiger Rührgeschwindigkeit gerührt. Die Polymerisation fand in 20 Minuten statt, gezeigt durch Beobachtung einer Erhöhung der Viskosität. Das viskose Polymer wurde unter denselben Bedingungen für weitere 40 Minuten gerührt. Glycolid (BI Chemicals, wie erhalten, 344,0 g) wurde zugegeben und die Temperatur wurde nun auf 230°C eingestellt. Es wurde beobachtet, dass die Polymerisation in 20 Minuten stattfand. Das geschmolzene Polymer wurde dann bei 230°C unter Stickstoff für weitere 40 Minuten gerührt. Das Polymer wurde entnommen. Es verfestigte sich beim Abkühlen auf Raumtemperatur. Hellbraunes Polymer wurde erhalten, zu kleinen Pellets zerkleinert und in einem pyrogenfreien Kunststoffbeutel verpackt.
b) Triblockgewebe-Extrusion – Das für dieses Experiment verwendete Extrusionssystem war ein im Hause hergestelltes Ram- oder Spritztopfsystem. Dieser Systemtyp wird typischerweise in der Faserspinnindustrie zum Experimentieren und zur Analyse unter Verwendung relativ kleiner Mengen an Polymer eingesetzt. Das im größten Umfang verwendete, im Handel erhältliche Beispiel dieses Typs von Extruder wird hergestellt von Alex James & Associates, Greenville, S. C.. Der James-Extruder unterscheidet sich von dem im Hause hergestellten hauptsächlich im Antriebsmechanismus. Das System des Hauses benutzt einen hydraulischen Antrieb, während das James-System zahnrad-getrieben ist unter Verwendung eines DC-Antriebs. Beide Systeme unterscheiden sich von typischer Ausrüstung zum Spinnen synthetischer Fasern in erster Linie durch das Verfahren der Polymerzuführung. In einem Ram-System wird das Polymer auf eine gegebene Temperatur vorgeschmolzen und durch Verwendung eines Preßkolbens durch eine Öffnung gedrängt. Natürlicherweise gibt es wenig Temperaturregelung oder Vermischen und das Verfahren ist nicht kontinuierlich. In einem Schneckenextrusions-System wird das Polymer in die Schnecke eingespeist und über die Länge der Schnecke komprimiert und vermischt. Temperatur wird in erster Linie durch Widerstandsreibung entlang des Zylinders erzeugt und durch die Verwendung eines Zylinder-Heizsystems und -Kühlsystems kontrolliert. Dies ist ein System für kontinuierliche Verfahren.

Der bei der Durchführung dieser Extrusion verwendete, hydraulisch angetriebene Ram-Extruder hat einen Zylinder und Preßkolben von ein Inch Durchmesser. Es wurde eine Sieben-Filament-Spinndüse mit einem Einzelfila ment-Durchmesser von 0,381 mm (0,015 Inch) verwendet. In dem Zylinder und der Spinndüse wird die Wärme geregelt. Ein Transvektor mit Auslaßabmessungen von 32 mm Durchmesser und einer Länge von 1 cm wurde verwendet, um die Fasern auf ein Endlossammelband zu blasen.
Das in Teil A synthetisierte PGA : TMC wurde granuliert und dann 15 Stunden bei 132°C vakuumgetrocknet. 39 g Polymer wurden in den Extruder gebracht, wobei der Zylinder und die Spinndüse auf 225°C vorgeheizt waren. Vor dem Beginn des Extrusionsverfahrens ließ man das Polymer für eine Dauer von 30 Minuten schmelzen. Der Transvektor wurde unmittelbar unter der Mundstückvorderseite mit einem Abstand von 1,91 cm (0,75 Inch) von der Vorderseite zu der Oberseite des Transvektor-Einlasses angebracht. Dem Lufteinlaß des Transvektors wurde komprimierte Luft bei einem Druck von 0,24 MPa (35 psig) zugeführt. Auf den Ram wurde ein hydraulischer Druck von 1,38 MPa (200 psi) ausgeübt, um das Polymer durch die Spinndüse zu drängen, und das Sammelband wurde eingeschaltet. Dies veranlaßte die durch die Kraft der Transvektor-Luftgeschwindigkeit ausgezogenen Fasern, willkürlich ein durchgehendes Gewebe von näherungsweise 5,08 cm (2 Inch) Breite zu bilden. Die einzelnen Fasern bildeten an Kontaktpunkten kohäsive Bindungen, wobei ein eigenständig zusammenhaltendes Gewebe erzeugt wurde. Der mittlere Faserdurchmesser für fünf Proben wurde bei 29,2 μm gemessen.
Beispiel 5 – Charakterisierung des Triblocks von Beispiel 4b
Das in Beispiel 4b hergestellte Gewebe wurde dann mit den folgenden Ergebnissen untersucht:
Zugprüfung
Die Zugprüfung wurde an dem gewonnenen Gewebe in einer Weise durchgeführt, die der in Beispiel 2 oben beschriebenen ähnelte. Es wurde gefunden, dass die beobachtete Zugspannung des hergestellten Gewebes in dem Bereich von 0,27 bis 0,62 kg/mm² (2,6 bis 6,1 MPa) lag.
Beispiel 6 – Formbare Anbringung im Hund
Einem vorher zur Euthanasie vorgesehenen Versuchshund wurde die geeignete Menge an Narkosemittel verabreicht, gefolgt von der Entfernung aller Zähne im linken Unterkieferquadranten. Dann wurde der Zahnfleischlappen unter Verwendung einer chirurgischen Medianschnitt-Technik zurecht gemacht. Dann wurde ein Unterkieferschaden vom Satteltyp hergestellt, der koronal zu apikal 4,5 mm und mesial zu distal 11,5 mm maß. Unter Verwendung von fünf Stücken eines amorphen abgeschreckten PGA : TMC-Gewebes von Beispiel 4 von 2 × 2 cm, die unter konstanter Kühlung gehalten wurden und zwischen 110 mg und 140 mg wogen, wurde dann eine erhaltene Gewebeprobe unter Verwendung einer chirurgischen Schere auf eine Größe zugeschnitten, die eine Bedeckung ergab, die sich näherungsweise 3 bis 5 mm über die Ränder der erzeugten schadhaften Stelle erstreckte. Die Gewebeabschnitte wurden für eine spätere thermische Analyse unter Verwendung von DSC zurück behalten. Ein näherungsweise einen Liter steriles Wasser enthaltender mikrowellengeeigneter Kunststoffbehälter wurde dann in einem Mikrowellenofen auf eine Temperatur von näherungsweise 60°C erwärmt. Das zugeschnittene Stück wurde dann visuell zu einer gebogenen Gestalt geformt, die den Knochenumrissen des zu behandelnden beschädigten Bereichs angenähert waren. Während es mit einer Pinzette in der gebogenen Gestalt festgehalten wurde, wurden das angepaßte Gewebe und die Pipette dann 2,5 Minuten lang in das Wasser von nun 58,5°C eingetaucht. Beim Entfernen wurde festgestellt, dass das Gewebe die angepaßte Gestalt behielt, die während des Eintauchens aufrecht erhalten wurde. Das Material wurde dann über der erzeugten beschädigten Stelle angebracht und es wurde gefunden, dass es sich den Knochenumrissen der beschädigten Stelle im wesentlichen anpaßte.
Dann wurde ein zusätzliches Stück von 2 × 2 cm hergenommen, zugeschnitten und unter Verwendung von Latex-behandschuhten Händen über einem Finger zu einer gebogenen Gestalt geformt. Unter Verwendung von Aceton in einer Tropfflasche wurden dann Tropfen von Aceton auf das geformte Gewebe aufgebracht bis es mit dem aufgebrachten Lösungsmittel vollständig benetzt war, wie visuell bestimmt wurde. Nach näherungsweise 10 Sekunden Lösungsmittel-Exposition wurde das geformte und nun verfestigte Gewebe näherungsweise eine Minute lang in warmes steriles Wasser (geschätzte Temperatur 50°C) eingetaucht. Bei Wegnahme aus dem wässerigen Eintauchen wurde festgestellt, dass das Gewebe seine Gestalt zur Zeit des Aufbringens der Acetontropfen im wesentlichen beibehielt. Das Material wurde dann über der erzeugten schadhaften Stelle angebracht und es wurde gefunden, dass es sich den Knochenumrissen der beschädigten Stelle im wesentlichen anpaßte.
Dann wurde ein zusätzliches Stück von 2 × 2 cm hergenommen, zugeschnitten und direkt über der beschädigten Stelle angebracht. Während es in einer für die Umrisse der beschädigten Stelle geeigneten gebogenen Gestalt gehalten wurde, wurde heißes Wasser unter Verwendung einer Kunststoffspritze von 30 cm³, die eine 30 Gauge Nadel zur subcutanen Injektion besaß und Wasser von näherungsweise 55°C enthielt, direkt auf den gebogenen Bereich des angebrachten Gewebes aufgebracht. Bei Beendigung dieser in situ-Sättigung des Gewebes wurde festgestellt, dass das Gewebe im wesentlichen seine Form zu der Zeit, zu der erwärmtes Wasser aufgebracht wurde, beibehielt, und es wurde gefunden, dass es sich den Knochenumrissen der beschädigten Stelle im wesentlichen anpaßte.
Dann wurde ein zusätzliches Stück von 2 × 2 cm hergenommen, zugeschnitten und unter Verwendung Latex-behandschuhter Hände in einer gebogenen Gestalt festgehalten. Mit einer Kunststoffspritze von 30 cm³ ohne Nadel wurde dann ausreichend heißes Wasser aufgebracht, um den Kammbereich des gebogenen Gewebes sichtbar zu benetzen. Beim Abkühlen wurde beobachtet, dass das Gewebe seine gebogene Gestalt beibehielt und es wurde gefunden, dass es sich bei Anbringung über dem beschädigten Gebiet den Knochenumrissen der beschädigten Stelle im wesentlichen anpaßte.
Dann wurde ein zusätzliches Stück von 2 × 2 cm hergenommen, zugeschnitten, über der beschädigten Stelle angebracht und an sie angepaßt und dann mit Blut, das in der Nähe der Schadstelle verfügbar war, vollständig benetzt. Näherungsweise 1,5 Minuten nach Beendigung des Benetzens wurden dann die Zahnfleischlappen vernäht, dass sie sowohl die angebrachte Membran als auch die Schadstelle bedeckten. Nach näherungsweise 15 Minuten wurden die Lappen erneut geöffnet und die Membran hinsichtlich Beibehaltung ihrer Gestalt untersucht. Betrachtungen zeigten, dass das Material von der Stelle seiner ursprünglichen Anbringung weggerutscht war, aber das Material hatte sich den Knochenumrissen folgend, auf denen es sich abgesetzt hatte, verfestigt.
Der Versuchshund wurde dann durch eine Überdosis des Barbiturats Natriumphenobarbitol euthanasiert. Sowohl die behandelten Proben als auch die unbehandelten Kontrollen wurden dann unter Verwendung des DSC-Durchlaufverfahrens von Beispiel 2 untersucht mit der Ausnahme einer Eisbad-Kühlung, was zu einem Durchlaufbereich zwischen 30°C und 250°C führte, um die folgenden thermischen Merkmale zu ergeben:
Implantat in Wasser eingetaucht (RB12–18)
Aceton ex situ verabreicht (RB12–28)
Wasser in situ verabreicht (RB12–23)
Wasser ex situ verabreicht (RB12–31)
Blut in situ verabreicht (RB12–34)
Aufgrund der konsistenten Verringerung der Enthalpie der Kristallisationsexotherme für behandelte Gewebeproben kann beobachtet werden, dass sich aus der Verabreichung der jeweiligen Behandlungsflüssigkeit eine erhebliche Kristallisation ergab.
Beispiel 7 – PGA 50% : TMC 50%-Diblock-Synthese
Ein Reaktionskessel wurde besorgt und vorbereitet wie in Beispiel 4 beschrieben. Der Reaktionskessel wurde unter Stickstoff auf 175°C vorgeheizt. In den Kessel wurde Trimethylen-carbonat (BI Chemicals, wie erhalten, 120,50 g) mit Dodecylalkohol (Kodak, wie erhalten, 0,580 g) und SnCl₂ × ₂H₂O (Aldrich, wie erhalten, 0,020 g) eingefüllt. Das geschmolzene Gemisch wurde bei 175°C unter Stickstoff mit mäßiger Rührgeschwindigkeit gerührt. Diese Bedingungen lieferten hinreichend Wärme, um eine zum Vermischen ausreichend niedrige Schmelzviskosität sicher zu stellen. Die Polymerisation fand in 15 Minuten statt, gezeigt durch Bobachtung einer Erhöhung der Viskosität. Nach einer Gesamtreaktionszeit von 30 Minuten wurde Glycolid (BI Chemicals, wie erhalten, 100,00 g) zugegeben und die Temperatur wurde dann auf 210°C eingestellt. Es wurde beobachtet, dass die Polymerisation 15 Minuten lang wesentlich fortgeschritten war, wie durch eine beobachtbare Erhöhung der Schmelzviskosität bestimmt wurde. Mehr Glycolid (BI Chemicals, wie erhalten, 114,15 g) wurde zugegeben. 15 Minuten lang wurde wiederum beobachtet, dass die Viskosität der Schmelze anstieg. Dann wurde die Temperatur auf 220°C eingestellt und das hochviscose geschmolzene Polymer wurde für weitere 45 Minuten unter Stickstoff gerührt. Während dieser Zeitspanne von 45 Minuten schwankte die Temperatur zwischen 220°C–235°C.
Das Polymer wurde entnommen und auf Raumtemperatur abgekühlt. Das hellbraune Polymer wurde dann in einen Kunststoffbeutel für medizinische Zwecke verpackt.
Beispiel 8 – Gewebeextrusion des Copolymers von Beispiel 7
Unter Verwendung derselben Extrusionsausrüstung wie in Beispiel 4b beschrieben, wurde das in Beispiel 7 synthetisierte PGA : TMC granuliert und dann 13 Stunden lang bei 130°C vakuumgetrockent. Das Polymer wurde in den Extruder gebracht, wobei der Zylinder und die Spinndüse auf 210°C vorgeheizt waren. Vor dem Beginn des Extrusionsprozesses ließ man dann das Polymer in dem Zylinder für eine Dauer von 30 Minuten schmelzen. Der Transvektor^® wurde unmittelbar unter der Mundstück-Vorderseite mit einem Abstand von 2,54 cm (1 Inch) von der Vorderseite zur Oberseite des Transvektor-Einlasses angebracht. Dem Lufteinflaß des Transvektors wurde komprimierte Luft mit einem Druck von 0,24 MPa (35 psig) zugeführt. Auf den Ram wurde ein hydraulischer Druck von 1,38 MPa (200 psi) ausgeübt, um das Polymer durch die Spinndüse zu drängen, und das Sammelband wurde angeschaltet. Dies veranlaßte die durch die Kraft der Transvektor-Luftgeschwindigkeit gestreckten Fasern, willkürlich ein durchgehendes Gewebe von näherungsweise 5,08 cm (2 Inch) Breite zu bilden. Die einzelnen Fasern bildeten an Berührungspunkten kohäsive Bindungen, wobei ein eigenständig zusammenhaltendes Gewebe erzeugt wurde.
Der mittlere Filamentdurchmesser für zehn Proben wurde bei 33,25 μm gemessen. Bei von dem Gewebe abgeschnittenen Rechtecken von 2 cm × 3 cm wurde gefunden, dass sie eine mittlere Flächendichte von 33,57 mg/cm² (335,7 g/m²) mit einer Standardabweichung von 3,11 hatten.
Beispiel 9 – 50% PGA : TMC Erwerb und Untersuchung
Ein 50% PGA : 50% TMC-Diblock-Copolymer wurde von Birmingham Polymers (Birmingham, Alabama, USA) erhalten. Zusammensetzungswerte, die sich aus einer NMR-Analyse ergaben, offenbarten, dass dieses Copolymer ein Gewichtsverhältnis von 50,2% PGA : 49,8% TMC besitzt. Die inhärente Viskosität des Copolymers wurde mit 0,84 dl/g in HFIP bei 30°C bei einer Konzentration von näherungsweise 0,5 g/dl angegeben.
Das erhaltene Copolymer wurde in einer Weise ähnlich der in Beispiel 2 beschriebenen thermisch mittels DSC untersucht. Die erhaltenen Ergebnisse sind wie folgt:
Gel-Permeationschromatographie (GPC), auch bekannt als Größenausschluß-Chromatographie (SEC, size exclusion chromatography), wurde an dem Copolymerharz in HFIP-Lösungsmittel bei 40°C und unter Verwendung von Poly- Polymethyl-methacrylat-Bezugsnormalen unternommen. Es wurde gefunden, dass das Copolymer ein Molekulargewicht-Zahlenmittel (M_N) von 37.100 Dalton und eine massegemittelte Molekülmasse (M_W) von 74.600 Dalton besaß, was zu einem Polydispersitätsindex (M_N/M_W) von 2,01 führte.
Beispiel 10 – Gewebeextrusionen mit Copolymer von Beispiel 9
Unter Verwendung der in Beispiel 9 beschriebenen Charge 50% PGA : 50% TMC (w/w)-Diblock-Copolymer wurde eine Extrusion unternommen unter Verwendung von Parametern, die den in Beispiel 1 beschriebenen ähnlich waren mit der Ausnahme, dass die Extrudertemperaturen so eingestellt waren, dass sich eine Spinneinsatz- oder Mundstück-Temperatur von 215°C ergab und dass unter Verwendung unterschiedlicher Bandgeschwindigkeiten zwei Gruppen von Gewebe geschaffen wurden. Beide Gruppen erzeugten tastbar geschmeidige kohäsive Gewebe, die eine mittige Dicke von näherungsweise 0,15 cm (0,06 Inch) besaßen, die dann gepreßt und dann 2 Stunden lang bei 75°C ofenkonditioniert wurden mit der Absicht, eine Mikrophasen-Trennung und Kristallisation einzuleiten.
Die zwei erzeugten Gewebe besaßen einen mittleren Faserdurchmesser von 56 um mit einer Standardabweichung von näherungsweise 5 μm, und sie besaßen eine mittlere Dicke von 0,86 (0,034 Inch) und 0,99 mm (0,039 Inch). Für die Bedeckung oder Flächendichte wurde ein Mittel von 56 mg/cm² (560 g/m²) für die dünnere Probe und von 75,4 mg/cm² (754 g/m²) für das dickere Gewebe gefunden, während die mittlere scheinbare Dichte für die fertigen Proben im Bereich von 0,65 g/cm³ bis 0,76 g/cm³ lag. Das Gewebe wurde einer Zugprüfung unterzogen, nachdem es eine Stunde lang bei 37°C in Kochsalzlösung konditioniert worden war, und es wurde gefunden, dass es eine maximale Zugspan nung von 0,56 kg/mm² (5,5 MPa) besaß, während für beide Proben gefunden wurde, dass die IV des Gewebes näherungsweise 0,8 dl/g betrug.
Beispiel 11 – Anbringung des Copolymers von Beispiel 10 im Unterkiefer einer Rattes
Das in Beispiel 10 hergestellte Material wurde in 12 Stücke von 2 cm × 2,5 cm geschnitten und in zwei Gruppen mit unterschiedlicher mittlerer Dicke aufgeteilt. Auf der Basis der erworbenen Daten wurde geplant, dass die dünneren Stücke eine repräsentative Gurley-Steifheit von näherungsweise 976 mg besaßen, während die dickeren Stücke eine Gurley-Steifheit von geschätzten 1850 mg besaßen. Jedes Stück wurde einzeln in einer feuchtigkeitsundurchlässigen Verpackung verschlossen und mit 15 kGy gammasterilisiert.
Das beschriebene Material wurde dann im Ratten-Unterkiefermodell auf seine Fähigkeit zur Regenerierung von Knochen untersucht. Eine vollständige Diskussion dieses besonders strengen Tiermodells ist in den folgenden Literaturstellen enthalten, die detailliert die Methodik, Untersuchung und relative Leistungsfähigkeit anderer Biomaterialien und Implantgefüge beschreiben:

– Zellin E, Gritli-Linde A, Linde A. Healing of mandibular defects with different biodegradable and non-biodegradable membranes: an experimental study in rats. Biomaterials 1995; 16: 601–609.
– Sandberg E, Dahlin C, Linde A. Bone regeneration by osteopromotion technique using bioabsorbable membranes: An experimental study in rats. Journal of Oral & Maxillofacial Surgery 1993; 51(10): 1106–1114.

Die Abmessungen des tatsächlich implantierten Gewebes variierten in Abhängigkeit von der Stelle und der Entscheidung des Chirurgen.
Die postoperative Heilung war ohne Zwischenfälle. Bei Rückgewinnung und Herstellung histologischer Schnitte nach 4 Wochen in vivo wurde gefunden, dass beide Dicken des Gewebes keinerlei Kollabieren in die beschädigte Stelle zeigten. An der anterolingualen Seite des Unterkiefers wurde jedoch häufig das Einwachsen von Weichteilen beobachtet, was einen Hinweis auf übermäßige Steifheit mit schlechter Anpassung des Gewebes an die Umrisse der beschädigten Stelle liefert. Alle getesteten Membranen erhielten ausreichend Platz aufrecht, um neuen Knochen zu erzeugen, und zeigten keine Anzeichen eines Kollabierens.
Die Oberflächen und Zwischenräume des Materials waren besiedelt mit einigen Entzündungszellen und mehrkernigen Riesenzellen zusammen mit fibrösem Bindegewebe und etwas mit Unterbrechungen auftretendem Einwachsen von Knochen.
Beispiel 12 – Zu Röhrengestalt geformtes Gewebe
Ein Gewebe wurde aus 50% PGA : 50% TMC-Copolymer ähnlich dem in Beispiel 9 beschriebenen geformt und in einer Weise ähnlich der in Beispiel 1 beschriebenen verarbeitet. Es wurde beobachtet, dass das erzeugte Gewebe "klebrig" genug war, um an sich selbst zu haften. Das Gewebe wurde unter 0,14 MPa (20 psi) Druck verdichtet, um die Porosität zu verringern, und dann in Rechtecke von 2,25 cm × 1,75 cm geschnitten. Diese geschmeidigen Proben wurden dann um einen Dorn aus rostfreiem Stahl von 4 mm gerollt, wobei eine Röhre mit einem überlappenden Saum geschaffen wurde. Dieser Saum wurde dann unter Verwendung von mäßigem Fingerdruck zusammengepreßt, was der Membran erlaubte, an diesem Punkt eine Bindung einzugehen. Die Membranen und Dorne wurden dann eine Stunde lang in einen auf 70°C vorgeheizten Ofen gebracht; sobald sie aus dem Ofen herausgenommen waren, wurden die Röhren von dem Dorn abgenommen und zur Verpackung gelagert. Wenn die sich ergebende Saumbindung einer ausgewählten Probe mit einer Pinzette bearbeitet wurde, schien sie eine Festigkeit ähnlich derjenigen des Ausgangsgewebes zu haben. Die verbleibenden Röhren wurden dann in einem Folien/Polymer-Beutel vor dem Verschließen 17 bis 24 Stunden lang bei 65°C getrocknet. Die Packungen wurden dann mit einer Dosismenge von 15 kGy gammabestrahlt.
Beispiel 13 – Verwendung des Röhrengewebes von Beispiel 12 im Schienbein eines Kaninchens
Unter Verwendung des Modells einer Kaninchen-Vordergliedmaße wurde eine Studie durchgeführt, um die Wirkungen der in Beispiel 12 bereitgestellten PGA : TMC-Röhren auf die Regenerierung von Knochen in segmentalen Schädigungen eines Langknochens zu untersuchen. Man war der Meinung, dass die PGA : TMC-Röhren eine zeitweilige mechanische Barriere um den Langknochen-Schaden schaffen, was Bindegewebe und undifferenzierte Fibroblasten davon abhält, den Schädigungsbereich zu füllen, während sie ein Gerüst für neuen Knochen (eine Art Matrize, um neu gebildeten Knochen zu umgeben und zu formen) bereitstellen. Obwohl spekulativ, könnten die Röhren auch zelluläre und molekulare Faktoren, die zur Heilung erforderlich sind, konzentrieren (d. h. von Zellen stammende hemmende Faktoren ausschließen und lokale Wachstumsfaktoren konzentrieren).
Erwachsene weiße weibliche Neuseeland-Kaninchen von 11 kg (5 pound) bis 22 kg (10 pound) wurden in der Studie verwendet. Im diaphysären Teil der Speiche wurde schadhafte Stellen von 10 mm (Knochendurchtrennungen in voller Dicke) erzeugt; von Schäden dieser Größe ist bekannt, dass sie bei Kaninchen Pseudoarthrose erzeugen, wenn sie unbehandelt bleiben. Entlang der Länge der Speiche wurde ein dorsomedialer Einschnitt gemacht; die Extensor carpi radialis-Muskulatur wurde von der Speiche angehoben und seitlich zurückgebogen, um den Mittelschaft der Speiche zu exponieren. Im diaphysären Teil der Speiche, gerade proximal zum Sehnenansatz von Pronator teres wurden zwei 10 mm beabstandete Schnitte in voller Dicke gemacht (gekühlte sterile Kochsalzlösung wurde zum Ausspülen des Bereichs verwendet, um thermische Nekrose während des Schneidens zu verhindern). Es wurde darauf geachtet, die Membrana interossea zwischen der Speiche und der Elle nicht mehr als notwendig zu zerreissen (die Membran gibt der schadhaften Stelle Stabilität; eine Art natürliche innere Schiene), das geschnittene Knochenstück wurde entfernt, die Knochenhaut wurde von den geschnittenen Knochenenden entfernt und eine Schadstelle von 10 mm blieb zurück.
PGA : TMC – Röhren wurden über den Schadstellen von 10 mm angebracht. Die Röhren wurden zuerst auf das proximale Ende der Speiche geschoben und dann, wenn nötig, zugeschnitten und über dem distalen Knochenende angeordnet. Die Röhren wurden so gemacht, dass sie eng über die Knochenenden paßten, wobei sie den Knochen um 2 bis 3 mm überlappten; die Röhren brauchten keine Nähte, um sie an Ort und Stelle zu halten.
Das Leben der Tiere wurden näherungsweise 6 Monate lang verfolgt. 2, 3, 4, 5 und 6 Monate nach der Operation wurden unter Verwendung eines Röntgengeräts Heliodent 70 von Siemens mit Zahnkegelbefestigung Röntgenaufnahmen gemacht. Die Röntgenaufnahmen wurden unter Verwendung eines Hochgeschwindigkeitsfilms von Kodak mit einer Belichtungszeit von 0,20 ms ge macht. Die Röntgenaufnahmen lieferten eine relativ einfache, nicht-invasive Untersuchung der Wirksamkeit der Behandlung. In der mit PGA : TMC-Röhren behandelten Reihe wurden zwei Monate nach der Operation strahlenundurchlässige Bereiche von offensichtlich neuem Knochen festgestellt. Die Kontrollen (Schadstellen von 10 mm unbehandelt gelassen) zeigten während der gesamten Studie von 6 Monaten wenig Knochenbildung und führten zu fibröser Pseudoarthrose. Offensichtliche Kortikalis in der behandelten Gruppe verdichtete sich über den Behandlungszeitraum von 6 Monaten; in manchen Fällen verbrückte der neue Knochen die Schadstellenlücke und in allen Fällen verringerte die Menge an neu gebildetem Knochen die Schadstellenlücke.
Es konnte die Beobachtung gemacht werden, dass die mit PGA : TMC-Röhren behandelten Schadstellen über einen Zeitraum von 6 Monaten ein beträchtliches Ausmaß an Knochenheilung zeigten und in manchen Fällen Knochen die Schadstellenlücke vollständig verbrückte.
Beispiel 14 – Aufbau eines dreidimensionalen Gewebes
Unter Verwendung ähnlicher Polymer- und Extrusions-Bedingungen wie den in Beispiel 1 beschriebenen wurde ein wesentlich dickeres eigenständig zusammenhaltendes Gewebe hergestellt, indem die Richtung des Aufnahmebands nach Ablegen eines linearen Gewebeabschnitts von 25,4 cm bis 30,5 cm umgekehrt wurde. Dieser Fertigungsweg, durchgeführt bei einem Bandabstand von 120,7 cm von der Unterseite des Transvektors, sorgte für die aufeinander folgende Ablegung einer neuen Gewebeschicht auf jede vorher abgelegte Gewebeschicht oder Gewebeschichten. Als ein Ergebnis zahlreicher Wiederholungen dieser Lege-Pendelbewegung konnte ein eigenständig zusammenhaltendes Gewebe hergestellt werden, das an seinem mittigen Teil eine Gewebedicke von näherungsweise 5,2 cm besaß. Das hergestellte kohäsive Gewebe wurde dann als eine einzige Einheit von dem Band entfernt und unter dem Gewicht einer Platte, die sich über zwei 1,91 cm dicke Distanzstücke erstreckte, auf eine Dicke von 1,9 cm zusammengepreßt. Die Anordnung und das Gewebe wurden dann 2 Stunden lang einem Erhitzen auf 70°C unterzogen. Es wurde gefunden, dass das sich ergebende 1,8 cm dicke kohäsive Gewebe Fasern im Durchmesserbereich von 27 bis 55 μm mit einem mittleren Durchmesser von 44,5 μm, zusammen mit einer inhärenten Viskosität von 0,85 dl/g, hatte. Für einen vom mittigen Bereich des komprimierten Gewebes als Probe genommenen Teil wurde gefunden, dass er eine scheinbare Dichte von näherungsweise 0,3 g/cm³ hatte. Für das erzeugte eigenständig zusammenhaltende Gewebe wurde gefunden, dass es kein Kalandern erforderte, um eine kohäsive Bindung zwischen den Fasern zu erreichen und ohne die Zugabe von Bindemitteln bei mäßiger Handhabung beständig gegen eine Abtrennung von Fasern zu sein, und dass es mit einer Standardschere oder gebogenen Schere leicht auf irgendeine Abmessung, die kleiner als diejenige des Gewebes war, zugeschnitten oder mit einem Umriß versehen wurde.
Beispiel 15 – Mischung aus gleichen Teilen PGA-Homopolymer und 50 : 50-Triblock-PGA : TMC-Copolymer
Ein 4CV Helicon-Mischer (Design Integrated Technologies, Warrenton, VA, USA), der in einem Reinraum Klasse 10.000 stand und an ein Heißölsystem Marke Sterling (Modell Nr. S9016, Sterling, Inc., Milwaukee, WI, USA) angeschlossen war, das in der Lage war, Temperaturen bis zu 230°C aufrecht zu erhalten, wurde vorgereinigt, um irgendwelche Polymere oder andere Rückstände zu entfernen, und dann vor erneuter Befestigung des Mischbechers sorgfältig 2 Stunden lang luftgetrocknet. Der trockene Mischer wurde dann auf 140°C vorgeheizt, gefolgt von einem Spülen und dann Abdecken mit wasserfreiem Stickstoff bei einem minimalen Fluß während des Verlaufs des Experiments.
Eine Folienpackung, die 740,7 g Trimethylen-carbonat enthielt, wurde geöffnet und der Inhalt eingebracht, gefolgt von Mischen mit einer Geschwindigkeitseinstellung von "6,5". Nach 10 Minuten wurde das Rühren beendet, und dann wurden 2,73 g einer Kombination aus 0,228 g SnCl₂× 2H₂O-Katalysator und 15,71 g Diethylenglycol-Starter direkt zu dem geschmolzenen TMC zugegeben. Das Mischen wurde wieder aufgenommen und nach 10 Minuten wurde die Temperatur auf 160°C erhöht, worauf dann nach 30 Minuten eine Erhöhung auf 180°C folgte. Nach zusätzlichen 30 Minuten wurden 75 g Glycolid-Monomer zugegeben, gefolgt von einer Erhöhung der Temperatur auf 200°C. Nach 15 Minuten wurden dann 675 g Glycolid zugegeben und die Temperatureinstellung sofort auf 220°C erhöht. Nach 40 Minuten wurde das polymerisierte Produkt bei den 220°C auf eine saubere Ablöseoberfläche entlassen, wo es fest wurde, als es auf Raumtemperatur herunter kühlte. Das hellbraune Polymer, das erhalten wurde, wurde dann in einen pyrogenfreien Kunststoffbeutel verpackt und dann vor der weiteren Analyse und Verarbeitung durch ein Sieb von 4,0 mm mechanisch granuliert.
Jeweils näherungsweise 500 g dieses 50% PGA : 50% TMC-Triblock-Copolymers, von dem gefunden wurde, dass es eine inhärente Viskosität von 0,99 dl/g besaß, und von PGA-Homopolymer (inhärente Viskosität 1,75 dl/g – Birmingham Polymers Artikel Nr. D-96156) wurden in einen Vakuumofen gebracht, eine Stunde lang bei 130°C erhitzt und dann unter ein Vakuum von näherungsweise 736 torr gebracht, das für ein Minimum von 15 Stunden beibehalten wurde, zusammen mit der dauerhaften Anwendung von Wärme.
Ein Grabender Prep-Mischer, ausgestattet mit Drehschaufeln und einem Grabender Plast-Corder PL2000 und einem Mischer-Meßkopf (erhältlich von C. W. Brabender Instruments, Inc., South Hackensaack, New Jersey, USA), wurde auf 235°C vorgeheizt, und die Mischschaufeln waren auf die gewünschte Geschwindigkeit von 50 Upm angetrieben worden. Dann wurden 128 g des PGA- Homopolymers und 128 g des PGA : TMC-Triblock-Copolymers zugegeben, und eine Stickstoffleitung wurde an der Einspeiseöffnung des Mischers angebracht, um eine Feuchtigkeitsaufnahme durch das Polymer zu verhindern. Die Temperatur der Schmelze und die Drehung des Mischers wurden auf dem Grafikschirm überwacht. Visuelle Überprüfung der Mischung nach 5 Minuten zeigte, dass das Polymer gut schmolz und wieder begann, das Aussehen eines Sahnebonbons zu bekommen. Nach einer Gesamtmischzeit von 13 Minuten klang die Drehung ab, das Polymer wurde entfernt und die Maschine gereinigt. Ein Ausdruck des Grafikschirms wurde gemacht, der zeigte, dass sich die Drehung tatsächlich stabilisiert hatte. Das verfestigte Mischpolymer wurde dann vor der weiteren Analyse und Verarbeitung durch ein Sieb von 4 mm mechanisch granuliert.
Harz-Charakterisierung
Es wurde gefunden, dass Granalien der hergestellten Mischung eine inhärente Viskosität von 1,06 dl/g hatten, wenn sie in einer Weise untersucht wurden, die der in Beispiel 1 beschriebenen ähnlich war. DSC-Untersuchung führte zum Nachweis einer sehr schwachen T_g und den folgenden zusammengefaßten Ergebnissen:
Gewebeverarbeitung und Gewebecharakterisierung
Die hergestellte Mischung war in der Lage, unter Verwendung einer Mundstückeinsatz-Temperatur von 238°C in Kombination mit Extrusionsbedingun gen, die den in Beispiel 1 oben beschriebenen ähnlich waren, ein eigenständig zusammenhaltendes Gewebe zu erzeugen.
Das aus den vermischten Polymeren hergestellte Gewebe besaß eine IV von 1,06 dl/g, wenn es in einer Weise untersucht wurde wie in Beispiel 1 beschrieben. Eine DSC des hergestellten Gewebes unter Verwendung von Parametern, wie sie in Beispiel 2 beschrieben sind, offenbarte die folgenden thermischen Eigenschaften:
Beispiel 16 – Gewebe aus PHB : PHV-Harzen
Plastifizierte Poly-B-hydroxybutyrat-hydroxyvalerat (PHB : PHV)-CopolymereMarke Biopol^TM mit "niedrigem" Valeratgehalt D310G und "hohem" Valeratgehalt D610G wurden von Zeneca Pharmaceuticals (Wilmington, Delaware) erworben. Der Hersteller gab weder die spezifischen Copolymer-Verhältnisse an noch identifizierte er das verwendete Plastifizierungsmittel.
Näherungsweise 10 mg des Copolymers D310G wurden in eine DSC-Probenschale aus Aluminium gegeben, abgedeckt und unter Verwendung eines DSC 7 von Perkin-Elmer, das mit einer Kühleinheit Intracooler II ausgerüstet war, die in der Lage ist, für eine Probenkühlung bis zu Temperaturen von –40°C zu sorgen, analysiert. Die Probe wurde mit einer Durchlaufgeschwindigkeit von 10°C/min von –40°C bis 180°C abgetastet. Nach Beendigung dieses anfänglichen Durchlaufs wurde die Probe sofort mit der maximalen von dem Gerät gelieferten Geschwindigkeit (Einstellung –500°C/min) abgekühlt. Ein zweiter ähnlicher Durchlauf wurde an derselben Probe über denselben Temperaturbereich unternommen. Nach Beendigung des Durchlaufs und thermischem Halten bei 180°C für 5 Minuten wurde die Probe wiederum mit der maximalen von dem Gerät gelieferten Geschwindigkeit abgekühlt und ein dritter Durchlauf unternommen.
Jeder Durchlauf wurde hinsichtlich des beobachteten Wendepunkts T_g, T_odt, der Kristallisationsexotherme und Schmelzendotherme analysiert. Die Ergebnisse sind in der folgenden Tabelle zusammengefaßt.
In gleicher Weise wurde das Polymer DG610G mit hohem Valeratgehalt hinsichtlich des beobachteten Wendepunkts T_g, T_odt, der Kristallisationsexotherme und Schmelzendotherme einem DSC-Durchlauf unterzogen. Die Ergebnisse, die einen zusätzlichen Peak bei näherungsweise 145°C enthielten, was für den zweiten und dritten Durchlauf einen doppelten Schmelzpeak lieferte, sind in der folgenden Tabelle zusammengefaßt.
Näherungsweise 100 g des pelletisierten D 310G-Copolymers, wie ausgeliefert, wurden 2,5 Stunden lang unter Vakuum bei 105°C erhitzt. Nach Beendigung wurde das vakuumgetrocknete Polymer in das in Beispiel 1 beschriebene Extruder-System einspeisen lassen und letztendlich auf 184°C erhitzt und unter Verwendung eines begleitenden Transvektor-Drucks von 0,17 MPa (25 psi) extrudiert.
Nach mehr als 10 Sekunden Abkühlen bei Umgebungstemperatur wurde das erzeugte Gewebe von dem Stoffband entfernt und untersucht. Es wurde gefunden, dass der erhaltene Gegenstand ein tastbar geschmeidiges kohäsives Fasergewebe war, bei dem einzelne Faserbestandteile nicht zu zerfasern oder sich von dem Gewebe zu trennen schienen, wenn es einer mäßigen Handhabung unterzogen wurde.
In ähnlicher Weise wurde das Polymer D610G mit höherem PHV-Gehalt bei 190°C und 32 psi (221 kPa) Transvektor-Druck extrudiert. Die Extrusion dieses Polymers führte auch zu einem eigenständig zusammenhaltenden Fasergewebe, von dem gefunden wurde, dass es zu Anfang tastbar geschmeidig war, wobei einzelne Faserbestandteile nicht zu zerfasern oder sich von dem Gewebe zu trennen schienen, wenn es einer gemäßigten Handhabung unterzogen wurde. Von beiden erzeugten Geweben wurde gefunden, dass sie nach wenigen Minuten bei Raumtemperatur beträchtlich steifer wurden.
Beispiel 17 – Versuch eines eigenständig zusammenhaltenden Gewebes aus PDS-Homopolymer
Erwerb/Charakterisierung
Polydioxanon-Polymer (Artikel Nr. 76013) wurde von BI Chemicals, Inc., Petersburg, VA, USA, erhalten. Die Charakterisierung des gelieferten Harzes wurde unter Verwendung von DSC in einer Weise durchgeführt, die der in Beispiel 1 beschriebenen ähnlich war. Die Ergebnisse der drei DSC-Durchläufe sind wie folgt:
Die sich ergebenden DSC-Thermogramme offenbarten, dass mit diesem Polymersystem ein Abschrecken erzielt werden konnte, wie es durch die kalte Kristallisationsexotherme, die sowohl beim zweiten oder dritten Aufheizen zwischen der T_g und der T_m auftritt, nachgewiesen wird. Es wurde beobachtet, dass die beobachtete Wendepunkt-Temperatur von –13,3°C für die abgeschreckte T_g eine vernünftige Übereinstimmung mit der T_g von –16°C, die in dem US-Patent Nr. 4 052 988 für Poly-p-dioxanon berichtet wurde, besaß. Da das getestete Poly-p-dioxanon-Material ein Homopolymer ist, wurde eine Verschiebung der T_g in Richtung einer Ordnung-Unordnung-Umwandlung, die ein Mischen mit einem anderen Polymersystem wiederspiegelt, nicht erwartet und konnte nicht beobachtet werden.
Extrusion
Das Polymer wurde unter Verwendung der Vorrichtung und der allgemeinen Bedingungen, die in Beispiel 1 oben beschrieben sind, verarbeitet mit der Ausnahme, dass das ungetrocknete Polymer bei einer Schneckengeschwindigkeit von 20 bis 25 und einer Schmelztemperatur von 156°C extrudiert wurde, wobei sich die Temperatur später auf 161°C erhöhte. Wie in den früheren Beispielen besaß das sich ergebende Fasergewebe, das sich auf dem Band ansammelte, eine relativ konsistente Höhe entlang der Richtung der Bandbewegung, während sich die Menge an angesammelten Fasern bei Beobachtung entlang der Richtung der Bandbewegung an jeder Seite der Mittellinie in der Höhe verringerte.
Nach mehr als 10 Sekunden Abkühlen bei Umgebungstemperatur wurde das Gewebe von dem Stoffband entfernt und untersucht. Es wurde gefunden, dass bei den einzelnen Fasern des Gewebes, die sich bei der niedrigeren Extrusionstemperatur auf dem Aufnahmesieb ansammelten, keine Anhaftung an sich selbst beobachtet wurde. Wenn irgendein Anhaften zwischen den Fasern feststellbar war, führte eine minimale, auf jene Fasern ausgeübte Zugbelastung zum Reißen der entwickelten Bindungen zwischen den Fasern und ihrer jeweiligen Abtrennung von der Hauptmasse des Gewebes. Eine ähnliche schlechte Anhaftung zwischen den Fasern wurde beobachtet, wenn auf das System Transvektor-Luft von Raumtemperatur angewendet wurde. Trotz einer Temperaturerhöhung auf 161°C des Extrudermundstücks konnte wenig Auswirkung auf die Bildung eines kohäsiven Fasergewebes beobachtet werden.
Die einzigen beobachteten Bedingungen, von denen gefunden wurde, dass sie eine Bindung einzelner Fasern und irgendeine beobachtbare Gewebe-Kohäsion erlauben, traten nur auf, wenn der Transvektor-Luftstrom beseitigt wurde und man die Fasern auf dem Band ansammeln und unter Umgebungsbedingungen abkühlen ließ. Diese Bedingungen langsamen Abkühlens, das Ergebnis von Verarbeitungstemperaturen näherungsweise 50°C über dem Schmelzpunkt des Polymers im Verein mit der relativ langsamen Abkühlgeschwindigkeit, die von den Fasern mit größerem Durchmesser geboten wurde, erzeugten eine ausreichende Dauerhaftigkeit der Schmelze, um ein kohäsives Gewebe aus Fasern mit großem Durchmesser, die im Durchmesserbereich von 236 μm bis 330 μm lagen, zu erzeugen. Dies steht im Gegensatz zu den Fasern von 15 bis 50 μm Durchmesser, die mit verschiedenen anderen hierin beschriebenen Copolymeren und Polymermischungen hergestellt wurden. Die schwächere Bindung, die sich mit diesen Fasern von großem Durchmesser ergab, wurde für einen Hinweis gehalten, dass die in diesem Beispiel beobachtete kohäsive Bindung zwischen den Fasern eher das Ergebnis einer Verlängerung des Schmelzzustands war als des Kontakts von Fasern in einem ungeordneten amorphen Zustand, von dem man glaubt, dass er die überlegene Bindung zwischen den Fasern, die in anderen Beispielen berichtet wird, erzeugt.
Beispiel 18 – 60% : 40% (w/w)-Mischung von Poly(p-dioxanon) und PGA-Homopolymer
Unter Verwendung eines auf 235°C vorgeheizten Grabender Prep-Mischers und des in Beispiel 15 oben beschriebenen Verfahrens wurde eine Mischung aus 60% (w/w) Poly(p-dioxanon)-Homopolymer und 40% Poly(glycolid) hergestellt durch Vermischen von 100 g PGA-Homopolymer (inhärente Viskosität 1,59 dL/g – Birmingham Polymers Artikel Nr. D97069) und 150 g Poly(p-dioxanon)-Homopolymer (inhärente Viscosität 2,31 dL/g, Boehringer Ingelheim Artikel Nr. 76013) für 16,5 Minuten über den Punkt hinaus, an dem die Drehung des Mischers abklang. Das Polymer wurde dann entfernt, verfestigen lassen und dann vor der weiteren Analyse und Verarbeitung durch ein Sieb von 4 mm mechanisch granuliert.
Die DSC-Untersuchung von Granalien des hergestellten Gemisches führte zum Nachweis einer T_g und den folgenden zusammengefaßten Ergebnissen:
Das zubereitete Gemisch wurde zur Herstellung eines Gewebes verwendet, wobei eine Mundstückeinsatz-Temperatur von 193°C in Kombination mit all gemeinen Extrusionsbedingungen ähnlich den in Beispiel 1 oben beschriebenen verwendet wurde.
Das eigenständig zusammenhaltende Gewebe, das aus den Mischpolymeren hergestellt werden konnte, besaß eine IV von 0,63 dl/g, wenn es in einer Weise untersucht wurde wie in Beispiel 1 beschrieben. Eine DSC des hergestellten Gewebes unter Verwendung von Parametern, wie sie in Beispiel 2 beschrieben sind, offenbarte die folgenden thermischen Eigenschaften:
Die beobachtete Anwesenheit zweier endothermer Kristall-Schmelzpeaks bei Temperaturen, die die jeweiligen Homopolymere wiederspiegeln, liefert einen Hinweis auf zwei verschiedene Phasen-getrennte kristalline Phasen in dem hergestellten eigenständig zusammenhaltenden Fasergewebe.
Beispiel 19 – Überlappungsscherung-Untersuchung ungewebter Gewebe
Überlappungsscherungstests wurden unter Verwendung der allgemeinen Methodik, die beschrieben ist in ASTM Method D3164-92A, "Standard Test Method for Strength Properties of Adhesively Bonded Plastic Lap-Shear Sandwich Joints in Shear by Tensile Loading", an einer Reihe von Proben ungewebter Gewebe, die durch Gewebe-Herstellungsverfahren auf der Basis von Extrusion hergestellt worden waren, durchgeführt und von der INDA, Associa tion of the Non-woven Fabrics Industry (Cary, North Carolina, USA) zusammengestellt und durch ihre dritte Ausgabe des Non-woven Fabrics Sampler (1992) zugänglich gemacht. Ebenfalls unter Verwendung derselben Testmethodik untersucht wurde ein Gewebe aus spinngebundenem Olefin, DuPont Tyvek^® 1073B, das als ein poröser Deckel für dampfsterilisierbare Verpackungen verwendet wird (erhältlich in einer Vielfalt von Abmessungen von Oliver Products, Grand Rapids, Michigan, USA). Zusätzlich untersucht wurde das implantierbare bioresorbierbare ungewebte Produkt Resolut^® Regenerative Material, das von W. L. Gore & Associates, Flagstaff, Arizona, USA, erhältlich ist.
Um in den kleinen Probengrößen, die in dem implantierbaren bioresorbierbaren ungewebten Material Resolut^® verfügbar sind, für Gewebe-Kohäsion zu sorgen, wurde die ASTM-Testabmessung sowohl ausgewählt als auch modifiziert, um sie an eine Probengröße von näherungsweise 12,5 mm (0,5 Inch) × 12,5 mm (0,5 Inch) anzupassen. Jede Probe wurde an der Klebstoffseite eines größeren Abschnitts eines doppelseitigen, fiberglasverstärkten, Innenbereich/ Außenbereich-Teppichbands (Bestand Nr. 10-2, erhältlich von Manco, Inc., Avon, Ohio, USA) befestigt, das dann mit einer Schere präzise zugeschnitten wurde, um die Exposition von Klebstoff außerhalb der ebenen Grenzen der befestigten Probe zu minimieren. Die entgegengesetzte Seite jeder Gewebeprobe wurde dann an die Klebstoffseite eines ähnlichen Bandabschnitts angeheftet, der dann ebenfalls auf die Grenzen der Gewebeprobe zugeschnitten wurde. Die entfernbare Band-Schutzfolie wurde dann von einer Seite des Klebstoff-Gewebe-Klebstoff-Laminats abgelöst und die exponierte Klebstoff-Oberfläche zur Anhaftung an einem hölzernen Zungenspate) von näherungsweise 1,75 cm Breite und 15 cm Länge zugänglich gemacht. Als die Probe, über die Breite des Spatels zentriert, an einen Punkt näherungsweise 2 cm von einem Ende entfernt angebracht war, wurde dann reichlich Fingerdruck ausgeübt. Dann wurde die verbleibende Schutzfolie entfernt und die Klebstoff-Oberfläche an einer ähnlichen Stelle auf der Oberfläche eines anderen hölzer nen Zungenspatels in einer planaren Ausrichtung von 180° zu derjenigen des ersten Spatels zur Anhaftung gebracht, um für eine Zugscherbelastung der überlappenden Bereiche, die nur mit dem Gewebegefüge verbunden waren, zu sorgen.
Es wurden Vorkehrungen getroffen, Gewebe zu untersuchen, die ausreichend Höhe oder Dichte besaßen, um sicherzustellen, dass kein direkter Kontakt der zwei Klebstoff-Oberflächen durch die Ebene der Gewebeproben hindurch stattfand. Im allgemeinen wurden Proben, die gleich oder weniger als 0,1 mm (0,004 Inch) dick waren und eine Volumendichte von weniger als 0,2 g/cm² besaßen, wegen der Nähe ihrer entgegengesetzten Oberflächen, der relativ großen Größe der Abstände zwischen den Fasern und des damit verbundenen Risikos eines Kontakts Klebstoff-an-Klebstoff nicht untersucht. In Grenzproben wurde Fingerdruck angewendet, nur soweit erforderlich, um in den Testproben Kohäsionsmängel einzuleiten und daher das Risiko des Berührens von Klebstoffschichten zu minimieren.
Es wurde gefunden, dass keine speziellen Vorkehrungen zur Klebstoff-Vorbereitung erforderlich waren, um die meisten Testproben zu veranlassen, einem Kohäsionsversagen in den Gewebeproben zu unterliegen. Stärkere Proben jedoch wie jene der gegenwärtigen Erfindung, bei denen eine signifikant hohe Gewebe-Kohäsionsfestigkeit ein erhöhtes Potential für Klebstoffversagen entweder mit dem Gewebe oder den Holzoberflächen bewirkt, erforderten zusätzliche, Fachleuten bekannte Klebstoffoberflächen-Vorbereitungen, um eine Art von Kohäsionsversagen in der Gewebeprobe zu veranlassen. Derartige Vorbereitungen könnten die Verwendung eines leichten Abreibens des Gewebes selbst, das Abreiben der Holz-Klebeoberfläche, die Anwendung von Druck auf die verbundenen Materialien umfassen. In allen angenommenen Testergebnissen wurden solche Vorbereitungen verwendet, wie sie erforderlich waren, um ein gültiges Kohäsionsversagen in der Gewebeprobe herbeizuführen. Alle Ergebnisse, die Klebstoffversagen entweder an der Gewebe – oder Spatel-Grenzfläche herbeiführten, wurden als ungültig zurückgewiesen zusammen mit jedem Kohäsionsversagen, dessen Auftreten innerhalb der Grenzen des Klebstoffs selbst beobachtet wurde.
Die Ergebnisse der Zugbelastung der oben beschriebenen Proben bei einer Verformungsgeschwindigkeit von 250 mm/min sind in der folgenden Übersichtstabelle, die auch eine kurze Beschreibung jedes Probentyps umfaßt, enthalten.
Untersuchungsergebnisse der Überlappungsscherfestigkeit von ungewebten Gewebe
Daher umfaßt der Gegenstand der vorliegenden Erfindung ein ungewebtes Endlosfilament-Gewebe, das ohne das Erfordernis von hinzugefügten Klebe-Bindemitteln oder Klebstoffzusätzen oder Schmelzbehandlung nach der Extrusion eine Kohäsionsscherfestigkeit besitzt, die 0,8 MPa überschreitet, wenn es als eine Überlappungs-Scher-Sandwich-Verbindung zugbelastet wird (getestet wie oben beschrieben). Er kann gleichermaßen in Formen bereitgestellt werden, die diese Scherfestigkeitswerte von über 1,0, 1,2 und 1,4 MPa haben. Dieser Gegenstand kann auch in bioresorbierbarer Form (auch ohne das Erfordernis hinzugefügter Klebe-Bindemittel, Klebstoffzusätze oder Schmelzbehandlung nach der Extrusion) mit dieser Scherfestigkeit über 0,6 MPa bereitgestellt werden, sowie über denselben Werten für den oben beschriebenen Gegenstand, der nicht bioresorbierbar ist, bereitgestellt werden.

Claims

Implantierbarer Gegenstand, aufweisend schmelzgeformte Endlosfilamente, die vermengt sind zur Bildung eines porösen Gewebes, bei dem die Filamente an mehreren Kontaktpunkten durch Eigenhaftung aneinander zusammenhalten, wobei die Filamente in einem im wesentlichen amorphen ungeordneten Zustand sind und wobei die Filamente mindestens einen teilkristallinen polymeren Bestandteil, der kovalent gebunden ist an oder der vermischt ist mit mindestens einem amorphen polymeren Bestandteil, aufweisen.
Gegenstand nach Anspruch 1, bei dem der mindestens eine teilkristalline polymere Bestandteil an den mindestens einen amorphen polymeren Bestandteil kovalent gebunden ist.
Gegenstand nach Anspruch 2, bei dem die Bestandteile ein Blockcopolymer aufweisen.
Gegenstand nach Anspruch 3, bei dem der mindestens eine teilkristalline polymere Bestandteil Poly(glykolid) ist und der mindestens eine amorphe polymere Bestandteil Poly(trimethylen-carbonat) ist.
Gegenstand nach Anspruch 1, bei dem der mindestens eine teilkristalline polymere Bestandteil mit dem mindestens einen amorphen polymeren Bestandteil vermischt ist.
Gegenstand nach Anspruch 5, bei dem mindestens einer der Bestandteile ein Blockcopolymer ist.
Gegenstand nach Anspruch 1, der für gelenkte Geweberegenerierung bemessen ist.
Gegenstand nach Anspruch 1, bei dem der mindestens eine teilkristalline polymere Bestandteil einen Schmelzpunkt von größer als 80°C hat.
Gegenstand nach Anspruch 1, bei dem das Gewebe eine flächenbezogene Masse von größer als 120 g/m² hat.
Gegenstand nach Anspruch 1, bei dem das Gewebe bioresorbierbar ist.
Gegenstand nach Anspruch 10, bei dem das Gewebe eine einzige Bioresorptionszeit hat.
Gegenstand nach Anspruch 1, bei dem das Gewebe eine gestaltete Form ist.
Gegenstand nach Anspruch 1, bei dem der Gegenstand mit den Filamenten des Gewebes mindestens ein biologisch aktives Mittel inkorporiert.
Gegenstand nach Anspruch 13, bei dem das mindestens eine biologisch aktive Mittel ausgewählt ist aus der Gruppe, die besteht aus knochenfördernden Substanzen, knocheninduzierenden Substanzen, Wachstumsfaktoren, chemotaktischen Faktoren, Morphogenen, Pharmazeutika, Proteinen, Peptiden und biologisch aktiven Molekülen autogener, allogener, xenogener oder rekombinanter Herkunft.
Gegenstand nach Anspruch 13, bei dem das mindestens eine biologisch aktive Mittel ausgewählt ist aus der Gruppe, die besteht aus transformierendem Wachstumsfaktor beta, osteomorphogenen Proteinen, osteogenen Proteinen, Antibiotika, antimikrobiellen Mitteln, Gefäß-Endothel-Wachstumsfaktor, basischem Fibroblasten-Wachstumsfaktor, platelet-derived growth factor, insulin-like growth factor, Insulin und Antikörpern vom Typ Immunglobulin G.
Gegenstand nach Anspruch 13, bei dem das mindestens eine biologisch aktive Mittel ein Antibiotikum aufweist.
Gegenstand nach Anspruch 13, bei dem das mindestens eine biologisch aktive Mittel ein antimikrobielles Mittel aufweist.
Gegenstand nach Anspruch 1, aufweisend ein nicht-gewebtes Endlosfilament-Gewebe, bei dem das völlig geordnete, kristallisierte Gewebe ohne Erfordernis von hinzugefügten Klebe-Bindemitteln, Zusätzen oder Schmelzbehandlung nach der Extrusion eine Kohäsionsscherfestigkeit von mindestens 0,8 Megapascal besitzt, wenn es als eine Überlappungs-Scher-Sandwichverbindung in Scherung zugbelastet wird.
Gegenstand nach Anspruch 18, bei dem das Gewebe eine Kohäsionsscherfestigkeit von mindestens 1,0 Megapascal besitzt, wenn es als eine Überlappungs-Scher-Sandwichverbindung in Scherung zugbelastet wird.
Gegenstand nach Anspruch 18, bei dem das Gewebe eine Kohäsionsscherfestigkeit von mindestens 1,2 Megapascal besitzt, wenn es als eine Überlappungs-Scher-Sandwichverbindung in Scherung zugbelastet wird.
Gegenstand nach Anspruch 19, bei dem das Gewebe eine Kohäsionsscherfestigkeit von mindestens 1,4 Megapascal besitzt, wenn es als eine Überlappungs-Scher-Sandwichverbindung in Scherung zugbelastet wird.
Implantierbarer Gegenstand, aufweisend schmelzgeformte Endlosfilamente, die vermengt sind zur Bildung eines porösen Gewebes, bei dem die Filamente an mehreren Kontaktpunkten durch Eigenhaftung aneinander zusammenhalten, wobei die Filamente mindestens einen teilkristallinen polymeren Bestandteil aufweisen, der kovalent gebunden ist an oder der vermischt ist mit mindestens einem amorphen polymeren Bestandteil, und wobei die polymeren Bestandteile in einem Zustand teilweiser bis völliger Phasen-Unmischbarkeit sind.
Gegenstand nach Anspruch 22, bei dem der mindestens eine teilkristalline polymere Bestandteil an den mindestens einen amorphen polymeren Bestandteil kovalent gebunden ist.
Gegenstand nach Anspruch 23, bei dem die Bestandteile ein Blockcopolymer aufweisen.
Gegenstand nach Anspruch 22, bei dem der mindestens eine teilkristalline polymere Bestandteil mit dem mindestens einen amorphen polymeren Bestandteil vermischt ist.
Gegenstand nach Anspruch 25, bei dem mindestens einer der Bestandteile ein Blockcopolymer ist.
Gegenstand nach Anspruch 22, der für gelenkte Geweberegenerierung bemessen ist.
Gegenstand nach Anspruch 22, bei dem der mindestens eine teilkristalline polymere Bestandteil einen Schmelzpunkt von größer als 80°C hat.
Gegenstand nach Anspruch 22, bei dem das Gewebe eine flächenbezogene Masse von größer als 120 g/m² hat.
Gegenstand nach Anspruch 22, bei dem das Gewebe bioresorbierbar ist.
Gegenstand nach Anspruch 30, bei dem das Gewebe eine einzige Bioresorptionszeit hat.
Gegenstand nach Anspruch 22, bei dem das Gewebe eine gestaltete Form ist.
Gegenstand nach Anspruch 22, bei dem der Gegenstand mit den Filamenten des Gewebes mindestens ein biologisch aktive Mittel inkorporiert.
Gegenstand nach Anspruch 33, bei dem das mindestens eine biologisch aktive Mittel ausgewählt ist aus der Gruppe, die besteht aus knochenfördernden Substanzen, knocheninduzierenden Substanzen, Wachstumsfaktoren, chemotaktischen Faktoren, Morphogenen, Pharmazeutika, Proteinen, Peptiden und biologisch aktiven Molekülen autogener, allogener, xenogener oder rekombinanter Herkunft.
Gegenstand nach Anspruch 33, bei dem das mindestens eine biologisch aktive Mittel ausgewählt ist aus der Gruppe, die besteht aus transformierendem Wachstumsfaktor beta, osteomorphogenen Proteinen, osteogenen Proteinen, Antibiotika, antimikrobiellen Mitteln, Gefäß-Endothel-Wachstumsfaktor, basischem Fibroblasten-Wachstumgsfaktor, platelet-derived growth factor, insulin-like growth factor, Insulin und Antikörpern vom Typ Immunglobulin G.
Gegenstand nach Anspruch 33, bei dem das mindestens eine biologisch aktive Mittel ein Antibiotikum aufweist.
Gegenstand nach Anspruch 33, bei dem das mindestens eine biologisch aktive Mittel ein antimikrobielles Mittel aufweist.
Gegenstand nach Anspruch 22, aufweisend ein nicht-gewebtes Endlosfilement-Gewebe, bei dem das Gewebe ohne Erfordernis von zugefügten Klebe-Bindemitteln, Zusätzen oder Schmelzbehandlung nach der Extrusion eine Kohäsionsscherfestigkeit von mindestens 0,8 Megapascal besitzt, wenn es als eine Überlappungs-Scher-Sandwichverbindung in Scherung zugbelastet wird.
Gegenstand nach Anspruch 38, bei dem das Gewebe eine Kohäsionsscherfestigkeit von mindestens 1,0 Megapascal besitzt, wenn es als eine Überlappungs-Scher-Sandwichverbindung in Scherung zugbelastet wird.
Gegenstand nach Anspruch 38, bei dem das Gewebe eine Kohäsionsscherfestigkeit von mindestens 1,2 Megapascal besitzt, wenn es als eine Überlappungs-Scher-Sandwichverbindung in Scherung zugbelastet wird.
Gegenstand nach Anspruch 38, bei dem das Gewebe eine Kohäsionsscherfestigkeit von mindestens 1,4 Megapascal besitzt, wenn es als eine Überlappungs-Scher-Sandwichverbindung in Scherung zugbelastet wird.
Implantierbarer Gegenstand, aufweisend schmelzgeformte Endlosfilamente, die vermengt sind zur Bildung eines porösen Gewebes, bei dem die Filamente an mehreren Kontaktpunkten durch Eigenhaftung aneinander zusammenhalten, wobei die Filamente in einem im wesentlichen amorphen ungeordneten Zu stand sind und wobei die Filamente einen ersten teilkristallinen polymeren Bestandteil aufweisen, der kovalent gebunden ist an oder der vermischt ist mit mindestens einem zusätzlichen teilkristallinen polymeren Bestandteil.
Gegenstand nach Anspruch 42, bei dem der erste teilkristalline polymere Bestandteil kovalent an den mindestens einen zusätzlichen teilkristallinen Bestandteil gebunden ist.
Gegenstand nach Anspruch 43, bei dem die Bestandteile ein Blockcopolymer aufweisen.
Gegenstand nach Anspruch 42, bei dem der erste teilkristalline polymere Bestandteil mit dem mindestens einen zusätzlichen teilkristallinen Bestandteil vermischt ist.
Gegenstand nach Anspruch 45, bei dem mindestens einer der Bestandteile ein Blockcopolymer ist.
Gegenstand nach Anspruch 42, der für gelenkte Geweberegenerierung bemessen ist.
Gegenstand nach Anspruch 42, bei dem der mindestens eine teilkristalline polymere Bestandteil einen Schmelzpunkt von größer als 80°C hat.
Gegenstand nach Anspruch 42, bei dem das Gewebe eine flächenbezogene Masse von größer als 120 g/m² hat.
Gegenstand nach Anspruch 42, bei dem das Gewebe bioresorbierbar ist.
Gegenstand nach Anspruch 50, bei dem das Gewebe eine einzige Bioresorptionszeit hat.
Gegenstand nach Anspruch 42, bei dem das Gewebe eine gestaltete Form ist.
Gegenstand nach Anspruch 42, bei dem der Gegenstand mit den Filamenten des Gewebes mindestens ein biologisch aktives Mittel inkorporiert.
Gegenstand nach Anspruch 53, bei dem das mindestens eine biologisch aktive Mittel ausgewählt ist aus der Gruppe, die besteht aus knochenfördernden Substanzen, knocheninduzierenden Substanzen, Wachstumsfaktoren, chemotaktischen Faktoren, Morphogenen, Pharmazeutika, Proteinen, Peptiden und biologisch aktiven Molekülen autogener, allogener, xenogener oder rekombinanter Herkunft.
Gegenstand nach Artikel 53, bei dem das mindestens eine biologisch aktive Mittel ausgewählt ist aus der Gruppe, die besteht aus transformierendem Wachstumsfaktor beta, osteomorphogenen Proteinen, osteogenen Proteinen, Antibiotika, antimikrobiellen Mitteln, Gefäß-Endothel-Wachstumsfaktor, basischem Fibroblasten-Wachstumsfaktor, platelet-derived growth factor, insulin-like growth factor, Insulin und Antikörpern vom Typ Immunglobulin G.
Gegenstand nach Anspruch 53, bei dem das mindestens eine biologisch aktive Mittel ein Antibiotikum aufweist.
Gegenstand nach Anspruch 53, bei dem das mindestens eine biologisch aktive Mittel ein antimikrobielles Mittel aufweist.
Gegenstand nach Anspruch 42, aufweisend ein nicht-gewebtes Endlosfilament-Gewebe, bei dem das völlig geordnete, kristallisierte Gewebe ohne Erfordernis von hinzugefügten Klebe-Bindemitteln, Zusätzen oder Schmelzbehandlung nach der Extrusion eine Kohäsionsscherfestigkeit von mindestens 0,8 Megapascal besitzt, wenn es als eine Überlappungs-Scher-Sandwichverbindung in Scherung zugbelastet wird.
Gegenstand nach Anspruch 58, bei dem das Gewebe eine Kohäsionsscherfestigkeit von mindestens 1,0 Megapascal besitzt, wenn es als eine Überlappungs-Scher-Sandwichverbindung in Scherung zugbelastet wird.
Gegenstand nach Anspruch 58, bei dem das Gewebe eine Kohäsionsscherfestigkeit von mindestens 1,2 Megapascal besitzt, wenn es als eine Überlappungs-Scher-Sandwichverbindung in Scherung zugbelastet wird.
Gegenstand nach Anspruch 58, bei dem das Gewebe eine Kohäsionsscherfestigkeit von mindestens 1,4 Megapascal besitzt, wenn es als eine Überlappungs-Scher-Sandwichverbindung in Scherung zugbelastet wird.
Implantierbarer Gegenstand, aufweisend schmelzgeformte Endlosfilamente, die vermengt sind zur Bildung eines porösen Gewebes, bei dem die Filamente an mehreren Kontaktpunkten durch Eigenhaftung aneinander zusammenhalten, wobei die Filamente einen ersten teilkristallinen polymeren Bestandteil aufweisen, der kovalent gebunden ist an oder der vermischt ist mit mindestens einem zusätzlichen teilkristallinen polymeren Bestandteil, und wobei die polymeren Bestandteile in einem Zustand teilweiser bis völliger Phasen-Unmischbarkeit sind.
Gegenstand nach Anspruch 62, bei dem der erste teilkristalline polymere Bestandteil kovalent an den mindestens einen zusätzlichen teilkristallinen Bestandteil gebunden ist.
Gegenstand nach Anspruch 63, bei dem die Bestandteile ein Blockcopolymer aufweisen.
Gegenstand nach Anspruch 62, bei dem der erste teilkristalline polymere Bestandteil mit dem mindestens einen zusätzlichen teilkristallinen Bestandteil vermischt ist.
Gegenstand nach Anspruch 65, bei dem mindestens einer der Bestandteile ein Blockcopolymer ist.
Gegenstand nach Anspruch 62, der für gelenkte Geweberegenerierung bemessen ist.
Gegenstand nach Anspruch 62, bei dem der mindestens eine teilkristalline polymere Bestandteil einen Schmelzpunkt von größer als 80°C hat.
Gegenstand nach Anspruch 62, bei dem das Gewebe eine flächenbezogene Masse von größer als 120 g/m² hat.
Gegenstand nach Anspruch 62, bei dem das Gewebe bioresorbierbar ist.
Gegenstand nach Anspruch 70, bei dem das Gewebe eine einzige Bioresorptionszeit hat.
Gegenstand nach Anspruch 62, bei dem das Gewebe eine gestaltete Form ist.
Gegenstand nach Anspruch 62, bei dem der Gegenstand mit den Filamenten des Gewebes mindestens ein biologisch aktives Mittel inkorporiert.
Gegenstand nach Anspruch 73, bei dem das mindestens eine biologisch aktive Mittel ausgewählt ist aus der Gruppe, die besteht aus knochenfördernden Substanzen, knocheninduzierenden Substanzen, Wachstumsfaktoren, chemotaktischen Faktoren, lebenden Zellen, Morphogenen, Pharmazeutika, Proteinen, Peptiden und biologisch aktiven Molekülen autogener, allogener, xenogener oder rekombinanter Herkunft.
Gegenstand nach Anspruch 73, bei dem das mindestens eine biologisch aktive Mittel ausgewählt ist aus der Gruppe, die besteht aus transformierendem Wachstumsfaktor beta, osteomorphogenen Proteinen, osteogenen Proteinen, Antibiotika, antimikrobiellen Mitteln, Gefäß-Endothel-Wachstumsfaktor, basischem Fibroblasten-Wachstumsfaktor, platelet-derived growth factor, insulin-like growth factor, Insulin und Antikörpern vom Typ Immunglobulin G.
Gegenstand nach Anspruch 73, bei dem das mindestens eine biologisch aktive Mittel ein Antibiotikum aufweist.
Gegenstand nach Anspruch 73, bei dem das mindestens eine biologisch aktive Mittel ein antimikrobielles Mittel aufweist.
Gegenstand nach Anspruch 62, aufweisend ein nicht-gewebtes Endlosfilament-Gewebe, bei dem das Gewebe ohne Erfordernis von hinzugefügten Klebe-Bindemitteln, Zusätzen oder Schmelzbehandlung nach der Extrusion eine Kohäsionsscherfestigkeit von mindestens 0,8 Megapascal besitzt, wenn es als eine Überlappungs-Scher-Sandwichverbindung in Scherung zugbelastet wird.
Gegenstand nach Anspruch 78, bei dem das Gewebe eine Kohäsionsscherfestigkeit von mindestens 1,0 Megapascal besitzt, wenn es als eine Überlappungs-Scher-Sandwichverbindung in Scherung zugbelastet wird.
Gegenstand nach Anspruch 78, bei dem das Gewebe eine Kohäsionsscherfestigkeit von mindestens 1,2 Megapascal besitzt, wenn es als eine Überlappungs-Scher-Sandwichverbindung in Scherung zugbelastet wird.
Gegenstand nach Anspruch 78, bei dem das Gewebe eine Kohäsionsscherfestigkeit von mindestens 1,4 Megapascal besitzt, wenn es als eine Überlappungs-Scher-Sandwichverbindung in Scherung zugbelastet wird.