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Gebiet der
Erfindung
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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.
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Hintergrund
der Erfindung
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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Zusammenfassung
der Erfindung
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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.
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Im
Licht der vorgenannten Mängel:
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnungen
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1 stellt ein schematisches
Diagramm der Auslegung des gewebeerzeugenden Extrusionssystems dar.
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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.
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4 stellt die Abmessungen
der Zugprobekörper
dar, die zur Prüfung
der erzeugten Gewebe verwendet wurden (siehe Beispiel 2).
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Genaue Beschreibung
der Erfindung
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Definition von Begriffen
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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.
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Mit "Endlosfilament" ist eine Faser oder
Fasern von beträchtlicher
Länge bis
endloser Länge
gemeint.
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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.
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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.
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Mit "Gewebe" ist ein Flachmaterial
gemeint, das durch Niederlegen oder Zusammenstellen von Fasern hergestellt
ist.
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Mit "porös" ist ein Material
gemeint, das eine ausreichend offene Struktur besitzt, um den Durchtritt physiologischer
Flüssigkeiten
und/oder lebender Säugetierzellen
zu erlauben.
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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.
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Mit "kohäsiv" ist die Fähigkeit
eines Materials gemeint, sich selbst als eine Masse zusammenzuhalten.
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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.
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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.
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Mit "gestaltbar" ist die Fähigkeit
eines Gefüges
gemeint, sich einer bestimmten Kontur, Form, einem bestimmten Muster
oder Sitz anzugleichen oder anzupassen.
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Mit "abschrecken" ist gemeint, dass
die Kristallisation in einer Probe eines teilkristallinen Polymers durch
schnelles thermisches Abkühlen
auf eine Temperatur unter der Glasübergangstemperatur (Tg) oder Ordnung-Unordnung-Umwandlungstemperatur
(Todt) des Polymersystems im wesentlichen
gehemmt wird.
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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.
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Mit "implantierbar" ist eine biologisch
verträgliche
Vorrichtung gemeint, die das Potential für eine erfolgreiche chirurgische
Anbringung in einem Säugetier
besitzt.
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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.
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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
Tg unterhalb seiner Gebrauchstemperatur
besitzt, elastomere mechanische Eigenschaften besitzt.
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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.
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Mit "Zusatzstoffe" sind zu Polymeren
oder Polymersystemen hinzugefügte
Substanzen gemeint, die eine oder mehrere ihrer Eigenschaften modifizieren.
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Mit "teilkristallines
Polymer" sind Polymere
oder Copolymere gemeint, die die mögliche Fähigkeit, bei Verfestigung oder
Wärmebehandlung
bei Temperaturen oberhalb der Tg in homopolymeren
Systemen oder oberhalb der höchsten
Tg 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.
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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.
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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.
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Mit "Mikrophasen-unmischbar" sind Phasen-unmischbare
Bereiche einer Abmessung, die mikroskopisch im Maßstab und
mit dem bloßen
Auge nicht beobachtbar sind, gemeint.
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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.
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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.
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Allgemeine
Beschreibung der Erfindung
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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-Tg besitzen, die
höher als –50°C und niedriger
als 70°C
ist.
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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.
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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).
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Polymer- und
Verarbeitungs-Erfordernisse
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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 Tg oder Todt, die
im wesentlichen den Vorhersagen der Fox-Gleichung folgt, identifizierbar.
Das Vorliegen einer einzigen Tg oder Todt 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 Tg 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 Tg oder Todt 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 Tgs
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 Tg 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 Tg in Richtung auf die Tg 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
Tg in Richtung derjenigen des homopolymeren
Analogen der nicht-kristallisierenden Komponente.
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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 Tg analog zu derjenigen
des entsprechenden nicht-kristallisierenden Homopolymers sein. Im
Gegensatz dazu können
Komponenten in den kristallisierten Bereichen nicht länger durch
das Vorhandensein einer Tg 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 Tg durch ihre Anwesenheit beeinflußt werden.
Als ein Ergebnis würde
die Tg 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 Tg 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
Tgs 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 Tg, 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 Tm führen, während ein
vollständig
phasengetrenntes System eine Tm 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
Tg hervorzubringen. Alternativ würden dann,
wenn das 2-Komponenten-System aus Phasen-unmischbaren amorphen Segmenten zusammengesetzt
war, zwei verschiedene Tg'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 Tg für den amorphen
Block und einem Schmelzpeak für
den kristallinen Block führt.
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Wie
früher
beschrieben, besitzt ein geordnetes Blockcopolymer-System verschiedene
Segmente, die Tg'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 (Todt) 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.
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Bevorzugte
Ausführungsform
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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" Todt 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.
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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.
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Extrusionsbedingungen
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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
(Todt), 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.
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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.
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Die
Todt 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 Todt, 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 Todt 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.
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Außerdem muß, um unter ähnlichen
Raumtemperaturbedingungen eine Bindung zwischen den Fasern zu erreichen,
die Todt ausreichend niedrig sein, dass
die auf Raumtemperatur abgekühlten
Fasern vernünftig
oberhalb der Todt bleiben, wo bei Kontakt
eine spontane Anhaftung zwischen den Fasern stattfindet. Wenn die
thermische Umgebung, in der das Gewebe wiederhergestellt wird, wesentlich
unterhalb der Todt 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.
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Filament-Kohäsion
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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
Todt 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.
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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.
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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.
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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.
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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 Todt verwirklicht
sind, geschehen. Gewünschtenfalls
kann, wenn mit einer ausreichenden Schnelligkeit auf eine Temperatur
unterhalb der Todt abgekühlt wird, die Exposition des
erzeugten Materials der Kettenbeweglichkeit des gummiartigen Zustands,
der oberhalb der Todt 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
Todt, 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
Todt 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.
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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.
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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.
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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.
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Merkmale des
hergestellten Gewebes
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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.
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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.
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Verringerte Gewebedichte
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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.
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Konsistente Abbaueigenschaften
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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.
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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.
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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.
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Faserausrichtung/Gewebeglätte
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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Unbegrenzte (3-d) Gewebedicke
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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.
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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.
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Gestaltbare
Gewebe
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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 Todt oder die
Tg 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.
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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 Todt 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.
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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 Todt 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.
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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.
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Medizinische
Anwendungen eigenständig
zusammenhaltender Gewebe
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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Beispiele
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Beispiel 1 – Herstellung
von Gewebe
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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.
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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.
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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.
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Jeder
Durchlauf wurde analysiert hinsichtlich der beobachteten Tg, Todt, Kristallisations-Exotherme
und Schmelz-Endotherme. Die Ergebnisse sind in der folgenden Tabelle
zusammengefaßt.
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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.
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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.
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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 Todt 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 Todt 111 tritt bei einer
Temperatur zwischen den Tg'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 Todt von 13°C zeigt ihre Abweichung von
den Tg-Werten von 37 bis 39°C, die von
dem PGA-Homopolymer erwartet wird, und der Tg 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 Todt bei 16°C festgestellt werden konnte,
noch eine erkennbare Exotherme nahe 70°C identifizierbar war. Eine
Tg 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
(MN) von 37.100 Dalton und eine massegemittelte
Molekülmasse
(MW) von 74.600 Dalton besaß, was zu
einem Polydispersitätsindex
(MN/MW) 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 Tg 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
BiopolTM 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 Tg, Todt, 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 Tg,
Todt, 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 Tg und der Tm auftritt,
nachgewiesen wird. Es wurde beobachtet, dass die beobachtete Wendepunkt-Temperatur
von –13,3°C für die abgeschreckte
Tg eine vernünftige Übereinstimmung mit der Tg 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 Tg 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 Tg 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.
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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.
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Untersuchungsergebnisse
der Überlappungsscherfestigkeit
von ungewebten Gewebe
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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.