ES2209212T3 - Bandas no tejidas de filamento continuo auto-coherentes. - Google Patents
Bandas no tejidas de filamento continuo auto-coherentes.Info
- Publication number
- ES2209212T3 ES2209212T3 ES98948575T ES98948575T ES2209212T3 ES 2209212 T3 ES2209212 T3 ES 2209212T3 ES 98948575 T ES98948575 T ES 98948575T ES 98948575 T ES98948575 T ES 98948575T ES 2209212 T3 ES2209212 T3 ES 2209212T3
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- band
- article according
- shear
- crystalline
- filaments
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- D—TEXTILES; PAPER
- D04—BRAIDING; LACE-MAKING; KNITTING; TRIMMINGS; NON-WOVEN FABRICS
- D04H—MAKING TEXTILE FABRICS, e.g. FROM FIBRES OR FILAMENTARY MATERIAL; FABRICS MADE BY SUCH PROCESSES OR APPARATUS, e.g. FELTS, NON-WOVEN FABRICS; COTTON-WOOL; WADDING ; NON-WOVEN FABRICS FROM STAPLE FIBRES, FILAMENTS OR YARNS, BONDED WITH AT LEAST ONE WEB-LIKE MATERIAL DURING THEIR CONSOLIDATION
- D04H3/00—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of yarns or like filamentary material of substantial length
- D04H3/02—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of yarns or like filamentary material of substantial length characterised by the method of forming fleeces or layers, e.g. reorientation of yarns or filaments
- D04H3/03—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of yarns or like filamentary material of substantial length characterised by the method of forming fleeces or layers, e.g. reorientation of yarns or filaments at random
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
- A61L31/04—Macromolecular materials
- A61L31/06—Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
- A61L31/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
-
- D—TEXTILES; PAPER
- D01—NATURAL OR MAN-MADE THREADS OR FIBRES; SPINNING
- D01D—MECHANICAL METHODS OR APPARATUS IN THE MANUFACTURE OF ARTIFICIAL FILAMENTS, THREADS, FIBRES, BRISTLES OR RIBBONS
- D01D5/00—Formation of filaments, threads, or the like
- D01D5/08—Melt spinning methods
- D01D5/098—Melt spinning methods with simultaneous stretching
- D01D5/0985—Melt spinning methods with simultaneous stretching by means of a flowing gas (e.g. melt-blowing)
-
- D—TEXTILES; PAPER
- D01—NATURAL OR MAN-MADE THREADS OR FIBRES; SPINNING
- D01F—CHEMICAL FEATURES IN THE MANUFACTURE OF ARTIFICIAL FILAMENTS, THREADS, FIBRES, BRISTLES OR RIBBONS; APPARATUS SPECIALLY ADAPTED FOR THE MANUFACTURE OF CARBON FILAMENTS
- D01F6/00—Monocomponent artificial filaments or the like of synthetic polymers; Manufacture thereof
- D01F6/78—Monocomponent artificial filaments or the like of synthetic polymers; Manufacture thereof from copolycondensation products
- D01F6/84—Monocomponent artificial filaments or the like of synthetic polymers; Manufacture thereof from copolycondensation products from copolyesters
-
- D—TEXTILES; PAPER
- D04—BRAIDING; LACE-MAKING; KNITTING; TRIMMINGS; NON-WOVEN FABRICS
- D04H—MAKING TEXTILE FABRICS, e.g. FROM FIBRES OR FILAMENTARY MATERIAL; FABRICS MADE BY SUCH PROCESSES OR APPARATUS, e.g. FELTS, NON-WOVEN FABRICS; COTTON-WOOL; WADDING ; NON-WOVEN FABRICS FROM STAPLE FIBRES, FILAMENTS OR YARNS, BONDED WITH AT LEAST ONE WEB-LIKE MATERIAL DURING THEIR CONSOLIDATION
- D04H3/00—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of yarns or like filamentary material of substantial length
- D04H3/005—Synthetic yarns or filaments
- D04H3/009—Condensation or reaction polymers
- D04H3/011—Polyesters
-
- D—TEXTILES; PAPER
- D04—BRAIDING; LACE-MAKING; KNITTING; TRIMMINGS; NON-WOVEN FABRICS
- D04H—MAKING TEXTILE FABRICS, e.g. FROM FIBRES OR FILAMENTARY MATERIAL; FABRICS MADE BY SUCH PROCESSES OR APPARATUS, e.g. FELTS, NON-WOVEN FABRICS; COTTON-WOOL; WADDING ; NON-WOVEN FABRICS FROM STAPLE FIBRES, FILAMENTS OR YARNS, BONDED WITH AT LEAST ONE WEB-LIKE MATERIAL DURING THEIR CONSOLIDATION
- D04H3/00—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of yarns or like filamentary material of substantial length
- D04H3/02—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of yarns or like filamentary material of substantial length characterised by the method of forming fleeces or layers, e.g. reorientation of yarns or filaments
- D04H3/07—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of yarns or like filamentary material of substantial length characterised by the method of forming fleeces or layers, e.g. reorientation of yarns or filaments otherwise than in a plane, e.g. in a tubular way
- D04H3/077—Stick, rod or solid cylinder shaped
-
- D—TEXTILES; PAPER
- D04—BRAIDING; LACE-MAKING; KNITTING; TRIMMINGS; NON-WOVEN FABRICS
- D04H—MAKING TEXTILE FABRICS, e.g. FROM FIBRES OR FILAMENTARY MATERIAL; FABRICS MADE BY SUCH PROCESSES OR APPARATUS, e.g. FELTS, NON-WOVEN FABRICS; COTTON-WOOL; WADDING ; NON-WOVEN FABRICS FROM STAPLE FIBRES, FILAMENTS OR YARNS, BONDED WITH AT LEAST ONE WEB-LIKE MATERIAL DURING THEIR CONSOLIDATION
- D04H3/00—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of yarns or like filamentary material of substantial length
- D04H3/08—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of yarns or like filamentary material of substantial length characterised by the method of strengthening or consolidating
- D04H3/14—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of yarns or like filamentary material of substantial length characterised by the method of strengthening or consolidating with bonds between thermoplastic yarns or filaments produced by welding
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
- Y10T428/00—Stock material or miscellaneous articles
- Y10T428/13—Hollow or container type article [e.g., tube, vase, etc.]
- Y10T428/1352—Polymer or resin containing [i.e., natural or synthetic]
- Y10T428/1372—Randomly noninterengaged or randomly contacting fibers, filaments, particles, or flakes
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
- Y10T428/00—Stock material or miscellaneous articles
- Y10T428/13—Hollow or container type article [e.g., tube, vase, etc.]
- Y10T428/1352—Polymer or resin containing [i.e., natural or synthetic]
- Y10T428/1376—Foam or porous material containing
-
- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
- Y10T428/00—Stock material or miscellaneous articles
- Y10T428/249921—Web or sheet containing structurally defined element or component
- Y10T428/249924—Noninterengaged fiber-containing paper-free web or sheet which is not of specified porosity
- Y10T428/249928—Fiber embedded in a ceramic, glass, or carbon matrix
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Textile Engineering (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- Surgery (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- General Chemical & Material Sciences (AREA)
- Mechanical Engineering (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Nonwoven Fabrics (AREA)
- Prostheses (AREA)
Abstract
Un artículo susceptible de implante, que comprende filamentos continuos formados por fusión, mezclados, para formar una banda porosa, en la que dichos filamentos se autocohesionan unos con otros en múltiples puntos de contacto, en el que dichos filamentos están en un estado sustancialmente desordenado, amorfo y en el que dichos filamentos comprenden al menos un componente polimérico semi-cristalino unido por enlaces covalentes a, o mezclado con, al menos un componente polimérico, amorfo.
Description
Bandas no tejidas de filamento continuo
auto-coherentes.
Esta invención se refiere a estructuras no
tejidas de filamento continuo, fabricadas a partir de materiales
poliméricos semi-cristalinos. Más especialmente la
invención se refiere a dichas estructuras, que son bandas
autocohesivas fabricadas a partir de materiales poliméricos
bioreabsorbibles que se encuentran útiles como implantes
quirúrgicos.
Esta invención se refiere a composiciones que son
útiles en aplicaciones médicas deseadas para proporcionar
integración con, y posterior unión al tejido de mamífero
circundante. Un requerimiento para cualquier producto sanitario, que
tiene que llegar a estar bien integrado con el tejido huésped
circundante, es una estructura abierta sobre la superficie del
implante que sea suficientemente grande para que las células
penetren fácilmente. Si la estructura abierta es suficientemente
grande para permitir el crecimiento hacia adentro de tejidos tanto
conjuntivo como vascular, entonces es posible una unión bien
tolerada entre el implante y el tejido circundante.
Se pueden conseguir estructuras porosas para
dispositivos susceptibles de implante, suficientemente grandes,
para permitir el crecimiento hacia adentro y la unión de tejido,
por una serie de medios. Diversas tecnologías son susceptibles de
suministrar estructuras de celda abierta, adaptadas, con diversos
tamaños de poro para que se ajusten a las aplicaciones de
crecimiento hacia adentro de células particulares. El uso de
materiales de membrana poliméricos, expandidos, tales como
politetrafluoroetileno (e-PTFE) expandido, es una
de tales técnicas. Se puede adaptar para proporcionar integración
óptima de tejido. Se considera químicamente inerte y posee, por lo
tanto, biocompatibilidad exaltada.
Es común el uso de fibras o filamentos extruidos
y su posterior montaje en una serie de estructuras organizadas.
Estas estructuras están incluidas en las categorías de tejeduría y
fabricación de géneros de punto, tradicionales Tales tecnologías de
tejeduría y fabricación de géneros de punto se pueden encontrar en
diversas "mallas" encontradas bajo los nombres comerciales de
mallas: Vicryl®, Dexon® y Proline®. La integridad estructural
resultante se debe principalmente a la alineación de las fibras
componentes en haces, que después se tejen o se fabrican géneros de
punto en la construcción deseada, particular. Además del alto coste
y la complejidad del equipo para fabricar géneros de punto y para
tejer, una desventaja adicional particular de tal construcción es
un aumento de posibilidades de colonización y drenaje de bacterias
en los intersticios de los haces de fibras alineadas si el implante
llega a estar contaminado.
Otro método de montar fibras es como construcción
fibrosa no tejida. Esta construcción implica una disposición
aleatoria de fibras o filamentos más bien que la construcción
fibrosa organizada que tipifica la tejeduría y la fabricación de
géneros de punto. La naturaleza aleatoria de la estructura no
tejida hace que la fabricación del género sea más fácil que por
tejeduría y por fabricación de géneros de punto. Sin embargo, pocos
implantes fibrosos utilizan construcciones no tejidas puesto que, en
general, el entrecruzado mecánico entre fibras en tales bandas es
débil. Por consiguiente, sólo existen aplicaciones limitadas tales
como fieltros y vendajes, para los materiales susceptibles de
implante, no tejidos, que dependen del afieltrado de las fibras
para su integridad mecánica; éstos poseen resistencia a la cohesión
o a la tracción relativamente deficiente. Se puede añadir
resistencia de no tejido por la adición de un procedimiento de unión
posterior que produce una unión de las fibras depositadas
aleatoriamente en sus puntos de contacto. Uno de los pocos
materiales susceptibles de implante, no tejidos, en el mercado, es
el Material Regenerativo Resolut®, que se describe en la patente
PCT WO 92/10.218 y que consta de fibras cortadas y un aglutinante
adhesivo para producir su estructura no tejida bioreabsorbible.
Se desean especialmente materiales
bioreabsorbibles para uso en muchas aplicaciones médicas,
especialmente en aplicaciones de implante, liberación controlada y
aplicaciones de ingeniería de tejido de crecimiento celular. La
mayoría de los materiales bioreabsorbibles susceptibles de implante,
se usan bien en la forma de suturas o en el suministro controlado
de fármacos u otros agentes bioactivos. En el caso de suturas u
otras estructuras que soportan cargas mecánicas durante al menos
parte de su implantación, se utilizan sistemas poliméricos
semi-cristalinos. A la inversa, en las aplicaciones
de liberación controlada en que no se requiere carga mecánica,
típicamente se utilizan sistemas poliméricos amorfos para sus
propiedades de difusión consistente.
Una aplicación de implante, útil, para una
construcción no tejida es como material de barrera en la
regeneración de tejido de mamífero, también conocida como
regeneración de tejido guiada (GTR, por sus siglas en inglés). En
una aplicación de GTR tal, se puede emplear una membrana bien no
reabsorbible o bioreabsorbible para separar un área en que se desea
crecimiento de hueso de áreas adyacentes en que puede estar presente
tejido gingival de crecimiento más rápido, competitivo. La membrana
de GTR implantada se usa como revestimiento protector y actúa como
una barrera a la entrada, por los otros tejidos, en el espacio en
que se desea crecimiento de hueso. Simultáneamente la barrera
también debe resistir el hundimiento en el defecto bajo la presión
de los tejidos suprayacentes. La ventaja de un material
bioreabsorbible es que se absorberá una vez que se consiga su
propósito principal, eliminándose por lo tanto cualquier necesidad
quirúrgica para retirarlo.
Es necesaria la conservación de espacio entre la
superficie del defecto y los contornos deseados de la superficie
regenerada con posterioridad, para permitir la regeneración de
tejidos en ese espacio. Las estructuras periodontales que se pueden
regenerar de esta manera son: el ligamento, el hueso y el cemento,
periodontales. El material de barrera permite la propagación de
células de hueso y de ligamento periodontal impidiendo la entrada
de células epiteliales y células de tejido conjuntivo gingival en el
espacio proporcionado.
Un material comercialmente disponible que
proporciona una barrera celular para regeneración de tejido guiada,
periodontal, es el Material Periodontal GORE-TEX®.
Este es un material de politetrafluoroetileno
(e-PTFE) expandido que sirve como barrera celular
entre la encía y un defecto periodontal y se desea para conservar el
espacio necesario entre la superficie del defecto y los contornos
deseados de la superficie regenerada con posterioridad. Este
material se hace de PTFE expandido, poroso, que tiene una
microestructura de nodos interconectados por fibrillas finas. Una
porción de la superficie específica total del Material Periodontal
GORE-TEX, tiene una superficie estructural porosa
que llega a estar infiltrada con coágulo sanguíneo y crecimiento
hacia adentro con tejido conjuntivo fibroso, inhibiéndose de ese
modo la migración epitelial. La porción restante de la superficie
específica tiene una estructura de barrera celular de baja
porosidad para aislar el tejido conjuntivo gingival suprayacente del
defecto subyacente. No es bioreabsorbible, sin embargo, y se debe
retirar en un procedimiento quirúrgico posterior.
Otro material laminar de barrera celular,
comercialmente disponible, deseado para regeneración de tejido
guiada, es el Material Regenerativo Resolut® mencionado previamente,
también de W. L. Gore & Associates, Inc. La solicitud de patente
PCT WO 92/10.218 describe este material como un material
bioabsorbible hecho de una matriz fibrosa no tejida de fibras de
poli(ácido glicólico) fijada laminarmente a un material laminado de
barrera celular que es un copolímero de poli(ácido láctico) y
poli(ácido glicólico). Se desea que el material total proporcione
suficiente rigidez in vivo para mantener espacio sobre el
defecto a medida que se regenera.
Ha habido otros intentos para producir barreras
quirúrgicas adecuadas a partir de materiales bioreabsorbibles. Se
ensayó una membrana de poli(ácido láctico) bioreabsorbible, fundida
en disolvente, densa, de 70 micrómetros, que no tenía porosidad
inherente o permeabilidad de células de tejido, en aplicaciones
periodontales, como material de barrera celular para la exclusión
de epitelio y tejido conjuntivo gingival durante la curación (I.
Magnusson, et al., "New Attachment Formations Following
Controlled Tissue Regeneration Using Biodegradable Membranes", J.
Periodontal, enero de 1.988, páginas 1-6). Los
ensayos mostraron alguna nueva formación de cemento y hueso. Las
reproducciones de este material demostraron características de
manipulación quirúrgica deficientes debido a su construcción
quebradiza, delgada, y también demostraron que era difícil suturar
debido a su fragilidad. No se hacen previsiones de que este
material dé lugar a crecimiento de tejido hacia adentro en
cualquiera de sus superficies.
Otro material comercialmente disponible para uso
en regeneración de tejido guiada o controlada es la Malla
Periodontal Vicryl® disponible de Johnson & Johnson. La Malla
Periodontal de Vicryl está constituida por fibras de tejido hechas a
partir de un copolímero bioreabsorbible de aproximadamente 90% de
glicólido y 10% de lactida. Los estudios han mostrado que la Malla
Periodontal Vicryl ha tenido algún éxito como material de barrera
que proporciona regeneración de tejido (Fleisher et al.,
"Regeneration of Lost Attachment Apparatus in the Dog Using
Vicryl Absorbable Mesh", International Journal of Periodontics
and Restorative Dentistry, 2/1.988, páginas 45-55).
Este material es un material de capa única, de construcción de
tejido, que se desea tanto para fomentar crecimiento de tejido
hacia adentro como para servir simultáneamente como barrera de
tejido. Como estos son objetivos un tanto contradictorios para un
material de capa única, de construcción de tejido, con un grado de
porosidad inherente, el crecimiento hacia adentro sólo se puede
hacer que tenga lugar a expensas de la función de barrera. La
eficacia de este material es, por lo tanto, un compromiso entre la
capacidad del material para permitir crecimiento de tejido hacia
adentro y el requerimiento de funcionar simultáneamente como barrera
de tejido. Una dificultad adicional con esta construcción de tejido
tradicional, es su falta de rigidez adecuada y una capacidad
inferior resultante para mantener espacio adyacente al defecto.
Aunque la mayoría de los diseños bioreabsorbibles
de regeneración de tejido guiada, precedentes, utilizan polímeros y
copolímeros disponibles fácilmente, procedentes de ácidos glicólico
y láctico, se describe un polímero particular que proporciona tanto
rigidez como duración in vivo suficientes para resistir su
hundimiento en un defecto, en la patente de EE.UU. 4.243.775 a
Rosensaft et al., y en la patente de EE.UU. 4.300.565. El material
descrito es un copolímero de bloques de glicólido (PGA) y bien
lactida (PLA) o carbonato de trimetileno (TMC), que se describe
como útil para artículos absorbibles tales como suturas. La
combinación de copolímero de bloques específica de PGA:TMC se ha
usado mucho como suturas quirúrgicas comercialmente disponibles,
producidas y comercializadas por Davis & Geck bajo el nombre
comercial de Maxon®. Se ha utilizado este mismo sistema polimérico
para producir una estructura no porosa para la reparación y
regeneración de hueso, que se describe en la patente de EE.UU.
5.080.655, expedida a Jarret et al. La descripción describe un
dispositivo quirúrgico deformable, absorbible, fabricado a partir
de los mismos copolímeros PGA:TMC descritos en Rosensaft (patente de
EE.UU. 4.243.775) y Casey (patente de EE.UU. 4.429.080). Ninguna de
éstas se refiere a realizaciones que se puedan describir como
estructuras fibrosas no tejidas. Otros sistemas de copolímeros de
bloques bioreabsorbibles, que son de potencial relevancia para esta
invención, se describen en las patentes de EE.UU. 4.916.193 y
4.920.203.
Además de materiales porosos, planos, se desea
adicionalmente suministrar, en algunas aplicaciones susceptibles de
implante, un objeto tridimensional poroso, para la función de
rellenar un espacio particular, más bien que para cubrirlo, como se
ha descrito anteriormente. Rellenar un defecto con un biomaterial
poroso es una aproximación común hacia el tratamiento de defectos
óseos. En tales aplicaciones son comunes las espumas
bioreabsorbibles de celda abierta, sin embargo, estos materiales
poseen, en general, resistencia a la tracción limitada puesto que
es relativamente difícil introducir alineación molecular, también
conocida como orientación molecular, en tal estructura. A la
inversa, existen numerosos métodos para inducir orientación
molecular y exaltar de ese modo la resistencia en estructuras de
nodo y de fibrilla, fibrosas o expandidas. Sin embargo, no se
pueden producir fácilmente bandas fibrosas tridimensionales sin el
uso de bien adhesivos, adjuntos adhesivos o compresión, dos de los
cuales son procedimientos que reducen inherentemente el diseño de
la banda, conduciendo a más densidad de banda y a una reducción
importante de las posibilidades de integración de tejido. Además de
introducir un riesgo acumulable de perfiles de degradación
distintos, el uso de un adhesivo adicional para unir entre los
filamentos de la banda conduce a más material presente en la banda
dando como resultado un espacio vacío disminuido y una masa
aumentada que suministra la expectativa de una respuesta de tejido
proporcionalmente más reactivo en la bioreabsorción.
Comúnmente se consigue la construcción de una
banda no tejida, de componente único, sin el uso de aglutinantes,
por la aplicación directa de calor y presión para crear una fusión
localizada o fusión de los filamentos de la banda en puntos de
transición de la fibra. Sin embargo, puesto que calentar fibras en
estado sólido sólo puede suministrar viscosidad del fundido
limitada a la interfase de unión sin dañar la integridad de la fibra
total, tal aproximación suministra comúnmente uniones entre fibras
relativamente débiles cuando se compara con bandas utilizando
aglutinantes adhesivos. También, sin tener en cuenta la cualidad de
las uniones entre fibras producidas, tal compresión bajo calor
reduce inherentemente el diseño de la banda, aumentando por lo tanto
la densidad aparente o total de la banda y limitando la cantidad
relativa de espacio abierto disponible en la banda para crecimiento
hacia adentro de tejido.
Queda una necesidad de un material
bioreabsorbible susceptible de implante, no tejido, que conste de
una estructura formada a partir de una construcción subyacente,
suficientemente homogénea, que proporcionara bioreabsorción de una
manera estructural consistente a medida que se degrade el implante.
Sin embargo, los géneros no tejidos actuales, especialmente los
construidos a partir de polímeros bioreabsorbibles, no encuentran
esta necesidad. Las fibras en forma de banda se unen típicamente
juntas en sus puntos de contacto por la aplicación de diversos
aglutinantes o técnicas de unión, conocidos, muchas de las cuales
también incluyen la aplicación de presión, que reduce sucesivamente
el diseño disponible. Además, con concentración aumentada de
aglutinantes, los géneros tienden a ser más
rígidos.
rígidos.
El uso de cualquier aglutinante externo también
introduce cuestiones de uniformidad de su distribución por toda la
banda. Adicionalmente, las propiedades de la banda completa llegan
a estar limitadas a las propiedades del aglutinante que da su
integridad a la banda, también referido como cohesión. Por lo
tanto, por ejemplo, si se usa un aglutinante con un punto de fusión
relativamente bajo, como material de unión, las condiciones de
temperatura a que se puede someter la banda están limitadas por el
punto de fusión del aglutinante. Adicionalmente, si el aglutinante
está debilitado o ablandado por otros factores tales como humedad,
disolventes o diversos fluidos fisiológicos, entonces se puede
afectar la integridad total de la banda. Estos problemas se superan
por las propiedades autocohesivas de la presente invención.
La unión de disolvente, donde las fibras de
refuerzo se hinchan por disolvente bien en forma líquida o de vapor
para proporcionar unión de la banda, no se controla fácilmente y
tiende con frecuencia a debilitar las fibras de la banda. Además,
las intersecciones a las que están unidos los filamentos, con
frecuencia tienen un aspecto hinchado y poseen alteración de su
organización polimérica o estructura cristalina con una pérdida
resultante de resistencia.
El hilado en disolvente o "hilado en seco"
es un procedimiento en que se disuelve un material polimérico en un
disolvente adecuado para producir una solución viscosa que se
extrusiona después por una hilera. Este procedimiento se ha usado
para formar bandas no tejidas con filamentos que se autoadhieren en
puntos de contacto debido al uso del disolvente como adjunto
adhesivo de pegajosidad. Cuando el fluido que sale se dirige a un
mandril de rotación, son posibles construcciones tubulares no
tejidas y se han utilizado como injerto vascular susceptible de
implante, tal como la prótesis vascular de
poliéster-uretano Vascugraft® fabricada por B. Braun
Melsungen AG (Melsungen, Alemania). Se pueden encontrar otras
descripciones de éste o similares procedimientos de hilado en
disolvente, usados para formar implantes médicos no tejidos, en las
patentes de EE.UU. 4.323.525 y 4.474.630.
Puesto que el disolvente utilizado esencialmente
plastifica o lubrica las cadenas poliméricas al punto de
disolución, llega a ser esencial su eliminación a un nivel de
concentración en que su presencia ya no afecte significativamente
las propiedades físicas del polímero. Tal procedimiento de
eliminación, típicamente evaporación por calor, constituye una
etapa del procedimiento adicional que llega a ser más difícil
completar ya que llega a ser menor el nivel de disolvente residual
aceptable o tolerable. Este nivel residual de disolvente, que en
todos los casos es detectable en algún nivel, conlleva particular
importancia en aplicaciones susceptibles de implante en que,
dependiendo de la toxicidad del disolvente incluido, su presencia
puede causar una biorespuesta perjudicial a medida que se difunde
desde el implante. Esto es una preocupación particular con
polímeros bioreabsorbibles en que el implante producido se degrada
completamente y, en muchos casos, los únicos disolventes que
disuelven el polímero son especialmente tóxicos. Este es el caso
especialmente con el hexafluoroisopropanol y los otros productos
químicos fluorados similarmente tóxicos que se requieren para
disolver bien homopolímeros PGA o copolímeros de bloques PGA.
Se pueden producir bandas por soplado de
microfibras (melt-blowing) o por filamentos
continuos (spun-bonding). Las bandas
obtenidas por soplado de microfibras se producen por arrastre de
fibras hiladas, fundidas, con corrientes convergentes de aire
calentado para producir filamentos extremadamente finos. El
procedimiento de soplado de microfibras se ha descrito comúnmente
como formación de fibras sub-denier discontinuas,
filamentos relativamente cortos que tienen típicamente 1 micrómetro
o menos de diámetro. Puesto que las fibras obtenidas por soplado de
microfibras, alcanzan su diámetro final aunque en un estado
semi-fundido, no está disponible ningún método para
exaltar además la orientación molecular en las fibras antes de que
se unan por cohesión unas a otras como una banda en el tamiz del
colector. El resultado neto es una banda de fibras cortas con
resistencia de baja a moderada cuando se compara con otras
construcciones no tejidas fibrosas.
La fabricación de las fibras de materiales no
tejidos por filamentos continuos, se lleva a cabo por arrastre de
fibras hiladas, fundidas, seguido por enfriamiento y estirado
posterior utilizando aire o métodos mecánicos para inducir
orientación molecular o alineación en los filamentos continuos
resultantes. Las fibras resultantes están, en general, en el
intervalo de 15 micrómetros a 25 micrómetros de diámetro. Por
consiguiente, las bandas obtenidas por filamentos continuos se
hacen de fibras o filamentos continuos que, en general, tienen
mediana de diámetro mayor que 10 micrómetros. Los procedimientos de
filamentos continuos, sin embargo, se reconocen en general, como que
requieren una etapa de unión independiente (por lo tanto la
terminología filamentos continuos) que entrecruza las fibras no
unidas hasta este momento. Los métodos de entrecruzado de filamentos
continuos utilizan, en general, bien fusión térmica, afieltrado
mecánico, aglutinantes o adhesivos químicos o combinaciones de los
mismos. Sin embargo la estratificación continua de las fibras
obtenidas por filamentos continuos, retiradas en la parte superior
de la una a la otra, causa que la capa superficial de las fibras
tenga integración limitada con capas inferiores, dando como
resultado una capacidad aumentada de la banda para perder fibras o
deshilacharse si se supera la adhesión entre fibras. Es común
compensar esta baja resistencia a la cohesión de la banda por
fusión térmica de las fibras de la banda en puntos intermitentes.
Sin embargo, este procedimiento de calor y presión, conocido como
fusionado por puntos o termofusión, elimina virtualmente la
porosidad de la banda en las áreas fusionadas.
Se describe una banda autoadhesiva autógena hecha
sin ningún requerimiento de compresión consiguiente en la patente de
EE.UU., de Yung, 4.163.819. Se describe que las propiedades
autoadhesivas de las fibras de la banda producida, dependen de la
cristalización reducida dependiendo de la presencia de una secuencia
de alcohol polihídrico (poliol) contenida en un terpolímero de
bloques. Se sabe que tales polioles se hidratan fácilmente y la
descripción describe la prevención de la cristalización y la
exaltación de la adhesividad de las fibras cuando el sistema
polimérico está expuesto al agua. No se hizo previsión para bandas
no tejidas autoadhesivas o autocohesivas a partir de sistemas
poliméricos que no se podían clasificar como polioles. No se
describió ni que los polímeros que se utilizaron ni que los
artículos producidos fueran útiles en una aplicación susceptible de
implante, ni se consideraron los sistemas poliméricos utilizados
como bioreabsorbibles. Tampoco se podía identificar descripción de
resistencia a la cohesión o de despegue exaltada en la banda
producida.
La patente de EE.UU. 5.466.517, de Eschwey et
al., cedida a Freudenberg, describe una banda autoadhesiva hecha de
homopolímero y mezclas de policaprolactona biodegradable.
Biodegradable en esta patente quiere decir que es degradable por
bacterias y microorganismos en el suelo. Las bandas descritas fueron
autocohesivas y poseían una densidad superficial menor que 120
g/m^{2}. Es probable que tal baja densidad de la banda con este
polímero particular, dé como resultado una banda con resistencia a
la tracción y a la cohesión relativamente baja, valores no
presentados en esta descripción. Adicionalmente, el aire calentado
a 40-50ºC usado en la producción de la banda
autoadhesiva descrita, permanece suficientemente próxima al punto
de fusión de 60ºC del homopolímero de policaprolactona, que es
probable la unión o adhesión entre fibras aunque en un estado
fundido. Adicionalmente, el hecho de que Eschewy describa bandas
autoadhesivas de homopolímero de policaprolactona demuestra que la
separación de microfase, una característica de la invención actual,
no está presente puesto que no es posible el fenómeno de la
separación de microfases entre composiciones segmentadas distintas
en un sistema homopolimérico.
Es esta limitación inherente de los sistemas
poliméricos semi-cristalinos, homogéneos, que
requieren unión entre fibras previa a la solidificación del fundido,
lo que se desea superar en la invención actual. En tales sistemas
homopoliméricos, se debe realizar la capacidad de las fibras de las
bandas de filamento continuo para ponerse en contacto y
autocoherirse unas a otras antes de la solidificación de los
filamentos del fundido. Puesto que la solidificación polimérica es
una función de la temperatura, los limites externos de las fibras
son lo primero que se deja enfriar y, como consecuencia, lo primero
que solidifica. Esta solidificación rápida de los límites externos
de las fibras disminuye funcionalmente la posibilidad de crear
uniones entre fibras con fibras en contacto posterior. Es la
intención de la presente invención superar esta limitación de
requerir contacto entre fibras previamente a la solidificación y
conseguir funcionalmente el objetivo de suministrar una banda de
filamento continuo autocohesiva en que las uniones entre fibras
estén formadas una vez que hayan solidificado los componentes
poliméricos.
En vista de lo anterior, se vé que hay una
necesidad de una banda que:
- \bullet
- proporcione cohesión autógena entre las fibras constituyentes en puntos físicos de contacto;
- \bullet
- debido a cohesión autógena impida cualquier requerimiento posterior de afieltrado mecánico adicional, procedimiento térmico o la adición de aglutinantes adhesivos o adjuntos, poliméricos o copoliméricos, para facilitar unión entre fibras, para llevar a cabo o conseguir cohesión de banda eficaz;
- \bullet
- proporcione unión autógena entre la banda producida y otros objetos de una composición polimérica o copolimérica, sustancialmente amorfa, suficientemente similar, para proporcionar cristalización y unión autógena entre los objetos en los puntos de contacto físicos, y
- \bullet
- proporcione una banda bioreabsorbible que, como resultado de su único componente o composición homogénea, se pueda usar como producto sanitario susceptible de implante, que suministre un perfil de bioreabsorción más consistentemente homogénea de lo que se esperaría de un implante con características estructurales distintas de composiciones diferentes.
A la luz de las deficiencias mencionadas:
Es un objeto adicional de esta invención
proporcionar una banda que sea autocohesiva, producto sanitario
susceptible de implante, no tejido, de filamento continuo,
fabricado al menos parcialmente a partir de materiales poliméricos
o copoliméricos de bloques, semi-cristalinos, que
debido a su capacidad de unión autógena proporcionada por la
inhibición de cristalización, impida cualquier requerimiento
posterior de afieltrado mecánico adicional o la adición de
aglutinantes adhesivos o adjuntos para llevar a cabo o conseguir
cohesión de banda eficaz.
Es un objeto adicional de esta invención
proporcionar un producto sanitario susceptible de implante, no
tejido, de filamento continuo, autocohesivo, fabricado utilizando
técnicas de hilado fundido a partir de materiales de copolímeros de
bloques, al menos parcialmente semi-cristalinos, de
composiciones de bloques de fase al menos parcialmente inmiscible,
en el que la separación de microfases potenciada por la
incompatibilidad inicial de los segmentos de bloques, proporcione
una inhibición inicial de la velocidad de cristalización,
prolongándose de ese modo el tiempo disponible a una temperatura
particular en que puede tener lugar contacto físico entre fibras no
cristalizadas u otros objetos previamente a la cristalización
posterior.
Es un objeto adicional de esta invención
proporcionar un producto sanitario susceptible de implante, no
tejido, de filamento continuo, autocohesivo, fabricado utilizando
técnicas de hilado fundido a partir de materiales de copolímeros de
bloques al menos parcialmente semi-cristalinos, de
composiciones de bloques de fase al menos parcialmente inmiscible,
en el que la previsión de los bloques incompatibles en un estado
homogéneamente mezclado, sólido, potencie cuando se pongan en
contacto con otros objetos acondicionados idénticamente, una
consiguiente separación de fases al menos parcial, que proporcione
mezclamiento de cadena polimérica entre los objetos puestos en
contacto y una reducción asociada de la distinción entre objetos
que dé como resultado una exaltación de la adhesión entre
objetos.
Es un objeto adicional de esta invención
proporcionar un producto sanitario susceptible de implante, no
tejido, de filamento continuo, autocohesivo, fabricado utilizando
técnicas de hilado fundido a partir de materiales poliméricos o de
copolímeros de bloques, al menos parcialmente
semi-cristalinos, de composiciones de fases al menos
parcialmente inmiscibles, en condiciones de procedimiento que
suministrasen un estado desordenado homogéneo de mezclamiento
polimérico, de duración suficiente para proporcionar montaje de una
banda u otra estructura cohesiva, en la que se establezcan los
puntos de contacto entre estructuras previamente al ordenamiento de
fases al menos parcial, posterior, del estado homogéneo y la
cristalización de los segmentos poliméricos o copoliméricos
cristalizables.
Es un objeto adicional de esta invención
proporcionar un producto sanitario susceptible de implante, no
tejido, de filamento continuo, autocohesivo, fabricado utilizando
técnicas de hilado fundido a partir de materiales poliméricos o de
copolímeros de bloque al menos parcialmente
semi-cristalinos, de composiciones de fases al menos
parcialmente inmiscibles, en el que se conserve el estado de
mezclamiento de fase desordenada, homogénea, amorfa, posible en el
fundido, por enfriamiento suficientemente rápido a una temperatura
por debajo de la transición orden-desorden de la
mezcla para evitar sustancialmente ordenamiento o cristalización
posterior de los segmentos semi-cristalinos del
copolímero.
Estos objetos se encuentran por una banda de
filamentos continuos que están fabricados de al menos un componente
polimérico semi-cristalino unido por enlaces
covalentes como copolímero de bloques lineal con, o mezclado con,
uno o más componentes poliméricos semi-cristalinos
o amorfos. Los filamentos se entremezclan juntos para formar una
banda porosa de filamentos, teniendo los filamentos múltiples puntos
de contacto entre ellos en la banda. Los filamentos se unen en los
puntos de contacto sin el requerimiento de añadir aglutinantes
adhesivos, adjuntos o procedimiento de fundido posextrusión. La
banda puede ser bioreabsorbible. La banda se puede proporcionar en
formas con resistencia de cohesión al cizallamiento relativamente
alta. Los componentes poliméricos de los filamentos existen, al
menos temporalmente, en un estado no cristalizado, de fase miscible,
sustancialmente homogénea. Si se conserva en el estado no
cristalizado, de fase sustancialmente miscible, homogénea, el
objeto se puede manipular después en una conformación moldeada
deseable distinta y después ajustar o cristalizar con posterioridad
para retener la forma deseada particularmente adecuada para un uso
o aplicación, específico.
La Figura 1 representa un diagrama esquemático
del diseño del sistema de extrusión que produce la banda.
La Figura 2 representa micrografía de barrido
electrónico (SEM, por sus siglas en inglés) de aumento x50 en
ángulo, de superficie y sección transversal de banda
representativas.
La Figura 3 representa las características de un
barrido por calorimetría diferencial de barrido (DSC, por sus
siglas en inglés) típico, de una banda producida en estado
desordenado homogéneo.
La Figura 4 representa las dimensiones de las
muestras de ensayo de tracción utilizadas para evaluar las bandas
producidas (véase el Ejemplo 2).
Por "Fibra" se quiere decir una
estructura cilíndrica o tubular en la que la longitud es mucho
mayor que su diámetro o ancho, que es menor que 500 micras
(micrómetros).
Por "Filamento Continuo" se quiere
decir una fibra o fibras de longitud sustancial a longitud sin
fin.
Por "no tejido" se quiere decir un tipo de
género hecho directamente de fibras o filamentos o a partir de una
banda de fibras sin la preparación de hilo preliminar necesaria
para tejeduría o fabricación de géneros de punto.
Por "lámina" se quiere decir cualquier capa
flexible o rígida que es muy delgada en su espesor en relación con
su ventilación o ancho. Para los propósitos de esta solicitud, una
lámina consta de filamentos depositados y el espesor o magnitud más
pequeña de tal lámina no excederá de 5 mm (0,2 pulgadas).
Por "banda" se quiere decir una lámina hecha
estableciendo o montando fibras.
Por "poroso" se quiere decir un material que
posee una estructura suficientemente abierta para permitir el pase
de fluidos fisiológicos y/o células de mamífero vivas.
Por "cohesionar" se quiere decir la
capacidad de los filamentos en una banda fibrosa para pegarse o
unirse eficazmente entre sí sin la necesidad de procedimiento
térmico o de fusión, o aglutinantes o adjuntos adhesivos.
Por "cohesivo" se quiere decir la capacidad
de un material para mantenerse junto como una masa.
Por "autocohesivo", "autoadhesivo" o
"unión autógena" se quiere decir la capacidad de una
estructura formada por fusión, o componente de la misma, para
autogenerar eficazmente una unión a sí misma sin el requerimiento de
experimentar una fusión, o experimentar el requerimiento de adición
de adhesivos, aglutinantes o adjuntos adhesivos, suplementarios,
bien antes o después de la formación de la estructura.
Por "banda de 3-d" se quiere
decir el establecimiento o montaje de fibras para formar una
estructura más densa que una lámina (como se definió
previamente).
Por "conformable" se quiere decir la
capacidad de una estructura para conformarse o adaptarse a un
contorno, forma, modelo o ajuste particular.
Por "enfriar rápidamente" se quiere decir la
inhibición sustancial de la cristalización en una muestra de
polímero semi-cristalino por medio de enfriamiento
térmico rápido a una temperatura por debajo de la temperatura de
transición vítrea (T_{g}) o de la transición
orden-desorden (T_{tod}). del sistema
polimérico
Por "ajustable" se quiere decir la retención
de la capacidad para convertir una banda o banda de
3-d polimérica o copolimérica, cristalizable, a
partir de un estado termodinámicamente inestable (metaestable) que
posee cristalinidad limitada a un nivel sustancialmente
termodinámicamente estable, alternativo, de cristalinidad. Esta
conversión no se puede invertir eficazmente a menos que se vuelvan
a fundir y se vuelvan a formar completamente las estructuras de tipo
banda. La conversión se facilita bien por la exposición de la banda
a disolventes, lubricantes o agentes plastificantes que faciliten
la movilidad de cadena, la aplicación de calor o una combinación de
los mismos.
Por "susceptible de implante" se quiere
decir un dispositivo biocompatible que retiene posibilidades de
colocación quirúrgica exitosa en un mamífero.
Por "dispositivo susceptible de implante" se
quiere decir cualquier objeto implantado por medios quirúrgicos, de
inyección u otros adecuados, cuya función principal se consigue
bien por su presencia física o por sus propiedades mecánicas.
Por "bioreabsorbible" se quiere decir los
materiales de origen bien sintético o natural que, cuando se ponen
en un cuerpo vivo, se degradan por reacciones bien enzimáticas,
hidrolíticas u otras reacciones químicas en subproductos que bien
se integran en, o se expulsan del cuerpo. Se reconoce que en la
bibliografía "reabsorbible", "absorbible" y
"bioabsorbible" se usan con frecuencia indistintamente con
esta definición.
Por "copolímeros alternantes" se quiere
decir copolímeros con una secuencia de unidad repetitiva regular o
alterna por la que se reduce sustancialmente el potencial de
cristalización debido al ordenamiento secuencial de segmentos, que
evita que tenga lugar cristalización sustancial.
Por "elastómero termoplástico" se quiere
decir un copolímero procesable fundido que posee propiedades
mecánicas elastoméricas como resultado de un segmento "duro"
cristalizable y un segmento "blando" amorfo que posee una
T_{g} por debajo de su temperatura activa.
Por "mezclas" se quiere decir materiales
poliméricos que se mezclan fundidos para conseguir la mezcla entre
dos o más composiciones poliméricas diferentes que no están unidas
por enlaces covalentes una a otra. Para estos propósitos de esta
solicitud, una mezcla miscible fundida es una mezcla polimérica que
posee suficiente miscibilidad en el fundido para proporcionar su
extrusión en filamentos.
Por "aditivos" se quiere decir sustancias
añadidas a polímeros o sistemas poliméricos que modifican una o más
de sus propiedades.
Por "polímero
semi-cristalino" se quiere decir polímeros o
copolímeros que retienen la capacidad final para cristalizar en la
solidificación o recocido a temperaturas por encima de la T_{g}
en sistemas homopoliméricos o por encima de la T_{g} del
componente más alta en sistemas poliméricos multicomponentes.
Puesto que existen segmentos no cristalizados de cadenas poliméricas
incluso en el polímero más altamente cristalino, cualquier polímero
que cristalice se considera, en general, como
semi-cristalino.
Por "fase miscible" se quiere decir el
mezclamiento homogéneo de secuencias repetitivas poliméricas
distintas para producir un estado bien estable o inestable que no
posea sustancialmente gradiente de concentración de secuencia
repetitiva.
Por "fase inmiscible" se quiere decir la
separación de secuencias repetitivas poliméricas distintas en
regiones macroscópicas o microscópicas que posean concentraciones
exaltadas de secuencias repetitivas similares o de tipo polimérico.
Esta terminología no se interpretará que se refiera a secuencias de
tipo polimérico que se separen en regiones de fases cristalinas y
amorfas de la composición de la misma secuencia polimérica.
Por "microfase inmiscible" se quiere decir
regiones de fase inmiscible de una magnitud que es microscópica en
la escala y no es observable a simple vista.
Por "adhesivo" o "aglutinante" se
quiere decir un componente diferente de la banda que proporciona
unión entre los componentes fibrosos o filamentosos de la banda en
la interfase de su punto de contacto. El componente de unión se
puede administrar y se lleva a cabo la unión por procedimientos en
solución, calor u otros que retengan sustancialmente las
propiedades de los filamentos que soportan la estructura de la
banda.
Por "adjunto adhesivo" se quiere decir un
aditivo separable distinto que imparte cualidades adhesivas o de
unión a un material por otra parte no adhesivo. Un ejemplo es el
uso de disolventes, resinas de pegajosidad o agentes de
reblandecimiento de polímeros mezclados con un polímero procesable
fundido para producir una pegajosidad o adhesividad temporal o
acumulable, que puede dar como resultado una autocohesión aparente.
Para el deseo y propósitos de esta invención las resinas de
pegajosidad son materiales oligoméricos con un peso molecular medio
ponderal menor que 5.000.
Esta invención se refiere a artículos
susceptibles de implante que comprenden bandas no tejidas,
autocohesivas, construidas a partir de filamentos continuos formados
a partir de sistemas poliméricos multicomponentes
semi-cristalinos que, en la consecución de un
estado de equilibrio, poseen alguna prueba de inmiscibilidad de
fases de los componentes poliméricos constituyentes del sistema. Se
cree que la capacidad particular de los componentes fibrosos de las
bandas de esta invención para autocohesionarse unos a otros u otros
objetos preparados de manera similar, es el resultado de una
velocidad de cristalización reducida en las fibras de la banda
cuando se compara con velocidades típicas de fibras procesadas
fundidas. Se cree que este decaimiento de la velocidad de
cristalización es ventajoso para conservar el estado de mezcla de
fase sustancialmente no cristalina, amorfa, homogénea, en la banda
de filamentos dejada enfriar rápidamente, solidificada, hasta el
momento en que puede entrar en contacto físico con otras fibras u
objetos sustentados en un estado amorfo similar de cristalización
limitada. Se puede llevar a cabo la unión resultante, entre
filamentos o entre fibras, que tiene lugar en esta invención, por
lo tanto, sin ningún requerimiento de aglutinantes o adjuntos
adhesivos y adicionalmente no mantiene el requerimiento de
procedimiento de afieltrado mecánico, térmico o de compresión,
secundario, adicional.
La autocohesión autógena que tiene lugar entre
los filamentos de la invención actual es susceptible de producirse
a partir de una mezcla polimérica semi-cristalina o
copolímero en que la velocidad de cristalización se reduzca
suficientemente para proporcionar contacto físico prolongado entre
objetos amorfos solidificados previamente a la separación
sustancial de microfases y cristalización de al menos la superficie
de los objetos fabricados fundidos. Más especialmente, se cree que
el decaimiento de la velocidad de cristalización observado,
proporcionado por la solidificación de un estado miscible, fundido,
homogéneo, que existe entre dos sistemas poliméricos de fases al
menos parcialmente inmiscibles. El contacto físico entre fibras u
otros objetos existente en este estado homogéneo metaestable
solidificado, relativamente pegajoso, de miscibilidad de fases,
proporciona la base para una adhesión física inicial entre los
objetos. Una vez que se ha hecho tal contacto adhesivo inicial,
cualquier consiguiente separación de fases de los componentes
poliméricos miscibles inicialmente ofrece posibilidades de exaltar
adicionalmente el mezclamiento de cadena polimérica a través de la
interfase de contacto físico o de unión de los objetos unidos. Más
especialmente, la invención utiliza un sistema de mezcla polimérica
y/o de copolímero de bloques, semi-cristalino,
termoplástico, procesado de tal manera que del fundido se induce un
estado sólido sustancialmente amorfo y se mantiene durante un
periodo de tiempo suficientemente prolongado para proporcionar
contacto y combinación con otros objetos producidos de manera
similar. La duración del periodo de tiempo requerido para la unión
de tales objetos sustancialmente semi-cristalinos,
temporalmente amorfos, permanece dependiente del tamaño del objeto
producido, la velocidad de cristalización del sistema polimérico
particular que se esté utilizando, la temperatura del fundido, la
temperatura y volumen del aire o el gas de enfriamiento, y la
recuperación de la banda final y temperaturas de almacenamiento.
Los filamentos autocohesivos usados en la
invención actual, difieren de las fibras autocohesivas comunes a
las bandas obtenidas por soplado de microfibras, por el desarrollo
de unión entre fibras o entre filamentos, de la invención actual,
después de su solidificación a partir del fundido. Esta
característica de unión pos-solidificación
proporciona la naturaleza de filamento continuo de las fibras de la
invención actual y contrasta con la característica discontinua de
las fibras obtenidas por soplado de microfibras, que se depositan
directamente desde un estado fundido. Estas diferencias se
ejemplifican tanto por la naturaleza consistente como por los
diámetros de fibra mayores (>10 \mum) encontrados en la
invención actual cuando se comparan con los de las fibras de
diámetro más pequeño (diámetro < 1 \mum) típico de bandas
obtenidas por soplado de microfibras. Adicionalmente, los filamentos
continuos de bandas no tejidas usadas en la invención actual pueden
poseer niveles relativamente exaltados de orientación molecular
cuando se comparan con los de fibras obtenidas por soplado de
microfibras.
La invención actual utiliza preferentemente
copolímeros de bloques que se pueden describir como dibloque,
tribloque o multibloque que poseen componentes segmentados de fase
al menos parcialmente inmiscible cuando están en un estado
termodinámicamente estable. Los copolímeros de bloques se refieren
típicamente como A-B para dibloque, ABA para
tribloque o combinaciones de los mismos para copolímeros de
multibloque. Adicionalmente, se pueden usar tres o más componentes
para crear un copolímero de bloques, como en el caso de un
terpolímero ABC (también conocido como tripolímero o copolímero
ternario) ejemplificado por el copolímero PGA/TMC/PDS
bioreabsorbible utilizado en suturas Biosyn® que está disponible de
Surgical Corporation de EE.UU., Norwalk, Connecticut, EE.UU. y
contiene un segmento amorfo y dos cristalinos. Un copolímero de
bloques que tiene en su composición un segmento que es blando y
gomoso a su temperatura activa poseería potencialmente propiedades
elastoméricas y se podía describir, por lo tanto. como elastómero
termoplástico de copolímero de bloques (BC-TPE, por
sus siglas en inglés). Se desea que la inmiscibilidad de fases en el
contexto de los copolímeros de bloques, se refiera a componentes
segmentados que, si son una parte de una mezcla de los
homopolímeros asociados, se esperaría separación de fases en el
fundido.
Más especialmente, la invención utiliza
preferentemente un sistema de copolímero de tribloque ABA que
consta de poli(glicólido), también conocido como PGA y
poli(carbonato de trimetileno), también conocido como TMC,
para formar una banda no tejida, susceptible de implante,
bioreabsorbible; en la que A comprende entre 50 y 85 por ciento en
peso del peso total, y en la que A está constituida por unidades
recurrentes de glicólido; y B comprende el resto del peso total y
está constituido por unidades recurrentes de carbonato de
trimetileno siendo dicho material bioreabsorbible y susceptible de
implante. Se pueden encontrar detalles que conciernen la síntesis de
este copolímero en la patente de EE.UU. 4.429.080, que se incorpora
en la presente memoria por referencia. Una construcción de dibloque
de los mismos componentes segmentados de PGA:TMC se detalla en las
patentes de EE.UU. 4.243.775 y 4.300.565, que se incorporan en la
presente memoria por referencia. Se puede obtener una relación de
peso a peso del 33% de copolímero de tribloque de TMC a PGA de
Sherwood/Davis & Geck, Danbury, Connecticut.
Alternativamente, se podían utilizar otros
componentes bioabsorbibles en la polimerización dependiendo de las
propiedades físicas, mecánicas o de velocidad de bioabsorción
deseadas, necesarias para la aplicación de implante deseada. Sin
embargo, la polimerización debe dar como resultado segmentos de
bloque de suficiente longitud para formar al menos uno o más
componentes cristalizables al sistema. Un sistema para uso como uno
susceptible de implante, que utiliza un componente segmentado amorfo
poseería preferentemente una T_{g} de segmento que es mayor que
-50ºC y menor que 70ºC.
Se pueden utilizar otros sistemas poliméricos
multicomponentes semi-cristalinos, que poseen
miscibilidad de fases en el fundido pero dan como resultado al menos
una separación de fases parcial en el equilibrio, para formar una
banda autocohesiva si se mantienen las condiciones en que se pueda
llevar a cabo el contacto entre filamentos y la unión entre fibras
relacionadas, previamente al equilibrio de separación de fases. Se
han observado tales condiciones que forman la banda autocohesiva,
cuando se utilizan los copolímeros de
polibetahidroxibutirato-hidroxivalerato (PHB:PHV)
cristalizables. Adicionalmente, también se han conseguido bandas
autocohesivas utilizando una mezcla de los homopolímeros de
poli(p-dioxanona) y PGA, bioreabsorbibles. En
estos dos sistemas, se pueden observar pruebas de al menos una
separación de fases parcial, por la presencia de temperaturas
máximas de fusión endotérmicas por DSC, múltiples.
Se cree que la suspensión temporal de un sistema
polimérico de fase inmiscible en un estado metaestable de fase
miscible, amorfo, homogéneo, que permite el montaje de una banda de
filamento continuo autocohesiva, se puede conseguir con otros
sistemas de copolímeros de bloques, cristalizables. Se cree que
tales sistemas poliméricos incluyen segmentos seleccionados del
grupo formado por: poliésteres tales como poli(tereftalato
de butileno) y poli(tereftalato de etileno);
poli(alcohol vinílico); poli(acetato de vinilo) y
formas parcialmente hidrolizadas de los mismos; polímeros de tipo
hidrogel tales como poli(metacrilato de hidroxietilo),
poli(metacrilato de hidroxipropilo) y similares;
polisulfonas tales como: poli(fenilensulfona); poliuretanos;
poliuretanos segmentados; uretanos poliéter, uretanos poliéster;
policarbonato-uretanos, poliamidas de
poli(uretano-ureas); poli(etilenos);
poli(propilenos) y poli(carbonatos). Si se desea una
construcción bioreabsorbible, se cree que tales sistemas poliméricos
incluyen segmentos poliméricos seleccionados del grupo formado por:
poli(glicólido); poli(carbonatos);
poli(dioxanona); poli(lactidas),
poli(d-lactida);
poli(l-lactida);
poli(d,l-lactida),
poli(lactida-co-caprolactona).,
poli(caprolactona); poli(hidroxibutiratos),
poli(hidroxivaleratos) y
poli(hidroxibutiratos-co-valeratos).
La capacidad de cualquier sistema polimérico de
dos o más componentes para conseguir un estado de miscibilidad de
fases, basado en copolímeros de bloques, mezclas y/u otros sistemas
poliméricos, permanece dependiente de una serie de factores que
influyen en las interacciones entre cadenas poliméricas vecinas. Las
discusiones de los factores tales como el parámetro de solubilidad
de Flory-Huggins, especialmente cuando se refiere a
las miscibilidades de sistemas de mezclas de poliéster
bioabsorbibles, se pueden encontrar en las referencias
siguientes:
- \bullet
- G. Rocha y S. McCarthy. Polymers in Biodegradable Surgical Devices: Blending (Poly(glycolic acid) with other Biodegradable Plastics. Medical Plastics and Biomaterials, Mayo/Junio 1.996, 44-48.
- \bullet
- Y. Cha y C.G. Pitt. The biodegradability of polyester blends. Biomaterials, 11 (marzo de 1.990), 108-112.
Sin tener en cuenta el mecanismo conductor, se
puede observar la existencia de miscibilidad completa de fases en
tal sistema de componente multipolimérico por la presencia de una
T_{g} que sigue sustancialmente la ecuación de Fox. En esta
ecuación, que se aplica normalmente a copolímeros aleatorios o
alternantes compatibles, la temperatura de transición vítrea
observada es una función dependiente de la composición que promedia
los componentes constituyentes de la mezcla homogénea. La relación
de Fox específica es:
\frac{1}{T_{g}} =
\frac{W1}{T_{g1}} + \frac{W2}{T_{g2}} +
........
en la que W representa las fracciones de masa
respectivas del componente copolimérico y las temperaturas T_{g1}
y T_{g2} respectivas reflejan las transiciones vítreas
(expresadas en grados Kelvin) de los componentes respectivos en
forma homopolimérica. En el caso de una miscibilidad temporal en
mezclas o copolímeros de bloques desviada de un estado
sustancialmente de fase única, desordenado u homogéneamente
mezclado, la temperatura de la transición
orden-desorden (TOD) anterior que empieza a separar
una mezcla enfriada rápidamente de componentes específicos, en un
estado de fase más ordenada o separada, se refiere a veces como la
temperatura de transición orden-desorden
(T_{tod}) o la temperatura de transición de separación de
microfase (T_{tsm}). Esta temperatura, como la de sistemas de
copolímeros aleatorios o alternantes, también depende de la
composición, y también se puede ver afectada por las miscibilidades
parciales de componentes poliméricos. Se puede encontrar una
discusión excelente de la termodinámica que rodea a esta
temperatura de transición, en el artículo titulado: Block Copolymer
Thermodynamics: Theory and Experiment, Annu. Rev. Phys. Chem.
1.990, 41, 525-57 por F.S. Bates y G.H.
Fredrickson.
En el contexto de la invención actual, un estado
de miscibilidad de fases bien permanente o temporal se identifica
por la existencia de una única T_{g} o T_{tod} que sigue
sustancialmente las predicciones de la ecuación de Fox. Se ha
observado la presencia de la única T_{g} o T_{tod} en diversos
sistemas poliméricos de componentes múltiples como se discute en
las siguientes referencias:
- \bullet
- P. Xing et al., Miscibility and Crystallization of Poly(\beta-hydroxybutyrate) and Poly(p-vinylphenol) Blends. Macromolecules, 30 (1.997), 2.726-2.733.
- \bullet
- M. C. Luyten et al., Morphology in binary blends of poly(vinyl methyl ether) and E-caprolactone-trimethylene carbonate diblock copolymer. Polymer 3 (1.997), 38, 509-519.
- \bullet
- G. O. Shonaike. Studies on miscibility of glass fibre reinforced blends of polyethylene terephthalate with polybutylene terephthalate. (necesita revisión de referencia; European Polymer Journal, 28 (1.992), 777-781.
Además de los artículos precedentes, lo siguiente
proporciona referencias adicionales que discuten variaciones en la
naturaleza y temperatura de la T_{g} de sistemas miscibles y
parcialmente miscibles:
- \bullet
- J. N. Clark et al., Reexamination of poly(methyl methacrylate)/ poly(epichlorohydrin) blends by small angle neutron scattering and differential scanning calorimetry. Polymer, 33 (1.992), 3.137-3.145.
- \bullet
- M. Song et al., Modulated differential scanning calorimetry: 4. Miscibility and glass transition behaviour in poly(methylmethacrylate) and poly(epichlorohydrin) blends. Polymer, 37 (1.996), 25, 5.561-5.565.
Puede existir cualquier miscibilidad de fases
conseguida, dependiendo del sistema polimérico, en un estado que
bien permanece estable o, alternativamente, existe en un estado de
transición de tipo miscible metaestable, hacia un estado de
inmiscibilidad creciente puesto que se permite movimiento de cadena
polimérica y potencial reorganización. Se puede obtener alguna
prueba sobre la naturaleza y la estabilidad de estas interacciones
moleculares entre cadenas, por comparación de las características
térmicas esperadas de sistemas completamente miscibles con las de
datos analíticos térmicos de DSC reales, realizados en sistemas
poliméricos sospechosos de ser menos de completamente miscibles. En
tales comparaciones térmicas, se espera que los sistemas de mezcla
y copoliméricos que existen en un estado de miscibilidad de
componentes completa en su fase amorfa, estando en un estado
metaestable o de equilibrio, indiquen una única T_{g} o T_{tod}
que tiene lugar a una temperatura que es una función de la
composición de los sistemas y sustancialmente predecible cuando se
utiliza la ecuación de Fox. A la inversa, se espera que los
sistemas amorfos de multifase completamente inmiscible indiquen
distintas T_{g}s que se correlacionen con los análogos
homopoliméricos para cada fase inmiscible separada.
Entre los argumentos mencionados de miscibilidad
de fases homogénea completa y separación de fases completa existe un
estado de miscibilidad de fase polimérica parcial. Si está presente
un estado de miscibilidad parcial, se puede esperar que el barrido
por DSC revele una T_{g} que tiene lugar a una temperatura entre
la del análogo homopolímero asociado y una miscibilidad de
componentes completa como se predice por la ecuación de Fox. En
tales sistemas parcialmente miscibles, este desplazamiento de
T_{g} hacia la T_{g} del homopolímero suministra pruebas de un
enriquecimiento de la fase amorfa del sistema con constituyentes
poliméricos similar al del homopolímero. En cualquier sistema, tal
enriquecimiento de fases con un constituyente polimérico particular
implicaría fuertemente una reducción de correlación de ese mismo
constituyente en otras regiones. En sistemas de separación de fases
completamente amorfas, este enriquecimiento de constituyente
tendría que dar como resultado su reducción de correlación en otras
regiones del dominio amorfo del sistema polimérico. Sin embargo, en
sistemas poliméricos semi-cristalinos tales
enriquecimientos de constituyente pueden conducir a cristalización
dando como resultado la eliminación posterior del componente
cristalizable a partir del dominio amorfo. Esta eliminación de
constituyentes por cristalización da como resultado un
enriquecimiento adicional continuado de la fase amorfa con el
componente no cristalizado y la progresión consiguiente de la
T_{g} experimental hacia la del análogo homopolimérico del
componente no cristalizado.
Cuando se consigue cristalización completa en un
sistema semi-cristalino, entonces debe estar
presente, necesariamente, el equilibrio no cristalizado del sistema
polimérico en la fase amorfa no cristalizante del sistema. Si la
fase amorfa consta exclusivamente de componentes monoméricos no
cristalizantes, la T_{g} resultante sería análoga a la del
homopolímero no cristalizante correspondiente. A la inversa, los
componentes en las regiones cristalizadas ya no se pueden detectar
por la presencia de una T_{g}, una característica atribuible
exclusivamente a regiones amorfas que poseen movilidad de cadena
mayor. Si, sin embargo, algunos constituyentes cristalizables, u
otros, continúan siendo miscibles en la fase amorfa existente,
debido a razones tales como restricciones estéricas o inclusiones
de segmento, la T_{g} resultante se vería afectada por su
presencia. Como resultado, la T_{g} de tal sistema de fase
parcialmente miscible se desplazaría lejos de la de su análogo
homopolimérico no cristalizante hacia una temperatura que refleja la
relación de constituyente existente en la fase amorfa, un valor que
se podía interpretar utilizando la ecuación de Fox.
Aunque no se reconoce en general que la formación
de cristales poliméricos tenga lugar entre constituyentes
distintos, se pueden encontrar inclusiones de otros constituyentes
poliméricos en la red producida por segmentos poliméricos de
cristalización. Se puede esperar que tales inclusiones no
cristalizantes o amorfas, cuando están presentes en concentraciones
suficientes, produzcan un efecto diluyente o coligativo dando como
resultado un decaimiento de la temperatura de fusión de la esperada
de un análogo homopolimérico cristalizado. Estas pruebas observadas
de decaimiento de punto de fusión también se pueden atribuir a
imperfecciones cristalinas y a reducción de espesor laminar.
Alternativamente, los sistemas poliméricos
semi-cristalinos inmiscibles que, cuando alcanzan
fase de equilibrio termodinámico se separan en regiones de pureza
relativamente mayor, dando como resultado la formación de cristales
menos diluidos, producirían por lo tanto un punto de fusión por DSC
mayor correlacionado. También, si existe falta de homogeneidad en
la muestra, que afecta bien a la cantidad de inclusiones presentes
en una muestra cristalina o produce variaciones en el nivel de
separación de fases de la muestra, se pueden encontrar temperaturas
máximas de fusión por DSC, múltiples, reflejando el efecto
diluyente diferente en los cristales formados.
Se puede demostrar la inmiscibilidad de fases
bien en un sistema de bandas exclusivamente amorfo o
semi-cristalino, por cualquier desviación sustancial
de la T_{g} del sistema polimérico de la prevista por la ecuación
de Fox para la relación establecida de componentes poliméricos de
la muestra. Para un sistema con componentes amorfos múltiples, la
existencia de T_{g}s adicionales correlacionadas proporcionaría
pruebas de fases amorfas separadas adicionales de las composiciones
poliméricas diferentes. A la inversa, para sistemas
semi-cristalinos que poseen un componente amorfo, la
desviación de la T_{g} amorfa prevista por la ecuación de Fox
correlacionada con la presencia de una temperatura máxima de fusión
cristalina por DSC, proporciona pruebas de separación y
cristalización eficaz de un componente polimérico particular a
partir del estado de fase amorfa, miscible. En tal sistema
semi-cristalino, un sistema parcialmente miscible
daría como resultado el decaimiento de la T_{m} observada al
tiempo que un sistema de fase completamente separada retendría una
T_{m} similar a la del análogo homopolimérico.
Puesto que los copolímeros de bloques constan de
segmentos homopoliméricos diferentes unidos juntos por enlaces
covalentes, se crean regiones con características del homopolímero
respectivo cuando se atraen segmentos similares unos a otros,
causando inmiscibilidad de fases. En un sistema de copolímero de
bloques, de dos componentes, ordenado, en que pueden cristalizar
ambos segmentos, esta separación de microfase resultante daría como
resultado dos puntos de fusión representativos de los dos segmentos
cristalizables. La transición vítrea para tales polímeros puede
estar poco clara e incluso eliminada por la cristalización que ha
reforzado las cadenas de sujeción suficientemente para eliminar
movimiento molecular suficiente para producir una T_{g}.
Alternativamente, si el sistema de dos componentes constaba de
segmentos amorfos de fase inmiscible, entonces se esperarían dos
T_{g}s diferentes para cada uno de los segmentos de copolímero de
bloques, amorfos, ordenados, resultantes. La invención actual que
utiliza PGA:TMC posee tanto un segmento cristalizable como uno
amorfo, que da como resultado una T_{g} para el bloque amorfo y
una temperatura máxima de fusión para el bloque cristalino.
Como se describió anteriormente, un sistema de
copolímero de bloques ordenado, posee segmentos distintos que
producen T_{g}s representativas de sus análogos homopoliméricos.
A la inversa, el mismo copolímero de bloques en un estado
desordenado posee características que son un material compuesto de
los dos constituyentes poliméricos mezclados. Si se induce un
estado homogéneo desordenado, enfriado rápidamente, por
enfriamiento suficientemente rápido bien por procedimiento de
extrusión o por capacidades de enfriamiento de un DSC, la
temperatura anterior que hace posible la reorganización de esta
mezcla en segmentos separados, se considera la temperatura de la
transición orden-desorden (T_{tod}). Puesto que
las propiedades del estado desordenado homogéneo son dependientes
de las relaciones de composición entre los dos constituyentes
poliméricos, se puede predecir la temperatura de este caso
utilizando las ecuaciones de Fox o la de
Gordon-Taylor Wood, que se aplican normalmente a
mezclas poliméricas y a veces se aplican a copolímeros
aleatorios.
Se puede utilizar la capacidad particular de los
componentes amorfos usados en esta invención para autocohesionar,
cuando se utilizan los criterios de selección de polímeros y
condiciones de procedimiento descritos anteriormente, para producir
una banda no tejida de filamento continuo, que proporciona unión
autógena entre filamentos de las fibras de la banda sin ningún
requerimiento obligatorio del uso de aglutinantes o adjuntos
adhesivos o para procedimiento térmico secundario, para obtener una
banda no tejida cohesiva. La banda producida cuando se utilizan las
especificaciones de la invención actual, produce los filamentos de
20 a 50 micrómetros de diámetro, continuos, que son comunes para
géneros no tejidos de filamentos continuos. Sin embargo, la
invención actual no requiere procedimientos de unión posterior,
típicos de procedimientos de filamentos continuos.
Una realización de la invención actual
proporciona un artículo susceptible de implante que comprende una
banda autocohesiva, constituida por una mezcla miscible fundida, de
fases al menos parcialmente separables, de al menos dos
homopolímeros, en que al menos uno de ellos es
semi-cristalino y se puede controlar la velocidad de
cristalización polimérica cinéticamente o termodinámicamente.
Otra realización de la invención actual
proporciona un artículo susceptible de implante que comprende una
banda autocohesiva constituida por una mezcla separable al menos
parcialmente en fases y de cristalización controlada, de un
homopolímero y copolímero de bloques, en que al menos uno de ellos
es semi-cristalino.
Otra realización de la invención actual es un
artículo susceptible de implante que comprende una banda
autoadhesiva o autocohesiva constituida por un sistema de
copolímero de bloques semi-cristalino, separable al
menos parcialmente en fases y de cristalización controlada.
La realización preferida de la invención actual
es un artículo susceptible de implante que comprende un género no
tejido poroso, autoadhesivo o autocohesivo, constituido por un
copolímero de bloques ABA de un predominio de unidades secuenciales
repetitivas de glicólido que poseen la fórmula:
A---OCH_{2}---
\uelm{C}{\uelm{\dpara}{O}}---O---CH_{2}
\uelm{C}{\uelm{\dpara}{O}}---
\hskip1cm|-
y unidades secuenciales repetitivas de carbonato
de trimetileno que poseen la
fórmula:
B---O---(CH_{2})_{3}---O---
\uelm{C}{\uelm{\dpara}{O}}---
\hskip1cm|-
Se conocen bien los grupos terminales en este
copolímero de bloques y pueden ser: -OH, -COOH o derivados de los
mismos. La cantidad de A en el copolímero de bloques ABA puede
oscilar de 50% a 85% en peso. La viscosidad inherente a 30ºC en
hexafluoroisopropanol (HFIP), puede oscilar de una media de 0,5 dl/g
a por encima de 1,5 dl/g y preferiblemente, para uso preferido como
barrera usada en crecimiento óseo, de nuevo puede oscilar de 0,8
dl/g a 1,2 dl/g. El punto de fusión aceptable para este intervalo
particular de composiciones de copolímeros cuando se determina por
una temperatura máxima de fusión por DSC, puede oscilar de
aproximadamente 170 a 220ºC.
La copolimerización de PGA:TMC se consigue por
una polimerización de abertura de anillo de adición secuencial del
carbonato de trimetileno cíclico y monómeros de dímero de
glicólido. El copolímero de bloques sintetizado se puede adquirir
bien directamente de Davis & Geck (Danbury, CN, EE.UU.) o
preparado por los métodos de síntesis detallados en las patentes de
EE.UU. 4.243.775 y 4.429.080, descritas anteriormente. Ambos
monómeros están disponibles de BI Chemicals, Petersburg, VA, EE.UU.
Otras composiciones y estructuras poliméricas deseadas pueden
necesitar el uso de condiciones y/o métodos de polimerización
diferentes.
La banda se produce primero a partir del
copolímero de bloques por un procedimiento similar al de filamentos
continuos. El procedimiento es, primero secar el copolímero de
bloques granulado o peletizado para liberarlo de cualquier
componente volátil o humedad residual. Después el copolímero se
funde en un extrusor equipado con dispositivo para hilar fibra de
múltiples orificios o hilera, para permitir la formación de
filamentos continuos. Los filamentos continuos se aceleran después
en un Transvector conectado preferentemente a aire a temperatura
ambiente y se dirigen en una dirección en general verticalmente
descendente. La corriente de aire del Transvector, que se puede
variar en temperatura bien para acelerar o retardar la velocidad de
separación de fases y cristalización, actúa para estirar o extraer
las fibras que emergen y para controlar la velocidad del flujo de
las fibras. Las fibras producidas de la realización preferida, se
arrastran en aire a temperatura ambiente para producir fibras que
poseen típicamente orientación molecular y están entre 20 y 50
micrómetros de diámetro.
Las fibras producidas se depositan después por
pérdida de estructura granular en una masa de filamentos dispuestos
aleatoriamente, continuos, que se ponen en contacto físicamente y
parece que se adhieren y llegan a estar reticulados físicamente en
puntos de reticulación para formar una banda cohesiva porosa sin la
necesidad de aglutinantes o adjuntos adhesivos o de procedimientos
de unión térmica adicional. Los filamentos como hilado parecen
visualmente sólidos y parece que no se pegan a la mayoría de los
objetos en los que se hace contacto, pero se adhieren fácilmente
unos a otros en dichos puntos de reticulación. A diferencia de las
fibras de filamentos continuos normales, las fibras de los
copolímeros usados en la presente memoria se autocohesionan a medida
que se recogen en una superficie colocada debajo de la hilera. En
otras palabras, se ajustan las condiciones de la hilera para
proporcionar una adhesividad a las fibras emergentes, que permite
que se autocohesionen a medida que se recogen en un montón aleatorio
cohesivo, o banda, en la superficie colectora. En otras palabras,
las fibras son fibras sólidas a medida que alcanzan la superficie
colectora, pero son aún suficientemente pegajosas para unirse unas
a otras. En contraste, el homopolímero de PGA extrusionado de una
manera similar no es pegajoso y no forma una banda de cohesión o
cohesiva.
Para producir la realización preferida, las
fibras se depositan aleatoriamente en una cinta móvil donde se
ponen en contacto en puntos de reticulación para producir la banda
autocohesiva. Moviendo la superficie colectora a lo largo de un
trayecto plano, la banda formada estará en la conformación de una
lámina, cuya densidad y tamaño de poro se puede ver afectado
directamente por la velocidad lineal del colector. Por
consiguiente, a velocidades de colector altas, son posibles bandas
macroporosas con densidades superficial y volumétrica muy bajas y
espesores hipotéticamente reducibles a los de la altura de
reticulación de la fibra. A la inversa, las velocidades bajas
producen más deposición de fibras sobre un área dada (por ejemplo,
una densidad superficial mayor que 120 g/m^{2}) reduciendo de ese
modo el tamaño de poro y produciendo densidad volumétrica mayor
para un diámetro de fibra dado. Permitiendo que la hilera permanezca
en una posición fijada, la lámina depositada será más densa a lo
largo de su centro, al tiempo que se tapan los lados debido al
hecho de que la hilera tiene más orificios en el centro y menos a lo
largo de sus lados. Moviendo la hilera de un lado a otro, se puede
obtener una lámina sustancialmente plana. Si no se mueve la
superficie colectora, se puede aumentar lo que se puede describir
como bloque fibroso de 3 dimensiones susceptible de un espesor
indeterminado, con la porosidad y densidad de banda resultante al
menos parcialmente una función de la velocidad del aire aplicado, el
diámetro de la fibra resultante y la altura acumulada (es decir,
peso de compresión) de la banda.
Inicialmente, después de la recuperación de la
banda cohesiva ahora a partir de su enfriamiento a temperatura
ambiente y condiciones de recogida, la banda es elástica y se puede
conformar a temperaturas que estén por encima de su T_{tod} de
"enfriamiento rápido" entre -5 y 30ºC, dependiendo de la
relación de copolímero PGA:TMC específica. De acuerdo con esto, esta
banda sustancialmente no cristalizada, amorfa, se puede conformar
previamente a cualquier ordenamiento de microfases posterior, en
cualquier configuración en que se pueda manipular la banda, una de
las cuales podía ser para fijar y cubrir un defecto bajo el que
puede tener lugar crecimiento óseo de nuevo. Durante tal uso in
vivo el copolímero se bioreabsorbe gradualmente por la
combinación de hidrólisis y actividad enzimática, que reduce
progresivamente su peso molecular y finalmente devuelve los
segmentos poliméricos constituyentes a sus unidades repetitivas
originales que después se dispersan o se absorben in vivo.
Por lo tanto, la duración de la banda in vivo depende al
menos parcialmente del tamaño de los segmentos de copolímero de
bloques y el peso molecular del copolímero.
Este concepto es útil para otras aplicaciones en
que se indica soporte estructural o es deseable la separación de
variedades celulares específicas. Ejemplos de tales aplicaciones
son mallas quirúrgicas deseadas para reparación de tejido blando,
reparación de nervios y aplicaciones de guía de nervios, prevención
de adhesión y regeneración ósea y de tejido duro.
En el caso de copolímeros de bloques en
condiciones de extrusión, se cree que un nivel mínimo de
mezclamiento da como resultado desorden de las cadenas de polímero a
fin de que cuando salgan de la hilera como fibras, se crea que los
bloques de un sistema copolimérico fundido estén en un estado
sustancialmente desordenado homogéneo. Es necesario que se minimice
suficientemente la exposición térmica acumulada del copolímero
diferenciada en el tiempo, para evitar reacciones de
transesterificación que pueden dar como resultado la degradación
del bloque de copolímero y características de inmiscibilidad de
fase asociadas. Cuando se deja enfriar a partir del fundido, se sabe
que las cadenas poliméricas de la mayoría de los copolímeros de
bloques en el equilibrio, poseen segmentos en fases inmiscibles que
experimentan reordenamiento a partir del estado desordenado,
homogéneo, del fundido, por un procedimiento de automontaje en un
estado ordenado y separado en microfases, un estado altamente
característico de BC-TPEs. Este reordenamiento de
las cadenas de polímero constituyente, en un estado más ordenado,
se proporciona por la movilidad de cadena presente en el estado
gomoso existente entre la temperatura de fusión y la de la
temperatura de transición orden-desorden
(T_{tod}), la temperatura por encima de la que puede transcurrir
esta transición de desorden a orden. Si están presentes segmentos
cristalizables en las regiones separadas en microfase ordenadas
ahora, puede transcurrir con posterioridad un procedimiento de
cristalización análogo al de un sistema homopolimérico similar.
En la invención actual, a medida que las fibras
hiladas salen de la boquilla de la hilera, los filamentos aún
fundidos se arrastran en corriente de aire acelerada proporcionada
por un Transvector que tanto acelera las fibras, potenciando de ese
modo la orientación molecular, como imparte una caída de la
temperatura de las fibras a partir de la del fundido. Es la
temperatura de este aire de arrastre y la de las condiciones
ambientales en que se recogen las fibras hiladas, lo que dicta la
capacidad o la falta de la misma, para impartir un estado
autocohesivo amorfo en las fibras producidas.
La T_{tod} del sistema polimérico
multicomponente debe ser una temperatura suficientemente alta para
que no tenga lugar microordenamiento espontáneo y cristalización
antes de que se pueda conseguir adhesión entre objetos. La
velocidad de tal microordenamiento y cristalización se vé afectada
significativamente por las condiciones térmicas en que se recupera
la banda. En el caso de PGA:TMC, donde la T_{tod}, dependiendo de
la relación de copolímero, está entre 0ºC y 25ºC, la movilidad de
cadena se reduce suficientemente para inhibir eficazmente el
ordenamiento de la microfase, al tiempo que la banda se está
recuperando a temperatura ambiente. A la inversa, se esperaría un
elastómero termoplástico de poliéster-éter cristalizable, con una
T_{tod} de -25ºC, para proporcionar mayor movilidad de cadena en
las mismas condiciones de recuperación de la banda a temperatura
ambiente y por consiguiente se esperaría que se microordenara más
rápidamente y cristalizara con posterioridad antes de que pudiera
tener lugar unión entre fibras.
Adicionalmente, para conseguir unión entre fibras
en similares condiciones de temperatura ambiente, la T_{tod} debe
ser lo suficientemente baja para que las fibras enfriadas a
temperatura ambiente permanezcan razonablemente por encima de la
T_{tod}, donde tendrá lugar adhesión entre fibras espontánea en
el contacto. Si el entorno térmico en que se recupera la banda,
está sustancialmente por debajo de la T_{tod} donde la mezcla
desordenada amorfa entra en un estado vítreo, se espera que la
movilidad de cadena llegue a estar suficientemente reducida para
evitar que tenga lugar unión entre fibras en el contacto con
filamentos.
Se cree que tiene lugar cristalización a partir
del estado homogéneamente mezclado esperado, cuando se deja enfriar
directamente desde el fundido, sólo si se realiza reorganización
suficiente de la microfase para permitir la aglomeración de los
segmentos cristalizables. Se cree que este requerimiento físico para
el movimiento de las cadenas, para conseguir el estado de
separación de microfases termodinámicamente estable, no sólo tiene
lugar en la estructura de la fibra, sino también a través de las
fibras en las regiones en que ha tenido lugar contacto físico y
adhesión superficial. Una vez que se ha conseguido tal contacto
entre objetos hasta el punto de que se han combinado las interfases
desordenadas, homogéneas, amorfas, el mantenimiento adicional a
temperaturas por encima de la T_{tod} permitirá la cristalización
continua o el ordenamiento de separación de microfases. Se cree que
el procedimiento de ordenamiento se extiende entre objetos unidos
adecuadamente pero separados previamente, para proporcionar un
puente que conduce a un efecto de mezclamiento entre las dos
superficies unidas que proporciona, en la separación de microfase,
un mezclado exaltado de las cadenas poliméricas constituyentes. Tal
ordenamiento y posterior cristalización da como resultado el
potencial para las regiones, tanto de segmento blando elastomérico
como del segmento duro cristalino, para formar puente en la región
en que se unen los dos objetos. Se cree que es esta reorganización
de microfase lo que crea eficazmente una integración de fases entre
las dos fibras u objetos, que es esencialmente de la misma
composición química y física que las fibras y, por consiguiente,
suministra la resistencia a la unión entre filamentos, exaltada,
observada en la banda producida.
No se cree que la integración de superficies
resultante, creada por este mezclamiento de microfases, siga la
definición normal de adhesión puesto que la unión se lleva a cabo
solamente con el substrato material y por consiguiente no existe
interfase composicional identificable entre las dos superficies
entrecruzadas. El resultado es una unión que se cree que posee
resistencia que se aproxima a la del copolímero de bloques
constituyente, en general más fuerte de lo que se esperaría de
adhesivos menos integrados cubriendo la misma cantidad de área
entrecruzada. También se cree que la unión producida es
potencialmente superior a la adhesión producida por cristalización
polimérica normal, puesto que el mezclamiento de cadena estaría más
integrado con la invención actual que el de un sistema de fase
única que cristaliza con movimiento molecular mínimo. Sin embargo,
se puede reducir esta unión entre fibras particular a medida que
aumenta la orientación molecular y se pueden compensar los
beneficios por la resistencia de fibra aumentada, inherente, a tal
orientación aumentada.
Tales separaciones de microfases o
microordenamientos pueden variar en tamaño debido a relaciones de
composición de copolímeros y se pueden disponer en diversas
conformaciones. Son posibles una serie de conformaciones entre
componentes de fases, oscilando de inclusiones esféricas a
ordenamientos alternantes laminares, bien paralelos o
perpendiculares a las primeras superficies de fundido producidas
pero ahora objetos unidos. Tales variedades de conformaciones
ordenadas a través de las superficies de contacto de los dos
objetos unidos, proporcionan un mecanismo para unir que difiere del
de adhesión superficie a superficie normal, que suministra una
integración de fases ordenadas que, si se forman perpendiculares a
la superficie unida, imparte en potencia niveles de resistencia a
la unión casi por enlaces covalentes, de la unión entre las primeras
superficies de objetos preparados de manera similar.
Puesto que el mecanismo adhesivo que conduce a la
unión depende de otro objeto preparado de manera similar, el
material producido en su estado amorfo desordenado, se une
preferentemente a sí mismo, observándose poca afinidad a otros
objetos. Esto proporciona beneficios de procedimiento por la
minimización del riesgo de las fibras que se unen o se pegan a
objetos tales como el Transvector, tamiz del colector u objeto del
procedimiento. Este es específicamente el caso con la banda de
PGA:TMC de la realización preferida, que posee una afinidad
distinta por sí misma más bien que a otros objetos.
En la unión de estructuras homogéneamente
desordenadas, acondicionadas de manera similar, el montaje real de
los componentes tiene lugar en condiciones térmicas por debajo del
punto de fusión del sistema polimérico y por encima de la
transición orden-desorden del sistema enfriado
rápidamente, amorfo. Este montaje de componente puede tener lugar
directamente por inducción de colisiones u otros contactos entre
fibras a medida que se dejan enfriar desde el fundido y antes de
que se realicen temperaturas por debajo de T_{tod}.
Opcionalmente, si se dejan enfriar suficientemente rápido a una
temperatura por debajo de T_{tod}, se puede minimizar o eliminar
la exposición del material producido a la movilidad de la cadena
del estado gomoso existente por encima de la T_{tod}, hasta un
punto en que se pueden evitar eficazmente la separación de
microfases y la cristalización. Si tiene éxito, se puede inducir
que las fibras u otro producto formado fundido por esta
aproximación de enfriamiento rápido, retengan el estado desordenado
homogéneo, por mantenimiento continuo a temperaturas por debajo de
la T_{tod} en que se mantiene el estado vítreo y se minimiza la
movilidad de cadena y el mezclado de cadena. En estas condiciones
térmicas, no tiene lugar ordenamiento de separación de microfase
hasta que las temperaturas se elevan lo suficiente y se reintroduce
movilidad de cadena. Cualquier aumento posterior de temperatura por
encima de la T_{tod} suministra la movilidad de cadena
concomitante que re-establece la interacción entre
superficies de copolímeros de bloques similares y continuo
reordenamiento hacia la configuración ordenada, más estable, de
nuevo posible.
En general se describe, que los sistemas de
mezcla o de copolímeros de bloques de la invención actual son
susceptibles de unirse autógenamente a otras estructuras de estado
amorfo similar después de solidificación del fundido. Para conseguir
este final, los objetos amorfos producidos desde el fundido deben
conseguir contacto físico en el intervalo de temperaturas por
debajo del de la temperatura de fusión del material
semi-cristalino y por encima del de la temperatura
de transición vítrea única representativa del estado de fase
miscible, homogéneo, termodinámicamente inestable, también conocido
como la temperatura de transición orden-desorden en
sistemas de copolímeros de bloques. La exposición del objeto
homogéneo a temperaturas en este intervalo puede proporcionar
autoadhesividad y autocohesión en objetos enfriados rápidamente,
amorfos, si se completa previamente al logro sustancial de
equilibrio de fases. A la inversa, las temperaturas en este
intervalo fomentan adicionalmente y competitivamente tanto
ordenamiento como separación de fases tanto en mezclas poliméricas
semi-cristalinas como copolímeros de bloques,
conduciendo tanto a pérdida de adhesividad como la capacidad de las
fibras para adherirse entre sí y a otros objetos de
acondicionamiento similar. Como resultado, para cualquier sistema
de mezcla o de copolímero particular existe una duración de tiempo
limitada en la que puede tener lugar la unión del estado amorfo
antes que niveles suficientes de cristalización prohiban
eficazmente que tenga lugar autocohesión.
La unión entre componentes amorfos se consigue
por su contacto físico después de solidificación desde el fundido y
antes de que tenga lugar cristalización sustancial. La duración del
tiempo previo a cristalización sustancial, en que puede tener lugar
unión, puede oscilar de segundos a años dependiendo de la velocidad
de cristalización del polímero seleccionado, el tamaño del objeto
producido y las temperaturas de pos-procedimiento a
que está expuesto el objeto producido.
Alternativamente, se pueden exaltar la movilidad
de la cadena y la consiguiente separación de microfases y
cristalización, por el uso de agentes plastificantes que lubrican o
facilitan eficazmente movimiento de cadena en el polímero
solidificado. Tales agentes pueden ser plastificantes u otros
aditivos que actúan de manera similar, que se pueden introducir en
el sistema polimérico en cualquier punto antes, durante o después
de la introducción en el fundido. Tal plastificación polimérica se
puede llevar a cabo adicionalmente por la aplicación de disolventes
volátiles, tales como acetona o cloroformo, que penetran en los
intersticios del polímero solidificado para proporcionar una
lubricación temporal de las cadenas poliméricas, que facilita el
movimiento molecular y una transición al estado cristalizado u
ordenado, más estable.
En general, las bandas no tejidas usadas en la
invención actual poseen superficies opuestas y son porosas por, y
entre, las superficies opuestas, una característica que suministra
un valor reconocible en una serie de aplicaciones. Sin embargo, la
construcción de la banda no tejida de la invención actual
suministra características físicas particulares y beneficios que
son, bien difíciles o imposibles de conseguir, bien individualmente
o combinado, cuando se utilizan otras tecnologías de fabricación de
bandas no tejidas. Se considera que estos beneficios se deben a
este objetivo de la invención de retardar eficazmente la velocidad
de cristalización que produce el estado amorfo resultante en las
fibras depositadas.
Como se describió previamente, la invención
actual proporciona un artículo susceptible de implante, que
comprende bandas no tejidas integrales que poseen autocohesión
entre fibras a partir de una composición de fundido única sin el
requerimiento de la adición de adhesivos, aglutinantes, disolventes
u otros adjuntos. Adicionalmente, esta característica elimina
cualquier requerimiento de procedimiento para inducir mecánicamente
entrecruzado o la aplicación de calandrado u otras formas de
deformación a base de compresión (con o sin calor) para conseguir
unión entre fibras. También elimina el procedimiento de compresión
térmica secundaria requerido para reblandecer fibras recubiertas,
fibras de envoltura/núcleo o las inclusiones de fibra de fusión más
baja que proporcionan unión entre fibras en bandas fusibles por
calor multicomponentes. Además de poseer un punto de fusión o de
reblandecimiento menor que el de la estructura fibrosa primaria que
se está uniendo, estos componentes son típicamente materiales con
diferentes propiedades físicas y mecánicas que, sucesivamente
afectan a las propiedades finales de la banda.
Como consecuencia de autocohesión, las bandas
usadas en la invención actual poseen una densidad o peso total de
banda aparente reducido, a partir del que se esperaría una
construcción de banda idéntica producida a partir del mismo
material, pero no procesada de una manera en que se lleve a cabo
unión autógena entre fibras. Adicionalmente, puesto que cualquier
adhesivo o aglutinante necesitado en ausencia de unión autógena,
desplazaría inherentemente el espacio adicional en los límites
externos de la banda producida, el resultado de unión autógena
sería una estructura relativamente menos densa y más abierta que si
se requirieran aglutinantes añadidos. Esta característica es una
desventaja si se desea una cantidad máxima de diseño de banda para
crecimiento hacia adentro de tejido.
Puesto que la estabilidad total de cualquier
estructura fabricada a partir de cualquier componente único es, en
general, más simple de predecir que una estructura similar
fabricada a partir de composiciones múltiples, se espera que las
bandas de componente único unidas autógenamente de la invención,
posean una estabilidad morfológica más predecible por una serie de
condiciones de lo que tendría la misma composición cuando se
combinara con componentes adicionales. Adicionalmente, si se diseña
para degradación, bien en un vertedero controlado o después de la
implantación en un mamífero, se esperaría razonablemente que una
banda de componente único suministrara un modelo de degradación
total más predecible del que tendría una banda similar con
componentes adicionales. En el caso de materiales bioabsorbibles, se
cree que una velocidad de descomposición o bioreabsorción más
consistente conduce a una integridad de implante in vivo más
consistente y predecible. Por consiguiente, esta composición única
proporciona el beneficio de una bioabsorción homogénea que, tanto
minimiza el aflojamiento de las fibras debido bien a las
diferencias inherentes en módulo entre múltiples materiales como
debido a velocidades de bioabsorción inconsistentes inherentes a la
combinación de dos materiales.
A pesar del hecho de que la banda de la invención
produce un nivel de unión entre fibras desarrollado
espontáneamente, no esperado fuera de un estado fundido, se ha
observado que las fibras autocohesivas producidas retienen
orientación molecular en los filamentos producidos. Se han indicado
otras bandas de filamentos continuos autoadhesivas o autocohesivas
en la patente de EE.UU. 4.163.819 y la patente de EE.UU. 5.575.874,
para aplicaciones susceptibles de implante no médicas, pero ninguna
referencia específica suministrada para la capacidad de retener
orientación molecular después del desarrollo de la estructura no
tejida, autocohesiva. Aunque la inducción de orientación molecular
depende de una serie de condiciones durante el procedimiento de
extrusión, se cree única la capacidad para suministrar orientación
molecular relativamente consistente en una banda que puede
desarrollar espontáneamente autocohesión entre fibras sin el
requerimiento de aglutinantes adhesivos, adjuntos o métodos de
compresión térmica.
Se construyen bandas de filamentos continuos
normales de filamentos continuos que son relativamente lineales y
están exentos de curvatura destacada en el eje de las fibras. Se
cree que esto es el resultado del procedimiento de estirado de
filamentos continuos y la solidificación y enfriamiento
relacionados de las fibras, previamente a su deposición en la malla
protectora del colector. Puesto que las fibras de filamentos
continuos solidificadas poseen mínima suavidad y curvatura libres,
cuando se depositan en el colector tienden a formar capas sobre
ellas mismas formando puentes a través de las deposiciones de
fibras previas con amplias aberturas, órdenes de magnitud mayores
que el componente en medio del diámetro de la fibra. Este modelo de
deposición estratificado en general produce una porosidad abierta
observable visualmente.
Se cree que el material de la invención actual
como resultado de enfriamiento y cristalización de fibras después de
deposición, es capaz de conseguir densidades de banda mayores de lo
que se esperaría de procedimientos de filamentos continuos normales
producidos a partir de fibras más lineales y más rígidas en el
momento de la deposición en la malla protectora del colector. Con
la presente invención, las fibras depositadas en un estado amorfo
son más dúctiles que su contrapartida más cristalina y, como
resultado, se depositan en una manera más variable produciendo más
ondulaciones u ondas en cualquier fibra particular, dando como
resultado de ese modo una deposición más densa de lo que se
esperaría de fibras más rígidas. Esta curvatura aumentada de las
fibras suministra, por consiguiente, mayores niveles de mezclado y
afieltrado entre fibras componentes de lo que se esperaría de la
interacción limitada con capas no próximas e intervalos más amplios
encontrados en la deposición de filamentos continuos, tradicional,
de fibras más rígidas y más lineales. Por consiguiente, se cree que
la invención actual suministra una banda con un nivel aumentado de
afieltrados de fibras cuando se compara con los niveles inherentes
a procedimientos de filamentos continuos tradicionales.
El resultado práctico de esta combinación de
afieltrado e integración aumentados, de fibras con unión autógena
en puntos de contacto de fibras es, tanto una reducción en el
potencial de las bandas para deshilacharse como una mejora en su
resistencia a la cohesión cuando se mide por fuerzas de
cizallamiento aplicadas al plano de la deposición de la banda. Este
resultado es una función de la combinación de autocohesión integral
de las fibras individuales en puntos de contacto y el afieltrado
general de la banda con otras fibras depositadas en más profundidad
en la sección transversal de la membrana. Estas características
contrastan con construcciones de filamentos continuos dominantes,
en que es relativamente más fácil un intento para eliminar fibras de
las capas estratificadas de una superficie de la banda obtenida por
filamentos continuos, puesto que no implica tantos afieltrados con
otras fibras depositadas en los intersticios de la banda. Como
resultado, la resistencia a la eliminación de fibras superficiales
en procedimientos de filamentos continuos tradicionales sólo
implica la ruptura de las uniones fibra-fibra que
conectan esa fibra expuesta superficialmente a las fibras
inmediatamente por debajo de ella. A la inversa, si la fibra en la
superficie no era lineal pero poseía ondulaciones o rizados, como
en la invención actual, estas características aumentarían la
posibilidad de afieltrado entre fibras y, por consiguiente, la
energía neta requerida para eliminar una fibra de la superficie de
la banda. En la invención actual, esta cohesión de banda por
afieltrado de fibras se aumenta además por la unión entre fibras
que se imparte sin el uso de aglutinantes o adjuntos adhesivos o
procedimientos de compresión térmica.
Las bandas producidas de acuerdo con la invención
actual suministran una banda más suave cuando se compara con otros
materiales obtenidos por filamentos continuos, puesto que es más
probable y más frecuente que se integren las fibras o filamentos
continuos en los intersticios de la banda. Este material fibroso más
integrado con presencia de vacío relativamente reducido en la capa
superficial superior suministra, por consiguiente, una textura
superficial más suave que es menos apta para experimentar
deshilachado o separación de fibras desde la superficie, de la que
tendría una contrapartida de filamentos continuos normal.
La naturaleza del filamento continuo de, tanto
ésta como las bandas de filamentos continuos normales, elimina la
frecuencia de extremos de fibra con una reducción de la presencia
de protrusiones fibrosas por encima de las dimensiones o límites
externos de la banda producida. Esta ausencia o reducción de la
frecuencia de terminaciones de fibras proporciona suavidad mejorada
a la banda, especialmente cuando se compara con bandas a base de
fibra cortada y se encuentra que poseen cantidades
significativamente mayores de terminaciones de fibras y, como
consecuencia, una textura más áspera a la superficie de la
banda.
Se puede observar mejor la resistencia a la
cohesión mejorada, permitida por unión autógena y propiedades de
afieltrado de filamento combinadas de la banda descrita, cuando se
compara con otras bandas fibrosas de composición única, tales como
fieltros, que dependen solamente de integración mecánica y
afieltrado para cohesión de la banda, sin embargo no posee unión
entre fibras directa. Sin embargo, se encontró inesperadamente en
la evaluación de una serie de otras construcciones de filamentos
continuos, incluyendo algunas que utilizan aglutinantes adhesivos,
en un ejemplo contenido en la presente memoria, que la banda de la
invención actual casi doblaba el valor de la resistencia a la
cohesión de las bandas de resistencia más alta cuando se midió bajo
cizallamiento-solapamiento. También se puede obtener
apreciación adicional notando la facilidad relativa con que se
pueden separar fibras de bandas comprimidas térmicamente,
deficientemente cohesivas, en que la unión autógena de fibra es un
resultado de calor y compresión en materiales poliméricos
solidificados y cristalizados ya. Adicionalmente, la banda de la
invención actual, debido a su construcción fibrosa, proporciona
resistencia a la cohesión de la banda significativamente mayor
cuando se compara con otras estructuras no tejidas, porosas, no a
base de fibras, tales como esponjas y otras estructuras porosas no
fibrosas no a base de películas, similares, conocidas por los
expertos en la técnica. Además, la frecuencia y resistencia de la
unión entre fibras de la invención actual suministra una estructura
integrada tridimensional que se cree que proporciona una banda
cohesiva que posee resistencia de flexión mejorada cuando se compara
con otras formas de banda no tejida, autocohesiva, con el mismo
diámetro de fibra, densidad volumétrica y composición.
Los beneficios que proceden de la resistencia a
la cohesión y perfil de biodegradación consistente, ofrecidos por
la construcción de banda no tejida, autocohesiva, descrita, se
pueden combinar opcionalmente más tarde con aditivos, recubrimientos
u otros componentes deseados, añadidos a la banda bien estabilizada
o no estabilizada. Tales tratamientos pueden ser beneficiosos por
una serie de razones, tal como la modificación de propiedades
adhesivas o superficiales, la reducción de porosidad, tal como se
fabricó, o el suministro de fármacos u otros agentes químicos,
biológicos o bioactivos deseables. Debido a la construcción de
componente único de la banda, la adición de tales aditivos no está
sujeta a consideraciones inherentes a las composiciones de
substratos múltiples, tal como la susceptibilidad del aglutinante a
consideraciones de solubilidad o degradación cuando se expone a un
disolvente vehículo para el aditivo.
Como con virtualmente cualquier construcción
suficientemente porosa, se pueden introducir o cargar diversos
agentes bioactivos y materiales vehículo en los intersticios entre
fibras porosas de la banda. Los agentes bioactivos en este contexto
se refieren a: sustancias osteoconductoras, sustancias
osteoinductoras, factores de crecimiento, factores quimiotácticos,
morfógenos, productos farmacéuticos o fármacos, catalizadores,
proteínas, péptidos u otras moléculas biológicamente activas o
genéticamente alteradas o células vivas en estado natural de origen:
autogénico, alogénico, xenogénico o recombinante, que inducen una
respuesta biológica deseada. Tales sustancias incluyen, pero no se
limitan a: factor beta de crecimiento transformante
(TGF-beta, por sus siglas en inglés), proteínas
morfogenéticas óseas (BMPs, por sus siglas en inglés), proteínas
osteogénicas, antibióticos, agentes antimicrobianos orgánicos o
inorgánicos, factor de crecimiento endotelial vascular (VEGF, por
sus siglas en inglés), factor de crecimiento de fibroblastos básico
(bFGF, por sus siglas en inglés), factor de crecimiento procedente
de plaquetas (PDGF, por sus siglas en inglés), factor de crecimiento
de tipo insulina (IGF, por sus siglas en inglés), anticuerpos de
tipo G de insulina e inmunoglobulina. Tal aplicación podía ser la
introducción de un agente antimicrobiano bioactivo, tal como los
agentes de plateado descritos en la patente de EE.UU. 5.019.096, en
la estructura porosa de una banda fibrosa con la respuesta
biológica deseada de inhibir la colonización microbiana en el
implante.
La introducción de un agente bioactivo en los
intersticios entre las fibras de la banda, se puede conseguir en
algunas aplicaciones, simplemente por solvatación o suspendiendo el
agente en un disolvente vehículo que penetre fácilmente en los
intersticios de los poros y después se evapora o se extrae para
depositar el agente bioactivo en el substrato poroso. Sin embargo,
en muchas aplicaciones tales técnicas de deposición simples pueden
dar como resultado velocidades de difusión demasiado rápidas desde
la estructura porosa. La elevada velocidad de difusión de
deposición simple se puede moderar incluyendo un componente
polimérico de liberación controlada que se deposite conjuntamente
con el agente bioactivo y proporcione una estructura inmovilizante
que inhiba la solvatación, disolución o difusión del agente
bioactivo en los fluidos fisiológicos circundantes. Adicionalmente,
las células que, bien se alteran genéticamente o están en un estado
natural, se pueden sembrar en la banda para suministrar agentes
bioactivos.
Tales deposiciones conjuntas de agente bioactivo
y substrato de liberación controlada se pueden conseguir
simplemente en forma de inclusiones sólidas tales como: polvos,
nanoesferas, microesferas o microcápsulas, que son mezclas del
polímero y el agente bioactivo que se pueden retener en la
estructura porosa por medios mecánicos. El agente bioactivo se
puede suspender en el substrato en la forma de una partícula
incluida o se puede dispersar molecularmente en el polímero para
actuar eficazmente como un agente plastificante mezclado
íntimamente, soluble. Cualquier aproximación reduce eficazmente la
velocidad de difusión del agente bioactivo en el tejido adyacente o
de crecimiento hacia adentro debido a la presencia del polímero
depositado conjuntamente. Además de la difusión, los polímeros
bioreabsorbibles pueden regular por sí mismos la liberación de
agentes bioactivos como resultado de su propio procedimiento de
degradación.
Alternativamente, se puede conseguir deposición
conjunta por la aplicación de un recubrimiento adhesivo en que se
adsorbe una capa de polímero que controle la liberación del agente
bioactivo en la estructura fibrosa, donde se inmoviliza eficazmente,
y desde el que tiene lugar la difusión del agente bioactivo. Tal
capa de recubrimiento aplicada puede ser alternativamente de una
formulación química que posea grupos químicamente reactivos que
puedan proporcionar entrecruzado covalente o reticulación de las
moléculas poliméricas in situ, inmovilizándose con
posterioridad el recubrimiento alrededor de las fibras.
Alternativamente, se puede diseñar que tenga lugar unión entre el
polímero inmovilizante y el agente bioactivo, creando de ese modo un
mecanismo químico con que se controle la liberación de agente
bioactivo. Por consiguiente, la composición de la unión
seleccionada determinará la velocidad de su escisión in vivo
y, por consiguiente, la velocidad de liberación o de desorción del
agente bioactivo en el tejido circundante.
Simplemente proporcionar penetración de agentes
bioactivos en los intersticios amorfos de estructuras poliméricas
de liberación controlada, se conoce comúnmente por los expertos en
la técnica. Sin embargo, el estado metaestable prolongado que existe
después de la extrusión de bandas producidas con la invención
actual proporciona una cualidad única para facilitar la penetración
en, o unión de, agentes bioactivos solubles a las fibras de la
banda en condiciones que son mucho menos estrictas que lo posible
con técnicas de fundido o de disolución en disolvente,
tradicionales. La capacidad de la banda amorfa metaestable para
absorber disolventes relativamente biocompatibles, tales como
acetona y agua, que después facilitan la cristalización posterior,
ofrece la capacidad única para introducir solutos de agente
bioactivo en los intersticios del polímero junto con el disolvente
donde se pueden inmovilizar en la estructura de cristalización. La
penetración dependería del tamaño molecular del agente bioactivo y
la solubilidad en el polímero. Sería posible la disolución o
inclusión completa en el polímero de cristalización, con especies
de peso molecular relativamente bajo, tales como esteroides.
Alternativamente, la inclusión de cadenas laterales colgantes de
moléculas bioactivas más grandes, insolubles en polímero, tales
como proteínas, podía proporcionar su inmovilización adyacente a la
superficie polimérica, donde podía tener lugar bioactividad continua
pero físicamente inmovilizada. Las propiedades poliméricas finales
llegarían a ser después una función de la concentración del aditivo
agente bioactivo y su efecto acumulativo en interacciones de cadena
polimérica.
Las temperaturas relativamente reducidas a que se
autocohesionan los filamentos de la banda, proporcionan
adicionalmente una oportunidad para la capacidad única de añadir y
distribuir uniformemente inclusiones sólidas en los intersticios de
la banda a medida que se está formando. Adicionalmente única es la
capacidad para añadir fácilmente sólidos que son más grandes que
los poros de la banda, que poseen temperaturas de fusión o de
deformación que darían como resultado deformación potencialmente
extensa en condiciones de deposición o unión de filamentos a
temperaturas superiores, o que se disolverían en los disolventes
utilizados en procedimientos de formación de bandas a base de
disolvente, de hilado en seco. Tales inclusiones sólidas podían ser
en forma de microesferas o de partículas recubiertas o no
recubiertas conteniendo uno o más agentes bioactivos. Tal
aproximación supera las preocupaciones comunes para la distribución
desigual de partículas cuando se introducen en bandas formadas
completamente, especialmente aquéllas en que la aplicación deseada
dicta un tamaño de poro limitado o restringido.
El artículo de la presente invención puede
incorporar, por lo tanto, cualquiera de los agentes bioactivos
definidos anteriormente, en un recubrimiento sobre una superficie
exterior de la banda, un recubrimiento sobre las superficies
interiores de los espacios vacíos de la banda, dentro o como
inclusiones sólidas en la banda o como un componente del material
del filamento.
Debido a las características de autocohesión e
integración de fibras junto con la eliminación de cualquier
requerimiento para requerimientos de procedimiento de compresión, se
cree que las bandas de la invención proporcionan capacidades de
espesor de banda superiores de lo que en la actualidad se puede
conseguir cuando se utilizan procedimientos de no tejidos bien de
soplado de microfibras o de filamentos continuos, tradicionales. El
hecho de que la banda se autocohesiona a medida que se está formado
proporciona unión entre fibras instantánea, donde se pueden aplicar
capas de fibras unidas de manera equivalente, adicionales, para
producir una banda cohesiva instantáneamente sin ningún
requerimiento de aplicación de adhesivos o aglutinantes o
procedimientos de compresión por calor. Por consiguiente, con
sistemas poliméricos que enfrían rápidamente, fácilmente, en fase
homogénea, amorfa, sólo las limitaciones dimensionales basadas en
los aparatos evitan el reconocimiento de una banda de espesor
ilimitado, construyéndose y uniéndose continuamente sobre las capas
subyacentes.
Tal capacidad proporciona la producción simple de
estructuras a base de banda fibrosa porosa, tridimensional,
densamente empaquetadas, que serían difíciles de producir
utilizando métodos de no tejidos basados en compresión.
Se puede conseguir la conservación del estado
desordenado no cristalino y homogéneo, amorfo, dúctil y
conformable, esperado después de la formación de la banda y
previamente a cualquier separación de fase y cristalización, por
enfriamiento rápido de la banda formada a una temperatura por
debajo de la T_{tod} o la T_{g} del sistema miscible. Si el
fundido y la banda se enfrían con suficiente rapidez, las
temperaturas reducidas limitarán la movilidad de la cadena y
consecuentemente detendrán cualquier progreso adicional en
cualquiera, el ordenamiento y la separación de fases de un sistema
de copolímero de bloques y, si está constituido por componentes
poliméricos semi-cristalinos, cualquier
cristalización posterior de esos componentes. Se esperaría que tal
ordenamiento de las fases de copolímero de bloques estuviera
especialmente limitada en sistemas poliméricos en el estado vítreo
por debajo de la temperatura de transición vítrea de los
constituyentes homopoliméricos. Se puede esperar que tales
condiciones térmicas reducidas mantengan tal estado homogéneo,
amorfo, indefinidamente, hasta que las temperaturas se eleven y la
movilidad de cadena aumente suficientemente para proporcionar
reorganización de cadena y cristalización.
Si se mantienen tales condiciones y no está
presente cristalización o es mínima, la banda sustancialmente
amorfa, susceptible de formarse y conformarse, dúctil, producida,
se puede conformar con posterioridad a temperaturas por encima de su
T_{tod} virtualmente en cualquier forma deseable en que se pueda
manipular. Esto se puede asumir en diversos tiempos y posiciones,
oscilando desde procedimientos de fabricación que siguen
inmediatamente formación de banda al consumidor último, siempre que
se asuman precauciones que eviten la separación de microfase y
cristalización para el sistema polimérico utilizado.
Adicionalmente, se puede conseguir de nuevo la
unión de objetos sustancialmente amorfos, enfriados rápidamente y
conservados de manera similar, por la elevación de la temperatura
de los objetos que se tienen que unir por encima de la temperatura
de transición orden-desorden del sistema de fase
única pero separable, homogénea. Una vez por encima de la
T_{tod}, el contacto físico suficiente para producir mezclamiento
entre superficies, entre objetos de tipo amorfo de condiciones
similares puede dar como resultado unión autógena entre esos
objetos. Tal unión entre objetos puede ser además de la unión entre
fibras ya conseguida en las bandas.
Una vez que se ha conseguido la forma deseada del
artículo susceptible de conformarse, se pueden utilizar métodos
distintos de calor directo para inducir separación de microfases y
posterior cristalización de la banda. Tal microordenamiento de la
estructura se puede conseguir, alternativamente, exaltando la
movilidad de cadena por el uso de agentes plastificantes que
facilitan el movimiento de cadena en el polímero amorfo
solidificado. Tales agentes se pueden incluir con el polímero en
cualquier punto antes, durante o después de la introducción en el
fundido. Tal plastificación o lubricación polimérica se puede
llevar a cabo adicionalmente por la aplicación de un disolvente
volátil suficientemente permeable, tal como acetona, que penetra en
los intersticios del polímero solidificado para proporcionar una
lubricación temporal de las cadenas poliméricas que después
facilitan el movimiento molecular y una transición al estado
cristalizado u ordenado más estable. También se puede facilitar el
movimiento de cadena por la presencia de humedad, que también se
puede combinar con calor, como es el caso cuando se expone una banda
in vivo a sangre o in vitro a soluciones salinas
mantenidas a 37ºC.
Se puede utilizar la variedad de formas que
pueden proceder de las bandas usadas en esta invención, si se
fabrican a partir de componentes poliméricos biocompatibles
conocidos, en controles apropiados, conocidos por los expertos en la
técnica, para aplicaciones susceptibles de implante tales como en
membranas utilizadas para guiar la regeneración de tejido perdido,
para enfermedad periodontal. Aunque se pueden reconocer algunos de
los beneficios estructurales y físicos mencionados de un componente
de banda no tejida, autocohesiva, de filamento continuo, si se
utiliza en un dispositivo susceptible de implante fabricado a
partir de un sistema polimérico no bioreabsorbible, los beneficios
de una banda autocohesiva producida a partir de una composición de
fundido única es de beneficio particular en sistemas poliméricos
susceptibles de implante, bioabsorbibles, debido a la rigidez
esperada de su degradación de propiedad mecánica durante todo el
procedimiento de bioabsorción.
En el caso de materiales bioreabsorbibles, se
gana beneficio adicional con la eliminación de aglutinantes o
adhesivos añadidos, deseados para impartir resistencia a la
cohesión a la banda, pero se necesita una resolución biológica final
del material adicional y, por lo tanto, biorespuesta en la
degradación. La reducción de un dispositivo susceptible de implante
a una composición estructural única, proporciona el beneficio de
ingeniería de suministrar un perfil de bioabsorción único; más bien
que la alternativa de tener que coordinar in vivo pérdida de
propiedades mecánicas en características estructurales que poseen
composiciones diferentes y, por consiguiente, diferentes modelos de
bioabsorción.
Por consiguiente, queda una necesidad de un
material de membrana bioreabsorbible, para uso en aplicaciones de
mamíferos, que suministre porosidad suficiente para proporcionar
crecimiento hacia adentro y unión de tejido, posea propiedades de
barrera celular suficientes para mantener la separación de tipos de
tejido, y mantenga rigidez suficiente para proporcionar el espacio
necesario para permitir la regeneración ósea en el defecto tratado.
Es de necesidad particular la membrana para suministrar
conformabilidad suficiente para moldear los contornos del hueso que
rodea al defecto. Por consiguiente, es especialmente beneficioso si
el material es susceptible de conformarse o moldearse a solicitud,
en conformaciones específicas, a los contornos óseos que rodean al
defecto tratado y llegar a ser rígidos después, una vez en el sitio,
para asegurar la conservación del espacio deseado próximo al
defecto. Se desea moldeabilidad para conformar el material en
contornos deseados del hueso regenerado. La rigidez se desea para
mantener el espacio en que se desea crecimiento óseo.
Las bandas porosas usadas en la invención, tal
como se formaron, son susceptibles de conformarse en una serie de
conformaciones, bien durante la fabricación o en cualquier momento
previo a la separación de microfases y cristalización. Esto
constituye un aspecto de la invención. La invención se refiere a la
utilización de tales bandas en productos sanitarios susceptibles de
implante, en diversas formas dimensionales para una serie de
aplicaciones. El material referido cubre un defecto óseo en un
mamífero para proteger dicho defecto de crecimiento hacia adentro
de tejido, distinto de tejido óseo. El material se puede rasurar o
recortar, después "fijar" o, primero "fijar" y después
cortar, rasurar o recortar en una conformación deseable
distinta.
Adicionalmente, se puede utilizar la banda
autocohesiva usada en la invención actual como componente en una
construcción multicomponente, tal como una construcción similar a la
del Material Regenerativo Resolut®, como se describe en la patente
PCT WO 92/10.218. En esa construcción, existe una capa oclusiva
celular de un componente, entre dos capas fibrosas, porosas, de
otro componente, para proporcionar crecimiento hacia adentro de
tejido y unión, sin permitir que las células penetren por el plano
de la membrana. La banda autocohesiva usada en la invención actual
se puede utilizar para proporcionar el componente que integra
tejido poroso que después se puede laminar en cualquier lado de una
capa oclusiva celular proporcionada por otro componente.
Se adquirió copolímero de tribloque de
poli(glicólido) al 67%, poli(carbonato de trimetileno)
al 33% (p/p) de Davis & Geck (Danbury, Connecticut)- Lot
10-CV-9.433. Este copolímero
bioreabsorbible se refiere comúnmente por
Davis & Geck como poligliconato.
Davis & Geck como poligliconato.
Se disolvieron aproximadamente 25 mg del
copolímero adquirido en 25 ml de hexafluoroisopropanol (HFIP). Se
encontró que la solución diluida producida poseía una viscosidad
inherente (VI) de 1,53 dl/g cuando se midió usando un viscosímetro
Cannon-Ubelodde sumergido en un baño de agua a 30ºC
(\pm 0,05ºC).
Se pusieron aproximadamente 10 mg del copolímero
adquirido en un recipiente para muestras de DSC de aluminio, se
cubrió y se analizó utilizando un DSC 7
Perkin-Elmer equipado con una unidad de
refrigeración Intracooler II capaz de proporcionar enfriamiento de
muestras a temperaturas tan bajas como -40ºC. Después de
acondicionar previamente la muestra a 180ºC durante 2 minutos, se
dejó enfriar la muestra a la velocidad máxima proporcionada por el
instrumento (ajuste de -500ºC/min) y se barrió de -40ºC a 250ºC a
una velocidad de barrido de 10ºC/min. Una vez completado este
barrido inicial se dejó enfriar inmediatamente la muestra a la
velocidad máxima proporcionada por el instrumento (ajuste de
-500ºC/min). Se procedió a un segundo barrido similar sobre la
misma muestra por el mismo intervalo de temperatura. Una vez
completado el barrido y mantenimiento térmico a 250ºC durante 5
minutos, se dejó enfriar de nuevo la muestra a la velocidad máxima
proporcionada por el instrumento y se procedió a un tercer
barrido.
Se analizó cada barrido para la T_{g},
T_{tod}, temperatura exotérmica de cristalización y temperatura
endotérmica de fusión observadas,. Los resultados se resumen en la
tabla siguiente.
Se calentaron aproximadamente 100 gramos del
copolímero peletizado tal como se suministró, durante la noche, a
vacío a 130ºC. Una vez completado, se permitió después que el
polímero secado a vacío se alimentara a un extrusor de husillo
Randcastle de 1,27 cm (media pulgada) con un dispositivo de hilado
de fibra .J. J. Jenkins unido. Por último el copolímero fundido
calentado a una temperatura de boquilla o dispositivo de hilado
101, de 225ºC, salió después del sistema por el fondo de un hilador
102 de 7 orificios que constaba de aberturas de boquilla de 0,381
mm (0,015 pulgadas) de diámetro, dispuestas en una configuración
circular de aproximadamente 2,16 cm (0,85 pulgadas) de diámetro.
Como se ve en la Figura 1, se puso un brazo
articulado soportando un Transvector® 103 Modelo 902 Vortec (Vortec
Corporation - Cincinnati, Ohio, EE.UU.) por debajo de la base del
hilador 102 con la parte de arriba de la entrada del Transvector
centrada por debajo de las aberturas de la boquilla a una distancia
104 de aproximadamente 3,8 cm (1,5 pulgadas). Se conectó el
Transvector a una fuente de aire presurizado a temperatura ambiente
(20-25ºC) regulada a aproximadamente 2,1
kg/cm^{2} (30 psi). Cuando estaba funcionando, el aire
presurizado introducido y acelerado en la garganta del Transvector
extrajo aire adicional en la entrada del área de la boquilla de
orificios múl-
tiples.
tiples.
Se permitió que el polímero se alimentara en el
extrusor de husillo y por el dispositivo de hilado 101 y el hilador
102, saliendo finalmente como fundido por la boquilla en forma de 7
filamentos 105 individuales. A medida que los filamentos 105
llegaban a estar influenciados por la corriente de aire que entraba
en la entrada del Transvector, se aceleraron los filamentos por el
Transvector 103 a una velocidad significativamente mayor que sin el
arrastre de aire proporcionado. Los filamentos 105 acelerados se
acumularon después sobre una cinta 106 del colector de género de la
malla protectora situada a una distancia 107 de 56 cm (22 pulgadas)
desde la salida del Transvector y moviéndose a la velocidad de
aproximadamente 23 cm/min (0,75 pie por minuto). La banda 108
fibrosa resultante que se acumulaba en la cinta 106 del colector
poseía un diseño relativamente consistente a lo largo de la
dirección del movimiento de la cinta, al tiempo que la cantidad de
filamentos acumulados disminuía en altura en cualquier lado de la
línea central cuando se observaba en línea con la dirección del
movimiento de la cinta.
Después de más de 10 segundos de enfriamiento a
temperatura normal, se retiró la banda de la cinta de género y se
examinó. Se encontró que el artículo recuperado era una banda
fibrosa cohesiva, suave al tacto, donde no pareció que las fibras
componentes individuales se deshilacharan o se separaran de la banda
cuando se sometió a manipulación moderada. Los filamentos se
entremezclaron y se unieron en puntos de contacto.
Se observó una muestra de la banda cohesiva
producida en el Ejemplo 1 utilizando tanto microscopía óptica como
microscopía de barrido electrónico (SEM) a aumentos entre 20x y
1.000x (véase la Figura 2, por ejemplo). Se encontró que la banda
examinada constaba de fibras que oscilaban en diámetro de
aproximadamente 20 a 100 micró-
metros.
metros.
El examen adicional de los puntos de contacto
entre fibras utilizando tanto microscopía óptica como SEM a 1.000x
mostró que las fibras de la banda se cruzaban físicamente unas con
otras con distorsión o deformación limitada de la forma o
naturaleza cilíndrica de las fibras puestas en contacto. Se asumió
que este entrecruzamiento físico y contacto entre fibras,
observados, era autocohesión autógena puesto que no se habían
añadido aglutinantes o adjuntos adhesivos al copolímero ni antes, ni
durante ni después del procedimiento de extrusión descrito en el
Ejemplo 1.
El examen visual también reveló deshilachado o
protrusión mínima de las fibras individuales fuera de los límites
planos de la banda producida. Este estado permaneció después de
acondicionamiento térmico a 75ºC y manipulación moderada de la
banda.
Se disolvieron aproximadamente 29 mg de la banda
cohesiva producida en 25 ml de hexafluoroisopropanol (HFIP). Se
encontró que la solución diluida producida poseía una viscosidad
inherente (VI) de 0,97 dl/g, cuando se midió usando un viscosímetro
Canon-Ubbelohde sumergido en un baño de agua a 30ºC
(\pm 0,05ºC). Por consiguiente, se observó que la VI había caído
durante el procedimiento desde el valor inicial de 1,53 dl/g en el
copolímero peletizado, a un valor de 0,97 dl/g en la banda
producida.
Se obtuvo una muestra de tamaño apropiado a
partir de la banda producida en el Ejemplo 1, para permitir su
análisis térmico utilizando un Calorímetro Diferencial de Barrido
DSC7 de Perkin Elmer. Se llevó a cabo el barrido a 10ºC/minuto y la
temperatura del instrumento fue moderada con una unidad de
refrigeración Intracooler II. Se llevó a cabo un barrido único entre
-20ºC y 250ºC con los resultados obtenidos como sigue:
La T_{tod} 111 presentada tiene lugar en el
punto de inflexión entre los diferentes niveles de capacidad de
calor marcados por una desviación mayor que 0,1 julio por
gramo-grado Celsius (J/g*ºC) en la línea de
referencia del barrido. Esta T_{tod} 111 tiene lugar a una
temperatura entre las T_{g}s de los respectivos homopolímeros y
se aproxima más o menos por la ecuación de Fox. En este ejemplo
particular la muestra de banda indicó una transición
orden-desorden a aproximadamente 16ºC y una
temperatura exotérmica 112 de cristalización que empezó a
aproximadamente 70ºC. Se considera que la cristalinidad de la
muestra completa es proporcional al área bajo la temperatura
endotérmica 113 de fusión, cuantificada por entalpía en julios/gramo
(J/g). Las características generales de un barrido térmico de esta
banda se pueden observar en la Figura 3.
Después de acondicionar una sección de banda de
tamaño apropiado, producida en el Ejemplo 1, a 75ºC, durante 30
minutos, con la intención de asegurar la separación de microfase y
cristalización de la muestra, se cortó después una porción de la
banda acondicionada en las dimensiones de ensayo representadas en
la Figura 4. La muestra de ensayo, tal como se cortó, poseía una
longitud 121 de 0,150 pulgadas (13,2 mm) que se recortó a un radio
122 de 0,375 pulgadas (9,5 mm) desde puntos centrados 0,45 pulgadas
(11,4 mm) a cualquier lado de la línea central longitudinal de la
muestra. Esto dió como resultado un ancho 123 de muestra de 0,150
pulgadas (3,81 mm) de la que se midió después su espesor respectivo
y después se puso en el aparato de ensayo de tracción con una
distancia de separación de agarre de 5,0 mm. Se consideró que la
longitud entre puntos en esta muestra era la misma que la distancia
de apretadura de 5,0 mm. Cuando se ensayó la tracción de la muestra
a una velocidad de corredera constante de 50 mm/min, se encontró
que la banda acondicionada térmicamente poseía una tensión de
tracción de carga máxima de 0,5 kg/mm^{2} (4,9 MPa), cuando se
ensayó después de acondicionamiento previo en solución salina
amortiguada, a 37ºC, durante 1 hora. Se encontró que el módulo de
Young para las mismas muestras era 1,17 kg/mm^{2} (11,5 MPa) y
osciló de 0,5 kg/mm^{2} (4,9 MPa) a 1,6 kg/mm^{2} (15,7
MPa).
Se guardó la banda producida en el Ejemplo 1,
durante aproximadamente 9 meses, en condiciones refrigeradas de
aproximadamente 3 a 5ºC. En ese momento se retiró la banda de la
refrigeración y se cortó una serie de muestras de 2,54 x 1,27 cm
(1,0 x 0,5 pulgadas). Se determinó después la rigidez de estas
muestras no acondicionadas, almacenadas previamente en
refrigeración, utilizando el Ensayo de Rigidez Gurley descrito en el
método IST 90,2-86 de ensayo estándar INDA
utilizando un Ensayador de Rigidez Gurley disponible de Gurley
Precision Instruments, Inc., Troy, N.T., EE.UU. Una vez completado
el ensayo, las mismas muestras se acondicionaron después, durante 1
hora, sumergiéndolas en solución salina amortiguada de fosfato a
37ºC. Los valores tanto para la Rigidez Gurley como la Rigidez
Gurley Ajustada (Rigidez Gurley dividida por el peso de la banda de
muestra) se presentan para muestras tanto acondicionadas como no
acondicionadas en la tabla siguiente.
Para cada muestra el acondicionamiento a 37ºC dió
como resultado un aumento de rigidez al menos 4 veces el de la banda
no acondicionada. Esto demuestra el cambio en la rigidez de la
banda que tiene lugar en la transición entre los estados amorfo
desordenado y cristalino ordenado, sólido.
Se adquirieron tres muestras de 1,27 cm (0,5
pulgadas ) de diámetro de la banda y se determinó tanto su espesor
aparente o total como su peso. Se encontró que la densidad
volumétrica resultante de las tres muestras era 0,28; 0,27 y 0,32
g/cm^{3} al tiempo que se encontró que la densidad superficial de
las mismas tres muestras era 26,1; 29,3 y 28,8 mg/cm^{2},
respectivamente.
Al cabo de aproximadamente dos años de
almacenamiento refrigerado (temperatura mantenida entre
0-5ºC), se recuperó la muestra de la banda y se
pusieron aproximadamente 10 mg de la banda en un recipiente para
muestras de DSC de aluminio, se cubrió y se analizó utilizando un
DSC 7 de Perkin-Elmer equipado con una unidad de
refrigeración Intracooler II capaz de proporcionar enfriamiento de
muestras a temperaturas tan bajas como -40ºC. Después de la
colocación, se barrió inmediatamente la muestra de 40ºC a 250ºC a
una velocidad de barrido de 10ºC/min. Los resultados obtenidos se
resumen en la tabla siguiente.
La T_{tod} presentada de 13ºC mostró su
desviación desde los valores de T_{g} de 37 a 39ºC esperados de
homopolímero PGA y la T_{g} de -15ºC esperada del homopolímero
TMC y, por consiguiente, proporcionó pruebas de que se había
conseguido y retenido un estado de miscibilidad de fases al menos
parcial en esta muestra particular.
Después de más de 24 meses de almacenamiento
continuo en condiciones de refrigeración, se obtuvo una sección de
2,5 cm x 2,5 cm a partir de la banda descrita en el Ejemplo 1 y
caracterizada en el Ejemplo 2. La sección de banda se formó en un
arco y se restringió a fin de que se separaran los bordes externos
del arco por aproximadamente una distancia de 0,7 cm. Se deseaba que
esta distancia se aproximara al ancho de un borde mandibular. Se
sumergió después la sección de la banda en un baño de agua a 37ºC
al tiempo que se mantuvo su configuración de arco restringida.
Después de 10 minutos sumergido a 37ºC, se retiró el trozo tanto
del baño como su restricción y se permitió que volviera a
temperatura ambiente. Se encontró que la banda había retenido su
configuración en arco en la
eliminación.
eliminación.
Se restringió después la banda en arco preformada
a fin de que la separación entre los bordes opuestos externos
estuviera aproximadamente 2,0 cm separada. La banda restringida se
volvió a sumergir después en el baño de agua a 37ºC. En la
recuperación después de 10 minutos sumergida y eliminación de la
restricción, se encontró que la banda había vuelto al ancho del arco
original donde los bordes opuestos fuera estaban separados por
aproximadamente 0,7 cm de distancia.
La banda en arco preformada se conformó después
en una orientación plana plegada y con posterioridad se restringió
en esa posición durante aproximadamente 30 segundos. Se encontró
que la banda volvía a su configuración en arco original.
Se obtuvo una sección de aproximadamente 2,5 cm x
2,5 cm a partir de la misma banda como se describió en el Ejemplo
1, después de más de 24 meses de almacenamiento continuo en
condiciones de refrigeración. Se envolvió la sección alrededor de un
mandril de 0,7 cm de diámetro a fin de que un extremo de la
membrana se superpusiera ligeramente al tubo por aproximadamente
0,25 cm. Se aplicó después presión suficiente en la región de la
superposición para crear una auto-unión visualmente
observable entre los dos bordes superpuestos de la banda.
La estructura de banda ahora tubular y el mandril
se sumergieron después en el baño de agua a 37ºC durante 10
minutos. Después de la eliminación, se retiró la banda del mandril
y se observó que retenía su conformación tubular. La región
superpuesta ligeramente, solidificada ahora, se cortó del tubo. Se
encontró que la estructura tubular producida era resistente al
hundimiento cuando se aplicaba presión con los dedos de suave a
moderada. Si, sin embargo, se aplicaba suficiente presión con los
dedos para desarrollar un hundimiento del tubo, la liberación de
esa presión daba como resultado un retorno sustancial a la
configuración tubular original.
Se evaluaron las características térmicas de la
región superpuesta de esta membrana acondicionada a 37ºC, de una
manera similar a la descrita en el Ejemplo 2. Se encontró que no se
podía observar T_{tod} observable a 16ºC, ni había una
temperatura exotérmica perceptible identificable cerca de 70ºC. Se
pudo observar una T_{g} de TMC a aproximadamente -15ºC en el
barrido. Los resultados numéricos se resumen en la tabla siguiente
y se muestra la muestra que se tiene que cristalizar
completamente.
a) Se sintetizó un copolímero de tribloque de
PGA:TMC. Toda la síntesis funcionó incluyendo
pre-limpieza, pos-limpieza,
desenvasar el material de partida, volver a envasar y se llevó el
envase del polímero fuera en una habitación limpia de Clase 10.000.
Todo el equipo de contacto material, incluyendo componentes
circundantes, se limpió cuidadosamente con isopropanol utilizando
una esponja de limpieza libre de partículas. Todas las limpiezas se
hicieron dos horas previamente a la reacción para permitir su
secado completo.
Se equipó una caldera de reacción de un litro,
con un sistema de calentamiento de temperatura controlada, con
agitador mecánico de velocidad controlable, de alta potencia, (el
termopar se puso en el interior de la caldera de reacción) y una
entrada y salida de nitrógeno seco. Se suministró nitrógeno anhidro
en la caldera de reacción en caudal mínimo durante el transcurso
del experimento. Se calentó previamente la caldera de reacción a
165ºC en nitrógeno. Se cargó en un vaso de precipitados carbonato
de trimetileno (BI Chemicals, tal como se recibió, 150,0 g),
glicólido (BI Chemicals, tal como se recibió, 6,00 g) con
dietilenglicol (Aldrich, tal como se recibió, 0,051 ml). La mezcla
se calentó a fusión y después se transfirió a una caldera. También
se añadió SnCl_{2}.2H_{2}O (Aldrich Chemicals, Milwaukee, WI,
EE.UU. - tal como se recibió, 0,017 g) a la caldera. La mezcla
fundida se agitó a 185ºC en nitrógeno con una velocidad de
agitación moderada. La polimerización tuvo lugar en 20 minutos,
mostrado por observación de un aumento de viscosidad. El polímero
viscoso se agitó en las mismas condiciones durante otros 40 minutos.
Se añadió glicólido (BI Chemicals, tal como se recibió, 344,0 g) y
se ajustó ahora la temperatura a 230ºC. Se observó que la
polimerización tenía lugar en 20 minutos. Se agitó después el
polímero fundido a 230ºC en nitrógeno, durante otros 40 minutos. Se
descargó el polímero. Solidificó cuando se dejó enfriar a
temperatura ambiente. Se obtuvo polímero pardo claro, molido a
gránulos pequeños y envasado en una bolsa de plástico libre de
pirógeno.
b) Extrusión de banda tribloque - El sistema de
extrusión usado para este experimento fue un pistón o sistema de
crisol de fabricación interna. Este tipo de sistema se emplea
típicamente en la industria de hilado de fibra para experimentación
y análisis usando cantidades relativamente pequeñas de polímero. El
ejemplo comercialmente disponible, más ampliamente usado de este
tipo de extrusor se fabrica por Alex James & Associates,
Greenville, S.C. El extrusor James difiere del de fabricación
interna principalmente en el mecanismo de conducción. El sistema
interno utiliza un conductor hidráulico mientras el sistema de James
se conduce por engranaje usando un conductor de CC. Ambos sistemas
difieren del equipo de hilado de fibra sintética típico por el
método de alimentación del polímero. En un sistema de pistón el
polímero se funde previamente a una temperatura dada y se fuerza
por un orificio por el uso de un émbolo. Por naturaleza, hay poco
control de temperatura o de mezclamiento y el procedimiento no es
continuo. En un sistema de extrusión de husillo el polímero se
alimenta al husillo y se comprime y se mezcla sobre la longitud del
husillo. Se genera temperatura principalmente por resistencia por
rozamiento a lo largo del cilindro y se controla durante el uso de
un sistema de calentamiento y enfriamiento de cilindro. Este es un
sistema de procedimiento continuo.
El extrusor de pistón conducido hidráulicamente
usado en la producción de esta extrusión, tenía un cilindro y émbolo
de 2,54 cm (una pulgada) de diámetro. Se usó una hilera de siete
filamentos con un diámetro del filamento individual de 0,381 mm
(0,015 pulgadas). Se controló el calor en el cilindro y en la
hilera. Se usó un Transvector con dimensiones de salida de 32 mm de
diámetro y una longitud de 1 cm para ventilar las fibras en una
cinta colectora sin final.
El PGA:TMC sintetizado en la Parte A se granuló y
después se secó a vacío durante 15 horas, a 132º centígrados. Se
pusieron 39 gramos de polímero en el extrusor, con el cilindro y la
hilera calentados previamente a 225º centígrados. Se permitió que
el polímero fundiera durante un periodo de 30 minutos previamente
al comienzo del procedimiento de extrusión. Se puso el Transvector
directamente por debajo de la cara de la boquilla a una distancia
de 1,91 cm (0,75 pulgadas) desde la cara de la parte de arriba de
la entrada del Transvector. Se suministró aire comprimido a la
entrada de aire del Transvector a una presión de 0,24 MPa (35
psig). Se aplicó la presión hidráulica de 1,38 MPa (200 psi) al
pistón para forzar el polímero por la hilera y se encendió la cinta
colectora. Esto causó que las fibras se estiraran por la fuerza de
la velocidad del aire del Transvector para formar aleatoriamente
una banda continua de aproximadamente 5,08 cm (2 pulgadas) de
ancho. Las fibras individuales formaron uniones cohesivas en puntos
de contacto produciendo una banda autocohesiva. Se midió el diámetro
medio de fibra para cinco muestras a 29,2 micrómetros.
Se evaluó después la banda producida en el
Ejemplo 4b con los siguientes resultados:
Se condujo ensayo de tracción en la banda
adquirida de una manera similar a la descrita en el Ejemplo 2
anterior. Se encontró que la tensión de tracción observada de la
banda producida oscilaba de 0,27 a 0,62 kg/mm^{2} (2,6 a 6,1
MPa).
Se administró a un sujeto animal canino
previamente programado para practicarle la eutanasia, la cantidad
apropiada de anestesia, seguido por la eliminación de todos los
dientes en el cuadrante mandibular izquierdo. Se puso después el
colgajo gingival usando una técnica de incisión de la línea del
medio, quirúrgica. Se preparó después un defecto mandibular de tipo
silla que medía 4,5 mm, coronal a apical, y 11,5 mm, mesial a
distal. Utilizando cinco trozos de una banda de PGA:TMC de 2x2 cm
enfriada rápidamente, amorfa, del Ejemplo 4, mantenida en
refrigeración constante y que pesó entre 110 mg y 140 mg, se
recortó después una muestra de banda adquirida utilizando tijeras
quirúrgicas a un tamaño que proporcionó extensión que se amplió
aproximadamente 3-5 mm pasados los bordes del
defecto creado. Se conservaron los recortes de la banda para
análisis térmico posterior utilizando DSC. Se calentó después un
envase de plástico apto para microondas, que contenía
aproximadamente 1 litro de agua estéril, en un horno microondas, a
una temperatura de aproximadamente 60ºC. El trozo recortado se formó
después visualmente en una configuración en arco que se aproximaba a
los contornos óseos del área del defecto que se tenía que tratar. Al
tiempo que se restringió la configuración en arco con pinzas, la
banda conformada y la pipeta se sumergieron después en el agua,
ahora a 58,5ºC, durante 2,5 minutos. En la eliminación se observó
que la banda retenía la conformación conformada que se mantuvo
durante la inmersión. El material se puso después sobre el defecto
creado y se encontró que se conformaba sustancialmente a los
contornos óseos del defecto.
Se adquirió después un trozo de 2x2 cm adicional,
se recortó y se conformó sobre un dedo en una configuración en arco
utilizando las manos con guantes de látex. Utilizando acetona en un
frasco cuentagotas, se aplicaron después gotitas de acetona a la
banda conformada hasta que llegó a estar completamente húmeda, como
se determinó visualmente con el disolvente aplicado. Después de
aproximadamente 10 segundos de exposición al disolvente, se
sumergió la banda conformada y ahora solidificada en agua estéril
caliente (temperatura estimada de 50ºC) durante aproximadamente 1
minuto. En la eliminación de la inmersión acuosa, se observó que la
banda retenía sustancialmente su conformación en el momento de la
aplicación de las gotitas de acetona. Se puso después el material
sobre el defecto creado y se encontró que se conformaba
sustancialmente a los contornos óseos del defecto.
Se adquirió después un trozo de 2x2 cm adicional,
se recortó y se puso directamente sobre el defecto. Al tiempo que
se mantuvo una configuración en arco adecuada para los contornos
del defecto, se aplicó agua caliente directamente al área en arco de
la banda colocada, utilizando una jeringa de plástico de 30
cm^{3} que poseía una aguja hipodérmica de calibre 30 y que
contenía agua a aproximadamente 55ºC. Cuando se completó esta
saturación in situ de la banda, se observó que la banda
retenía sustancialmente su conformación al tiempo que se aplicaba
agua caliente y se encontró que se conformaba sustancialmente a los
contornos óseos del defecto.
Se adquirió después un trozo de 2x2 cm adicional,
se recortó y se restringió en una configuración en arco utilizando
las manos con guantes de látex. Se aplicó después suficiente agua
caliente con una jeringa de plástico de 30 cm^{3}, sin aguja,
para humedecer visualmente el área de la cresta de la banda en arco.
En el enfriamiento, se observó que la banda retenía su
configuración en arco y se encontró que, cuando se ponía sobre el
área del defecto, se conformaba sustancialmente a los contornos
óseos del defecto.
Se adquirió después un trozo de 2x2 cm adicional,
se recortó y se puso sobre, y se conformó al defecto, y después se
humedeció completamente con sangre disponible en la vecindad del
sitio del defecto. Aproximadamente 1,5 minutos después de que la
humectación se completara, se suturaron los colgajos gingivales
después para cubrir tanto la membrana colocada como el sitio del
defecto. Después de aproximadamente 15 minutos, se volvieron a
abrir los colgajos y se evaluó la retención de la configuración de
la membrana. Las observaciones mostraron que el material se había
deslizado desde la posición de su colocación original pero el
material había solidificado siguiendo los contornos óseos en que se
había depositado.
Se practicó la eutanasia después sobre el sujeto
animal canino por una sobredosis del barbiturato fenobarbitol de
sodio. Se evaluaron después tanto las muestras tratadas como los
controles no tratados utilizando el método de barrido DSC del
Ejemplo 2, con la excepción de enfriamiento en baño de hielo, que
dió como resultado un intervalo de barrido entre 30ºC y 250ºC para
producir las siguientes características térmicas:
\vskip1.000000\baselineskip
Implante sumergido en agua
(RB12-18)
\vskip1.000000\baselineskip
Acetona administrada ex situ
(RB12-28)
\vskip1.000000\baselineskip
Agua administrada in situ
(RB12-23)
\newpage
Agua administrada ex situ
(RB12-31)
\vskip1.000000\baselineskip
Sangre administrada in situ
(RB12-34)
Debido a la reducción consistente de la entalpía
de la temperatura exotérmica de cristalización para muestras de
banda tratadas, se pudo observar que había resultado cristalización
sustancial de la administración del fluido del respectivo
tratamiento.
Se adquirió un recipiente de reacción y se
preparó como se describió en el Ejemplo 4. Se calentó previamente
la caldera de reacción a 175ºC en nitrógeno. En la caldera, se
cargó carbonato de trimetileno (BI Chemicals, tal como se recibió,
120,50 g) con alcohol dodecílico (Kodak, tal como se recibió, 0,580
g) y SnCl_{2}.2H_{2}O (Aldrich, tal como se recibió, 0,020 g).
Se agitó la mezcla fundida a 175ºC en nitrógeno con una velocidad
de agitación moderada. Estas condiciones proporcionaron calor
adecuado para asegurar viscosidad de fundido suficientemente baja
para el mezclamiento. La polimerización tuvo lugar en 15 minutos,
mostrada por observación de un aumento de viscosidad. Después de un
tiempo total de reacción de 30 minutos, se añadió Glicólido (BI
Chemicals, tal como se recibió, 100,00 g) y se fijó después la
temperatura a 210ºC. Se observó que la polimerización había
progresado sustancialmente durante 15 minutos, como se determinó
por un aumento observable en la viscosidad del fundido. Se añadió
más glicólido (BI Chemicals, tal como se recibió, 114,15 g). Se
observó de nuevo que aumentaba la viscosidad del fundido durante 15
minutos. Se fijó después la temperatura a 220ºC y se agitó el
polímero fundido de alta viscosidad en nitrógeno durante otros 45
minutos. Durante este periodo de tiempo de 45 minutos, la
temperatura fluctuó entre 220-235ºC.
Se descargó el polímero y se dejó enfriar a
temperatura ambiente. El polímero pardo claro se envasó después en
una bolsa de plástico de grado médico.
Utilizando el mismo equipo de extrusión como se
describió en el Ejemplo 4b, se granuló el PGA:TMC sintetizado en el
Ejemplo 7 y después se secó a vacío durante 13 horas, a 130ºC. El
polímero se puso en el extrusor con el cilindro y la hilera
calentados previamente a 210ºC. Se permitió entonces que el polímero
se fundiera en el cilindro durante un periodo de 30 minutos
previamente al comienzo del procedimiento de extrusión. El
Transvector® se puso directamente por debajo de la cara de la
boquilla a una distancia de 2,54 cm (1 pulgada) desde la cara de la
parte de arriba de la entrada del Transvector. Se suministró aire
comprimido a la entrada de aire del Transvector a una presión de
0,24 MPa (35 psig). Se aplicó la presión hidráulica de 1,38 MPa (200
psi) al pistón para forzar al polímero por la hilera y se encendió
la cinta colectora. Esto causó que se estiraran las fibras por la
fuerza de la velocidad del aire del Transvector para formar
aleatoriamente una banda continua de aproximadamente 5,08 cm (2
pulgadas) de ancho. Las fibras individuales formaron uniones
cohesivas en puntos de contacto produciendo una banda
autocohesiva.
Se midió el diámetro medio del filamento para
diez muestras a 33,25 micrómetros. Se encontró que rectángulos de 2
cm x 3 cm cortados de la banda tenían una densidad superficial media
de 33, 57 mg/cm^{2} (335,7 g/m^{2}) con una desviación estándar
de 3,11.
Se obtuvo un copolímero de dibloque de PGA al
50%:TMC al 50% de Birmingham Polymers (Birmingham, Alabama,
EE.UU.). Los valores de composición resultantes del análisis RMN
revelaron que este copolímero poseía una relación de PGA al
50,2%:TMC al 49,8% en peso. Se presentó la viscosidad inherente del
copolímero que era 0,84 dl/g en HFIP, a 30ºC, a una concentración
de aproximadamente 0,5 g/dl.
Se evaluó térmicamente el copolímero recibido por
DSC de una manera similar a la descrita en el Ejemplo 2. Los
resultados obtenidos fueron como sigue:
Se procedió a Cromatografía de Permeación de Gel
(GPC, por sus siglas en inglés), también conocida como
cromatografía de exclusión por tamaños (SEC, por sus siglas en
inglés) sobre la resina de copolímero, en disolvente de HFIP, a 40ºC
y utilizando estándares de referencia de poli(metacrilato de
metilo). Se encontró que el copolímero poseía un peso molecular
medio numérico (M_{N}) de 37.100 dalton y un peso molecular medio
ponderal (M_{W}) de 74.600 dalton, que dió como resultado un
índice de polidispersidad (M_{N}/M_{W}) de 2,01.
Utilizando el lote de copolímero de dibloque de
PGA al 50%:TMC al 50% (p/p) descrito en el Ejemplo 9, se procedió a
la extrusión utilizando parámetros similares a los descritos en el
Ejemplo 1, salvo que las temperaturas del extrusor se fijaron para
producir una temperatura del dispositivo de hilado o de boquilla de
215ºC y se crearon dos grupos de bandas utilizando velocidades de
cinta diferentes. Ambos grupos produjeron bandas cohesivas suaves al
tacto que poseían un espesor central de aproximadamente 0,15 cm
(0,06 pulgadas), que se prensaron después y se acondicionaron
después a un horno a 75ºC, durante 2 horas, con la intención de
inducir separación de microfases y cristalización.
Las dos bandas producidas poseían un diámetro de
fibra medio de 56 micrómetros con una desviación estándar de
aproximadamente 5 micrómetros, y poseían espesores medios de 0,86
(0,034 pulgadas) y 0,99 mm (0,039 pulgadas). Se encontró que la
extensión o densidad superficial era un promedio de 56 mg/cm^{2}
(560 g/m^{2}) para la muestra más fina y 75,4 mg/cm^{2} (754
g/m^{2}) para la banda más densa al tiempo que la densidad
aparente media para las muestras terminadas oscilaba de 0,65
g/cm^{3} a 0,76 g/cm^{3}. Se ensayó la tracción de la banda
después de acondicionarla a 37ºC en solución salina durante 1 hora
y se encontró que poseía una tensión de tracción máxima de 0,56
kg/mm^{2} (5,5 MPa) al tiempo que se encontró que la VI de la
banda era aproximadamente 0,8 dl/g en ambas muestras.
Se cortó el material producido en el Ejemplo 10,
en doce trozos de 2 cm x 2,5 cm y se dividieron en dos grupos con
espesores medios diferentes. Basado en datos adquiridos, se
proyectó que los trozos más finos poseyeran una rigidez Gurley
representativa de aproximadamente 976 mg, al tiempo que los trozos
más densos poseían una rigidez Gurley estimada de 1.850 mg. Se
selló cada trozo individualmente en envases a prueba de humedad y
esterilizados con radiación gamma a 15 kGy.
Después se evaluó la capacidad del material
descrito para regenerar hueso en el modelo de mandíbula de rata. Una
discusión completa de este modelo animal particularmente extenso,
está contenido en las referencias siguientes que describen en
detalle la metodología, evaluación y realización relativa de otros
biomateriales y estructuras de implante:
- \bullet
- Zellin E, Gritli-Linde A, Linde A. Healing of mandibular defects with different biodegradable and non-biodegradable membranes: an experimental study in rats. Biomaterials. 1.995; 16:601-609.
- \bullet
- Sandberg E, Dahlin C, Linde A. Bone regeneration by osteopromotion technique using bioabsorbable membranes: An experimental study in rats. Journal of Oral & Maxillofacial Surgery 1.993; 51 (10):1.106-1.114.
Las dimensiones de la banda implantada real
variaron dependiendo del sitio y el criterio del cirujano.
La curación posoperativa no tuvo éxito. En la
recuperación y seccionamiento histológico al cabo de 4 semanas
in vivo, se encontró que ninguno de los espesores de la
banda mostraba hundimiento en modo alguno en el defecto. Sin
embargo, con frecuencia se observó crecimiento hacia adentro de
tejido blando en la cara anterolingual de la mandíbula
proporcionando indicación de rigidez excesiva con adaptación
deficiente de la banda a los contornos del defecto. Todas las
membranas ensayadas mantenían suficiente espacio para producir hueso
nuevo y no mostraron señales de hundimiento.
Las superficies e intersticios del material se
poblaron con algunas células inflamatorias y células gigantes
multinucleadas junto con tejido fibroso y algo de crecimiento hacia
adentro, intermitente, de hueso.
Se formó banda a partir de copolímero de PGA al
50%:TMC al 50% similar al descrito en el Ejemplo 9 y se procesó de
una manera similar a la descrita en el Ejemplo 1. Se observó que la
banda producida era suficientemente "pegajosa" para adherirse
a sí misma. Se comprimió la banda bajo presión de 0,14 MPa (20 psi)
para reducir porosidad y después se cortó en rectángulos de 2,25 cm
por 1,75 cm. Estas muestras suaves se enrollaron después alrededor
de un mandril de acero inoxidable de 4 mm, creando un tubo con una
costura superpuesta. Esta costura se presionó después usando
presión moderada con los dedos, permitiendo que la membrana se
uniera en este punto. Las membranas y mandriles se pusieron después
en un horno, calentado previamente a 70ºC durante una hora; una vez
retirado del horno, se tomaron los tubos del mandril y se
almacenaron para su envasado. Cuando se cambió la unión de costura
resultante de una muestra seleccionada, con pinzas, pareció que
tenía resistencia similar a la de la banda de partida. Los tubos
restantes se desecaron después en el interior de una bolsa de
hoja/polímero a 65ºC, durante 17 a 24 horas, previamente al sellado.
Los envases se irradiaron después con radiación gamma a un nivel de
dosificación de
15 kGy.
15 kGy.
Se condujo un estudio usando un modelo de
extremidad anterior de conejo para evaluar los efectos de los tubos
de PGA:TMC proporcionados por el Ejemplo 12 en la regeneración de
hueso en defectos del fémur, segmentados. Se pensaba que los tubos
de PGA:TMC proporcionaban una barrera mecánica temporal alrededor
del defecto del fémur, evitando que el tejido conjuntivo y los
fibroblastos no diferenciados rellenaran el área del defecto al
tiempo que proporcionaban una rampa para hueso nuevo (una clase de
molde para formar contorno y conformar hueso recién formado). Aunque
especulativo, los tubos también podían concentrar factores
celulares y moleculares requeridos para la curación (es decir,
excluyendo factores inhibidores procedentes de células y
concentrando factores de crecimiento local).
Se usaron en el estudio conejos hembra blancos,
de Nueva Zelanda, de 11 kg (5 libras) a 22 kg (10 libras), adultos.
Se crearon defectos de 10 mm (osteotomías de espesor completo) en
la porción diafisaria de los radios; se sabe que este defecto de
tamaño no produce unión en conejos si se dejan sin tratar. Se hizo
una incisión dorso-medial a lo largo de la longitud
del radio; se elevó la musculatura radial del carpo extensora desde
el radio y se desvió lateralmente para exponer la diáfisis media
del radio. Se hicieron dos cortes de espesor completo (se usó
solución salina estéril enfriada para irrigar el área para evitar
necrosis térmica durante el corte), separados 10 mm, en la porción
diafisaria del radio justo próxima a la inserción de tendón del
músculo pronador redondo. Teniendo cuidado de no romper la membrana
interósea entre el radio y el cúbito nada más de lo necesario (la
membrana proporciona estabilidad al defecto; una clase de férula
interna natural), se retiró el bloque de hueso cortado, se retiró el
periostio de los extremos del hueso cortado y se dejó un defecto de
10 mm.
Se colocaron tubos de PGA:TMC sobre los defectos
de 10 mm. Se deslizaron los tubos en el extremo proximal del primer
radio y después se recortó, si era necesario, y se puso sobre el
extremo del hueso distal. Se hizo que los tubos quedaran bien
ajustados sobre los extremos del hueso, superponiendo el hueso por
2 a 3 mm; no se requirieron suturas para soportar los tubos en el
lugar.
Siguieron los animales, en vida durante
aproximadamente 6 meses. Se tomaron radiografías a los 2, 3, 4, 5 y
6 meses posoperatoriamente, usando una máquina de
rayos-x Heliodent 70, de Siemans, con unión de cono
dental. Se tomaron radiografías usando película de
ultra-velocidad Kodak a un tiempo de exposición de
0,20 ms. Las radiografías proporcionaron una valoración no invasiva,
relativamente simple, de la eficacia del tratamiento. Se observaron
áreas radiodensas de aparente hueso nuevo a los 2 meses de
posoperatorio en las series tratadas con tubos de PGA:TMC. Los
controles (defectos de 10 mm dejados sin tratar) mostraron poca
formación de hueso durante todo el estudio de 6 meses y no dió como
resultado unión fibrosa. Se densificó hueso cortical aparente, en
el grupo tratado, durante el periodo de tratamiento de seis meses;
en algunos casos el hueso nuevo formaba puente con el hueco del
defecto y en todos los casos la cantidad de hueso recién formado
reducía el hueco del defecto.
Se pudo hacer la observación de que los defectos
tratados con tubos de PGA:TMC demostraron un grado significativo de
curación de hueso durante un periodo de seis meses y en algunos
casos el hueso formaba puente completamente en el hueco del
defecto.
Utilizando polímero y condiciones de extrusión
similares a las descritas en el Ejemplo 1, se produjo una banda
autocohesiva sustancialmente más densa, por inversión de la
dirección de la cinta de enrollado después de la deposición de un
segmento de banda lineal de 25,4 cm a 30,5 cm. Esta aproximación de
fabricación, conducida a una distancia de cinta de 120,7 cm desde el
fondo del Transvector, proporcionó la deposición secuencial de una
capa de banda nueva en la parte de arriba de cualquier capa o capas
de banda depositada(s) previamente. Como resultado de
numerosas repeticiones de esta oscilación del dispositivo mezclador
de zonas se pudo producir una banda autocohesiva que poseía en su
sección media un espesor de banda de aproximadamente 5,2 cm. Después
se retiró la banda cohesiva producida de la cinta como una unidad
única y se comprimió a un espesor de 1,9 cm bajo el peso de una
placa que expandía dos espaciadores de 1,91 cm de espesor. Se
sometió después el montaje y la banda a calor a 70ºC, durante 2
horas. Se encontró que la banda cohesiva de 1,8 cm de espesor,
resultante, tenía fibras que oscilaban de 27 a 55 micrómetros de
diámetro con una media de diámetro de 44,5 micrómetros junto con
una viscosidad inherente de 0,85 dl/g. Se encontró que una sección
muestreada a partir de la región central de la banda comprimida
poseía una densidad aparente de aproximadamente 0,3 g/cm^{3}. Se
encontró que la banda autocohesiva producida no requería calandrado
para conseguir una unión cohesiva entre fibras y era resistente, en
manipulación moderada, a la separación de fibras sin la adición de
aglutinantes y se recortó o se formó contorno fácilmente con unas
tijeras estándar o curvadas para cualquier dimensión más pequeña que
la de la banda.
Un mezclador Helicone de 2,94 kw (4CV) (Design
Integrated Technologies, Warrenton, VA, EE.UU.) situado en una
habitación limpia de Clase 10.000 y conectado a un sistema de
aceite caliente de marca Sterling (Modelo S9.016, Sterling, Inc.,
Milwaukee, WI, EE.UU.) capaz de mantener temperaturas hasta 230ºC,
se calentó previamente para eliminar cualquier residuo polimérico u
otros residuos y después se secó al aire cuidadosamente, durante 2
horas, antes de la unión de nuevo de la cubeta del mezclador. El
mezclador pasivo se calentó previamente después a 140ºC, seguido
por una purga y después se protegió con un flujo mínimo de nitrógeno
anhidro durante el transcurso del experimento. Se abrió un envase
de papel de estaño que contenía 740,7 gramos de carbonato de
trimetileno y se introdujo el contenido, seguido por mezclamiento a
un ajuste de velocidad de "6,5". Después de 10 minutos se
detuvo la agitación y se añadieron después 2,73 gramos de una
combinación de 0,228 gramos de catalizador de SnCl_{2}.2H_{2}O
y 15,71 gramos de iniciador de dietilenglicol, directamente al TMC
fundido. Se recomenzó el mezclamiento y después de 10 minutos se
elevó la temperatura a 160ºC, que después se siguió por un aumento a
180ºC después de 30 minutos. Después de 30 minutos adicionales, se
añadieron 75 gramos de monómero de glicólido, seguido por un
aumento de la temperatura a 200ºC. Después de 15 minutos se
añadieron después 675 gramos de glicólido y el ajuste de temperatura
se elevó inmediatamente a 220ºC. Después de 40 minutos se descargó
el producto polimerizado a los 220ºC sobre una superficie de
liberación limpia donde solidificó a medida que se dejaba enfriar a
temperatura ambiente. El polímero pardo claro que se obtuvo se
envasó después en una bolsa de plástico libre de pirógeno y después
se granuló mecánicamente por una malla de 4,0 mm previamente a
análisis y procedimiento adicionales.
Se pusieron aproximadamente 500 gramos de cada
uno de, este copolímero de tribloque de PGA al 50%:TMC al 50%, que
se encontró que poseía una viscosidad inherente de 0,99 dl/g, y
homopolímero de PGA (viscosidad inherente 1,75 dl/g- Birmingham
Polymers Lote D-96.156) en un horno a vacío, se
calentó durante 1 hora a 130ºC y después se puso a vacío de
aproximadamente 98 kPa (736 torr) que se mantuvo durante un mínimo
de 15 horas junto con la aplicación continuada de calor.
Se calentó previamente un Brabender Prep Mixer
equipado con hojas de mezclador y un Brabender
Plast-Corder PL 2.000 y Cabezal de Medición
Mezclador (disponibles de C.W. Brabender Instruments, Inc., South
Hackensaack, Nueva Jersey, EE.UU.) a 235ºC y se hicieron actuar las
hojas de mezclamiento a la velocidad deseada de 5,23 rad/s (50
rpm). Se añadieron después 128 gramos del homopolímero PGA y 128
gramos del copolímero de tribloque PGA:TMC y se puso un conducto de
nitrógeno en la abertura de la alimentación del mezclador para
evitar absorción de humedad por el polímero. La temperatura del
fundido y la potencia del mezclador se siguieron en la pantalla
gráfica. La inspección visual de la mezcla a los 5 minutos indicó
que el polímero estaba fundiendo bien y de nuevo empezó a tener
aspecto de melcocha. Después de un tiempo total de mezclamiento de
13 minutos se suavizó la potencia, se retiró el polímero y se
limpió la máquina. Se hizo una impresión de la pantalla gráfica que
indicó que la potencia efectivamente se había estabilizado. Después
se granuló mecánicamente el polímero mezclado solidificado por una
malla de 4 mm previamente a análisis y procedimiento
adicionales.
Se encontró que los gránulos de la mezcla
producida poseían una viscosidad inherente de 1,06 dl/g cuando se
evaluaron de una manera similar a la descrita en el Ejemplo 1. La
evaluación por DSC dió como resultado la detección de una T_{g}
muy débil y los siguientes resultados resumen:
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
La mezcla preparada fue capaz de producir una
banda autocohesiva utilizando una temperatura del dispositivo de
boquilla de 238ºC junto con condiciones de extrusión similares a
las descritas en el Ejemplo 1 anterior.
La banda producida a partir de los polímeros
mezclados poseían una VI de 1,06 dl/g, cuando se evaluó de una
manera como se describe en el Ejemplo 1. Un DSC de la banda
producida usando parámetros como se describe en el Ejemplo 2,
reveló las siguientes características térmicas:
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
Se adquirieron copolímeros plastificados de D310G
de contenido en valerato "bajo" y D610G de valerato
"alto" de
poli-B-hidroxibutirato-hidroxivalerato
(PHB:PHV, por sus siglas en inglés) de marca Biopol™ de Zeneca
Pharmaceuticals (Wilmington, Delaware). El fabricante no proporcionó
ni las relaciones de copolímeros específicas ni la identidad del
plastificante utilizado.
Se pusieron aproximadamente 10 mg del copolímero
D310G en un recipiente para muestras de DSC de aluminio, se cubrió y
se analizó utilizando un DSC 7 de Perkin-Elmer
equipado con una unidad de refrigeración Intracooler II capaz de
proporcionar enfriamiento de muestras a temperaturas tan bajas como
-40ºC. Se barrió la muestra de -40ºC a 180ºC a una velocidad de
barrido de 10ºC/min. Después de completado este barrido inicial, se
dejó enfriar inmediatamente la muestra a la velocidad máxima
proporcionada por el instrumento (ajuste de -500ºC/min). Se procedió
a un segundo barrido similar sobre la misma muestra por el mismo
intervalo de temperatura. Después de completado el barrido y
mantenimiento térmico a 180ºC durante 5 minutos, se dejó enfriar de
nuevo la muestra a la velocidad máxima proporcionada por el
instrumento y se procedió a un tercer barrido.
Se analizó cada barrido para la T_{g},
T_{tod}, temperatura exotérmica de cristalización y temperatura
endotérmica de fusión del punto de inflexión observado. Los
resultados se resumen en la tabla siguiente.
Similarmente, se barrió por DSC el polímero de
contenido de valerato alto de D610G para la T_{g}, T_{tod},
temperatura exotérmica de cristalización y temperatura endotérmica
de fusión del punto de inflexión observado. Los resultados, que
incluían una temperatura máxima adicional a aproximadamente 145ºC
que proporcionó una temperatura máxima de fusión doblete, para los
barridos segundo y tercero, se resumen en la tabla siguiente.
Se calentaron aproximadamente 100 gramos del
copolímero D310G peletizado, tal como se suministró, durante 2,5
horas, a vacío, a 105ºC. En cuanto se terminó, s permitió después
que el polímero secado a vacío se alimentara al sistema extrusor
descrito en el Ejemplo 1 y por último se calentó a 184ºC y se
extrusionó usando una presión del Transvector concomitante de 0,17
MPa (25 psi).
Después de más de 10 segundos de enfriamiento a
temperatura normal, la banda producida se retiró de la cinta de
género y se examinó. Se encontró que el artículo recuperado era una
banda fibrosa cohesiva, suave al tacto, donde no parecía que las
fibras componentes individuales se deshilacharan o se separaran de
la banda cuando se sometía a manipulación moderada.
Similarmente, se extrusionó el polímero D610G de
contenido en PHV mayor, a 190ºC, una presión del Transvector de 32
psi (221 kPa). La extrusión de este polímero también dió como
resultado una banda fibrosa autocohesiva que se encontró que era
inicialmente suave al tacto, donde no parecía que las fibras
componentes individuales se deshilacharan o se separaran de la
banda cuando se sometieron a manipulación moderada. Se encontró que
ambas bandas producidas llegaban a ser significativamente más
rígidas después de unos minutos a temperaturas ambientes.
Se obtuvo polímero de polidioxanona (Lote 76.013)
de BI Chemicals, Inc., Petersburg, VA, EE.UU. Se procedió a la
caracterización de la resina suministrada utilizando DSC de una
manera similar a la descrita en el Ejemplo 1. Los resultados de los
tres barridos por DSC son como sigue:
Los termogramas por DSC resultantes revelaron que
se podía conseguir enfriar rápidamente con este sistema polimérico,
como se pone de manifiesto por la temperatura exotérmica de
cristalización fría que tiene lugar entre la T_{g} y la T_{m}
en los calentamientos tanto segundo como tercero. Se observó que la
temperatura del punto de inflexión observada de -13,3ºC para la
T_{g} enfriada rápidamente, poseía acuerdo razonable con la
T_{g} de -16ºC indicada para
poli-p-dioxanona en la patente de
EE.UU. 4.052.988. Puesto que el material de
poli-p-dioxanona ensayado es un
homopolímero, no se esperó un desplazamiento de la T_{g} hacia
una desviación de la transición orden-desorden de un
mezclamiento con otro sistema polimérico y no se pudo observar.
Se procesó el polímero utilizando el aparato y
condiciones generales descritas en el Ejemplo 1 anterior, salvo que
se extrusionó el polímero no secado a una velocidad de husillo de
20-25 y a una temperatura de fusión de 156ºC con la
última temperatura aumentada a 161ºC. Como en ejemplos anteriores,
la banda fibrosa resultante que se acumulaba en la cinta poseía un
diseño relativamente consistente a lo largo de la dirección del
movimiento de la cinta, aunque la cantidad de fibras acumuladas
disminuyó en altura en cualquier lado de la línea central cuando se
observó en línea con la dirección del movimiento de la cinta.
Después de más de 10 segundos de enfriamiento a
temperatura normal se retiró la banda de la cinta de género y se
examinó. Se encontró que no se observaba que se adhirieran a sí
mismas las fibras individuales de la banda que se acumularon en el
tamiz de enrollado a la temperatura de extrusión inferior. Si
cualquier adherencia entre fibras era destacada, la carga de
tensión mínima aplicada a esas fibras dió como resultado ruptura de
las uniones entre fibras desarrolladas y su separación respectiva
del volumen de la banda. Se observó similar adhesión deficiente
entre fibras cuando se aplicó aire del Transvector a temperatura
ambiente al sistema. A pesar de un aumento de temperatura de la
boquilla del extrusor a 161ºC, se pudo observar poco efecto en la
formación de una banda fibrosa cohesiva.
Las únicas condiciones observadas que se encontró
que permitían unión de fibras individuales y cualquier cohesión de
bandas observable, sólo tenían lugar si se retiraba el flujo de
aire del Transvector y se permitía que las fibras se acumularan
sobre la cinta y se enfriaran en condiciones normales. Estas
condiciones de enfriamiento lento, el resultado de temperaturas de
procedimiento aproximadamente 50ºC por encima del punto de fusión
del polímero, junto con la velocidad de enfriamiento relativamente
lenta permitida por las fibras de diámetro más grande, produjeron
suficiente duración del fundido para producir una banda cohesiva de
fibras de diámetro grande que oscilaban de 236 \mum a 330 \mum
de diámetro. Esto contrasta con las fibras de 15 a 50 \mum de
diámetro producidas con otros diversos copolímeros y mezclas de
polímeros descritos en la presente memoria. Se creía que la unión
más débil que resultaba con estas fibras de diámetro grande
indicaba que la unión cohesiva entre fibras, observada en este
ejemplo, era el resultado de una prolongación del estado fundido
más bien que por contacto de fibras en un estado amorfo desordenado
que se cree que producía la unión entre fibras superior que se
presentaba en otros ejemplos.
Utilizando un Brabender Prep Mixer calentado
previamente a 235ºC y el método descrito en el Ejemplo 15 anterior,
se preparó una mezcla de homopolímero de
poli(p-dioxanona) al 60% (p/p) y
poli(glicólido) al 40% mezclando 100 gramos de homopolímero
de PGA (Viscosidad Inherente 1,59 dl/g- Birmingham Polymers Lote
D97.069) y 150 gramos de homopolímero de
poli(p-dioxanona) (Boehringer Ingelheim lote
76.013 de Viscosidad Inherente 2,31 dl/g) durante 16,5 minutos más
allá del punto en que se suavizó la potencia del mezclador. Se
retiró después el polímero, se permitió que solidificara, y después
se granuló mecánicamente por una malla de 4 mm previamente a
análisis y procedimiento adicionales.
La evaluación por DSC de gránulos a partir de
mezcla producida dió como resultado la detección de una T_{g} y
los siguientes resultados resumen:
Se usó la mezcla preparada para producir una
banda utilizando una temperatura del dispositivo de boquilla de
193ºC junto con condiciones de extrusión generales similares a las
descritas en el Ejemplo 1 anterior.
La banda autocohesiva que se fue capaz de
producir a partir de los polímeros mezclados poseían una VI de 0,63
dl/g, cuando se evaluó de una manera como se describe en el Ejemplo
1. Un DSC de la banda producida usando parámetros como se describe
en el Ejemplo 2, reveló las siguientes características térmicas:
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
La presencia observada de dos temperaturas
máximas de fusión endotérmicas cristalinas a temperaturas desviadas
de los respectivos homopolímeros proporciona pruebas de dos fases
cristalinas de fases separadas, distintas, en la banda fibrosa
autocohesiva producida.
Se condujo el ensayo de
cizallamiento-solapamiento utilizando la metodología
general descrita en el Método D3.164-92A de ASTM.
"Standard Test Method for Strength Properties of Adhesively
Bonded Plastic Lap-Shear Sandwich Joints in Shear
by Tensile Loading" en una serie de muestras de banda no tejidas
formadas por procedimientos de formación de bandas basados en
extrusión y recopilados por la INDA (por sus siglas en inglés),
Asociación de la Industria de Géneros No Tejidos (Cary, Carolina
del Norte, EE.UU.) y hecha disponible por su tercera edición de la
Non-woven Fabrics Sampler (1.992). También,
se evaluó utilizando la misma metodología de ensayo una banda
olefínica de filamentos continuos de Tyvek® 1.073B de DuPont,
utilizada como una tapa porosa para envasado esterilizable de vapor
(disponible en una serie de dimensiones de Oliver Products, Grand
Rapids, Michigan, EE.UU.). Adicionalmente se evaluó el producto no
tejido bioreabsorbible, susceptible de implante, Material
Regenerativo Resolut® disponible de W.L. Gore & Associates,
Flagstaff, Arizona, EE.UU.
Para proporcionar cohesión de la banda en los
tamaños de muestra pequeños, disponibles en el material no tejido
Resolut® bioreabsorbible, susceptible de implante, la dimensión del
ensayo ASTM tanto se seleccionó como se modificó para acomodar un
tamaño de muestra de aproximadamente 12,5 mm (0,5 pulgadas) por
12,5 mm (0,5 pulgadas). Se montó cada muestra sobre el lado adhesivo
de una sección más grande de cinta de alfombra, reforzada de fibra
de vidrio, de interior/exterior, de doble lado (stock
10-2 disponible de Manco, Inc., Avon, Ohio, EE.UU.)
que se recortó después meticulosamente con tijeras para minimizar
la exposición de adhesivo fuera de los límites planos de la especie
montada. El lado opuesto de cada muestra de la banda se fijó
después al lado adhesivo de una sección de cinta similar, que
después se recortó también a los límites de la muestra de la banda.
El soporte de la cinta movible se unió de un lado del material
laminado adhesivo-banda-adhesivo y
la superficie adhesiva expuesta disponible para fijar a una lámina
de laringoscopio de madera de aproximadamente 1,75 cm de ancho y 15
cm de longitud. Una vez que la muestra se centró a lo largo del
ancho de la lámina de laringoscopio en un punto aproximadamente 2
cm desde un extremo, se aplicó después una presión con los dedos
más que suficiente. Se retiró después el soporte restante y se fijó
la superficie adhesiva a una posición similar sobre la superficie
de otra lámina de laringoscopio de madera en una orieentación plana
de 180º a la de la primera lámina de laringoscopio para
proporcionar carga de cizallamiento de tracción de las áreas
superpuestas unidas únicamente con la estructura de la banda.
Se asumieron precauciones para evaluar bandas que
poseían diseño o densidad suficiente para asegurar que no tuviera
lugar el contacto directo de las dos superficies adhesivas, por el
plano de la muestra de la banda. En general, no se evaluaron las
muestras que eran iguales a, o menores que, 0,1 mm (0,004 pulgadas)
de espesor y poseían una densidad volumétrica menor que 0,2
g/cm^{2}, basándose en la proximidad de sus superficies opuestas,
el tamaño relativamente grande de distancias entre fibras, y el
riesgo relacionado de contacto
adhesivo-a-adhesivo. En muestras
insignificantes, se aplicó presión con los dedos sólo como fue
necesario para inducir falta cohesiva en las muestras de ensayo y
minimizar, por lo tanto, el riesgo de que se pusieran en contacto
capas adhesivas.
Se encontró que no eran necesarias precauciones
de preparación adhesiva especial para inducir que la mayoría de las
muestras de ensayo experimentara una falta adhesiva en la muestra
de la banda. Sin embargo, las muestras más fuertes, tales como las
de la invención actual, en que la resistencia a la cohesión de las
bandas relativamente grande induce potencial aumento de falta
adhesiva bien con la banda o con superficies de madera, requerían
preparaciones superficiales adhesivas adicionales comúnmente
conocidas por los expertos en la técnica, para inducir un modo de
falta cohesiva en la muestra de la banda. Tales preparaciones
podían incluir el uso de abrasión a la luz de la banda misma, la
abrasión de la superficie adhesiva de madera, la aplicación de
presión a los materiales unidos. En todos los resultados de ensayo
aceptados se utilizaban tales preparaciones como era necesario para
inducir una falta cohesiva válida en la muestra de la banda. Todos
los resultados que inducían faltas adhesivas, bien en la banda o en
la interfase de la lámina de laringoscopio, se rechazaron como sin
validez junto con cualquier falta cohesiva que se observó que tenía
lugar en los límites del adhesivo mismo.
Los resultados de la carga de tracción de las
muestras descritas anteriormente, a una velocidad de deformación de
250 mm/minuto, están contenidos en el siguiente cuadro que también
incluye una breve descripción de cada tipo de muestra.
Por lo tanto, el artículo de la presente
invención comprende una banda no tejida, de filamento continuo, que
posee, sin que requiera aglutinantes o adjuntos adhesivos, añadidos
o procedimiento de fusión posextrusión, una resistencia de cohesión
al cizallamiento que excede de 0,8 MPa cuando la tracción cargada
como unión de tipo sándwich de
cizallamiento-solapamiento (ensayado como se
describió anteriormente). Asimismo se puede proporcionar en formas
que tienen estos valores de resistencia al cizallamiento superiores
a 1,0; 1,2 y 1,4 MPa. Este artículo también se puede proporcionar
en forma bioreabsorbible (también sin que se requieran aglutinantes
o adjuntos adhesivos, añadidos o procedimiento de fusión
posextrusión) con esta resistencia al cizallamiento superior a 0,6
MPa así como superior a los mismos valores para el artículo
descrito anteriormente que no es bioreabsorbible.
Claims (81)
1. Un artículo susceptible de implante, que
comprende filamentos continuos formados por fusión, mezclados, para
formar una banda porosa, en la que dichos filamentos se
autocohesionan unos con otros en múltiples puntos de contacto, en
el que dichos filamentos están en un estado sustancialmente
desordenado, amorfo y en el que dichos filamentos comprenden al
menos un componente polimérico semi-cristalino
unido por enlaces covalentes a, o mezclado con, al menos un
componente polimérico, amorfo.
2. Un artículo de acuerdo con la reivindicación
1, en el que al menos un componente polimérico
semi-cristalino está unido por enlaces covalentes a
al menos un componente polimérico amorfo.
3. Un artículo de acuerdo con la reivindicación
2, en el que los componentes comprenden un copolímero de
bloques.
4. Un artículo de acuerdo con la reivindicación
3, en el que al menos un componente polimérico
semi-cristalino es poli(glicólido) y al menos
un componente polimérico amorfo es poli(carbonato de
trimetileno).
5. Un artículo de acuerdo con la reivindicación
1, en el que al menos un componente polimérico
semi-cristalino se mezcla con al menos un componente
polimérico amorfo.
6. Un artículo de acuerdo con la reivindicación
5, en el que al menos uno de los componentes es un copolímero de
bloques.
7. El artículo según la reivindicación 1, que se
proporciona para regeneración de tejido guiada.
8. El artículo según la reivindicación 1, en el
que al menos un componente polimérico
semi-cristalino tiene un punto de fusión mayor que
80ºC.
9. El artículo según la reivindicación 1, en el
que la banda tiene una densidad superficial mayor que 120
g/m^{2}.
10. El artículo según la reivindicación 1, en el
que la banda es bioreabsorbible.
11. El artículo según la reivindicación 10, en el
que la banda tiene tiempo de bioreabsorción único.
12. El artículo según la reivindicación 1, en el
que la banda tiene una forma conformada.
13. Un artículo según la reivindicación 1, en el
que dicho artículo incorpora al menos un agente bioactivo con los
filamentos de la banda.
14. Un artículo según la reivindicación 13, en el
que al menos dicho agente bioactivo se selecciona del grupo formado
por: sustancias osteoconductoras, sustancias osteoinductoras,
factores de crecimiento, factores quimiotácticos, morfógenos,
productos farmacéuticos, proteínas, péptidos y moléculas
biológicamente activas de origen: autogénico, alogénico, xenogénico
o recombinante.
15. Un artículo según la reivindicación 13, en el
que al menos dicho agente bioactivo se selecciona del grupo formado
por: factor beta de crecimiento transformante, proteínas
morfogénicas óseas, proteínas osteogénicas, antibióticos,
antimicrobianos, factor de crecimiento endotelial vascular, factor
de crecimiento de fibroblastos básico, factor de crecimiento
procedente de plaquetas, factor de crecimiento de tipo insulina,
anticuerpos de tipo G de insulina y de inmunoglobulina.
16. Un artículo según la reivindicación 13, en el
que al menos dicho agente bioactivo comprende un antibiótico.
17. Un artículo según la reivindicación 13, en el
que al menos dicho agente bioactivo comprende un
antimicrobiano.
18. Un artículo según la reivindicación 1, que
comprende una banda no tejida de filamento continuo, en el que la
banda cristalizada, completamente ordenada posee, sin requerimiento
de añadir aglutinantes adhesivos, adjuntos o procedimiento de
fusión posextrusión, resistencia de cohesión al cizallamiento de al
menos 0,8 megapascales cuando se carga tensión en cizallamiento
como una unión de tipo sándwich de
cizallamiento-solapamiento.
19. Un artículo según la reivindicación 18, en el
que la banda posee resistencia de cohesión al cizallamiento de al
menos 1,0 megapascales cuando se carga tensión en cizallamiento
como una unión de tipo sándwich de
cizallamiento-solapamiento.
20. Un artículo según la reivindicación 18, en el
que la banda posee resistencia de cohesión al cizallamiento de al
menos 1,2 megapascales cuando se carga tensión en cizallamiento
como una unión de tipo sándwich de
cizallamiento-solapamiento.
21. Un artículo según la reivindicación 19, en el
que la banda posee resistencia de cohesión al cizallamiento de al
menos 1,4 megapascales cuando se carga tensión en cizallamiento
como una unión de tipo sándwich de
cizallamiento-solapamiento.
22. Un artículo susceptible de implante, que
comprende filamentos continuos formados por fusión, mezclados, para
formar una banda porosa, en la que dichos filamentos se
autocohesionan unos con otros en múltiples puntos de contacto, en
el que dichos filamentos comprenden al menos un componente
polimérico semi-cristalino unido por enlaces
covalentes a, o mezclado con, al menos un componente polimérico
amorfo, y en el que los componentes poliméricos están en un estado
de inmiscibilidad de fases de parcial a completa.
23. Un artículo de acuerdo con la reivindicación
22, en el que al menos un componente polimérico
semi-cristalino está unido por enlaces covalentes a
al menos un componente polimérico amorfo.
24. Un artículo de acuerdo con la reivindicación
23, en el que los componentes comprenden un copolímero de
bloques.
25. Un artículo de acuerdo con la reivindicación
22, en el que al menos un componente polimérico
semi-cristalino se mezcla con al menos un componente
polimérico amorfo.
26. Un artículo de acuerdo con la reivindicación
25, en el que al menos uno de los componentes es un copolímero de
bloques.
27. El artículo según la reivindicación 22, que
se proporciona para regeneración de tejido guiada.
28. El artículo según la reivindicación 22, en el
que al menos un componente polimérico
semi-cristalino tiene un punto de fusión mayor que
80ºC.
29. El artículo según la reivindicación 22, en el
que la banda tiene una densidad superficial mayor que 120
g/m^{2}.
g/m^{2}.
30. El artículo según la reivindicación 22, en el
que la banda es bioreabsorbible.
31. El artículo según la reivindicación 30, en el
que la banda tiene tiempo de bioreabsorción único.
32. El artículo según la reivindicación 22, en el
que la banda tiene una forma conformada.
33. Un artículo según la reivindicación 22, en el
que dicho artículo incorpora al menos un agente bioactivo con los
filamentos de la banda.
34. Un artículo según la reivindicación 33, en el
que al menos dicho agente bioactivo se selecciona del grupo formado
por: sustancias osteoconductoras, sustancias osteoinductoras,
factores de crecimiento, factores quimiotácticos, morfógenos,
productos farmacéuticos, proteínas, péptidos y moléculas
biológicamente activas de origen: autogénico, alogénico, xenogénico
o recombinante.
35. Un artículo según la reivindicación 33, en el
que al menos dicho agente bioactivo se selecciona del grupo formado
por: factor beta de crecimiento transformante, proteínas
morfogénicas óseas, proteínas osteogénicas, antibióticos,
antimicrobianos, factor de crecimiento endotelial vascular, factor
de crecimiento de fibroblastos básico, factor de crecimiento
procedente de plaquetas, factor de crecimiento de tipo insulina,
anticuerpos de tipo G de insulina y de inmunoglobulina.
36. Un artículo según la reivindicación 33, en el
que al menos dicho agente bioactivo comprende un antibiótico.
37. Un artículo según la reivindicación 33, en el
que al menos dicho agente bioactivo comprende un
antimicrobiano.
38. Un artículo según la reivindicación 22, que
comprende una banda no tejida de filamento continuo, en el que la
banda posee, sin requerimiento de añadir aglutinantes adhesivos,
adjuntos o procedimiento de fusión posextrusión, resistencia de
cohesión al cizallamiento de al menos 0,8 megapascales cuando se
carga tensión en cizallamiento como una unión de tipo sándwich de
cizallamiento-solapamiento.
39. Un artículo según la reivindicación 38, en el
que la banda posee resistencia de cohesión al cizallamiento de al
menos 1,0 megapascales cuando se carga tensión en cizallamiento
como una unión de tipo sándwich de
cizallamiento-solapamiento.
40. Un articulo según la reivindicación 38, en el
que la banda posee resistencia de cohesión al cizallamiento de al
menos 1,2 megapascales cuando se carga tensión en cizallamiento
como una unión de tipo sándwich de
cizallamiento-solapamiento.
41. Un articulo según la reivindicación 38, en el
que la banda posee resistencia de cohesión al cizallamiento de al
menos 1,4 megapascales cuando se carga tensión en cizallamiento
como una unión de tipo sándwich de
cizallamiento-solapamiento.
42. Un artículo susceptible de implante, que
comprende filamentos continuos formados por fusión, mezclados, para
formar banda porosa, en la que dichos filamentos se autocohesionan
unos con otros en múltiples puntos de contacto, en el que dichos
filamentos están en un estado sustancialmente desordenado, amorfo, y
en el que dichos filamentos comprenden un primer componente
polimérico semi-cristalino unido por enlaces
covalentes a, o mezclado con, al menos un componente polimérico
semi- cristalino adicional.
43. Un artículo de acuerdo con la reivindicación
42, en el que el primer componente polimérico
semi-cristalino está unido por enlaces covalentes a
al menos un componente semi-cristalino
adicional.
44. Un artículo de acuerdo con la reivindicación
43, en el que los componentes comprenden un copolímero de
bloques.
45. Un artículo de acuerdo con la reivindicación
42, en el que el primer componente polimérico
semi-cristalino se mezcla con al menos un componente
semi-cristalino adicional.
46. Un artículo de acuerdo con la reivindicación
45, en el que al menos uno de los componentes es un copolímero de
bloques.
47. El artículo según la reivindicación 42, que
se proporciona para regeneración de tejido guiada.
48. El artículo según la reivindicación 42, en el
que al menos un componente polimérico
semi-cristalino tiene un punto de fusión mayor que
80ºC.
49. El artículo según la reivindicación 42, en el
que la banda tiene una densidad superficial mayor que 120
g/m^{2}.
50. El artículo según la reivindicación 42, en el
que la banda es bioreabsorbible.
51. El artículo según la reivindicación 50, en el
que la banda tiene tiempo de bioreabsorción único.
52. El artículo según la reivindicación 42, en el
que la banda tiene una forma conformada.
53. Un artículo según la reivindicación 42, en el
que dicho artículo incorpora al menos un agente bioactivo con los
filamentos de la banda.
54. Un artículo según la reivindicación 53, en el
que al menos dicho agente bioactivo se selecciona del grupo formado
por: sustancias osteoconductoras, sustancias osteoinductoras,
factores de crecimiento, factores quimiotácticos, morfógenos,
productos farmacéuticos, proteínas, péptidos y moléculas
biológicamente activas de origen: autogénico, alogénico, xenogénico
o recombinante.
55. Un artículo según la reivindicación 53, en el
que al menos dicho agente bioactivo se selecciona del grupo formado
por: factor beta de crecimiento transformante, proteínas
morfogénicas óseas, proteínas osteogénicas, antibióticos,
antimicrobianos, factor de crecimiento endotelial vascular, factor
de crecimiento de fibroblastos básico, factor de crecimiento
procedente de plaquetas, factor de crecimiento de tipo insulina,
anticuerpos de tipo G de insulina y de inmunoglobulina.
56. Un artículo según la reivindicación 53, en el
que al menos dicho agente bioactivo comprende un antibiótico.
57. Un artículo según la reivindicación 53, en el
que al menos dicho agente bioactivo comprende un
antimicrobiano.
58. Un artículo según la reivindicación 42, que
comprende una banda no tejida de filamento continuo, en la que la
banda cristalizada, completamente ordenada, posee sin requerimiento
de añadir aglutinantes adhesivos, adjuntos o procedimiento de
fusión posextrusión, resistencia de cohesión al cizallamiento de al
menos 0,8 megapascales cuando se carga tensión en cizallamiento como
una unión de tipo sándwich de
cizallamiento-solapamiento.
59. Un artículo según la reivindicación 58, en el
que la banda posee resistencia de cohesión al cizallamiento de al
menos 1,0 megapascales cuando se carga tensión en cizallamiento
como una unión de tipo sándwich de
cizallamiento-solapamiento.
60. Un artículo según la reivindicación 58, en el
que la banda posee resistencia de cohesión al cizallamiento de al
menos 1,2 megapascales cuando se carga tensión en cizallamiento
como una unión de tipo sándwich de
cizallamiento-solapamiento.
61. Un artículo según la reivindicación 58, en el
que la banda posee resistencia de cohesión al cizallamiento de al
menos 1,4 megapascales cuando se carga tensión en cizallamiento
como una unión de tipo sándwich de
cizallamiento-solapamiento.
62. Un artículo susceptible de implante, que
comprende filamentos continuos formados por fusión, mezclados, para
formar una banda porosa, en la que dichos filamentos se
autocohesionan unos con otros en múltiples puntos de contacto, en
el que dichos filamentos comprenden un primer componente polimérico
semi- cristalino unido por enlaces covalentes a, o mezclado con, al
menos un componente polimérico semi-cristalino
adicional, y en el que los componentes poliméricos están en un
estado de inmiscibilidad de fases de parcial a completa.
63. Un artículo de acuerdo con la reivindicación
62, en el que el primer componente polimérico
semi-cristalino está unido por enlaces covalentes a
al menos un componente semi-cristalino
adicional.
64. Un artículo de acuerdo con la reivindicación
63, en el que los componentes comprenden un copolímero de
bloques.
65. Un artículo de acuerdo con la reivindicación
62, en el que el primer componente polimérico
semi-cristalino se mezcla con al menos un componente
semi- cristalino adicional.
66. Un artículo de acuerdo con la reivindicación
65, en el que al menos uno de los componentes es un copolímero de
bloques.
67. El artículo según la reivindicación 62, que
se proporciona para regeneración de tejido guiada.
68. El articulo según la reivindicación 62, en el
que al menos un componente polimérico
semi-cristalino tiene un punto de fusión mayor que
80ºC.
69. El artículo según la reivindicación 62, en el
que la banda tiene una densidad superficial mayor que 120
g/m^{2}.
70. El artículo según la reivindicación 62, en el
que la banda es bioreabsorbible.
71. El artículo según la reivindicación 70, en el
que la banda tiene tiempo de bioreabsorción único.
72. El artículo según la reivindicación 62, en el
que la banda tiene una forma conformada.
73. Un artículo según la reivindicación 62, en el
que dicho artículo incorpora al menos un agente bioactivo con los
filamentos de la banda.
74. Un artículo según la reivindicación 73, en el
que al menos dicho agente bioactivo se selecciona del grupo formado
por: sustancias osteoconductoras, sustancias osteoinductoras,
factores de crecimiento, factores quimiotácticos, células vivas,
morfógenos, productos farmacéuticos, proteínas, péptidos y
moléculas biológicamente activas de origen: autogénico, alogénico,
xenogénico o recombinante.
75. Un artículo según la reivindicación 73, en el
que al menos dicho agente bioactivo se selecciona del grupo formado
por: factor beta de crecimiento transformante, proteínas
morfogénicas óseas, proteínas osteogénicas, antibióticos,
antimicrobianos, factor de crecimiento endotelial vascular, factor
de crecimiento de fibroblastos básico, factor de crecimiento
procedente de plaquetas, factor de crecimiento de tipo insulina,
anticuerpos de tipo G de insulina y de inmunoglobulina.
76. Un artículo según la reivindicación 73, en el
que al menos dicho agente bioactivo comprende un antibiótico.
77. Un artículo según la reivindicaron 73, en el
que al menos dicho agente bioactivo comprende un
antimicrobiano.
78. Un artículo según la reivindicación 62, que
comprende una banda no tejida de filamento continuo, en el que la
banda posee, sin requerimiento de añadir aglutinantes adhesivos,
adjuntos o procedimiento de fusión posextrusión, resistencia de
cohesión al cizallamiento de al menos 0,8 megapascales cuando se
carga tensión en cizallamiento como una unión de tipo sándwich de
cizallamiento-solapamiento.
79. Un artículo según la reivindicación 78, en el
que la banda posee resistencia de cohesión al cizallamiento de al
menos 1,0 megapascales cuando se carga tensión en cizallamiento
como una unión de tipo sándwich de
cizallamiento-solapamiento.
80. Un artículo según la reivindicación 78, en el
que la banda posee resistencia de cohesión al cizallamiento de al
menos 1,2 megapascales cuando se carga tensión en cizallamiento
como una unión de tipo sándwich de
cizallamiento-solapamiento.
\newpage
81. Un artículo según la reivindicación 78, en el
que la banda posee resistencia de cohesión al cizallamiento de al
menos 1,4 megapascales cuando se carga tensión en cizallamiento
como una unión de tipo sándwich de
cizallamiento-solapamiento.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US942371 | 1997-10-02 | ||
US08/942,371 US6165217A (en) | 1997-10-02 | 1997-10-02 | Self-cohering, continuous filament non-woven webs |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
ES2209212T3 true ES2209212T3 (es) | 2004-06-16 |
Family
ID=25477998
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
ES98948575T Expired - Lifetime ES2209212T3 (es) | 1997-10-02 | 1998-09-29 | Bandas no tejidas de filamento continuo auto-coherentes. |
Country Status (8)
Country | Link |
---|---|
US (3) | US6165217A (es) |
EP (1) | EP1023093B1 (es) |
JP (2) | JP4885355B2 (es) |
AU (1) | AU9512098A (es) |
CA (1) | CA2304992C (es) |
DE (1) | DE69819928T2 (es) |
ES (1) | ES2209212T3 (es) |
WO (1) | WO1999017817A1 (es) |
Families Citing this family (127)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB9814609D0 (en) * | 1998-07-07 | 1998-09-02 | Smith & Nephew | Polymers |
DE19912360A1 (de) * | 1999-03-19 | 2000-09-21 | Aesculap Ag & Co Kg | Strangförmiges Implantat aus resorbierbarem Polymermaterial, Verfahren zu seiner Herstellung und Anwendung in der Chirurgie |
US6179840B1 (en) | 1999-07-23 | 2001-01-30 | Ethicon, Inc. | Graft fixation device and method |
US20020095157A1 (en) | 1999-07-23 | 2002-07-18 | Bowman Steven M. | Graft fixation device combination |
US7947069B2 (en) * | 1999-11-24 | 2011-05-24 | University Of Washington | Medical devices comprising small fiber biomaterials, and methods of use |
DE19959088A1 (de) * | 1999-12-08 | 2001-06-13 | Inst Textil & Faserforschung | Medizintechnisches Produkt, Verfahren zu seiner Herstellung und Verwendung |
US6719987B2 (en) * | 2000-04-17 | 2004-04-13 | Nucryst Pharmaceuticals Corp. | Antimicrobial bioabsorbable materials |
IL155787A0 (en) * | 2000-11-20 | 2003-12-23 | 3M Innovative Properties Co | Fiber-forming process |
US20030003834A1 (en) * | 2000-11-20 | 2003-01-02 | 3M Innovative Properties Company | Method for forming spread nonwoven webs |
CA2365376C (en) | 2000-12-21 | 2006-03-28 | Ethicon, Inc. | Use of reinforced foam implants with enhanced integrity for soft tissue repair and regeneration |
US7192604B2 (en) | 2000-12-22 | 2007-03-20 | Ethicon, Inc. | Implantable biodegradable devices for musculoskeletal repair or regeneration |
SE525131C2 (sv) * | 2001-01-15 | 2004-12-07 | Artimplant Ab | Implantat för rekonstruktion av leder |
US6783554B2 (en) | 2001-02-20 | 2004-08-31 | Atrium Medical Corporation | Pile mesh prosthesis |
US6827743B2 (en) * | 2001-02-28 | 2004-12-07 | Sdgi Holdings, Inc. | Woven orthopedic implants |
US6599319B2 (en) * | 2001-12-14 | 2003-07-29 | Celanese Advanced Materials, Inc. | Prosthetic ligament |
US7595111B2 (en) * | 2002-02-20 | 2009-09-29 | Joseph Dale Udy | Methods to continuous, monoatomic thick structures |
US7128748B2 (en) * | 2002-03-26 | 2006-10-31 | Synovis Life Technologies, Inc. | Circular stapler buttress combination |
US6923833B2 (en) * | 2002-04-09 | 2005-08-02 | Ray C. Wasielewski | Biologically reabsorbable acetabular constraining components and materials for use with a hip replacement prosthesis and bioreabsorbable materials to augment hip replacement stability and function |
US20050187605A1 (en) * | 2002-04-11 | 2005-08-25 | Greenhalgh Skott E. | Electrospun skin capable of controlling drug release rates and method |
US20030211135A1 (en) * | 2002-04-11 | 2003-11-13 | Greenhalgh Skott E. | Stent having electrospun covering and method |
US20040051201A1 (en) * | 2002-04-11 | 2004-03-18 | Greenhalgh Skott E. | Coated stent and method for coating by treating an electrospun covering with heat or chemicals |
US20030195611A1 (en) * | 2002-04-11 | 2003-10-16 | Greenhalgh Skott E. | Covering and method using electrospinning of very small fibers |
US6916752B2 (en) * | 2002-05-20 | 2005-07-12 | 3M Innovative Properties Company | Bondable, oriented, nonwoven fibrous webs and methods for making them |
US7279440B2 (en) | 2002-05-20 | 2007-10-09 | 3M Innovative Properties Company | Nonwoven amorphous fibrous webs and methods for making them |
US20040078090A1 (en) | 2002-10-18 | 2004-04-22 | Francois Binette | Biocompatible scaffolds with tissue fragments |
US7824701B2 (en) | 2002-10-18 | 2010-11-02 | Ethicon, Inc. | Biocompatible scaffold for ligament or tendon repair |
US7994078B2 (en) * | 2002-12-23 | 2011-08-09 | Kimberly-Clark Worldwide, Inc. | High strength nonwoven web from a biodegradable aliphatic polyester |
US8197837B2 (en) | 2003-03-07 | 2012-06-12 | Depuy Mitek, Inc. | Method of preparation of bioabsorbable porous reinforced tissue implants and implants thereof |
EP1633276A2 (en) * | 2003-05-29 | 2006-03-15 | Secor Medical, LLC | Filament based prosthesis |
US7223518B2 (en) * | 2003-06-06 | 2007-05-29 | Georgia Tech Research Corporation | Compositions and methods of use thereof |
US7776101B2 (en) * | 2003-06-18 | 2010-08-17 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Soft tissue defect repair device |
US6991637B2 (en) * | 2003-06-18 | 2006-01-31 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Soft tissue defect repair device |
US8226715B2 (en) | 2003-06-30 | 2012-07-24 | Depuy Mitek, Inc. | Scaffold for connective tissue repair |
US10583220B2 (en) | 2003-08-11 | 2020-03-10 | DePuy Synthes Products, Inc. | Method and apparatus for resurfacing an articular surface |
US7547312B2 (en) * | 2003-09-17 | 2009-06-16 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Circular stapler buttress |
US20050059997A1 (en) | 2003-09-17 | 2005-03-17 | Bauman Ann M. | Circular stapler buttress |
US20050106982A1 (en) * | 2003-11-17 | 2005-05-19 | 3M Innovative Properties Company | Nonwoven elastic fibrous webs and methods for making them |
CA2546434C (en) | 2003-11-20 | 2013-01-22 | The Henry M. Jackson Foundation For The Advancement Of Military Medicine , Inc. | Portable hand pump for evacuation of fluids |
US7316822B2 (en) | 2003-11-26 | 2008-01-08 | Ethicon, Inc. | Conformable tissue repair implant capable of injection delivery |
US7901461B2 (en) | 2003-12-05 | 2011-03-08 | Ethicon, Inc. | Viable tissue repair implants and methods of use |
US20050131515A1 (en) * | 2003-12-16 | 2005-06-16 | Cully Edward H. | Removable stent-graft |
US20050164598A1 (en) * | 2004-01-22 | 2005-07-28 | Mandalay Point, Inc. | Removable and reconfigurable doll clothing |
US11395865B2 (en) | 2004-02-09 | 2022-07-26 | DePuy Synthes Products, Inc. | Scaffolds with viable tissue |
US8137686B2 (en) * | 2004-04-20 | 2012-03-20 | Depuy Mitek, Inc. | Nonwoven tissue scaffold |
AU2005237985B2 (en) | 2004-04-20 | 2010-10-21 | Genzyme Corporation | Surgical mesh-like implant |
US8221780B2 (en) * | 2004-04-20 | 2012-07-17 | Depuy Mitek, Inc. | Nonwoven tissue scaffold |
US20050269011A1 (en) * | 2004-06-02 | 2005-12-08 | Ticona Llc | Methods of making spunbonded fabrics from blends of polyarylene sulfide and a crystallinity enhancer |
US8562633B2 (en) | 2004-08-02 | 2013-10-22 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Tissue repair device with a bioabsorbable support member |
US8337475B2 (en) | 2004-10-12 | 2012-12-25 | C. R. Bard, Inc. | Corporeal drainage system |
US9358318B2 (en) | 2004-10-20 | 2016-06-07 | Ethicon, Inc. | Method of making a reinforced absorbable multilayered hemostatic wound dressing |
US20060258995A1 (en) * | 2004-10-20 | 2006-11-16 | Pendharkar Sanyog M | Method for making a reinforced absorbable multilayered fabric for use in medical devices |
PL1802358T3 (pl) * | 2004-10-20 | 2015-07-31 | Ethicon Inc | Wzmocniony, ulegający absorpcji, wielowarstwowy materiał do zastosowania w wyrobach medycznych oraz sposób jego wytwarzania |
DK1809343T3 (da) | 2004-10-20 | 2012-11-26 | Ethicon Inc | Forstærket absorberbar hæmostatisk flerlagssårforbinding samt fremstillingsfremgangsmåde |
EP1855618A2 (en) * | 2005-03-07 | 2007-11-21 | Georgia Tech Research Corporation | Nanofilament scaffold for tissue regeneration |
KR101354527B1 (ko) | 2005-05-04 | 2014-01-21 | 진테스 게엠베하 | 결합 부재 |
WO2007002933A2 (en) * | 2005-06-28 | 2007-01-04 | Stout Medical Group, Inc. | Micro-thin film structures for cardiovascular indications |
US20070155010A1 (en) * | 2005-07-29 | 2007-07-05 | Farnsworth Ted R | Highly porous self-cohered fibrous tissue engineering scaffold |
US20070026039A1 (en) * | 2005-07-29 | 2007-02-01 | Drumheller Paul D | Composite self-cohered web materials |
US7850810B2 (en) * | 2005-07-29 | 2010-12-14 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Method of making porous self-cohered web materials |
US7655584B2 (en) * | 2005-07-29 | 2010-02-02 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Highly porous self-cohered web materials |
US7655288B2 (en) * | 2005-07-29 | 2010-02-02 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Composite self-cohered web materials |
US8048503B2 (en) * | 2005-07-29 | 2011-11-01 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Highly porous self-cohered web materials |
US20070027551A1 (en) * | 2005-07-29 | 2007-02-01 | Farnsworth Ted R | Composite self-cohered web materials |
AU2012202897B2 (en) * | 2005-07-29 | 2013-12-05 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Composite self-cohered web materials |
US20070026040A1 (en) * | 2005-07-29 | 2007-02-01 | Crawley Jerald M | Composite self-cohered web materials |
US7604668B2 (en) * | 2005-07-29 | 2009-10-20 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Composite self-cohered web materials |
EP1909692B1 (en) * | 2005-07-29 | 2015-03-04 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Highly porous self-cohered web materials having haemostatic properties |
US20070036842A1 (en) * | 2005-08-15 | 2007-02-15 | Concordia Manufacturing Llc | Non-woven scaffold for tissue engineering |
WO2007038643A1 (en) | 2005-09-26 | 2007-04-05 | C.R. Bard, Inc. | Catheter connection systems |
DE102005050560A1 (de) * | 2005-10-17 | 2007-04-19 | Technische Universität Dresden | Trägermaterial aus Fasern und Verfahren zu seiner Herstellung |
US20080220042A1 (en) * | 2006-01-27 | 2008-09-11 | The Regents Of The University Of California | Biomolecule-linked biomimetic scaffolds |
CA2640601C (en) * | 2006-01-27 | 2015-12-29 | The Regents Of The University Of California | Biomimetic fibrous polymer scaffolds |
US20080014244A1 (en) * | 2006-07-13 | 2008-01-17 | Gale David C | Implantable medical devices and coatings therefor comprising physically crosslinked block copolymers |
EP3047860A1 (en) | 2006-07-20 | 2016-07-27 | OrbusNeich Medical, Inc. | Bioabsorbable polymeric composition for a medical device |
US7557167B2 (en) | 2006-09-28 | 2009-07-07 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Polyester compositions, methods of manufacturing said compositions, and articles made therefrom |
US20080081323A1 (en) * | 2006-09-29 | 2008-04-03 | Daniel Keeley | Regenerative Medicine Devices and Melt-Blown Methods of Manufacture |
US8691321B2 (en) | 2006-10-20 | 2014-04-08 | Orbusneich Medical, Inc. | Bioabsorbable polymeric composition and medical device background |
US7959942B2 (en) | 2006-10-20 | 2011-06-14 | Orbusneich Medical, Inc. | Bioabsorbable medical device with coating |
US20080107711A1 (en) * | 2006-11-08 | 2008-05-08 | Alexis Paul Shelokov | Bioabsorbable Implantable Material Fortified with Antibiotics for Localized Delivery of Drugs |
US8802002B2 (en) * | 2006-12-28 | 2014-08-12 | 3M Innovative Properties Company | Dimensionally stable bonded nonwoven fibrous webs |
WO2008122044A2 (en) * | 2007-04-02 | 2008-10-09 | Georgia Tech Research Corporation | Implantable device for communicating with biological tissue |
GB2448363A (en) * | 2007-04-13 | 2008-10-15 | 3M Innovative Properties Co | Tubular support of composite material |
US20080300684A1 (en) * | 2007-05-31 | 2008-12-04 | Shelokov Alexis P | System and method for controlled delivery of bone morphogenic protein and other bone graft substitutes for bone formation, repair and healing |
CA2692143C (en) * | 2007-06-19 | 2015-07-07 | Abdellah Ajji | Non-woven mat and method of producing same |
RU2435881C1 (ru) * | 2007-08-17 | 2011-12-10 | Фибервеб, Инк. | Получаемый из единой полимерной системы нетканый материал из склеенных по площади волокон |
US20090112332A1 (en) * | 2007-10-31 | 2009-04-30 | Alexis Paul Shelokov | Bone graft and bone graft substitutes with antibiotics for sustained, localized release of antibiotics for reducing postoperative surgical wound infection in spinal and other bone surgery |
US7713463B1 (en) * | 2007-11-13 | 2010-05-11 | Nuvasive, Inc. | Method of manufacturing embroidered surgical implants |
US8142501B2 (en) * | 2008-04-21 | 2012-03-27 | The Board Of Regents Of The University Of Texas System | Artificial ligaments and tendons comprising multifilaments and nanofibers and methods for making |
ES2567087T3 (es) * | 2008-06-10 | 2016-04-19 | Pathogen Removal And Diagnostic Technologies Inc. | Revestimiento acomodable de fibras poliméricas sobre substratos no tejidos |
WO2010042651A1 (en) * | 2008-10-07 | 2010-04-15 | Nanonerve, Inc. | Multilayer fibrous polymer scaffolds, methods of production and methods of use |
JP5600119B2 (ja) | 2008-12-30 | 2014-10-01 | スリーエム イノベイティブ プロパティズ カンパニー | 弾性不織布繊維ウェブ並びに作製及び使用方法 |
JP5154473B2 (ja) * | 2009-02-20 | 2013-02-27 | 三井化学株式会社 | ブロック共重合体の解析方法およびブロック共重合体の製造方法 |
US20100331963A1 (en) * | 2009-06-30 | 2010-12-30 | Jackie Donners | Method of Making Suture-Less Hollow Scaffolds |
US8758447B2 (en) * | 2009-06-30 | 2014-06-24 | Ethicon, Inc. | Device and method for repair of urological structures |
US8162153B2 (en) | 2009-07-02 | 2012-04-24 | 3M Innovative Properties Company | High loft spunbonded web |
CN102711662A (zh) * | 2009-11-05 | 2012-10-03 | 无纺技术医学有限公司 | 医用无纺布及其制备方法 |
US9554888B2 (en) * | 2010-04-20 | 2017-01-31 | University Of Utah Research Foundation | Phase separation sprayed scaffold |
CN102970987A (zh) * | 2010-07-02 | 2013-03-13 | 宝洁公司 | 通过施用包含长丝的个人保健制品来递送保健活性物质的方法 |
AU2011285639B2 (en) | 2010-08-04 | 2014-12-18 | Georgia Tech Research Corporation | Devices, systems, and methods for excavating cancer cells |
AU2011299100B2 (en) | 2010-09-09 | 2015-01-22 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Method of increasing film tear strength |
CA2810675A1 (en) | 2010-09-09 | 2012-03-15 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Surgical mesh |
US8617240B2 (en) | 2010-11-17 | 2013-12-31 | Charles D. Hightower | Moldable cushion for implants |
WO2012078472A2 (en) | 2010-12-05 | 2012-06-14 | Nanonerve, Inc. | Fibrous polymer scaffolds having diametrically patterned polymer fibers |
US20130123816A1 (en) | 2011-11-10 | 2013-05-16 | Gerald Hodgkinson | Hydrophilic medical devices |
US20150328062A9 (en) * | 2011-11-10 | 2015-11-19 | Covidien Lp | Hydrophilic medical devices |
CN104245001B (zh) * | 2012-02-10 | 2017-06-09 | 新特斯有限责任公司 | 多孔植入材料和相关方法 |
US9045362B2 (en) | 2013-03-15 | 2015-06-02 | Mosci Corp. | Bioactive glass scaffolds, and method of making |
US11225430B2 (en) | 2012-03-26 | 2022-01-18 | Steven Jung | Bioactive glass scaffolds, and method of making |
US8449904B1 (en) | 2012-03-26 | 2013-05-28 | Mosci, Corp. | Bioactive glass scaffolds, and method of making |
US20140042706A1 (en) | 2012-08-13 | 2014-02-13 | Sika Technology Ag | Expanding material in nonwoven 3-d structure |
US9259435B2 (en) * | 2012-08-31 | 2016-02-16 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Reactive oxidative species generating materials and methods of use |
US20140065090A1 (en) | 2012-08-31 | 2014-03-06 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Reactive Oxidative Species Generating Materials and Methods of Use |
US9700311B2 (en) | 2013-11-08 | 2017-07-11 | Ethicon Llc | Tissue ingrowth materials and method of using the same |
EP2883554A1 (de) * | 2013-12-16 | 2015-06-17 | MeKo Laserstrahl-Materialbearbeitungen e.K. | Herstellung von resorbierbaren Polymerrohren aus Fäden |
US9738013B1 (en) | 2013-12-19 | 2017-08-22 | Hrl Laboratories, Llc | Multi-chemistry microlattice structures and methods of manufacturing the same |
US10835216B2 (en) * | 2014-12-24 | 2020-11-17 | Covidien Lp | Spinneret for manufacture of melt blown nonwoven fabric |
US9737368B2 (en) | 2015-02-24 | 2017-08-22 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | System and method for attaching a radiopaque marker bead to an endoprosthesis |
WO2016196764A1 (en) * | 2015-06-02 | 2016-12-08 | The Euclid Chemical Company | Fibers with modified cross sectional profile |
US10238388B2 (en) * | 2015-10-29 | 2019-03-26 | Ethicon Llc | Surgical stapler buttress assembly with humidity tolerant adhesive |
WO2018017365A1 (en) | 2016-07-18 | 2018-01-25 | Merit Medical Systems, Inc. | Inflatable radial artery compression device |
US11052230B2 (en) | 2016-11-08 | 2021-07-06 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Implantable encapsulation devices |
EP3354292A1 (de) | 2017-01-30 | 2018-08-01 | MeKo Laserstrahl-Materialbearbeitungen e.K. | Herstellung von resorbierbaren polymerrohren aus mehrkomponentenfäden |
KR102181642B1 (ko) * | 2017-12-11 | 2020-11-23 | 아주대학교산학협력단 | 지방족 폴리카보네이트를 포함하는 바이오 프린팅용 생체 재료 및 이를 이용한 생체 구조체의 제조방법 |
US10493233B1 (en) | 2018-06-05 | 2019-12-03 | Duke University | Bi-directional access to tumors |
US11369473B2 (en) | 2019-04-08 | 2022-06-28 | Loubert S. Suddaby | Extended release immunomodulatory implant to facilitate bone morphogenesis |
US11779683B2 (en) | 2019-04-08 | 2023-10-10 | Loubert S. Suddaby | Extended release immunomodulatory implant to facilitate bone morphogenesis |
WO2024071236A1 (ja) * | 2022-09-28 | 2024-04-04 | 株式会社カネカ | 不織布及びメルトブローン不織布の製造方法、熱融着体及びその製造方法、コーヒー用フィルター、並びに、コーヒーカプセル |
Family Cites Families (39)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3875937A (en) * | 1963-10-31 | 1975-04-08 | American Cyanamid Co | Surgical dressings of absorbable polymers |
US3839297A (en) * | 1971-11-22 | 1974-10-01 | Ethicon Inc | Use of stannous octoate catalyst in the manufacture of l(-)lactide-glycolide copolymer sutures |
US3977440A (en) * | 1972-05-03 | 1976-08-31 | Samuel Moore And Company | Composite brake hose |
CS175082B1 (es) * | 1974-08-28 | 1977-04-29 | ||
US4300565A (en) * | 1977-05-23 | 1981-11-17 | American Cyanamid Company | Synthetic polyester surgical articles |
US4243775A (en) * | 1978-11-13 | 1981-01-06 | American Cyanamid Company | Synthetic polyester surgical articles |
US4137921A (en) * | 1977-06-24 | 1979-02-06 | Ethicon, Inc. | Addition copolymers of lactide and glycolide and method of preparation |
US4163819A (en) * | 1977-12-27 | 1979-08-07 | Monsanto Company | Drapeable nonwoven fabrics |
DE2806030C2 (de) * | 1978-02-14 | 1984-02-02 | B. Braun Melsungen Ag, 3508 Melsungen | Verfahren zur Herstellung einer schlauchförmigen Blutgefäßprothese |
US4211689A (en) * | 1978-12-06 | 1980-07-08 | General Electric Company | Copolyesters of polybutylene terephthalate |
US4429080A (en) * | 1982-07-01 | 1984-01-31 | American Cyanamid Company | Synthetic copolymer surgical articles and method of manufacturing the same |
US4920203A (en) * | 1987-12-17 | 1990-04-24 | Allied-Signal Inc. | Medical devices fabricated from homopolymers and copolymers having recurring carbonate units |
US4916193A (en) * | 1987-12-17 | 1990-04-10 | Allied-Signal Inc. | Medical devices fabricated totally or in part from copolymers of recurring units derived from cyclic carbonates and lactides |
WO1989005664A1 (en) * | 1987-12-17 | 1989-06-29 | Allied-Signal Inc. | Medical devices fabricated from homopolymers and copolymers having recurring carbonate units |
US4910064A (en) * | 1988-05-25 | 1990-03-20 | Sabee Reinhardt N | Stabilized continuous filament web |
JP2709349B2 (ja) * | 1988-08-31 | 1998-02-04 | 株式会社 ジーシー | 歯周組織再生用素材 |
US5080665A (en) * | 1990-07-06 | 1992-01-14 | American Cyanamid Company | Deformable, absorbable surgical device |
JPH07107217B2 (ja) * | 1990-06-08 | 1995-11-15 | 東レ株式会社 | メルトブロー不織布 |
US5252701A (en) * | 1990-07-06 | 1993-10-12 | American Cyanamid Company | Segmented absorbable copolymer |
CA2094908C (en) * | 1990-12-06 | 2000-02-08 | Byron Kent Hayes | Implantable bioabsorbable article |
CA2060635A1 (en) * | 1991-02-12 | 1992-08-13 | Keith D'alessio | Bioabsorbable medical implants |
SE9100610D0 (sv) * | 1991-03-04 | 1991-03-04 | Procordia Ortech Ab | Bioresorbable material for medical use |
DE4119455C1 (es) * | 1991-06-13 | 1992-09-17 | Fa. Carl Freudenberg, 6940 Weinheim, De | |
JP3146221B2 (ja) * | 1991-09-26 | 2001-03-12 | ユニチカ株式会社 | 微生物分解性極細繊維メルトブローン不織布およびその製造方法 |
US5328758A (en) * | 1991-10-11 | 1994-07-12 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Particle-loaded nonwoven fibrous article for separations and purifications |
US5470639A (en) * | 1992-02-03 | 1995-11-28 | Fiberweb North America, Inc. | Elastic nonwoven webs and method of making same |
DE69325649T2 (de) * | 1992-03-13 | 1999-11-18 | Atrium Medical Corp | Gegenstände aus expandiertem fluorpolymer (z. b. polytetrafluorethylen) mit komtrolliert eingestellter porosität, sowie seine herstellung |
DE69331578T2 (de) * | 1993-01-07 | 2002-11-21 | Unitika Ltd | Binderfasern und dessen hergestellten vliesstoff |
US5514378A (en) * | 1993-02-01 | 1996-05-07 | Massachusetts Institute Of Technology | Biocompatible polymer membranes and methods of preparation of three dimensional membrane structures |
CA2105026C (en) * | 1993-04-29 | 2003-12-16 | Henry Louis Griesbach Iii | Shaped nonwoven fabric and method for making the same |
US5393594A (en) * | 1993-10-06 | 1995-02-28 | United States Surgical Corporation | Absorbable non-woven fabric |
US5681873A (en) * | 1993-10-14 | 1997-10-28 | Atrix Laboratories, Inc. | Biodegradable polymeric composition |
US5505952A (en) * | 1994-04-19 | 1996-04-09 | United States Surgical Corporation | Modified synthetic cross-linked amino acid polymers and medical devices formed therefrom |
US5582907A (en) * | 1994-07-28 | 1996-12-10 | Pall Corporation | Melt-blown fibrous web |
US5656205A (en) * | 1994-12-29 | 1997-08-12 | International Business Machines Corporation | Optical components from phase separated block polymers |
DE19654884C2 (de) * | 1996-03-04 | 1999-07-29 | Kirsch Axel | Formkörper |
US5788674A (en) | 1996-03-05 | 1998-08-04 | Medication Delivery Devices, Inc. | Apparatus and method for limiting free-flow in an infusion system |
US5851229A (en) * | 1996-09-13 | 1998-12-22 | Meadox Medicals, Inc. | Bioresorbable sealants for porous vascular grafts |
DE19641334A1 (de) * | 1996-10-08 | 1998-04-09 | Inst Textil & Faserforschung | Triblockterpolymer, seine Verwendung für medizinische Produkte und Verfahren zur Herstellung |
-
1997
- 1997-10-02 US US08/942,371 patent/US6165217A/en not_active Expired - Lifetime
-
1998
- 1998-09-29 AU AU95120/98A patent/AU9512098A/en not_active Abandoned
- 1998-09-29 WO PCT/US1998/020411 patent/WO1999017817A1/en active IP Right Grant
- 1998-09-29 JP JP2000514685A patent/JP4885355B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1998-09-29 ES ES98948575T patent/ES2209212T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1998-09-29 DE DE69819928T patent/DE69819928T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1998-09-29 CA CA002304992A patent/CA2304992C/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-09-29 EP EP98948575A patent/EP1023093B1/en not_active Expired - Lifetime
-
2000
- 2000-12-05 US US09/730,644 patent/US6309423B2/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-12-05 US US09/730,643 patent/US20010000352A1/en not_active Abandoned
-
2011
- 2011-02-04 JP JP2011023100A patent/JP2011136181A/ja active Pending
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US6165217A (en) | 2000-12-26 |
DE69819928T2 (de) | 2004-11-04 |
US20010000189A1 (en) | 2001-04-05 |
US6309423B2 (en) | 2001-10-30 |
CA2304992A1 (en) | 1999-04-15 |
EP1023093B1 (en) | 2003-11-19 |
US20010000352A1 (en) | 2001-04-19 |
CA2304992C (en) | 2006-06-20 |
AU9512098A (en) | 1999-04-27 |
JP4885355B2 (ja) | 2012-02-29 |
EP1023093A1 (en) | 2000-08-02 |
DE69819928D1 (de) | 2003-12-24 |
JP2001518364A (ja) | 2001-10-16 |
JP2011136181A (ja) | 2011-07-14 |
WO1999017817A1 (en) | 1999-04-15 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
ES2209212T3 (es) | Bandas no tejidas de filamento continuo auto-coherentes. | |
US8048503B2 (en) | Highly porous self-cohered web materials | |
ES2532780T3 (es) | Materiales de velo autocohesionados de material compuesto | |
US7659219B2 (en) | Highly porous self-cohered web materials having haemostatic properties | |
US7604668B2 (en) | Composite self-cohered web materials | |
ES2535853T3 (es) | Materiales de velo compuestos auto-cohesionados | |
US8048500B2 (en) | Composite self-cohered web materials | |
ES2415104T3 (es) | Dispositivos médicos que contienen no-tejidos fundidos-soplados de poli-4-hidroxibutirato y copolímeros | |
US7850810B2 (en) | Method of making porous self-cohered web materials | |
US20070155010A1 (en) | Highly porous self-cohered fibrous tissue engineering scaffold | |
US20070026040A1 (en) | Composite self-cohered web materials |