ES2235777T3 - Fibras de alta resistencia a base de copolimeros de i-lactido y articulos medicos absorbiblesd preparados a partir de estas ultimas. - Google Patents
Fibras de alta resistencia a base de copolimeros de i-lactido y articulos medicos absorbiblesd preparados a partir de estas ultimas.Info
- Publication number
- ES2235777T3 ES2235777T3 ES00302208T ES00302208T ES2235777T3 ES 2235777 T3 ES2235777 T3 ES 2235777T3 ES 00302208 T ES00302208 T ES 00302208T ES 00302208 T ES00302208 T ES 00302208T ES 2235777 T3 ES2235777 T3 ES 2235777T3
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- copolymer
- lactide
- caprolactone
- sequences
- polymer
- 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
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
- C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
- C08G63/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carboxylic ester link in the main chain of the macromolecule
- C08G63/64—Polyesters containing both carboxylic ester groups and carbonate groups
-
- 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
- A61L17/00—Materials for surgical sutures or for ligaturing blood vessels ; Materials for prostheses or catheters
- A61L17/06—At least partially resorbable materials
- A61L17/10—At least partially resorbable materials containing macromolecular materials
- A61L17/12—Homopolymers or copolymers of glycolic acid or lactic acid
-
- 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
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/14—Macromolecular materials
- A61L27/18—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
- A61L31/04—Macromolecular materials
- A61L31/06—Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
- C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
- C08G63/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carboxylic ester link in the main chain of the macromolecule
- C08G63/02—Polyesters derived from hydroxycarboxylic acids or from polycarboxylic acids and polyhydroxy compounds
- C08G63/06—Polyesters derived from hydroxycarboxylic acids or from polycarboxylic acids and polyhydroxy compounds derived from hydroxycarboxylic acids
- C08G63/08—Lactones or lactides
Abstract
Copolímero cristalino que comprende un copolímero de l-láctido y al menos un monómero cíclico, dicho monómero cíclico incluye un líquido con una temperatura superior a 40ºC, en el que las secuencias de la cadena polimérica derivadas del l-láctido comprenden del 86 a 99 por ciento de la totalidad de las secuencias, y en el que el copolímero tiene una Tm de al menos 150ºC, muestra una cristalinidad de al menos el 25%, y tiene una viscosidad inherente de al menos 1.4 dl/g.
Description
Fibras de alta resistencia a base de copolímeros
de l-láctido y artículos médicos absorbibles preparados a
partir de estas últimas.
Se ha establecido en la técnica precedente que
las fibras absorbibles adecuadas utilizadas para la construcción de
constructos biomédicos con un perfil de retención prolongado y
resistente, como en determinadas suturas o mallas quirúrgicas así
como en tendones y ligamentos protésicos, deben estar formadas en
base a unos polímeros que poseen (1) un peso molecular elevado; (2)
un grado elevado de cristalinidad; y (3) una cantidad de especies
monoméricas mínima o ninguna. Se alcanzaron estos requisitos
mediante unos copolímeros de l-láctidos/glicólidos descritos
en la Patente Estadounidense Nº 5,425,984 y la Patente Europea EP
Nº. 241,252 (1987). No obstante se imponen otros requisitos con
algunas aplicaciones de alta capacidad de soporte de carga en las
que un constructo protésico fibroso está expuesto a tensiones
cíclicas y debe mantener una fracción esencial de su resistencia
inicial durante varias semanas en situaciones post operatorias.
Algunos ejemplos típicos de estos constructos son mallas
quirúrgicas utilizadas para la reparación de hernias y en tendones
y ligamentos protésicos. Estos requisitos adicionales deben
asociarse con un grado de dureza elevado, medido con respecto al
trabajo requerido hasta la rotura, sin comprometer, de forma
significativa, su alta resistencia a la tensión, su módulo de alta
elasticidad, baja estirabilidad, y mayor resistencia a la
deformación. Estos requisitos también están relacionados con una
cadena polimérica con mayor estabilidad hidrolítica que las que
contienen secuencias de glicolato. Desafortunadamente, la técnica
precedente de formación de polímeros absorbibles, proporciona
instrucciones contradictorias que pueden ser aplicadas mediante los
requisitos adicionales mencionados anteriormente. Con el fin de
aumentar la dureza, se ha usado con éxito la introducción de
secuencias más flexibles a base de
\varepsilon-caprolactona en la cadena
poliglicólida para la producción de suturas de módulo inferior (ver
por ejemplo, Patentes Estadounidenses Nº. 4,605,730 y 4,700,704)
pero con una resistencia comprometida. Existe una situación
idéntica en el copolímero de glicólido y el carbonato de trimetileno
(ver por ejemplo, Patente Estadounidense Nº. 4,429,980). De forma
sorprendente, las fibras fabricadas a partir de estos dos tipos de
copolímeros muestran una propensión inferior a la hidrólisis que el
poliglicólido, pero sus perfiles de pérdida de resistencia
permanecen inapropiados durante un largo periodo de tiempo, con
respecto a las aplicaciones de soporte de carga. De forma
inesperada, la presente invención describe unas composiciones
copoliméricas a base de carbonato de trimetileno y
\varepsilon-caprolactona, que poseen el requisito
riguroso mencionado anteriormente respecto a las fibras adecuadas
para la construcción de unos dispositivos biomédicos previstos para
(1) soportar cargas elevadas; (2) sufrir tensiones cíclicas; (3)
mostrar una estirabilidad mínima; (4) mostrar un grado de dureza
elevado; (5) mostrar una estabilidad hidrolítica óptima; y (6)
tener un perfil de resistencia prolongada, particularmente durante
el periodo postoperatorio inicial.
La presente invención se refiere a un copolímero
cristalino que es un copolímero de l-láctido y al menos a un
monómero cíclico en forma de líquido con, o aproximadamente, una
temperatura de 40ºC, en el que las secuencias derivadas del
l-láctido de la cadena polimérica comprenden desde
aproximadamente el 86 hasta aproximadamente el 99 por ciento de la
totalidad de las secuencias, y en el que el copolímero tiene una
T_{m} de al menos 150ºC, exhibe una cristalinidad de al menos
aproximadamente el 25%, y posee una viscosidad inherente de al
menos aproximadamente 1.4 dl/g.
Preferiblemente, el monómero cíclico es
\varepsilon-caprolactona, carbonato de
trimetileno, o ambos. Las proporciones molares de l-láctido
en el monómero cíclico según el objetivo de la presente invención,
incluyen 86 a 14, 87 a 13, 88 a 12, 89 a 11, 90 a 10,91 a 9, 92 a
8, 93 a 7, 94 a 6, 95 a 5, 96 a 4, 97 a 3, 98 a 2, y 99 a 1.
Una sutura de monofilamentos hecha a partir del
copolímero de la presente invención posee un módulo de elasticidad
superior a aproximadamente 400,000 psi, una resistencia a la
tensión superior a aproximadamente 40,000 psi, y un porcentaje de
alargamiento inferior a aproximadamente el 50%.
También dentro del objetivo de la presente
invención están los hilos de multifilamentos hechos a partir del
copolímero de la presente invención. Estos hilos de multifilamentos
pueden ser empleados como suturas quirúrgicas o estar formados en
un dispositivo o constructo quirúrgico, por ejemplo una malla, un
tendón protésico, un ligamento o un injerto vascular.
La presente invención se refiere a unos
copolímeros de peso molecular elevado con una porción mayor de
l-láctido y una porción menor de
\varepsilon-caprolactona (CL) o carbonato de
trimetileno (TMC) o los dos. El peso molecular elevado se
caracteriza por mostrar una viscosidad inherente de al menos 1.4
dl/g. La proporción molar de l-láctido del comonómero está
entre aproximadamente 86 y aproximadamente 14 y entre
aproximadamente 99 y aproximadamente 1. Preferiblemente, la
proporción está en una gama entre aproximadamente 91 y
aproximadamente 9, más preferiblemente entre aproximadamente 92 y
aproximadamente 8 y más preferiblemente entre aproximadamente 95 y
aproximadamente 5. Estos copolímeros, en particular los copolímeros
de l-láctido/caprolactona de la presente invención, poseen
un grado de cristalinidad superior aproximadamente al 25%.
La presente invención se refiere también al hilo
de monofilamentos a base de l-láctido/caprolactona,
1-láctido/carbonato de trimetileno y
l-láctido/caprolactona/carbonato de trimetileno que tiene un
módulo de Young superior a 400,000 psi, una resistencia a la
tensión superior a 40,000 psi, un porcentaje de alargamiento
inferior al 50%, una T_{m} a 150ºC aproximadamente, y un grado de
cristalinidad superior al 25%. La presente invención se refiere
también a un hilo de multifilamentos que presenta una resistencia de
más de 3 g/d con un diámetro de monofibra inferior a 35 \mu.
Según la presente invención, la sutura quirúrgica formada a partir
de dichos hilos de monofilamentos y multifilamentos, absorbe en
menos de 3 años y mantiene al menos el 50% de su resistencia
inicial después de tres semanas de postoperatorio, preferiblemente
después de seis semanas de postoperatorio. También se incluyen en
el campo de la presente invención, los ligamentos, tendones, mallas
para la reparación de tejidos, e injertos vasculares formados
completamente por estos hilos de multifilamentos o por una
combinación de los multifilamentos y monofilamentos presentes o por
una combinación con otros hilos absorbibles de multifilamentos o
monofilamentos.
Los Ejemplos siguientes representan los
copolímeros preferidos utilizados en las aplicaciones ejemplares de
la presente invención.
En una reacción típica, se polimerizó
l-láctido (6.67 moles, 960.5 g) y
\varepsilon-caprolactona (0.35 moles, 39.9 g)
usando alcohol decílico (7.02 X 10^{-3} moles, 1.11 g) como
iniciador y del octoato de estaño (3.51 X 10^{-4} moles, 1.76 ml
de 0.2 M de solución en tolueno) como catalizador. La proporción de
monómero a iniciador fue de 1.000 a 1; la proporción de monómero a
catalizador fue de 20,000 a 1. La reacción se efectuó en una
caldera de resina de acero inoxidable con un agitador mecánico. La
carga fue secada al vacío a 37ºC durante 30 min. y a 50ºC durante
30 min. El monómero fue posteriormente fundido a 110ºC bajo presión
de argón positiva. Una vez fundido, se agitó la carga a 32 rpm y se
calentó a 140ºC. Después de que un momento a 140ºC, el polímero se
solidificó y ya no pudo ser agitado. La polimerización se efectuó
durante un 48 horas a 140ºC, y después durante 16 horas a 120ºC. El
polímero obtenido fue caracterizado usando GPC, DSC, viscosidad, y
RMN carbónica y protónica. Los resultados para los tres lotes
poliméricos obtenidos mediante este método general están resumidos
en la Tabla I.
Antes de la extrusión, el polímero es calentado
primero al vacío (aproximadamente 0.1 mm de Hg) durante al menos 12
horas a 37ºC y después a 80ºC durante 8 horas. El polímero secado
es transferido a una tolva protegida con una capa de argón fijada
en un extrusor de 0.5 pulgadas. El ajuste de temperatura en las
zonas 1, 2, 3, y en la boquilla puede ser ajustado a
130-160ºC, 170-195ºC,
190-220ºC, y 195-220ºC,
respectivamente, según el peso molecular del polímero. Se puede
ajustar la velocidad del husillo a 15-40 rpm
dependiendo de la viscosidad del polímero y de la extensión del
ensanchamiento del chorro. El producto extruido es enfriado con el
contacto del aire o en un baño de agua helada antes del
enrollamiento. El producto extruido es posteriormente secado al
vacío a 25ºC durante 6 horas y después a 37ºC durante 12 horas
antes del estiramiento.
Antes de la extrusión, el polímero del Ejemplo 1
fue triturado y secado al vacío a 37ºC durante al menos 12 horas y
luego a 80ºC durante 8 horas. El polímero fue extruido usando un
Microtruder de Randcastle con los ajustes típicos siguientes: zona 1
T = 155ºC; zona 2 T = 190ºC; zona 3 T = 195ºC; velocidad del
husillo = 27.8 rpm. Los monofilamentos extruidos fueron
caracterizados usando una viscometría de la solución y DSC. Los
datos pertinentes están indicados en la Tabla II.
Se puede obtener la orientación del monofilamento
mediante una operación de estiramiento en dos fases usando un baño
de glicerina calentada o un horno de convección. Se pueden efectuar
la primera y segunda fases a 90-105ºC y a
105-120ºC para proporcionar unos índices de estirado
de 4-4.5 X y 1.25-1.5 X,
respectivamente. Las condiciones de estiramiento dependen del peso
molecular del polímero y del alargamiento hasta la rotura
deseado.
Los monofilamentos extruidos del Ejemplo 3 fueron
almacenados al vacío antes del estiramiento. La fase única de
estiramiento del monofilamento se realizó, por ejemplo, a una
temperatura de 75ºC y una proporción de estirado de 2.4 (Tabla
III-A). Las fibras estiradas fueron evaluadas en
tensión para determinar su resistencia, módulo, y porcentaje de
alargamiento hasta la rotura. Los datos pertinentes de
monofilamentos parcialmente orientados están mostrados en la Tabla
III-B. Las propiedades de tensión de los
monofilamentos estirados en las dos fases (a 70ºC y 85ºC usando
unas proporciones de estirado de 4.3, 6.7, y 8.0) están resumidas
en la Tabla IV.
Ejemplo comparativo
6
El copolímero de este Ejemplo fue preparado bajo
las mismas condiciones que las utilizadas en el Ejemplo 1, pero
substituyendo el glicólido por el
\varepsilon-caprolactona. Se prepararon dos lotes
más de este copolímero como está indicado en la Tabla 1. Otros
datos pertinentes están resumidos en la Tabla 1.
Ejemplo comparativo
7
El copolímero del Ejemplo 6 fue extruido en las
mismas condiciones que en el ejemplo 3. Los datos pertinentes están
resumidos en la Tabla II.
Ejemplo comparativo
8
El producto extruido del Ejemplo 7 fue orientado
bajo las mismas condiciones que en el Ejemplo 5. Los datos
adecuados están resumidos en la Tabla III.
El aparato de reacción se compone de una caldera
de acero inoxidable de 1L con una tapa de vidrio de 3 cuellos
equipada con una unidad de agitación mecánica en la parte superior,
un adaptador al vacío, y dos ángulos a 90ºC para una entrada de
argón. Después de obtener un vacío de 0.2 mm de Hg, el aparato fue
secado bajo llama. Se añadió una carga inicial de 1152.2 gramos (8
moles) de l-láctido a la caldera.
El aparato y su contenido fueron colocados al
vacío a temperatura ambiente durante 1 hora. Se calentó el aparato
y su contenido a 40ºC usando un baño de aceite a alta temperatura,
y se mantuvieron estos últimos al vacío durante 3 horas. Luego se
purgó el sistema con argón. Se aumentó la temperatura del baño de
aceite a 110ºC y se inició la agitación a 32 rpm. Después de 1 hora
y 50 minutos, la temperatura aumentó hasta 120ºC. Después de
conseguir la fusión completa del contenido tras un periodo de 45
minutos, se añadió a la caldera, durante la agitación, una carga
final que consistió en 48.1 gramos (0.421 moles) de
\varepsilon-caprolactona, 1.61 mililitros (8.421
X 10^{-3} moles) de alcohol decílico, y 2.11 mililitros (4.21 X
10^{-4} moles) de una solución de 0.2M de catalizador de octoato
de estaño en tolueno. Después de 15 minutos, la temperatura se
aumentó a 140ºC y se detuvo la agitación. La reacción fue mantenida
a 140ºC durante 48 horas, después de este periodo de tiempo se
disminuyó la temperatura a 120ºC y se mantuvo así durante 16 horas.
Al final de este periodo, el polímero fue aislado, triturado, y
calentado bajo presión reducida (aproximadamente 0.1 mm de Hg) a
37ºC durante 4 horas y 80ºC durante al menos 8 horas.
La viscosidad inherente que utiliza cloroformo
como solvente fue de 2.64 dl/g. La temperatura de fusión y el calor
de fusión, determinados por calorimetría de barrido diferencial,
fueron de 184.2ºC y de 67.1 J/g, respectivamente.
El aparato de reacción estaba compuesto por una
caldera de acero inoxidable de 1L con una tapa de vidrio de 3
cuellos equipada con una unidad de agitación mecánica en la parte
superior, un adaptador al vacío, y dos ángulos de 90ºC para la
entrada de argón. Después de obtener un vacío de 0.3 mm de Hg, el
aparato fue secado bajo llama. Una carga inicial de 1124 gramos
(7.7966 moles) de l-láctido fue añadida a la caldera.
El aparato y su contenido fueron dispuestos al
vacío a temperatura ambiente durante 1 hora. Se calentó el aparato
y su contenido a 40ºC en un baño de aceite a alta temperatura, y se
mantuvo al vacío durante 3 horas. Después se purgó el sistema con
argón. Se aumentó la temperatura del baño de aceite a 110ºC y empezó
la agitación a 32 rpm. Después de conseguir la fusión completa del
contenido después de 2.5 horas, se añadió a la caldera durante la
agitación una carga final que consistió en 77.3 gramos (0.678
moles) de \varepsilon-caprolactona, 1.35
mililitros (7.062 X 10^{-3} moles) de alcohol decílico, y 1.7
mililitros (3.389 X 10^{-4} moles) de una solución de 0.2M de
catalizador de octoato de estaño en tolueno. Después de 20 minutos,
se aumentó la temperatura a 135ºC. Se detuvo la agitación después
de 4.5 horas. Se mantuvo la reacción a 135ºC durante 72 horas. Al
final de este periodo, el polímero fue aislado, triturado, y luego
calentado bajo presión reducida (aproximadamente 1 mm de HG)
durante 4 horas a 37ºC y durante 8 horas a una temperatura de al
menos 80ºC.
La viscosidad inherente que utiliza cloroformo
como solvente fue de 2.72 dl/g. La temperatura de fusión y el calor
de fusión, determinados por calorimetría de barrido diferencial,
fueron de 182ºC y 59.9 J/g, respectivamente.
Este copolímero se prepara usando unas cargas y
condiciones de polimerización similares a las del Ejemplo 9 con la
excepción de que se usó una cantidad inferior de iniciador (7.579 X
10^{-3} moles, 1.45 ml) para obtener un copolímero de mayor peso
molecular que el del Ejemplo 9. Se espera que el copolímero
resultante tenga una viscosidad inherente superior a 2.9 dl/g.
Ejemplo comparativo
12
Este copolímero se prepara usando unas cargas y
condiciones de polimerización similares a las del ejemplo 9 con la
excepción de que el glicólido es substituido (0.421 moles, 4.63 g)
por caprolactona y usando una cantidad inferior de iniciador (7.579
x 10^{-3} moles, 1.45 ml) para obtener un copolímero de peso
molecular superior al del Ejemplo 6. Se espera que el copolímero
resultante tenga una viscosidad inherente superior a 2.9 dl/g.
Este copolímero se prepara y caracteriza según la
descripción del Ejemplo 10, con la excepción de que se utiliza una
proporción inicial de
l-láctido/\varepsilon-caprolactona de 91/9.
La viscosidad inherente anticipada y la temperatura de fusión del
polímero son de aproximadamente 2.60 dl/g y 178ºC
respectivamente.
El copolímero se prepara y caracteriza según la
descripción del Ejemplo 13, con la excepción de que el carbonato de
trimetileno es substituido por
\varepsilon-caprolactona, al mismo tiempo que se
mantiene una fracción molar de L-láctido idéntica en una
carga inicial. La viscosidad inherente anticipada y la temperatura
de fusión son de aproximadamente 2.58 dl/g y 177ºC,
respectivamente.
Usando un ajuste de la reacción y de
polimerización similares a los del Ejemplo 10, se polimeriza primero
la caprolactona (86.96g, 0.7628 mol) en presencia de un alcohol
decílico (1.61 ml, 8.421 X 10^{-3} mol) y de octoato de estaño
con una solución de 0.2M en tolueno (2.11 ml., 4.21 X 10^{-4} mol)
a 170ºC hasta conseguir una conversión al 50% (que se determinará
por medio de una combinación de un análisis por RMN y GPC en unas
pruebas de control). En ese momento, la temperatura de la mezcla
reactiva disminuye a 135ºC y se añade el l-láctido (1110.4 g,
7.7112 mol). Después de la fusión del monómero, se mantiene la
temperatura a 135ºC durante 72 horas; la mezcla reactiva es agitada
hasta que se solidifica. Al final de este periodo, se puede enfriar
el polímero. El polímero es posteriormente aislado, triturado y
purificado como en el Ejemplo 10. La viscosidad inherente anticipada
es de aproximadamente 1.55 dl/g.
El copolímero se prepara como en el Ejemplo 15,
con la excepción de que el carbonato de trimetileno es substituido
por \varepsilon-caprolactona, mientras que se
mantiene una fracción molar de l-láctido idéntica en la carga
inicial. La viscosidad inherente anticipada es de aproximadamente
1.51 dl/g.
Para comparar el efecto del tipo de unidades de
repetición monoméricas menores (5%) sobre las propiedades de los
copolímeros que poseen un 95% de secuencias a base de
l-láctido, el copolímero de alto peso molecular de
l-láctido/glicólido 95/5 del Ejemplo 12 y el copolímero de
alto peso molecular de
l-láctido/\varepsilon-caprolactona 95/5 del
Ejemplo 11 se convierten en una sutura de monofilamentos de tamaño
3-0 y se determina su tensión y sus propiedades de
sutura claves. Aunque ambos polímeros presentan las mismas
viscosidades inherentes y por lo tanto, pesos moleculares
comparables, el copolímero que contiene
\varepsilon-caprolactona produce monofilamentos
con más propiedades de sutura deseables en comparación con su
contrario de glicólido. De forma más precisa, es adecuado, fácil de
inmovilizar, posee una resistencia de nudos superior y una
seguridad de nudos.
Método general para la hilatura de
multifilamentos y la orientación del hilo y propiedades de hilo
típicas
El polímero fue secado en un horno de vacío a
80ºC durante más de 8 horas antes de la extrusión. Se utilizó un
extrusor monohusillo de 1'' con cuatro zonas para extruir el
polímero en hilo de multifilamentos. El polímero fue extruido
mediante una boquilla de 50 filamentos con agujeros de 0.5 mm. La
zona 1 fue mantenida a 210ºC. La zona 2 fue mantenida a 214ºC. La
zona 3 fue mantenida a 216ºC. La zona 4 fue mantenida a 220ºC. Se
dispuso la cabeza de giro a una temperatura de 220ºC, mientras que
el rodillo de alimentación y el rodillo de estiramiento fueron
dispuestos a 30ºC. El extrusor fue accionado a 34 rpm, mientras que
se ajustó el rodillo de alimentación, el rodillo de estiramiento, y
el rodillo de reposo a 210 rpm. Se puede estirar el hilo en dos
fases según una proporción de estiramiento de 4-5 X
y 1.2-1.5 X usando un tambor calentado a
105-110ºC y a 110-120ºC,
respectivamente. En estas condiciones, se puede producir un hilo
que presenta las propiedades siguientes: tenacidad =
4-6.5 g/d y alargamiento =
20-35.
| a. | Proporción molar de monómero/iniciador. |
| b. | Proporción Molar de monómero/catalizador. |
| c. | Viscosidad obtenida antes del final de las 16 hrs. de tratamiento. Viscosidad realizada en HFIP. |
| d. | Viscosidad obtenida antes del final de las 16 hrs. de tratamiento. |
| * | Viscosidades medidas en CHCl_{3} o según se indique. |
| a. | Viscosidades (\eta) obtenidas en una solución de CHCL_{3} o según se indique. |
| b. | Viscosidad obtenida en una solución de HFIP. |
*Probado a 0.25 mm/seg usando una célula de carga
de 1 kN; d= diámetro de monofilamentos estirados.
| * | \begin{minipage}[t]{148mm} Las temperaturas para la operación de estiramiento en dos etapas eran de 70^{o}C y 85^{o}C, respectivamente. \sigma = resistencia a la tensión máxima; E = Modulación: E = Alargamiento\end{minipage} |
La descripción precedente de las formas de
realización preferidas de la invención han sido presentadas para
ilustrar, y no para limitar. Las modificaciones son posibles de
acuerdo con las instrucciones mencionadas anteriormente o pueden
ser adquiridas con la práctica de la invención.
Claims (10)
1. Copolímero cristalino que comprende un
copolímero de l-láctido y al menos un monómero cíclico,
dicho monómero cíclico incluye un líquido con una temperatura
superior a 40ºC, en el que las secuencias de la cadena polimérica
derivadas del l-láctido comprenden del 86 a 99 por ciento de
la totalidad de las secuencias, y en el que el copolímero tiene una
T_{m} de al menos 150ºC, muestra una cristalinidad de al menos el
25%, y tiene una viscosidad inherente de al menos 1.4 dl/g.
2. Copolímero según lo dispuesto en la
reivindicación 1 en el que el monómero cíclico comprende la
\varepsilon-caprolactona.
3. Copolímero según lo dispuesto en la
reivindicación 2 en el que las secuencias de la cadena polimérica
derivadas de la \varepsilon-caprolactona
comprenden del 14 al 5 por ciento de la totalidad de las
secuencias.
4. Copolímero según lo dispuesto en la
reivindicación 3 en el que las secuencias de la cadena polimérica
derivadas de la \varepsilon-caprolactona
comprenden aproximadamente el 8 por ciento de la totalidad de las
secuencias.
5. Copolímero según lo dispuesto en la
reivindicación 1 en el que el monómero cíclico comprende el
carbonato de trimetileno.
6. Copolímero según la reivindicación 5 que
comprende también unas secuencias poliméricas derivadas de la
\varepsilon-caprolactona.
7. Sutura de monofilamentos hecha a partir del
copolímero según cualquiera de las reivindicaciones precedentes y
que tiene un módulo de elasticidad superior a 400,000 psi, una
resistencia a la tensión superior a 40,000 psi, y un porcentaje de
alargamiento inferior al 50%.
8. Hilo de multifilamentos que comprende el
copolímero de cualquiera de las reivindicaciones
1-6.
9. Sutura quirúrgica que comprende el hilo de
multifilamentos de la reivindicación 8.
10. Dispositivo o constructo quirúrgico que
comprende el hilo de multifilamentos de la reivindicación 8 en
forma de malla, tendón protésico, ligamento o injerto vascular.
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US12483899P | 1999-03-17 | 1999-03-17 | |
| US124838P | 1999-03-17 | ||
| US09/523,754 US6342065B1 (en) | 1999-03-17 | 2000-03-13 | High strength fibers of L-lactide copolymers ε-caprolactone and trimethylene carbonate and absorbable medical constructs thereof |
| US523754P | 2000-03-13 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| ES2235777T3 true ES2235777T3 (es) | 2005-07-16 |
Family
ID=26823011
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| ES00302208T Expired - Lifetime ES2235777T3 (es) | 1999-03-17 | 2000-03-17 | Fibras de alta resistencia a base de copolimeros de i-lactido y articulos medicos absorbiblesd preparados a partir de estas ultimas. |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US6342065B1 (es) |
| EP (1) | EP1057844B1 (es) |
| DE (1) | DE60016834T2 (es) |
| ES (1) | ES2235777T3 (es) |
Families Citing this family (38)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7048753B2 (en) * | 1999-03-17 | 2006-05-23 | Poly-Med, Inc. | Coated, slow-absorbing textile constructs for sutures and tissue engineering |
| US6342065B1 (en) * | 1999-03-17 | 2002-01-29 | Poly-Med, Inc. | High strength fibers of L-lactide copolymers ε-caprolactone and trimethylene carbonate and absorbable medical constructs thereof |
| US20040098049A1 (en) * | 2002-03-30 | 2004-05-20 | Jung-Nam Im | Monofilament suture and manufacturing method thereof |
| US7070610B2 (en) * | 2002-03-30 | 2006-07-04 | Samyang Corporation | Monofilament suture and manufacturing method thereof |
| US7244445B2 (en) * | 2002-07-29 | 2007-07-17 | Poly Med, Inc | Conformable, absorbable, solid composite preforms and their use for bone tissue engineering |
| US7709556B2 (en) * | 2002-10-09 | 2010-05-04 | Poly-Med, Inc. | Radiation and radiochemically sterilized absorbable devices with dose-controlled functional strength retention |
| US7138464B2 (en) | 2002-10-31 | 2006-11-21 | Poly Med, Inc | Functionalized, absorbable, segmented copolyesters and related copolymers |
| US20050208096A1 (en) * | 2004-03-17 | 2005-09-22 | Shalaby Shalaby W | Color-fast radiation sterilized implants and precursors thereof |
| CA2564605A1 (en) * | 2004-05-12 | 2005-12-01 | Massachusetts Institute Of Technology | Manufacturing process, such as three-dimensional printing, including solvent vapor filming and the like |
| US8298260B2 (en) * | 2004-11-29 | 2012-10-30 | Poly-Med, Inc. | Compliant, long-lasting absorbable monofilament sutures |
| US8083805B2 (en) | 2005-08-16 | 2011-12-27 | Poly-Med, Inc. | Absorbable endo-urological devices and applications therefor |
| US8083806B2 (en) * | 2005-02-04 | 2011-12-27 | Poly-Med, Inc. | Radiation and radiochemically sterilized fiber-reinforced, composite urinogenital stents |
| WO2006083991A2 (en) * | 2005-02-04 | 2006-08-10 | Poly-Med, Inc. | Fiber-reinforced composite absorbable endoureteral stent |
| US8709023B2 (en) | 2007-07-17 | 2014-04-29 | Poly-Med, Inc. | Absorbable / biodegradable composite yarn constructs and applications thereof |
| US8076388B2 (en) * | 2005-11-28 | 2011-12-13 | Poly-Med, Inc. | Self-setting polymeric cyanoacrylate composites |
| CA2665627C (en) | 2006-10-05 | 2014-09-09 | Tyco Healthcare Group Lp | Flexible endoscopic stitching devices |
| EP2083702B1 (en) | 2006-10-05 | 2019-02-13 | Covidien LP | Axial stitching device |
| US20080269746A1 (en) | 2007-04-24 | 2008-10-30 | Osteolign, Inc. | Conformable intramedullary implant with nestable components |
| US8864776B2 (en) * | 2008-04-11 | 2014-10-21 | Covidien Lp | Deployment system for surgical suture |
| US8628545B2 (en) * | 2008-06-13 | 2014-01-14 | Covidien Lp | Endoscopic stitching devices |
| US20110040308A1 (en) | 2008-06-13 | 2011-02-17 | Ramiro Cabrera | Endoscopic Stitching Devices |
| US9943306B2 (en) | 2009-04-14 | 2018-04-17 | Covidien Lp | Knotless endostitch suture retainer |
| USD708746S1 (en) | 2009-06-10 | 2014-07-08 | Covidien Lp | Handle for surgical device |
| US8490713B2 (en) * | 2009-10-06 | 2013-07-23 | Covidien Lp | Handle assembly for endoscopic suturing device |
| WO2011059408A1 (en) | 2009-11-13 | 2011-05-19 | Nanyang Technological University | Biodegradable thermoplastic elastomers |
| US8968340B2 (en) | 2011-02-23 | 2015-03-03 | Covidien Lp | Single actuating jaw flexible endolumenal stitching device |
| US9080263B2 (en) | 2012-02-10 | 2015-07-14 | Novus Scientific Ab | Multifilaments with time-dependent characteristics, and medical products made from such multifilaments |
| US20130236499A1 (en) | 2012-03-12 | 2013-09-12 | Sasa Andjelic | Segmented, Semicrystalline Poly(Lactide-co-epsilon-Caprolactone) Absorbable Copolymers |
| US9468434B2 (en) | 2014-06-03 | 2016-10-18 | Covidien Lp | Stitching end effector |
| US10092286B2 (en) | 2015-05-27 | 2018-10-09 | Covidien Lp | Suturing loading unit |
| WO2017062352A1 (en) * | 2015-10-06 | 2017-04-13 | Rensselaer Polytechnic Institute | Controlled drug release from electrospun fibers |
| US10542970B2 (en) | 2016-05-31 | 2020-01-28 | Covidien Lp | Endoscopic stitching device |
| CN109563662B (zh) | 2016-08-02 | 2020-08-28 | 博爱德国有限公司 | 用于制备聚乳酸非织造织物的系统和方法 |
| US11441251B2 (en) | 2016-08-16 | 2022-09-13 | Fitesa Germany Gmbh | Nonwoven fabrics comprising polylactic acid having improved strength and toughness |
| US11197665B2 (en) | 2018-08-06 | 2021-12-14 | Covidien Lp | Needle reload device for use with endostitch device |
| US11065102B2 (en) | 2019-02-07 | 2021-07-20 | Biorez, Inc. | Composite scaffold for the repair, reconstruction, and regeneration of soft tissues |
| JP2023501570A (ja) * | 2019-11-12 | 2023-01-18 | ポリ－メッド インコーポレイテッド | 避妊用医療器具 |
| CN112961333A (zh) * | 2021-02-20 | 2021-06-15 | 深圳安特生物科技有限公司 | 一种生物可吸收共聚物及其制备方法、以及医疗器械 |
Family Cites Families (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4605730A (en) | 1982-10-01 | 1986-08-12 | Ethicon, Inc. | Surgical articles of copolymers of glycolide and ε-caprolactone and methods of producing the same |
| US4700704A (en) | 1982-10-01 | 1987-10-20 | Ethicon, Inc. | Surgical articles of copolymers of glycolide and ε-caprolactone and methods of producing the same |
| US4429980A (en) | 1982-10-05 | 1984-02-07 | Pako Corporation | Magnetic drive mechanism for film disc processor |
| NZ219708A (en) | 1986-04-07 | 1989-04-26 | Johnson & Johnson Prod Inc | Absorbable ligament and tendon prosthesis containing l-lactide/glycolide polymer |
| US5252701A (en) * | 1990-07-06 | 1993-10-12 | American Cyanamid Company | Segmented absorbable copolymer |
| IT1249045B (it) | 1991-02-21 | 1995-02-11 | Himont Inc | Processo per la sintesi allo stato solido di polimeri dell'acido lattico e prodotti cosi ottenuti |
| US5232648A (en) | 1991-07-19 | 1993-08-03 | United States Surgical Corporation | Bioabsorbable melt spun fiber based on glycolide-containing copolymer |
| US5338822A (en) * | 1992-10-02 | 1994-08-16 | Cargill, Incorporated | Melt-stable lactide polymer composition and process for manufacture thereof |
| NL9201949A (nl) | 1992-11-06 | 1994-06-01 | Univ Groningen | Met rubber gemodificeerde polylactide-samenstelling. |
| DE4300420A1 (de) | 1993-01-09 | 1994-07-14 | Basf Ag | Polylactide mit erhöhter Flexibilität |
| US5951997A (en) * | 1997-06-30 | 1999-09-14 | Ethicon, Inc. | Aliphatic polyesters of ε-caprolactone, p-dioxanone and gycolide |
| US5854383A (en) * | 1997-10-06 | 1998-12-29 | Ethicon, Inc. | Aliphatic polyesters of trimethylene carbonate epsilon-caprolactone and glycolide |
| US6093792A (en) * | 1998-09-16 | 2000-07-25 | University Of Massachusetts | Bioresorbable copolymers |
| US6342065B1 (en) * | 1999-03-17 | 2002-01-29 | Poly-Med, Inc. | High strength fibers of L-lactide copolymers ε-caprolactone and trimethylene carbonate and absorbable medical constructs thereof |
-
2000
- 2000-03-13 US US09/523,754 patent/US6342065B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-03-17 EP EP00302208A patent/EP1057844B1/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-03-17 DE DE60016834T patent/DE60016834T2/de not_active Expired - Lifetime
- 2000-03-17 ES ES00302208T patent/ES2235777T3/es not_active Expired - Lifetime
-
2001
- 2001-05-21 US US09/862,093 patent/US7192437B2/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE60016834D1 (de) | 2005-01-27 |
| EP1057844A1 (en) | 2000-12-06 |
| DE60016834T2 (de) | 2005-12-08 |
| US6342065B1 (en) | 2002-01-29 |
| EP1057844B1 (en) | 2004-12-22 |
| US7192437B2 (en) | 2007-03-20 |
| US20010051814A1 (en) | 2001-12-13 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| ES2235777T3 (es) | Fibras de alta resistencia a base de copolimeros de i-lactido y articulos medicos absorbiblesd preparados a partir de estas ultimas. | |
| US4700704A (en) | Surgical articles of copolymers of glycolide and ε-caprolactone and methods of producing the same | |
| US4441496A (en) | Copolymers of p-dioxanone and 2,5-morpholinediones and surgical devices formed therefrom having accelerated absorption characteristics | |
| US4605730A (en) | Surgical articles of copolymers of glycolide and ε-caprolactone and methods of producing the same | |
| JP2603229B2 (ja) | ｐ―ジオキサノンおよびラクチドの結晶質コポリマーの製造方法 | |
| ES2362217T3 (es) | Suturas de polihidroxialcanoato no rizadas. | |
| US4653497A (en) | Crystalline p-dioxanone/glycolide copolymers and surgical devices made therefrom | |
| JP3739501B2 (ja) | 吸収され、生物学的に適合し得るセグメントコポリマー及びその製造方法 | |
| ES2819189T3 (es) | Tejidos y fibras médicos de polihidroxialcanoato | |
| EP0580386A1 (en) | Aromatic polyanhydrides | |
| ES2217670T3 (es) | Copoliesteres con una inestabilidad hidrolitica minimizada y copolimeros cristalinos absorbibles derivados. | |
| CA2035153A1 (en) | Crystalline copolymers of -dioxanone and -caprolactone | |
| JPH04212366A (ja) | 非晶性（ラクチド／グリコリド）とｐ−ジオキサノンの結晶性コポリエステル | |
| US5442032A (en) | Copolymers of 1,4-dioxepan-2-one and 1,5,8,12-tetraoxacyclotetradecane-7-14-dione | |
| NZ205680A (en) | Glycolide/epsilon-caprolactone copolymers and sterile surgical articles made therefrom | |
| US6048947A (en) | Triblock terpolymer, its use for surgical suture material and process for its production | |
| US7048753B2 (en) | Coated, slow-absorbing textile constructs for sutures and tissue engineering | |
| US5019094A (en) | Crystalline copolymers of p-dioxanone and poly(alkylene oxides) | |
| US9446165B2 (en) | Swellable fiber and microfiber forming polyether-esters and applications thereof | |
| EP0647669B1 (en) | Copolymers of (p-dioxanone/glycolide and/or lactide) and p-dioxanone | |
| US7435789B2 (en) | Crystalline high-compliance glycolide copolymers and applications thereof | |
| ES2266775T3 (es) | Copolimeros de bloque para articulos quirurgicos. |