ES2238736T3 - Pelicula polimerica biodegradable. - Google Patents
Pelicula polimerica biodegradable.Info
- Publication number
- ES2238736T3 ES2238736T3 ES97952332T ES97952332T ES2238736T3 ES 2238736 T3 ES2238736 T3 ES 2238736T3 ES 97952332 T ES97952332 T ES 97952332T ES 97952332 T ES97952332 T ES 97952332T ES 2238736 T3 ES2238736 T3 ES 2238736T3
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- implant
- film
- degradation
- biodegradable
- 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
-
- 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
- A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
- A61L27/54—Biologically active materials, e.g. therapeutic substances
-
- 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
- A61L27/02—Inorganic materials
- A61L27/12—Phosphorus-containing materials, e.g. apatite
-
- 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
- A61L27/28—Materials for coating prostheses
- A61L27/34—Macromolecular materials
-
- 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
- A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
- A61L27/58—Materials at least partially resorbable by the body
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2310/00—Prostheses classified in A61F2/28 or A61F2/30 - A61F2/44 being constructed from or coated with a particular material
- A61F2310/00005—The prosthesis being constructed from a particular material
- A61F2310/00179—Ceramics or ceramic-like structures
- A61F2310/00293—Ceramics or ceramic-like structures containing a phosphorus-containing compound, e.g. apatite
-
- 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
- A61L2300/00—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices
- A61L2300/40—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices characterised by a specific therapeutic activity or mode of action
- A61L2300/412—Tissue-regenerating or healing or proliferative agents
- A61L2300/414—Growth factors
-
- 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
- A61L2300/00—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices
- A61L2300/60—Biologically active materials used in bandages, wound dressings, absorbent pads or medical devices characterised by a special physical form
- A61L2300/602—Type of release, e.g. controlled, sustained, slow
- A61L2300/604—Biodegradation
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Medicinal Chemistry (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Transplantation (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Dermatology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Inorganic Chemistry (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Prostheses (AREA)
Abstract
Un implante terapéutico que comprende al menos un recubrimiento parcial que es una película biodegradable, polimérica biocompatible que tiene un espesor seleccionado uniforme entre 60 micrómetros y 0.5 mm, capaz de degradarse in vivo en un período no superior a cuatro meses.
Description
Película polimérica biodegradable.
Esta invención pertenece al campo de los
materiales poliméricos biodegradables, biocompatibles, adecuados
para la implantación en el cuerpo de un paciente.
Muchas sustancias usadas para implantes, como
implantes osteocondrales e implantes orbitales, p. ej., hechos de
hidroxilapatita, son ásperas y pueden provocar daños en el tejido
circundante o interferir con la articulación. Los implantes lisos,
no obstante, no permiten el crecimiento del tejido ni la fijación
muscular como se desearía.
Las películas poliméricas han sido usadas en
varios tipos de aplicaciones médicas en relación con los implantes.
Colomb, G. y Wagner, D. (1991), "Development of a new in
vitro model for studying implantable polyurethane
calcification," Biomaterials 12:397-405, expone
el uso de películas de poliuretano no biodegradables de 0.2 a 0.7
mm de grosor para estudiar la calcificación de los implantes. Bawa,
R. y Nandu, M. (1990), "Physico-chemical
considerations in the development of an ocular polymeric drug
delivery system," Biomaterials 11:724-728,
expone el uso de películas prepoliméricas a base de silicona no
biodegradables impregnadas con sulfato de gentamicina para la
fabricación de dispositivos oculares. Marchant, R.E. et al.
(1990), "A hydrophilic plasma polymerized film composite with
potential application as an interface for biomaterials," J.
Biomed. Materials Res. 24:1521-1537, expone la
deposición de plasma de una primera capa polimerizada a partir de
n-hexano y una segunda capa polimerizada a partir de
N-vinil-2-pirrolidona
para formar una película compuesta de 420 nm de grosor en un
sustrato inorgánico que proporciona un recubrimiento no citotóxico.
Johnson, S.D. et al. (1992), "Biocompatibility studies in
plasma polymerized interface materials encompassing both
hydrophobic and hydrophilic surfaces," J. Biomed. Materials Res.
26:915-935, expone que las películas finas
depositadas por el plasma (aproximadamente de 1 micrómetro de
grosor) hechas a partir de
N-vinil-2-pirrolidona,
\gamma-butirolactona, hexametildisilazano y
n-hexano en biomateriales proporcionan buena compatibilidad
(toxicidad reducida).
Las películas poliméricas biodegradables han sido
también usadas en algunas aplicaciones. Morain, W.D., et
al., "Reconstruction of Orbital Wall Fenestrations with
Polyglactin 910 Film," Plastic and Reconstructive Surgery,
diciembre, 1987, 769-774, expone el uso de implantes
de películas de Polyglactin 910 (Vicryl®) bioabsorbible para el
tratamiento de lesiones de la pared orbital. La película fue
completamente degradada en cuatro meses. Las películas no
parecieron influir en el rebrote óseo en comparación con los
controles sin las películas, pero fueron usadas para prevenir la
herniación del contenido orbital. La película no fue usada como un
recubrimiento para otro material de implante para promover el
crecimiento óseo o muscular. La película no provocó una reacción
inflamatoria duradera como ocurrió con una película de silicona
reforzada con Dacron con la que fue comparada. La película de
Polyglactin 910 usada fue de 0.125 mm (125 micrómetros) de espesor.
Polyglactin 910 es una película del polímero de PLA:PGA 10:90.
El uso de una película de 150 micrómetros de
grosor de ácido poliláctico biodegradable (PLA) fue reportado en
Levy, F.E., et al., "Effect of a Bioresorbable Film on
Regeneration of Cranial Bone," Plastic and Reconstructive
Surgery, febrero, 1994, 307-311. Después de 24
semanas, los defectos craneales cubiertos con la película mostraron
una cicatrización mejorada en comparación con los controles no
tratados.
Gangadharam, P.R.J. et al. (1994),
"Experimental chemotherapy of tuberculosis using single dose
treatment with isoniazid in biodegradable polymers," J.
Antimicrobial Chemotherapy 33:265-271 expone el uso
de una película de PLA:PGA que contiene isoniazida para proporcionar
una liberación sostenida de medicamento durante hasta cuatro
semanas. Detalles de la preparación de la película polimérica están
provistos en Gangadharam, P.R.J., et al. (1991), "Sustained
release of isoniazid in vivo from a single implant of a
biodegradable polymer," Tubercle 72:115-122. La
película fue un polímero de ácido láctico al 90%/glicólico al 10%
con un peso molecular medio del polímero de 35,000 Daltons. Las
películas que contenían el medicamento fueron preparadas disolviendo
el polímero en clorometano y pasando la solución a través de un
filtro Millipore de 0.8 mm. El medicamento fue añadido a la solución
y la solución fue vertida sobre una superficie de vidrio limpio como
una película delgada de 0.6 mm de espesor, luego se secó al aire, y
después se secó al vacío a 45ºC.
Melalin, R.J. et al. (1990), "A
Biomechanical Study of Tendon Adhesion Reduction Using a
Biodegradable Barrier in a Rabbit Model," J. Appl. Biomat.
1:13-39, describió el uso de un material tejido de
celulosa para reducir la formación de la adhesión.
La patente U.S. 5,258,034, expedida en Noviembre
2, 1993 de Furlong et al. para "Femoral Prosthesis"
expone un implante femoral, donde una sección del implante está
cubierta con un agente bioactivo que promueve el crecimiento óseo y
una sección diferente del implante está revestida con un polímero
biodegradable. El polímero biodegradable impide el crecimiento del
hueso en esta sección del implante hasta que el cuerpo haya
absorbido el polímero. El polímero biodegradable descrito en esta
patente está limitado a un espesor de 1-2mm.
Monsour, M.J. et al. (1987), "An
Assessment of a CollagenNicryl Composite Membrane to Repair Defects
of the Urinary Bladder in Rabbits," Urological Res.
15:235-238, y Mohammed, R. et al. (1987),
"The Use of a Biodegradable Collagen/Nicryl Composite Membrane to
Repair Partial Nephrectomy in Rabbits", Urological Res. 15: 239
-242, expone una malla de vicrilo revestida de colágeno para
facilitar la cicatrización quirúrgica. Andriano, K.P. et
al. (1995), "Preliminary Effects of in vitro Lipid
Exposure on Absorbable Poly(ortho ester) Films," J.
Appl. Biomat. 6:129-135, expone la degradación de
la película de poli(orto éster) in vitro en emulsiones
de colesterol. Hanson, S.J. et al. (1988), "Mechanical
Evaluation of Resorbable Copolymers for End Use as Vascular
Grafts," Trans. Am. Soc. Artif. Intern. Organs
34:789-793, expone el uso de materiales de
PLA/\varepsilon-caprolactona como materiales de
injerto vascular.
Ninguna de las referencias precedentes muestran
que estas películas estén moldeadas o estructuradas para envolver
implantes hechos de otras materias para mejorar la
biocompatibilidad de estos implantes.
Schliephake, H. et al. (1994),
"Enhancement of Bone Ingrowth into a Porous
Hydroxylapatite-Matrix Using a Resorbable Polylactic
Membrane," J. Oral y Maxillofacial Surg.
52:57-63, expone el uso de una membrana poliláctica
(L/DL-Ácido Láctico 70/30) para recubrir bloques de hidroxilapatita
puestos en la mandíbula y carencias de ilion. La membrana fue
degradada casi completamente después de cinco meses y los bloques
cubiertos con la membrana mostraron una mayor penetración ósea de
la matriz de HA en comparación con los bloques no recubiertos por
la membrana. La membrana fue reemplazada por una cicatriz fina y
fibrosa. El período de degradación fue recogido por ser lo bastante
lento para prevenir que las células tisulares conjuntivas
penetrasen en los poros del bloque para permitir el crecimiento del
tejido óseo del hueso huésped subyacente. La membrana fue adaptada
al bloque por un molde de metal prefabricado, calentado que, como
muestra la referencia, puede ser imposible en una situación en la
que se requiera un contorno individual debido a la rigidez del
material poliláctico.
La patente U.S. 5,584,880, expedida el 17 de
Diciembre de 1996 de Martinez para "Orbital Implant" expone un
implante orbital que comprende gránulos de hidroxilapatita que
pueden ser cubiertos por una capa de material sintético que es
preferiblemente un tejido sintético hecho de un material
polimérico.
Ninguna de las referencias precedentes revelan
películas biodegradables diseñadas para montar bordes individuales
de implantes y para degradarse en un periodo bastante corto, p.
ej., menos de aproximadamente cuatro meses, para promover la rápida
fijación del tejido muscular y conjuntivo al material del
implante.
Es en consecuencia un objeto de esta invención el
hecho de proporcionar implantes perfilados por revestimientos de
películas biodegradables, como implantes de hidroxilapatita
redondeados usados para la reconstrucción orbital, o revestimiento
polimérico u otros implantes para proporcionar superficies de
articulación mejoradas, lisas, para mejorar la biocompatibilidad de
los implantes y para promover la fijación del tejido muscular y
conjuntivo. Es también un objeto de esta invención el hecho de
proporcionar implantes con películas poliméricas biodegradables
diseñadas para tener índices de degradación diferentes en distintos
lugares de la película.
Esta invención proporciona un implante
terapéutico que comprende al menos un recubrimiento parcial que es
una película biodegradable, polimérica biocompatible con un espesor
seleccionado uniforme entre aproximadamente 60 micrómetros y
aproximadamente 0.5 mm capaz de degradarse in vivo en un
período no superior a cuatro meses. Las películas de, por ejemplo,
entre 60 y 300 micrómetros son útiles para la producción de
implantes terapéuticos para la inserción en el cuerpo de un
paciente. Las películas entre 60 y 120 micrómetros y entre 75 y 125
micrómetros son también útiles en esta invención.
El término "biodegradable" significa capaz
de romperse con el tiempo dentro del cuerpo de un paciente. Varios
polímeros biodegradables adecuados para el uso en la fabricación de
los materiales de esta invención son conocidos en la técnica, y
comprenden poliésteres polianhídridos y alifáticos, preferiblemente
ácido poliláctico (PLA), ácido poliglicólico (PGA) y sus mezclas y
copolímeros, más preferiblemente copolímeros de PLA:PGA 50:50 y más
preferiblemente copolímeros de PLA:PGA 75:25. También se pueden usar
enantiómeros individuales de PLA, preferiblemente de
L-PLA, bien solos o en combinación con PGA. Los
policarbonatos, polifumaratos y caprolactones pueden también ser
usados para hacer los implantes de esta invención. El periodo de
degradación de la película debería ser lo bastante corto como para
permitir la fijación del tejido muscular y conjuntivo al implante
subyacente, p. ej., inferior a aproximadamente cuatro meses,
preferiblemente entre aproximadamente una y diez semanas y, en
algunos casos, entre aproximadamente una y aproximadamente tres
semanas.
El término "biocompatible" según se utiliza
en este caso con respecto a una película polimérica significa que
la degradación de la película no suscita una respuesta biológica
adversa, que sus superficies son lisas y no ásperas o abrasivas, y
que están "libres" de disolventes más residuales, como acetona,
lo que significa que hay una cantidad insuficiente de disolvente en
la película para interferir con la implantación celular o en el
implante. Preferiblemente, la película tiene menos de 100 partes
por millón de disolvente residual. En algunos casos, en los que se
usan disolventes biocompatibles como
N-metil-pirrolidona (NMP), no es
imprescindible que el implante esté sustancialmente libre de
disolventes.
Las películas poliméricas que cubren el implante
son finas con respecto a su longitud y anchura, preferiblemente
entre aproximadamente 60 micrómetros y 0,5 mm de grosor. Las
películas grandes, continuas pueden ser producidas mediante los
métodos de esta invención. Normalmente, se pueden producir tamaños
de aproximadamente 11'' x 15''. Las películas poliméricas son de
espesor uniforme, es decir que su espesor no varía en más de
aproximadamente 30 micrómetros. El espesor deseado de la película
puede ser seleccionado con antelación y controlado en el proceso de
producción. Estas películas grandes pueden ser cortadas o
perforadas hasta el tamaño de un disco, p. ej., como se describe en
publicación de PCT WO 97/13533 publicada el 17 de Abril de
1997.
Las películas no son necesariamente planas;
pueden ser estructuras o perfiladas para adaptarse a contornos de
implantes complejos. Las películas perfiladas pueden ser esféricas,
curvadas y/o pueden tener depresiones y protuberancias y pueden ser
diseñadas para ajustarse a implantes formados irregularmente,
incluidos los implantes tubulares (lumenales).
Se pueden usar agentes bioactivos como
intensificadores de la fijación celular, factores de crecimiento,
enzimas, agentes de degradación, agentes de ajuste del pH, agentes
terapéuticos, como antibióticos, analgésicos, agentes
quimioterapéuticos, y similares en conjunto con las películas
poliméricas de esta invención. Por ejemplo, las películas
poliméricas de esta invención pueden ser revestidas por unos medios
conocidos en la técnica con un agente biológicamente activo. De
forma alternativa, estos agentes bioactivos pueden ser incorporados
en la película delgada por unos medios conocidos en la técnica. Ver,
p. ej., la solicitud de patente U.S. Nº. 08/196,970 permitida o la
patente derivada de ésta, o 08/452,796. Estos agentes, que facilitan
la fijación de células al material polimérico se denominan
"intensificadores de la fijación celular" en la presente.
Además, se pueden proporcionar agentes que promuevan la producción
de varios factores necesarios dentro del hueso, cartílago, músculo u
otro tejido, y están incluidos dentro del término "factores de
crecimiento" en la presente. Otro agentes bioactivos adecuados y
métodos para su incorporación en materiales poliméricos
biodegradables son conocidos en la técnica y descritos, p. ej. en
la solicitud de patente U.S. 08/196,970 permitida o la patente
derivada de ésta, o la solicitud de patente U.S. 08/452,796.
Un factor de crecimiento particularmente útil
para el uso con respecto a los implantes diseñados para alentar el
crecimiento del cartílago, como implantes osteocondrales, es P15,
un polipéptido de 15 aminoácidos, PM 1393.6, producido por Peptide
Innovations, Inc., Southfield, MI.
La cantidad de agente bioactivo que se debe
incorporar o poner en las películas poliméricas por revestimiento
de esta invención es una cantidad eficaz para mostrar un efecto
calculable para mejorar el rendimiento del implante cubierto por la
película, como puede ser conocido en la técnica o determinado
examinando el implante cubierto por la película con y sin el agente
bioactivo y midiendo al menos una característica que deba ser
mejorada.
Las películas se utilizan para envolver o cubrir
al menos parcialmente implantes terapéuticos para colocarlos en el
cuerpo de un paciente. El "paciente" puede ser cualquier
organismo vivo, incluyendo un mamífero de sangre caliente, y
preferiblemente, un humano. El hecho de recubrir un implante con
una película de esta invención proporciona una superficie lisa para
evitar la abrasión y dañar el tejido limítrofe, proporciona una
superficie de articulación lisa, y proporciona lugares para el
crecimiento y fijación celular. Además, para implantes muy porosos,
el recubrimiento con las películas poliméricas de esta invención
proporciona una superficie continua.
En una forma de realización preferida, se
utilizan películas finas para cubrir implantes oculares, como
aquellas hechas de hidroxilapatita. La hidroxilapatita es áspera, y
la superficie lisa del recubrimiento de la película polimérica hace
que el implante sea más biocompatible puesto que es implantado de
forma más fácil y confortable y causa menos irritación. Puesto que
la película se degrada tras un periodo temporal seleccionado,
preferiblemente entre aproximadamente una y diez semanas, el músculo
crece en su interior y se pega a la superficie del implante para
permitir el seguimiento del ojo artificial.
Las películas poliméricas se utilizan también
para revestir implantes metálicos, como implantes de mandíbula de
titanio, para facilitar la integración del implante. Unas partes de
la película pueden ser completamente degradadas tras unos períodos
de tiempo diferentes, según lo requiere el crecimiento de un tejido
diferente. Unas partes del implante subyacente pueden dejarse al
descubierto, o bien la película puede tener orificios realizados en
ésta de modo que el tejido muscular y/o conjuntivo pueda ser fijado
al implante subyacente por suturación u otros medios conocidos en
la técnica.
Las películas poliméricas se utilizan para
proporcionar un revestimiento fino, preferiblemente un
revestimiento de PLG de aproximadamente 75 a 125 micrómetros de
espesor en la parte de articulación de un implante único o
polifásico osteocondral o condral, por ejemplo según se describe en
la patente U.S. 5,607,474. El propósito de este revestimiento es el
de proporcionar una superficie de articulación lisa en la
superficie cortada de celda abierta de un disco como un disco
polimérico usado como implante. Para fijar la película, simplemente
se "pega" humedeciendo el implante con acetona u otro
disolvente adecuado y luego presionando firmemente la película sobre
éste. Este revestimiento puede ser alterado según se describe en la
presente para obtener varios indices de degradación y puede tener
un agente bioactivo incorporado.
Las películas poliméricas que cubren el implante
pueden ser hechas porosas o semi-permeables por
técnicas de expansión conocidas o incorporación de materiales
porogénicos como sales lixiviables o decapado por láser. Por
ejemplo, las películas que permiten el pasaje de nutrientes pero no
de células, con dimensiones de poro entre aproximadamente 0.1
micrómetros y aproximadamente 4 micrómetros, pueden ser hechas
mediante decapado por láser.
Un plastificante puede ser incorporado en la
película biodegradable para hacerla más blanda y más plegable para
aplicaciones en las que se desea el contacto directo con una
superficie perfilada. La película delgada está plastificada en
soluciones de N-metil-pirrolidona
(NMP) u otro disolvente biocompatible que puede ser mezclado con un
codisolvente como agua, etanol, PEG-400, glicerol,
u otros codisolventes conocidos en la técnica. Se requiere el
codisolvente para prevenir que el polímero se disuelva
completamente. Se sumerge la película en la solución hasta que sea
tan blanda como se desee, es decir, lo bastante blanda para poder
adecuarse fácilmente a la estructura de un implante.
Las películas poliméricas que cubren el implante
pueden ser formadas y usadas como hojas planas, o pueden tener
conformaciones tridimensionales o "cubiertas" moldeadas para
ajustarse a los bordes de un implante específico. Por ejemplo, para
cubrir implantes oculares con forma esférica, las películas
poliméricas de esta invención pueden ser formadas en dos
hemisferios. El implante puede ser encapsulado en dos mitades y el
revestimiento puede ser fundido para formar un revestimiento
continuo. Las películas pueden también ser moldeadas o prensadas,
por medio de calor para su ablandamiento, en contornos más
complicados. La película también está provista como una hoja
plastificada para su uso en el momento de la implantación. Un
disolvente biocompatible según el modo descrito anteriormente hace
que la película pueda ser fácilmente extendida para formarse
alrededor de una superficie perfilada del implante. La película se
adhiere a sí misma y puede ser extendida hasta aproximadamente un
200% sin rotura. Antes de la implantación del implante estéril,
ésta puede ser "enrollada" con la película plastificada.
Las películas que cubren el implante pueden ser
diseñadas de tal modo que se degraden con índices diferentes en
zonas diferentes (áreas) de la película y/o liberen o incorporen
agentes bioactivos diferentes en zonas diferentes. La porosidad y
otras propiedades pueden también ser variadas en zonas diferentes.
Esto puede ser deseable para que las áreas de superficie de un
implante en las zonas de fijación para el tejido muscular u otro
tejido puedan ser más rápidamente degradables y/o porosas,
mientras que las áreas de superficie no necesarias para el
crecimiento del tejido inmediato sean degradables más lentamente
para proporcionar una liberación controlada de un agente bioactivo
incorporado. Además, las superficies de los implantes cerca del
exterior del cuerpo pueden ser degradables de forma menos rápida y/o
porosas para proporcionar una mejor protección contra un ataque
bacteriano, mientras que las superficies internas pueden ser
degradables más rápidamente y/o porosas para favorecer el
crecimiento del tejido.
La Figura 1 muestra de forma gráfica los cambios
de pH, que indican una degradación y cambios de peso molecular,
para varias mezclas poliméricas sumergidas en tampón fosfato salino
(PBS).
Las películas poliméricas son usadas para
proporcionar recubrimientos biocompatibles para implantes
quirúrgicos. Para cubrir implantes de cadera o varillas, son
adecuadas películas de hasta aproximadamente 0,5 mm de espesor.
Para cubrir implantes oculares de hidroxilapatita se prefieren
películas de aproximadamente 60 a aproximadamente 500 micrómetros.
Las películas entre aproximadamente 60 y aproximadamente 300
micrómetros son también útiles. Las películas entre aproximadamente
75 y aproximadamente 125 micrómetros de espesor son útiles para
cubrir superficies de articulación de implantes como implantes
osteocondrales o condrales. Las películas de mayor espesor de esta
invención son útiles para recubrimientos de superficies de
implantes extremadamente ásperas, para proporcionar períodos de
degradación más largos, o para recibir un alto grado de porosidad
para facilitar el crecimiento del tejido.
Para producir las películas poliméricas que
cubren el implante, se selecciona un material polimérico adecuado,
dependiendo del período de degradación deseado para la película. La
selección de estos materiales poliméricos es conocida en la
técnica. Por ejemplo PLA se usa cuando se desea un período de
degradación largo, p. ej. hasta aproximadamente dos años. Para los
objetivos de esta invención, se desean períodos de degradación más
cortos. Se usa un copolímero de PLA:PGA 50:50 o 55:45 de peso
molecular bajo, p. ej., alrededor de 20,000 daltons, cuando se desea
un período de degradación de aproximadamente dos semanas. En una
forma de realización preferida, se usa un copolímero de PLA:PGA
75:25, dando un período de degradación de la película de
aproximadamente 8-15 semanas. Para asegurar un
período de degradación elegido, los pesos moleculares y
composiciones pueden ser variados según el modo conocido en la
técnica.
La degradación de PLA y PGA ha sido muy
estudiada, tanto in vivo como in vitro. Varios
factores influyen en el nivel de degradación de los copolímeros de
PLA:PGA, como el peso molecular, la proporción del copolímero, la
cristalinidad del polímero, el historial térmico, la forma y la
porosidad, y la humectabilidad. Además, otros factores como el lugar
anatómico del implante, la vascularidad, la interacción del tejido
y la respuesta del paciente influyen en el nivel de degradación
in vivo. Dependiendo de los factores arriba catalogados, los
índices de degradación para los polímeros de PLA y PGA han sido
recogidos en tan sólo 7 días para PLG 50:50 hasta varios años para
PLA. La cinética de degradación global ha sido lo suficientemente
bien establecida para toda la familia de homopolímeros y
copolímeros. La Tabla 1, a continuación, resume los resultados de
los índices de degradación de los copolímeros. Puesto que esta
tabla es una recopilación de muchos estudios, la amplia gama de
degradación refleja los distintos parámetros y variables
experimentales utilizados.
Índices de degradación de polímeros | |
PLA/PGA | Período de degradación |
100/0 | 24 semanas-más de 4 años |
85/15 | 12-34 semanas |
75/25 | 4-20 semanas |
70/30 | 25-30 semanas |
50/50 | 1-8 semanas |
0/100 | 8-20 semanas |
El peso molecular del polímero seleccionado
preferiblemente es de entre aproximadamente 70 y 120 kD; no
obstante, se pueden usar pesos moleculares más altos, hasta
aproximadamente 600 kD, hasta que la viscosidad de la solución
impida incluso la extensión sobre una superficie obteniendo
películas de espesor no uniforme. También se pueden usar pesos
moleculares inferiores, hasta aproximadamente 5 kD, hasta que la
película resultante se vuelva demasiado frágil para su uso.
El PLG de serie H, un polímero de PLG modificado
para proporcionar terminales carboxi ácidas en las cadenas
poliméricas que hacen que el polímero sea más hidrofílico y en
consecuencia más fácilmente degradado en un ambiente acuoso, puede
ser mezclado con varios polímeros de PLG para proporcionar una
película que se degrade a cualquier nivel deseado.
La película que cubre el implante puede ser usada
para la fijación quirúrgica de músculos, así como para implantes
oculares, en los que el cirujano puede suturar a través de la
película para la fijación muscular.
Las películas pueden ser porosas o no porosas,
preferiblemente no porosas.
Las películas se utilizan para cubrir implantes
no biodegradables prácticamente de cualquier tipo, p. ej., aquellos
hechos de hidroxilapatita, titanio, silicio, cerámica, PVC y otros
polímeros, o implantes biodegradables como implantes de PLA:PGA
según se describe, p. ej., en U.S. serie Nº. 08/540,788. Los
implantes pueden ser, por ejemplo, oculares u otros implantes de
órganos, o aquellos adecuados para usos ortopédicos de todo tipo
incluidos los implantes femorales, de cadera, empalmes, u otros
implantes como los conocidos en la técnica.
Las películas poliméricas que cubren el implante
pueden ser producidas mediante la disolución del material
polimérico seleccionado en un disolvente conocido en la técnica, p.
ej. acetona, cloroformo o cloruro de metileno, usando
aproximadamente 20 ml de disolvente por gramo de polímero. La
solución es luego desgasificada, preferiblemente al vacío suave
para eliminar el aire disuelto y vertido sobre una superficie,
preferiblemente una no adhesiva plana como Bytac (Marca registrada
de Norton Performance Plastics, Akron, OH) una hoja de aluminio
revestida no adhesiva con dorso adhesivo, vidrio o Teflón. La
solución es luego secada, preferiblemente secada al aire, hasta que
ya no sea pegajosa y el líquido haya desaparecido. La densidad
conocida del polímero puede ser usada para calcular
retrospectivamente el volumen de solución necesitado para producir
una película con el espesor deseado.
Para hacer la película biocompatible, el
disolvente residual que interfiere con la implantación celular debe
ser eliminado. Preferiblemente esto se hace incubando el polímero
seco a aproximadamente 55-65ºC para dispersar el
disolvente residual. A continuación, se puede usar un horno de
vacío a aproximadamente 55-70ºC para eliminar el
disolvente final, de modo que la película polimérica final tenga
una concentración de disolvente residual inferior a aproximadamente
100 partes por millón. La película es luego retirada de la
superficie no adhesiva, y tiene sustancialmente un espesor, lisura,
dureza, y duración uniformes.
Las películas pueden también ser hechas por
prensado térmico y métodos de moldeo/diseño por fusión conocidos en
la técnica. Por ejemplo, las películas más espesas pueden ser
prensadas para formar películas más finas, y pueden ser retiradas
después del calentamiento y puestas sobre las estructuras de las
formas deseadas, o puestas contra un molde por presión de
vacío.
Como se ha mencionado anteriormente, se pueden
producir películas en las que las distintas zonas de la película
tengan propiedades diferentes, p. ej. índices de degradación
diferentes, agentes bioactivos y similares que podrían influir en
el crecimiento interno del tejido y la fijación celular, cinética
de liberación de medicamentos y similares. Para hacer películas con
características diferentes en zonas diferentes, se pueden hacer
películas separadas, cada una con las propiedades deseadas para una
única zona, y cortadas a medida. Las formas pueden después ser
termosoldadas juntas, preferiblemente superponiendo las secciones
al menos aproximadamente 2 mm y aplicando una presión suave a una
temperatura de aproximadamente 60ºC.
Las películas poliméricas finas que cubren el
implante fueron preparadas al menos en parte según el protocolo
siguiente.
Las películas poliméricas finas pueden ser
preparadas mediante fusión de un disolvente sobre una superficie no
adhesiva. Por ejemplo, para preparar una película de 28 por 38
centímetros (11'' x 15'') de 100 \mum de espesor, realizamos el
cálculo siguiente:
28 cm x 38 cm x 0.01 cm x 1.30
g/cm^{3} = 9.34 gramos de
polímero
9.36 gramos x 20 ml acetona/gramo =
187 ml de
acetona.
En un vaso de precipitación de Teflón equipado
con una vara de agitación, el polímero y acetona son combinados,
cubiertos y mezclados durante 20 minutos para disolver
completamente el polímero. El vaso de precipitación es luego
colocado en un desecador al vacío, aplicándose un vacío hasta que la
solución empiece a borbotear enérgicamente. El vacío es controlado
manualmente para prevenir una erupción en exceso del fluido. Esta
fase de desgasificación se realiza durante aproximadamente
3-5 minutos, hasta que las burbujas se hagan
grandes y el burbujeo menos vigoroso.
A continuación la solución es vertida suavemente
sobre una superficiepreparada. La acción de vertido debería ser
realizada en una única fase, lisa, continua para evitar la
introducción de burbujas e irregularidades en la superficie. La
superficie es muy nivelada, lisa, y no adhesiva. Por ejemplo, una
placa de aluminio con una cavidad cuadrada de 28 x 38 cm hecha en el
centro puede ser alineada con un material no adhesivo comercial
conocido como Bytac (Norton Performance Plastics, Akron, OH) con un
lado adhesivo que es aplicado sobre la superficie, para mostrar un
lado de fluoropolímero no adhesivo. Este molde es nivelado usando
un nivel de carpintero o un nivel de burbuja. De forma alternativa,
el molde puede ser "puesto a flote" en un baño de agua para
obtener una superficie nivelada. Un molde nivelado es fundamental
para conseguir un espesor de película uniforme.
Una vez que se ha vertido el fluido en la
superficie del molde preparada, se seca al aire sin parar hasta que
deje de ser adhesivo (4-12 horas). Luego se puede
poner en una incubadora u horno a 55-70ºC durante
hasta siete días para quitar la acetona residual. Preferiblemente
se puede pasar por el horno o incubadora nitrógeno o aire seco para
quitar la humedad. Después de al menos un día en la incubadora, la
película puede ser transferida a un horno de vacío a 65ºC para
completar la eliminación de disolvente. Esto normalmente dura
aproximadamente de 2 a 3 días como mínimo a l torr.
La película es luego preparada para ser también
procesada.
Una película moldeada fue preparada según el
protocolo siguiente.
Las películas pueden ser preparadas mediante
procedimientos de moldeo térmico, por ejemplo usando una prensa
calentada. Una película de 0.5 mm de grosor de 2.25'' de diámetro
puede ser preparada de la manera siguiente.
La cantidad de material puede ser calculada como
sigue:
[2.25 en (2.54 cm/in)]^{2}/4 x
0.05 cm x 1.30 g/cm^{3} = 0.53 g de
polímero.
Se coloca el polímero en la cavidad de un pistón
de acero inoxidable ID de 2.25'' y un molde de tipo cilíndrico
(Carver) y el pistón superior se coloca en la parte superior. El
ensamblaje es luego colocado entre los platos de calentamiento de
una prensa de 12 toneladas (Carver) y una carga de 2722 kg (6000
libras) aplicada (para una presión interna de aproximadamente 1500
psi). Los platos son luego calentados a una temperatura de
aproximadamente 93ºC (200ºF), mientras que la presión se mantiene
por si pudiera descender debido a la fusión del polímero. La
superficie externa del molde permite volver a aproximadamente 79ºC
(175ºF), donde el calentamiento se detiene y opcionalmente se
aplica el enfriamiento. Mientras que se mantiene la presión, el
molde permite ser enfriado hasta menos de 38ºC (100ºF) antes de ser
eliminado de la prensa. La película puede después ser eliminada del
molde y también ser tratada si se desea. El molde está estructurado
para producir una película perfilada para adaptar un implante
terapéutico deseado y es prensado sobre el implante en secciones,
con los bordes soldados entre sí si se desea para cubrir
completamente el implante.
Varias mezclas de polímeros de PLG con un
polímero de PLG de serie H dan como resultado una gama amplia de
perfiles de degradación. Se fabricaron películas finas usando
polímeros con varios índices de degradación para emular una gama de
índices de degradación in vivo. Los siguientes polímeros
fueron evaluados mezclándose con el polímero de
H-D,L-PLG 50/50, I. V. = 0.49 de
serie H de Boehringer Ingelheim:
50/50 D.L-PLG. viscosidad
intrínseca (I.V.) = 0.60
50/50 D,L-PLG, I.V. = 0.73
55/45 D,L-PLG, I.V. = 0.85
Las mezclas de polímeros fueron preparadas
mediante disolución de las cantidades variables específicas de cada
polímero según se indica en la figura 1 en acetona para conseguir
ligar la mezcla, luego se secaron bajo condiciones ambientes y se
vulcanizó en un horno de vacío. Los niveles de disolvente fueron
evaluados para conocer las condiciones mínimas antes de la dar
lugar a un tratamiento posterior. Las mezclas de polímeros
vulcanizadas fueron luego molidas hasta obtener un polvo fino en un
MicroMill. Las mezclas en polvo fueron prensadas usando una prensa
calentada Carver colocando el polímero entre dos hojas de papel de
aluminio, extendiéndose igualmente sobre la superficie y
transferiéndose a la prensa. Los platos fueron calentados a 121ºC
(250ºF) y se aplicó una fuerza de 9,072 kg (20,000 lbf) durante
30-45 segundos para comprimir la película.
Las películas con un espesor de
60-120 \mum fueron perforadas para preparar
pequeños discos de película. Las pruebas de degradación de las
películas fueron realizadas colocando cada disco en un frasco de
vidrio con PBS y almacenándolo en una incubadora a 37ºC. El pH de
la solución fue medido cada 3.5 días durante un experimento de 4
semanas de duración. La solución de PBS fue cambiada semanalmente y
se hicieron observaciones visuales.
La figura 1 muestra los cambios de pH para las
distintas mezclas de polímeros durante el procedimiento
experimental de 28 días. Todos los polímeros contienen un polímero
de PLG 50/50 de serie H. La proporción del segundo polímero está
indicada en el eje x. Por ejemplo, las primeras barras de cada
grupo contienen el 100% de PLG 50/50 de serie H. Las segundas barras
de cada grupo contienen el 80% PLG de serie H y el 20% del segundo
polímero. El cambio en el pH del tampón es un buen indicador de los
cambios en el peso molecular del polímero. En una degradación de
dos semanas, no se observan muchos cambios en el pH del tampón.
Tras 18 días, se observan unos valores de pH inferiores con un
contenido aumentado de PLG de serie H. Tras 28 días, se observa una
caída espectacular del pH para el PLG de serie H puro, siendo el
efecto menos espectacular cuando el contenido del segundo polímero
es aumentado.
Este experimento muestra que el polímero de serie
H 50/50 de bajo peso molecular aumenta el nivel de degradación de
las mezclas de PLGs según su contenido, teniendo el de serie H puro
50/50 un período de degradación más rápido. El gráfico demuestra
que mezclando los PLGs de varios I.V. o índices de degradación,
resultan composiciones de polímeros con una gama de comportamientos
de degradación.
Claims (8)
1. Un implante terapéutico que comprende al menos
un recubrimiento parcial que es una película biodegradable,
polimérica biocompatible que tiene un espesor seleccionado uniforme
entre 60 micrómetros y 0.5 mm, capaz de degradarse in vivo en
un período no superior a cuatro meses.
2. Un implante según la reivindicación 1 que
tiene una superficie perfilada.
3. Un implante según las reivindicaciones 1 a 2,
donde la película polimérica biodegradable se produce a partir de un
copolímero de PLA: PGA.
4. Un implante según las reivindicaciones 1 a 2,
donde la película polimérica biodegradable comprende un copolímero
de PLA:PGA mezclado con un polímero que tiene terminales carboxi
ácidas para aumentar la hidrofilicidad.
5. Un implante según se reivindica en cualquiera
de las reivindicaciones 1 a 4, donde la película polimérica
biodegradable está libre del disolvente usado para hacer dicha
película.
6. Un implante según se reivindica en cualquiera
de las reivindicaciones 1 a 5, donde dicha película comprende un
agente bioactivo puesto sobre ésta por revestimiento o incorporado
en su interior.
7. Un implante según se reivindica en cualquiera
de las reivindicaciones 1 a 6 donde dicho recubrimiento parcial
tiene propiedades diferentes seleccionadas del grupo compuesto por
el período de degradación y la porosidad en zonas diferentes.
8. Un método para producir un implante
terapéutico según se reivindica en cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 7 que tiene al menos un recubrimiento parcial
que comprende una película polimérica biocompatible y biodegradable
que tiene un espesor seleccionado uniforme entre 60 micrómetros y
0.5 mm y que tiene una degradación seleccionada in vivo que
comprende:
a) la selección de un material polimérico que
tiene características de degradación que proporcionan dicho período
de degradación seleccionado;
b) la solubilización de dicho material polimérico
en un primer disolvente adecuado;
c) la eliminación de gases disueltos de la
solución;
d) el vertido de una cantidad suficiente de dicha
solución sobre una superficie nivelada, no adhesiva con un área
especifico para formar una película con el área y espesor
específicos;
e) el secado de dicha solución de fase d) para
formar una película;
f) la eliminación de prácticamente todo
disolvente residual de dicha película;
g) el humedecimiento de una sección seleccionada
de un implante con un segundo disolvente adecuado; y
h) la presión de dicha película sobre dichas
secciones seleccionadas de dicho implante.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US3208596P | 1996-12-03 | 1996-12-03 | |
US32085P | 1996-12-03 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
ES2238736T3 true ES2238736T3 (es) | 2005-09-01 |
Family
ID=21863020
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
ES97952332T Expired - Lifetime ES2238736T3 (es) | 1996-12-03 | 1997-12-03 | Pelicula polimerica biodegradable. |
Country Status (8)
Country | Link |
---|---|
US (2) | US6514286B1 (es) |
EP (1) | EP1018982B1 (es) |
JP (1) | JP2001505114A (es) |
AU (1) | AU5596898A (es) |
CA (1) | CA2274004A1 (es) |
DE (1) | DE69732721T2 (es) |
ES (1) | ES2238736T3 (es) |
WO (1) | WO1998024483A2 (es) |
Families Citing this family (103)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7524335B2 (en) | 1997-05-30 | 2009-04-28 | Smith & Nephew, Inc. | Fiber-reinforced, porous, biodegradable implant device |
ITVI20000025U1 (it) * | 2000-04-07 | 2001-10-07 | Tecres Spa | Dispositivo distanziatore temporaneo per il trattamento chirurgico del ginocchio |
US20050209629A1 (en) * | 2001-04-19 | 2005-09-22 | Kerr Sean H | Resorbable containment device and process for making and using same |
GB0116341D0 (en) * | 2001-07-04 | 2001-08-29 | Smith & Nephew | Biodegradable polymer systems |
GB0202233D0 (en) * | 2002-01-31 | 2002-03-20 | Smith & Nephew | Bioresorbable polymers |
DK1509256T3 (da) * | 2002-05-24 | 2009-11-23 | Angiotech Int Ag | Præparater og fremgangsmåde til coating af medicinske implantater |
WO2004071356A2 (en) * | 2003-02-10 | 2004-08-26 | Smith & Nephew, Inc. | Resorbable devices |
US9445901B2 (en) * | 2003-03-12 | 2016-09-20 | Deger C. Tunc | Prosthesis with sustained release analgesic |
US6893465B2 (en) * | 2003-03-31 | 2005-05-17 | Shi, Tain-Yew | Vividly simulated prosthetic intervertebral disc |
US7141354B2 (en) * | 2003-09-30 | 2006-11-28 | Dai Nippon Printing Co., Ltd. | Photo radical generator, photo sensitive resin composition and article |
GB0329654D0 (en) * | 2003-12-23 | 2004-01-28 | Smith & Nephew | Tunable segmented polyacetal |
JP2007517635A (ja) | 2004-01-16 | 2007-07-05 | オステオバイオロジックス, インコーポレイテッド | 骨−腱−骨インプラント |
US20070189975A1 (en) * | 2004-02-02 | 2007-08-16 | Timothy Thomson | Hydrophilic matrix for delivery of active agent and product containing same |
US7592431B2 (en) * | 2004-02-26 | 2009-09-22 | Immunovative Therapies, Ltd. | Biodegradable T-cell Activation device |
DK2573166T3 (da) * | 2004-02-26 | 2016-07-04 | Immunovative Therapies Ltd | Fremgangsmåder til fremstilling af T-celler til celleterapi |
US20070185585A1 (en) * | 2004-03-09 | 2007-08-09 | Brat Bracy | Implant Scaffold Combined With Autologous Tissue, Allogenic Tissue, Cultured Tissue, or combinations Thereof |
US20050209705A1 (en) * | 2004-03-09 | 2005-09-22 | Niederauer Gabriele G | Implant scaffold combined with autologous or allogenic tissue |
US8119154B2 (en) * | 2004-04-30 | 2012-02-21 | Allergan, Inc. | Sustained release intraocular implants and related methods |
US20050244478A1 (en) * | 2004-04-30 | 2005-11-03 | Allergan, Inc. | Anti-excititoxic sustained release intraocular implants and related methods |
US8163030B2 (en) * | 2004-05-06 | 2012-04-24 | Degradable Solutions Ag | Biocompatible bone implant compositions and methods for repairing a bone defect |
WO2005114323A2 (en) * | 2004-05-12 | 2005-12-01 | Therics, Inc. | Manufacturing process of three dimensional printing |
FR2870450B1 (fr) * | 2004-05-18 | 2007-04-20 | David Jean Marie Nocca | Bandelette prothesique ajustable |
EP3689256A3 (en) * | 2004-06-23 | 2020-11-04 | Bioprotect Ltd. | Device system and method for tissue displacement or separation |
KR101162915B1 (ko) | 2004-07-28 | 2012-07-09 | 에디컨인코포레이티드 | 최소 침습성 의료용 임플란트 및 삽입 장치와 그 사용 방법 |
US8431226B2 (en) * | 2005-03-30 | 2013-04-30 | Biomet Manufacturing Corp. | Coated medical device |
US7547463B2 (en) * | 2005-07-07 | 2009-06-16 | Novelis Inc. | Method of imparting non-stick property to metal surface |
CA2619571A1 (en) * | 2005-08-18 | 2007-02-22 | Smith & Nephew, Plc | High strength devices and composites |
US8241656B2 (en) * | 2005-09-21 | 2012-08-14 | Surmodics, Inc | Articles including natural biodegradable polysaccharides and uses thereof |
US7427293B2 (en) * | 2006-03-28 | 2008-09-23 | Sdgi Holdings, Inc. | Osteochondral plug graft, kit and method |
US20070129630A1 (en) * | 2005-12-07 | 2007-06-07 | Shimko Daniel A | Imaging method, device and system |
EP2114298B1 (en) * | 2006-02-08 | 2022-10-19 | Medtronic, Inc. | Temporarily stiffened mesh prostheses |
US8591531B2 (en) | 2006-02-08 | 2013-11-26 | Tyrx, Inc. | Mesh pouches for implantable medical devices |
WO2007103276A2 (en) | 2006-03-03 | 2007-09-13 | Smith & Nephew, Inc. | Systems and methods for delivering a medicament |
EP2056746A2 (en) * | 2006-08-17 | 2009-05-13 | NFOCUS Neuromedical Inc. | Aneurysm covering devices and delivery devices |
US8524265B2 (en) * | 2006-08-17 | 2013-09-03 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Medical implant sheets useful for tissue regeneration |
US8449622B2 (en) * | 2006-09-11 | 2013-05-28 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Multi-phase osteochondral implantable device |
US9023114B2 (en) * | 2006-11-06 | 2015-05-05 | Tyrx, Inc. | Resorbable pouches for implantable medical devices |
AU2007325001B2 (en) * | 2006-11-30 | 2014-04-10 | Smith & Nephew, Inc. | Fiber reinforced composite material |
US8597673B2 (en) * | 2006-12-13 | 2013-12-03 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Coating of fast absorption or dissolution |
EP2142353A1 (en) | 2007-04-18 | 2010-01-13 | Smith & Nephew PLC | Expansion moulding of shape memory polymers |
US9000066B2 (en) | 2007-04-19 | 2015-04-07 | Smith & Nephew, Inc. | Multi-modal shape memory polymers |
WO2008130954A2 (en) | 2007-04-19 | 2008-10-30 | Smith & Nephew, Inc. | Graft fixation |
US8133553B2 (en) | 2007-06-18 | 2012-03-13 | Zimmer, Inc. | Process for forming a ceramic layer |
US8309521B2 (en) | 2007-06-19 | 2012-11-13 | Zimmer, Inc. | Spacer with a coating thereon for use with an implant device |
US8932619B2 (en) * | 2007-06-27 | 2015-01-13 | Sofradim Production | Dural repair material |
US20090004455A1 (en) * | 2007-06-27 | 2009-01-01 | Philippe Gravagna | Reinforced composite implant |
DE102007038473C5 (de) | 2007-08-14 | 2013-11-07 | Huhtamaki Films Germany Gmbh & Co. Kg | Folienanordnung, Verfahren zu deren Herstellung und Verwendung |
US20090068250A1 (en) | 2007-09-07 | 2009-03-12 | Philippe Gravagna | Bioresorbable and biocompatible compounds for surgical use |
US8608049B2 (en) | 2007-10-10 | 2013-12-17 | Zimmer, Inc. | Method for bonding a tantalum structure to a cobalt-alloy substrate |
US9308068B2 (en) * | 2007-12-03 | 2016-04-12 | Sofradim Production | Implant for parastomal hernia |
WO2009096945A1 (en) * | 2008-01-29 | 2009-08-06 | Zimmer, Inc. | Implant device for use in an implant system |
US9242026B2 (en) * | 2008-06-27 | 2016-01-26 | Sofradim Production | Biosynthetic implant for soft tissue repair |
WO2010024849A1 (en) * | 2008-08-29 | 2010-03-04 | Cook Incorporated | Prosthesis with moveable fenestration |
WO2010042207A2 (en) | 2008-10-09 | 2010-04-15 | Mimedx, Inc. | Methods of making collagen fiber medical constructs and related medical constructs, including nerve guides and patches |
US9744123B2 (en) * | 2009-06-30 | 2017-08-29 | Kensey Nash Corporation | Biphasic implant device providing gradient |
US20100331998A1 (en) * | 2009-06-30 | 2010-12-30 | Ringeisen Timothy A | Electrokinetic device for tissue repair |
US10016278B2 (en) * | 2009-06-30 | 2018-07-10 | Dsm Ip Assets B.V. | Biphasic implant device providing joint fluid therapy |
FR2949688B1 (fr) | 2009-09-04 | 2012-08-24 | Sofradim Production | Tissu avec picots revetu d'une couche microporeuse bioresorbable |
EP2498763A4 (en) | 2009-11-09 | 2015-10-07 | Spotlight Technology Partners Llc | HYDROGELS BASED ON POLYSACCHARIDE |
WO2011083474A2 (en) | 2010-01-07 | 2011-07-14 | Bioprotect Ltd. | Controlled tissue dissection systems and methods |
US8669086B2 (en) * | 2010-04-29 | 2014-03-11 | The United States Of America, As Represented By The Secretary Of The Navy | Cell and biofactor printable biopapers |
US8870939B2 (en) | 2010-08-21 | 2014-10-28 | Cook Medical Technologies Llc | Prosthesis having pivoting fenestration |
CA2748206C (en) | 2010-08-21 | 2015-06-23 | Blayne A. Roeder | Prosthesis having pivoting fenestration |
US8771336B2 (en) | 2010-08-21 | 2014-07-08 | Cook Medical Technologies Llc | Endoluminal prosthesis comprising a valve replacement and at least one fenestration |
US8702786B2 (en) | 2010-08-21 | 2014-04-22 | Cook Medical Technologies Llc | Prosthesis having pivoting fenestration |
FR2972626B1 (fr) | 2011-03-16 | 2014-04-11 | Sofradim Production | Prothese comprenant un tricot tridimensionnel et ajoure |
WO2012141381A1 (ko) * | 2011-04-14 | 2012-10-18 | Kim Byung Gun | 피부삽입용 기능성 시술 실, 및 이를 포함하는 시술장치 |
KR102202460B1 (ko) | 2011-05-03 | 2021-01-14 | 이뮤노베이티브 테라피스, 엘티디. | 생세포를 포함하는 생물학적 약물을 처리하기 위한 방법 |
US9233156B2 (en) | 2011-05-03 | 2016-01-12 | Immunovative Therapies Ltd. | Induction of IL-12 using immunotherapy |
FR2977789B1 (fr) | 2011-07-13 | 2013-07-19 | Sofradim Production | Prothese pour hernie ombilicale |
FR2977790B1 (fr) | 2011-07-13 | 2013-07-19 | Sofradim Production | Prothese pour hernie ombilicale |
US9867909B2 (en) | 2011-09-30 | 2018-01-16 | Sofradim Production | Multilayer implants for delivery of therapeutic agents |
AU2012313984B2 (en) | 2011-09-30 | 2016-02-11 | Covidien Lp | Reversible stiffening of light weight mesh |
US8728148B2 (en) | 2011-11-09 | 2014-05-20 | Cook Medical Technologies Llc | Diameter reducing tie arrangement for endoluminal prosthesis |
FR2985271B1 (fr) | 2011-12-29 | 2014-01-24 | Sofradim Production | Tricot a picots |
FR2985170B1 (fr) | 2011-12-29 | 2014-01-24 | Sofradim Production | Prothese pour hernie inguinale |
FR2994185B1 (fr) | 2012-08-02 | 2015-07-31 | Sofradim Production | Procede de preparation d’une couche poreuse a base de chitosane |
FR2995788B1 (fr) | 2012-09-25 | 2014-09-26 | Sofradim Production | Patch hemostatique et procede de preparation |
FR2995778B1 (fr) | 2012-09-25 | 2015-06-26 | Sofradim Production | Prothese de renfort de la paroi abdominale et procede de fabrication |
FR2995779B1 (fr) | 2012-09-25 | 2015-09-25 | Sofradim Production | Prothese comprenant un treillis et un moyen de consolidation |
EP2900174B1 (en) | 2012-09-28 | 2017-04-12 | Sofradim Production | Packaging for a hernia repair device |
US10265202B2 (en) | 2013-03-14 | 2019-04-23 | Cook Medical Technologies Llc | Prosthesis having an everting pivoting fenestration |
FR3006578B1 (fr) | 2013-06-07 | 2015-05-29 | Sofradim Production | Prothese a base d’un textile pour voie laparoscopique |
FR3006581B1 (fr) | 2013-06-07 | 2016-07-22 | Sofradim Production | Prothese a base d’un textile pour voie laparoscopique |
DE202014100654U1 (de) | 2014-02-14 | 2014-04-10 | Mario Weist | Wetterschutzabdeckung aus biologisch abbaubarem Kunststoff und Notunterkunft |
EP3000489B1 (en) | 2014-09-24 | 2017-04-05 | Sofradim Production | Method for preparing an anti-adhesion barrier film |
EP3000433B1 (en) | 2014-09-29 | 2022-09-21 | Sofradim Production | Device for introducing a prosthesis for hernia treatment into an incision and flexible textile based prosthesis |
EP3000432B1 (en) | 2014-09-29 | 2022-05-04 | Sofradim Production | Textile-based prosthesis for treatment of inguinal hernia |
EP3029189B1 (en) | 2014-12-05 | 2021-08-11 | Sofradim Production | Prosthetic porous knit, method of making same and hernia prosthesis |
EP3059255B1 (en) | 2015-02-17 | 2020-05-13 | Sofradim Production | Method for preparing a chitosan-based matrix comprising a fiber reinforcement member |
EP3085337B1 (en) | 2015-04-24 | 2022-09-14 | Sofradim Production | Prosthesis for supporting a breast structure |
ES2676072T3 (es) | 2015-06-19 | 2018-07-16 | Sofradim Production | Prótesis sintética que comprende un tejido de punto y una película no porosa y método para formarla |
EP3195830B1 (en) | 2016-01-25 | 2020-11-18 | Sofradim Production | Prosthesis for hernia repair |
WO2018061323A1 (ja) * | 2016-09-30 | 2018-04-05 | 株式会社ジーシー | 生体吸収性膜の製造方法及び生体吸収性膜 |
EP3312325B1 (en) | 2016-10-21 | 2021-09-22 | Sofradim Production | Method for forming a mesh having a barbed suture attached thereto and the mesh thus obtained |
EP3398554A1 (en) | 2017-05-02 | 2018-11-07 | Sofradim Production | Prosthesis for inguinal hernia repair |
CA3063847A1 (en) | 2017-05-16 | 2018-11-22 | Embody Inc. | Biopolymer compositions, scaffolds and devices |
WO2019018854A1 (en) * | 2017-07-21 | 2019-01-24 | Gi Dynamics, Inc. | SEGMENTED GASTROINTESTINAL DEVICES AND METHODS OF USE |
JP2021500160A (ja) | 2017-10-24 | 2021-01-07 | エムボディ インコーポレイテッド | 生体高分子足場移植片およびその生成のための方法 |
EP3653171A1 (en) | 2018-11-16 | 2020-05-20 | Sofradim Production | Implants suitable for soft tissue repair |
US11020509B2 (en) | 2019-02-01 | 2021-06-01 | Embody, Inc. | Microfluidic extrusion |
TWI732730B (zh) * | 2020-12-29 | 2021-07-01 | 聚紡股份有限公司 | 機能性布料及其製造方法 |
CN115073776A (zh) * | 2021-03-15 | 2022-09-20 | 聚纺股份有限公司 | 功能性布料及其制造方法 |
Family Cites Families (49)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4351337A (en) * | 1973-05-17 | 1982-09-28 | Arthur D. Little, Inc. | Biodegradable, implantable drug delivery device, and process for preparing and using the same |
US4001211A (en) * | 1974-12-02 | 1977-01-04 | The Dow Chemical Company | Pharmaceutical capsules from improved thermogelling methyl cellulose ethers |
US4164794A (en) * | 1977-04-14 | 1979-08-21 | Union Carbide Corporation | Prosthetic devices having coatings of selected porous bioengineering thermoplastics |
US4186190A (en) * | 1978-11-13 | 1980-01-29 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy | Method of treating burns using a poly-ε-caprolactone |
US4338926A (en) * | 1980-11-21 | 1982-07-13 | Howmedica, Inc. | Bone fracture prosthesis with controlled stiffness |
US4416028A (en) * | 1981-01-22 | 1983-11-22 | Ingvar Eriksson | Blood vessel prosthesis |
US4906474A (en) * | 1983-03-22 | 1990-03-06 | Massachusetts Institute Of Technology | Bioerodible polyanhydrides for controlled drug delivery |
FI69402C (fi) | 1983-09-20 | 1986-02-10 | Materials Consultants Oy | Osteosyntesanordning |
US4610870A (en) * | 1984-10-05 | 1986-09-09 | E. R. Squibb & Sons, Inc. | Controlled release formulation |
FI75493C (fi) | 1985-05-08 | 1988-07-11 | Materials Consultants Oy | Sjaelvarmerat absorberbart osteosyntesmedel. |
US4735804A (en) * | 1985-05-10 | 1988-04-05 | Merck & Co., Inc. | Drug delivery device which can be retained in the stomach for a controlled period of time |
US4702917A (en) * | 1985-11-18 | 1987-10-27 | Research Triangle Institute | Porous bioabsorbable polyesters |
KR900000254B1 (ko) * | 1986-05-12 | 1990-01-24 | 신에쯔까 가가꾸 고우교우 가부시끼가이샤 | 의약용 경질 캅셀의 제조방법과 그 제조장치 |
FI81010C (fi) | 1986-09-05 | 1990-09-10 | Biocon Oy | Stoedstruktur foer bentransplantat. |
JPS6368155A (ja) | 1986-09-11 | 1988-03-28 | グンゼ株式会社 | 骨接合ピン |
FI81498C (fi) | 1987-01-13 | 1990-11-12 | Biocon Oy | Kirurgiska material och instrument. |
US4844906A (en) * | 1987-03-25 | 1989-07-04 | Kv Pharmaceutical Company | Tamper evident pharmaceutical capsule |
JPH0431072Y2 (es) | 1988-03-14 | 1992-07-27 | ||
US5447966A (en) * | 1988-07-19 | 1995-09-05 | United States Surgical Corporation | Treating bioabsorbable surgical articles by coating with glycerine, polalkyleneoxide block copolymer and gelatin |
US5502158A (en) * | 1988-08-08 | 1996-03-26 | Ecopol, Llc | Degradable polymer composition |
US5118569A (en) | 1988-09-02 | 1992-06-02 | Teijin Limited | Reinforcement sheet |
FI85223C (fi) | 1988-11-10 | 1992-03-25 | Biocon Oy | Biodegraderande kirurgiska implant och medel. |
US4927410A (en) * | 1988-11-18 | 1990-05-22 | University Of South Florida | Method for fabricating prosthesis material |
GB8903464D0 (en) * | 1989-02-15 | 1989-04-05 | Joint Replacement Instrumentat | Coated femoral prosthesis |
AU651084B2 (en) * | 1990-01-30 | 1994-07-14 | Akzo N.V. | Article for the controlled delivery of an active substance, comprising a hollow space fully enclosed by a wall and filled in full or in part with one or more active substances |
US5290494A (en) * | 1990-03-05 | 1994-03-01 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Process of making a resorbable implantation device |
GB2247711B (en) | 1990-08-13 | 1994-03-23 | Gunze Kk | Device for holding slidable member |
US5032671A (en) * | 1990-09-04 | 1991-07-16 | Arco Chemical Technology, Inc. | Preparation of lactone polymers using double metal cyanide catalysts |
ATE139126T1 (de) * | 1990-09-10 | 1996-06-15 | Synthes Ag | Membran für knochenregenerierung |
SE9100610D0 (sv) * | 1991-03-04 | 1991-03-04 | Procordia Ortech Ab | Bioresorbable material for medical use |
EP0523926A3 (en) * | 1991-07-15 | 1993-12-01 | Smith & Nephew Richards Inc | Prosthetic implants with bioabsorbable coating |
US5389412A (en) | 1991-07-31 | 1995-02-14 | Gunze Limited | Thermoplastic polyimide tubular film |
US5383931A (en) * | 1992-01-03 | 1995-01-24 | Synthes (U.S.A.) | Resorbable implantable device for the reconstruction of the orbit of the human skull |
US5876452A (en) * | 1992-02-14 | 1999-03-02 | Board Of Regents, University Of Texas System | Biodegradable implant |
CA2117379C (en) * | 1992-02-14 | 1999-11-16 | Kypriacos A. Athanasiou | Multi-phase bioerodible implant/carrier and method of manufacturing and using same |
US5939467A (en) * | 1992-06-26 | 1999-08-17 | The Procter & Gamble Company | Biodegradable polymeric compositions and products thereof |
CA2152617C (en) | 1992-12-24 | 2001-10-16 | Arthur C. Perry | Device for orbital implant |
WO1994014390A1 (en) * | 1992-12-24 | 1994-07-07 | Orbital Implant Technology | Device for orbital implant |
JP3072495B2 (ja) | 1993-02-05 | 2000-07-31 | グンゼ株式会社 | 植毛部材 |
US5419968A (en) | 1993-02-16 | 1995-05-30 | Gunze Limited | Surface-hydrophilized fluororesin moldings and method of producing same |
US5502092A (en) * | 1994-02-18 | 1996-03-26 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Biocompatible porous matrix of bioabsorbable material |
US5584880A (en) | 1994-04-28 | 1996-12-17 | Martinez; Miguel | Orbital implant |
US5814057A (en) | 1994-06-03 | 1998-09-29 | Gunze Limited | Supporting element for staple region |
JP2987064B2 (ja) | 1994-09-12 | 1999-12-06 | グンゼ株式会社 | 人工硬膜 |
ES2155534T3 (es) * | 1994-10-12 | 2001-05-16 | Focal Inc | Administracion dirigida por medio de polimeros biodegradables. |
US5716413A (en) | 1995-10-11 | 1998-02-10 | Osteobiologics, Inc. | Moldable, hand-shapable biodegradable implant material |
US5919234A (en) * | 1996-08-19 | 1999-07-06 | Macropore, Inc. | Resorbable, macro-porous, non-collapsing and flexible membrane barrier for skeletal repair and regeneration |
US6162537A (en) * | 1996-11-12 | 2000-12-19 | Solutia Inc. | Implantable fibers and medical articles |
WO1999045067A1 (fr) * | 1998-03-05 | 1999-09-10 | Mitsui Chemicals, Inc. | Composition a base d'acide polylactique et son film |
-
1997
- 1997-12-03 JP JP52587698A patent/JP2001505114A/ja active Pending
- 1997-12-03 WO PCT/US1997/022552 patent/WO1998024483A2/en active IP Right Grant
- 1997-12-03 AU AU55968/98A patent/AU5596898A/en not_active Abandoned
- 1997-12-03 CA CA002274004A patent/CA2274004A1/en not_active Abandoned
- 1997-12-03 ES ES97952332T patent/ES2238736T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1997-12-03 DE DE69732721T patent/DE69732721T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1997-12-03 EP EP97952332A patent/EP1018982B1/en not_active Expired - Lifetime
-
1999
- 1999-05-05 US US09/305,546 patent/US6514286B1/en not_active Expired - Lifetime
-
2003
- 2003-01-28 US US10/353,719 patent/US20030114937A1/en not_active Abandoned
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
CA2274004A1 (en) | 1998-06-11 |
US6514286B1 (en) | 2003-02-04 |
AU5596898A (en) | 1998-06-29 |
DE69732721D1 (de) | 2005-04-14 |
JP2001505114A (ja) | 2001-04-17 |
DE69732721T2 (de) | 2006-05-18 |
WO1998024483A2 (en) | 1998-06-11 |
EP1018982A4 (en) | 2002-06-26 |
EP1018982B1 (en) | 2005-03-09 |
WO1998024483A3 (en) | 1998-10-22 |
EP1018982A2 (en) | 2000-07-19 |
US20030114937A1 (en) | 2003-06-19 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
ES2238736T3 (es) | Pelicula polimerica biodegradable. | |
US5502092A (en) | Biocompatible porous matrix of bioabsorbable material | |
Maquet et al. | Design of macroporous biodegradable polymer scaffolds for cell transplantation | |
US20090069904A1 (en) | Biomaterial including micropores | |
CN101474430B (zh) | 一种生物活性组织再生膜及其制备方法 | |
US8518123B2 (en) | System and method for tissue generation and bone regeneration | |
ES2256420T3 (es) | Medio de andamiaje tisular poroso para la reparacion y regeneracion de tejido dermico. | |
EP1504776A1 (en) | Member for regenerating joint cartilage and process for producing the same, method of regenerating joint cartilage and aritficial cartilage for transplantation | |
EP1662973A2 (en) | Acellular matrix implanted into an articular cartilage or osteochondral lesion protected with a biodegradable polymer modified to have extended polymerization time and methods for preparation and use thereof | |
WO2006053291A2 (en) | Tissue scaffold | |
JP2010519996A (ja) | Ecmを含むメッシュ | |
EP1049423B1 (en) | Biocompatible structure comprising means for enhanced fibrovascular ingrowth | |
KR100737167B1 (ko) | 조직공학용 다공성 뼈-연골 복합 지지체의 제조 방법 | |
EP3934707B1 (en) | Biodegradable mesh implant for soft tissue repair, in particular hernia repair | |
Dutra et al. | Implantable medical devices and tissue engineering: An overview of manufacturing processes and the use of polymeric matrices for manufacturing and coating their surfaces | |
US7976860B2 (en) | Implant and process for its production | |
AU2020297034B2 (en) | An implant comprising a collagen membrane | |
Thomas et al. | Tissue Engineering Systems | |
Rohner et al. | Reconstruction of Craniofacial Defects with Bone-Marrow-Coated Polycaprolactone Scaffolds—An Animal Study in the Yorkshire Pig |