ES2263112T3 - Dispositivos implantables reforzados. - Google Patents

Dispositivos implantables reforzados.

Info

Publication number
ES2263112T3
ES2263112T3 ES04251800T ES04251800T ES2263112T3 ES 2263112 T3 ES2263112 T3 ES 2263112T3 ES 04251800 T ES04251800 T ES 04251800T ES 04251800 T ES04251800 T ES 04251800T ES 2263112 T3 ES2263112 T3 ES 2263112T3
Authority
ES
Spain
Prior art keywords
composition
biodegradable
poly
wax
aliphatic polyester
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
Application number
ES04251800T
Other languages
English (en)
Inventor
Jenny Yuan
Joseph H Contiliano
Yufu Li
Zhigang Li
Mark B Roller
Murty N Vyakarnam
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Ethicon Inc
Original Assignee
Ethicon Inc
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Ethicon Inc filed Critical Ethicon Inc
Application granted granted Critical
Publication of ES2263112T3 publication Critical patent/ES2263112T3/es
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

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
    • 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
    • A61L31/12—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material
    • A61L31/125—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix
    • A61L31/127—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix containing fillers of phosphorus-containing inorganic 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
    • 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
    • A61L31/12—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material
    • A61L31/125—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L31/148—Materials at least partially resorbable by the body
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S525/00—Synthetic resins or natural rubbers -- part of the class 520 series
    • Y10S525/937—Utility as body contact e.g. implant, contact lens or I.U.D.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Composite Materials (AREA)
  • Materials Engineering (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Inorganic Chemistry (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Reinforced Plastic Materials (AREA)
  • Compositions Of Macromolecular Compounds (AREA)

Abstract

Una composición biodegradable, biocompatible, adecuada para el uso en dispositivos médicos implantables, que comprende: un polímero biodegradable, biocompatible, una cera biodegradable, biocompatible: y más del 30 por ciento en peso de un material inorgánico de carga.

Description

Dispositivo implantables reforzados.
Campo de la invención
La presente invención se refiere a materiales biodegradables, biocompatibles, reforzados, adecuados para su utilización en la fabricación de dispositivos médicos implantables (IMD) y dispositivos médicos implantables biodegradables fabricados, al menos en parte, con tales materiales.
Antecedentes de la invención
Los dispositivos médicos implantables (IMD) se han usado ampliamente desde hace más de 40 años en distintas aplicaciones quirúrgicas. Por ejemplo, en las operaciones de fijación de fracturas, los IMD se utilizan para solucionar fracturas óseas uniendo una barra o placa o celda de refuerzo a un hueso fracturado de manera que los extremos rotos se puedan estabilizar para promover la fusión y la curación consecuente. En el área de la medicina deportiva, los IMD se utilizan para reparar y agrandar tejidos blandos, tales como el reemplazo del ligamento cruzado anterior (ACL). Los IMD, tales como tornillos, se usan para fijar autos injertos, injertos alogénicos, injertos heterólogos o fragmentos de hueso a la estructura ósea de un paciente. En el caso del procedimiento ACL, el ACL desgarrado se reemplaza insertando un IMD en forma de un tornillo de interferencia en un túnel en el hueso para asegurar un extremo de un injerto de reemplazo en su lugar.
A menudo se han utilizado implantes metálicos debido a su rigidez y resistencia elevadas. Sin embargo, varios temas permanecen pendientes. Los implantes metálicos, que son mucho más rígidos que el hueso, se convierten en el miembro principal de soporte de cargas con lo cual protegen al hueso de los esfuerzos, lo que produce una protección de esfuerzos indeseable. A menudo es necesario efectuar un segundo procedimiento quirúrgico para eliminar implantes metálicos después de que se hayan sanado los tejidos óseos.
El uso de materiales biodegradables, materiales que se degradan en el cuerpo y que a continuación son absorbidos o bien excretados del cuerpo, tiene el potencial de eliminar la necesidad de una segunda operación y ayudar a aliviar los efectos negativos de la protección de esfuerzos. Se han usado como IMD materiales poliméricos biodegradables en forma de espigas, barras, anclajes, tornillos, grapas y sujetadores en una variedad de aplicaciones médicas. Sin embargo, la rigidez y la resistencia relativamente bajas de los dispositivos biodegradables, en comparación con los implantes metálicos, ha limitado su utilización a las aplicaciones de soporte de cargas bajas o a las aplicaciones que no tienen soporte de cargas.
Se han utilizado cargas inorgánicos como refuerzo para mejorar las propiedades mecánicas de los materiales poliméricos biodegradables. Se estudiaron los homopolímeros y copolímeros de los ácidos L-láctico, DL-láctico y glicólico reforzados con fosfato tricálcico que varía de 0 a 40 por ciento en peso. Típicamente, los compuestos de esta naturaleza exhiben una rigidez incrementada, pero son frágiles de manera característica.
En la patente norteamericana número 6.165.486 (de Marra et al.), se incorporaron gránulos de hidroxiapatito (HA) en mezclas de poli(caprolactona) y ácido poli(D,L-láctico-co-glicólico) para reemplazar, agrandar o servir como sustituto de tejidos duros tales como hueso. Marra enseña que se puede incorporar HA, en el rango de aproximadamente 0 a 25 por ciento en peso, en la composición. Marra también establece, "Si el tejido que se va a reemplazar, agrandar o sustituir o el dispositivo que está siendo formado no se beneficia de la incorporación de un componente mineralizado, es aconsejable omitir sustancialmente el hidroxiapatito de la mezcla. Esto es debido a que la incorporación de hidroxiapatito produce un dispositivo más "frágil". Es deseable una cantidad mínima, o nula, de hidroxiapatito cuando las características de fragilidad hacen que el dispositivo ó artículo sea menos útil, por ejemplo, suturas, anclajes, sistemas de fijación tales como suturas, anclajes de sutura, grapas, puntas quirúrgicas, clips, placas y tornillos. También es aconsejable evitar las grandes concentraciones (es decir, por encima del 10 por ciento en peso) de hidroxiapatito en las aplicaciones de tejido blando, tales como el tejido utilizado para sustituir o agrandar el tejido del pecho".
Debido a la fragilidad inherente y a la baja resistencia de estos materiales, a menudo se han utilizado polímeros biodegradables reforzados con cargas cerámicos en aplicaciones sin soporte de cargas o bajo soporte de cargas, tales como cargas o cemento de huesos.
El documento EP-A-0 714 666 (Ethicon, Inc.) muestra un compuesto biocompatible que comprende (a) una primera fase absorbente que comprende un polímero formado de monómeros alifáticos de lactona seleccionados de entre glicolido, lactido (l, d, dl, meso), p-diaxonona, carbonato trimetileno, epsilon-caprolactona, delta-valerolactona, beta-butirolactona, epsilon-decalactona, 2,5-dicetomorfoline, pivalolactona, alfa, alfa-dietilpropiolactona, carbonato de etileno, oxalato de etileno, 3-metil-1,4-dioxan-2,5-diona, 3,3-dietil-1,4-dioxan-2,5-diona, gamma-butirolactona, 1,4-dioxepan-2-ona, 1,5-dioxepan-2-ona, 1,4-dioxan-2-ona, 6,8-dioxabiciclooctano-7-ona, y copolímeros y mezclas de los mismos, y (b) una segunda fase absorbente que comprende un tejido duro osteoconductor u osteoinductivo que contiene calcio, compuesto en polvo no fibroso que comprende un material que tiene la fórmula:
M^{2+}{}_{10-n} \ N^{1+}{}_{2n} \ (ZO_{4}{}^{3-})_{6} \ m \ Y^{x-}
\newpage
en la cual n = 1 - 10 y m = 2, cuando x = 1 y/o m = 1 cuando x = 2, M y N son metales alcalinotérreos o álcalis (preferiblemente, calcio, magnesio, sodio, cinc o potasio), ZO_{4} es un radical ácido en el que Z es preferiblemente, fósforo, arsénico, vanadio, sulfuro o silicio, o está sustituido en su totalidad o en parte por carbonato (CO_{3}^{2-}), e Y es un anión (preferiblemente, un halogenuro, hidróxido o carbonato).
El documento US-A-5 955 529 (Imai et al) muestra un material biodegradable que comprende como componentes esenciales un polímero (A) basado en ácido láctico que consiste en unidades estructurales (a) derivadas de componentes del ácido láctico y de unidades estructurales de poliéster (b) derivadas de los componentes del ácido dicarboxílico y componentes dioles, siendo la relación en pesos de (a/b) de 98/2 a 20/80, y un compuesto (B) en base a fosfato cálcico, en el que la relación en pesos de (A/B) es de 99/1 a 30/70. En otras ciertas realizaciones, el material biodegradable comprende, en lugar del compuesto (B), un glicol de polietileno y/o poli(N-vinilpirrolidona) (C), en el que la relación en peso de (A)/(C) es de 95/5 a 50/50. En otras ciertas realizaciones del material biodegradable comprende un compuesto (B) en base a fosfato cálcico, así como glicol de polietileno y/o poli(N-vinilpirrolidona) (C), en el que la relación en peso de (A)/(B) + (C) es de 99/1 a 50/50.
En otro aspecto de los procedimientos médicos, el movimiento de una superficie de un dispositivo implantable con respecto al tejido es importante para reducir daños al material de la superficie así como al tejido. El daño al tejido como resultado de esta fricción por roce de tejido produce inflamación y dolor al paciente y conduce a un tiempo de recuperación más largo. La elevada fricción entre el material de la superficie y la sangre puede producir coágulos y la oclusión subsiguiente de un vaso sanguíneo. La fricción también puede dañar el material, con lo cual lo hace inefectivo o acorta su vida útil.
En resumen, la fragilidad inherente y la elevada rigidez de los sistemas compuestos biodegradables conocidos hasta la fecha han limitado su utilidad en las aplicaciones de ciertos IMD. Además, existe una necesidad de procedimientos para reducir el roce del dispositivo en compuestos biodegradables IMD al mismo tiempo que se mantiene la naturaleza degradable de los dispositivos.
Sumario de la invención
La presente invención se refiere a composiciones biodegradables, reforzadas, biocompatibles, adecuadas para su uso en dispositivos médicos implantables y en dispositivos médicos fabricados, al menos en parte, de composiciones de este tipo, en los que las composiciones comprenden un polímero biocompatible, biodegradable; una cera biocompatible, biodegradable; y más del 30 por ciento en peso de un material de carga inorgánica. Los dispositivos de acuerdo con la presente invención contienen niveles relativamente altos de material de carga en comparación con los dispositivos convencionales y poseen propiedades tales como buen alargamiento a la rotura, es decir, son flexibles y son no frágiles, y tienen alta lubricidad.
Breve descripción de las figuras
La figura 1 es una curva de tensión - deformación de los ensayos de tracción de cuatro materiales diferentes.
La figura 2 es un dispositivo médico de la presente invención.
Descripción detallada de la invención
La presente invención se refiere a composiciones de compuestos poliméricos biodegradables, biocompatibles, que poseen un alargamiento a la rotura mejorado y una fricción superficial más baja. Además del polímero biodegradable, biocompatible adecuado para su uso en dispositivos médicos, las composiciones comprenden un componente de cera polimérico y más del aproximadamente 30 por ciento en peso de un material de carga inorgánica utilizado con el propósito de proporcionar propiedades de refuerzo a los materiales cuando se utilizan en la fabricación de dispositivos médicos. La invención también se refiere a dispositivos médicos implantables que están fabricados, al menos en parte, de tales composiciones y que poseen propiedades tales como buen alargamiento a la rotura, es decir, son flexibles y no son frágiles, y alta lubricidad.
Los dispositivos médicos implantables en los que pueden ser útiles las composiciones de la presente invención incluyen, pero no están limitados a, placas de fijación de huesos maxilofaciales absorbibles, tornillos absorbibles de huesos y otros dispositivos de fijación, clips quirúrgicos absorbibles y grapas, dispositivos absorbibles con articulaciones vivas, y barras y tornillos absorbibles de fijación de huesos. También existe potencial en aplicaciones en las que dos superficies articulantes se llevan una junto a la otra y precisan una cierta lubricidad, tal como construcciones de remaches/espigas y manguitos expandibles o dispositivos de collarín.
Con el fin de poseer propiedades de volumen adecuadas para su proceso en dispositivos médicos, los materiales compuestos preferiblemente comprenden una fase polimérica biodegradable, estando dispersados la carga inorgánica y los componentes de cera biodegradable sustancialmente homogéneamente en su conjunto. Los componentes individuales se pueden mezclar unos con los otros de manera que la carga y la cera se encuentren dispersados homogéneamente en la fase polimérica. A continuación, tales mezclas pueden ser procesadas adicionalmente por procedimientos estándar de producción de compuestos, por ejemplo, extrusión o producción de compuestos por lotes, seguido por troceado del material de los compuestos para formar pastillas y similares de la mezcla homogénea. A continuación, las pastillas se pueden utilizar para preparar dispositivos médicos de acuerdo con la invención, por ejemplo por extrusión o por moldeo por compresión. Alternativamente, los componentes individuales se pueden añadir directamente a los aparatos de formación de compuestos y de moldeado, por ejemplo, un extrusor que tiene la configuración adecuada de tornillo de mezcla para mezclar homogéneamente los componentes en el cañón de extrusión, disponiendo el extrusor del troquel adecuado para formar dispositivos médicos de acuerdo con la invención. Una vez que haya conseguido los beneficios de esta exposición, un especialista en la técnica podrá seleccionar los parámetros adecuados y el aparato específico requerido para la mezcla particular de componentes y el dispositivo médico que se está
fabricando.
La fase polimérica continua comprende un polímero biodegradable, biocompatible, de alto peso molecular. Los polímeros de alto peso molecular que se definen en la presente memoria descriptiva comprenden polímeros con una viscosidad inherente (IV) mayor de 2,0 dl/g cuando se mide en cloroformo a 25ºC. Con el término biodegradable se quiere decir que el polímero puede ser degradado o roto de otra manera en el cuerpo, de forma que los componentes del polímero degradado puedan ser absorbidos o expulsados del cuerpo de otra manera.
Ejemplos de polímeros biodegradables, biocompatibles adecuados que se podrían usar de acuerdo con la presente invención incluyen, sin limitación, polímeros seleccionados del grupo que comprende poliesteres alifáticos, poli(aminoácidos), copoli(éter-ester), oxalatos de polialquilenos, poliamidas, poli(etilen glicol), poli(iminocarbonatos), poliortoesteres, polioxaesteres, poliamidoesteres, polioxaesteres que contienen grupos amino, poli(anhídridos), polifosfacenos, biopolímeros y copolímeros y mezclas de los mismos.
Poliesteres alifáticos útiles de acuerdo con la presente invención incluyen, pero no están limitados a, homopolímeros y copolímeros de lactidas (que incluyen ácido láctico, D-, L- y mesolactida), glicolido (incluyendo ácido glicólico), epsilon-caprolactona, para-dioxanona (1,4-dioxan-2-ona), carbonato trimetileno (1,3-dioxan-2-ona), derivados alcalinos de carbonato trimetileno, poliesteres monoglicéridos y mezclas polímeras de los mismos.
Los polímeros preferentes utilizados en la invención comprenden homopolímeros de lactida (PLA) y homopolímeros de glicolido (PGA). Más preferentes son los copolímeros de PLA y PGA (PLGA), comprendiendo tales copolímeros aproximadamente de 80 a aproximadamente 95 por ciento molar de PLA.
El componente de cera de la presente invención es un polímero biodegradable, biocompatible, de bajo peso molecular con un bajo coeficiente de fricción. Los polímeros de bajo peso molecular que se definen en la presente memoria descriptiva y a continuación comprenden polímeros con una Viscosidad inherente (IV) menor de 0,7 dl/g cuando se mide en cloroformo a 25ºC. Preferiblemente, la IV se encuentra entre 0,3 y 0,5 dl/g cuando se mide en cloroformo a 25ºC. Para los propósitos de esta invención, se define una cera como un polímero que es sólido a la temperatura ambiente, tiene un punto de fusión relativamente bajo, por ejemplo, preferiblemente inferior a 100ºC, que es deslizante y plástico y que es fluido cuando se funde.
Ejemplos de ceras biodegradables, biocompatibles adecuadas que se pueden utilizar incluyen, sin limitación, polímeros de bajo peso molecular seleccionados del grupo que comprende poliesteres alifáticos, poli(aminoácidos), copoli-(eter-esteres), oxalatos polialquilenos, poliamidas, poli(etilen glicol), poli(iminocarbonatos), poliortoesteres, polioxaesteres, poliamidoesteres, polioxaesteres que contienen grupos amino, poli(anhídridos), polifosfacenos, biopolímeros y copolímeros y mezclas de los mismos.
Los poliesteres alifáticos que se pueden convertir en una cera, como se define en la presente memoria descriptiva, incluyen, pero no están limitados a, homopolímeros y copolímeros de lactida (incluyendo ácido láctico, lactida D-,
L- y meso), glicolido (incluyendo ácido glicólico), \varepsilon-caprolactona, para-dioxanona (1,4-dioxan-2-ona), carbonato trimetileno (1,3-dioxan-2-ona), derivados alcalinos del carbonato trimetileno, poliesteres monoglicéridos y mezclas de los mismos.
Por ejemplo, los materiales poliesteres monoglicéridos (MGPE) adecuados para esta invención incluyen ceras de poliéster alifático biodegradable, biocompatible hechos por la policondensación de glicéridos de monoalcanol y ácidos dicarboxílicos comunes. Estos MGPE tienen una columna de poliéster alifático con grupos esteres ácidos grasos colgantes y presentan unos puntos de fusión relativamente bajos (T_{m} < 100ºC). Ceras preferidas preferiblemente tienen un punto de fusión menor de aproximadamente 80ºC, más preferiblemente de, aproximadamente, 45ºC a
60ºC.
Entre los materiales de ceras preferentes se encuentran los copolímeros de lactida (PLA) y glicolido (PGA) (PLGA); epsilon-caprolactona (PCL) y lactida (PCLA); y epsilon-caprolactona y para-dioxanona (PDO) (PCDO). Un material de cera preferente es un copolímero 95 por ciento molar de PCL y aproximadamente 5 por ciento molar de PDO (95/5 PCDO).
El material de cera más preferente comprende un copolímero de epsilon-caprolactona y glicolido. Esta familia de polímeros se muestra más completamente en la patente norteamericana número 4.994.074. Más preferentes son los polímeros que comprenden, aproximadamente, 90 por ciento molar de epsilon-caprolactona (PCL) y el 10 por cientomolar de glicolido (PGA) (90/10 PCGA).
\newpage
Las cargas inorgánicas biodegradables, biocompatibles de la actual invención pueden ser polvos finos de compuestos cerámicos que comprenden fosfato mono, di, tri, \alpha-tri, \beta-tri, y tetracálcico, hidroxiapatito, fluorapatito, sulfatos cálcicos, fluoruros cálcicos, óxidos de calcio, carbonatos cálcicos, fosfatos de magnesio y calcio, biovidrios o mezclas de los mismos.
Como se ha indicado más arriba, los materiales compuestos de esta invención se pueden procesar por fusión por numerosos procedimientos para preparar una amplia disposición de dispositivos útiles. Las composiciones pueden ser moldeadas por inyección o por compresión para producir dispositivos médicos implantables para distintas aplicaciones quirúrgicas. Ejemplos de tales dispositivos incluyen barras, placas o celdas de refuerzo utilizadas para ayudar en la estabilización de huesos fracturados. Los dispositivos también incluyen dispositivos de fijación, por ejemplo, tornillos, espigas y anclas, y manguitos de expansión o dispositivos de collarín, todos ellos utilizados para reparar y/o agrandar tejidos blandos o para fijar auto injertos, injertos alogénicos, injertos heterólogos, o fragmentos de huesos a la estructura del hueso de un paciente.
La figura 2 es un dispositivo médico ejemplar formado usando la composición de la presente invención. El dispositivo es un anclaje de ligamento de injerto. El diseño de los componentes de anclaje se muestra en la solicitud de patente norteamericana número 09/966766, titulada "Anclaje de Ligamento de Injerto y procedimiento para unir un ligamento de anclaje a un hueso", presentada el 28 de septiembre de 2001 y publicada como el documento US-A-2002/0072797. El anclaje comprende una vaina 400 que se puede expandir radialmente y un elemento 700 de expansión de la vaina. Otros dispositivos en los que se pueden utilizar composiciones de la presente invención serán fácilmente evidentes a aquellos especialistas en la técnica una vez que tengan el beneficio de esta exposición.
Distintos agentes bioactivos, tales como proteínas (incluyendo péptidos de cadena corta), agentes de crecimiento, agentes quemostáticos, y agentes terapéuticos se pueden añadir al polímero o cera antes o durante el momento de la mezcla para hacer el dispositivo médico implantable de la presente invención. En general, los agentes bioactivos que se pueden administrar por medio de composiciones farmacéuticas de la invención incluye, sin limitación, anti infecciosos, tales como agentes antibióticos y antivirales; analgésicos y combinaciones de analgésicos; anoréxicos, antihelmíticos; antiartríticos; agentes antiasmáticos; anticonvulsión; antidepresivos; agentes antidiuréticos; antidiarreicos; antihistamínicos; agentes antinflamatorios; preparaciones antimigraina; antinauseas; antineoplásticos; drogas antiparkinson; antipruritos; antisicóticos; antipiréticos; antiespasmódicos; anticolinérgicos; simpatomiméticos; derivados del santine; preparaciones cardiovasculares incluyendo bloqueadores de canal de calcio y beta bloqueadores tales como pindolol y antiarrítmicos; antihipertensivos; diuréticos; vasodilatadores, incluyendo estimulantes coronarios generales, periféricos y cerebrales, estimulantes del sistema nervioso central; preparaciones contra la tos y el resfriado, incluyendo descongestivos; hormonas tales como extradiol y otros esteroides, incluyendo corticosteroides; hipnóticos, inmunosupresores tales como rapamicin; relajantes musculares; parasimpatolíticos, psicoestimulantes; sedantes; tranquilizantes; proteínas derivadas naturales o de diseño genético, factores de crecimiento, polisacáridos, glicoproteinas o lipoproteínas; oligonucleicos; anticuerpos, antígenos; colinérgicos; quematoterapeúticos; hemostáticos; agentes de disolución de trombos; agentes radioactivos; y citostáticos.
Los factores de crecimiento incluyen proteínas morfogénicas (por ejemplo, BMPs 1-7), proteínas similares a la morfogenética del hueso (por ejemplo, GFD-5, GFD-7 y GFD-8), factores de crecimiento epidermal (EGF), factores de crecimiento fibroblástico (por ejemplo, FG 1-9), factores de crecimiento derivado de las plaquetas (PDGF), factores de crecimiento similares a la insulina (IGF-I y IGF-II), factores de crecimiento de transformación (por ejemplo,
TGF-\beta 1-3) y factor de crecimiento endoterial bascular (VEGF).
Los siguientes ejemplos son ilustrativos de los principios y de la práctica de esta invención, aunque no se limitan a la misma. Numerosas realizaciones adicionales dentro del alcance y del espíritu de la invención serán evidentes a aquellos especialistas en la técnica una vez que tengan el beneficio de esta exposición. A no ser que se establezca lo contrario, la Viscosidad Inherente (IV) de los polímeros y las ceras que se muestran en la presente memoria descriptiva se midieron en cloroformo a 25ºC.
Ejemplo 1 Realización de una mezcla de composición de hidroxiapatida (HA), poli(epsilon-caprolactona) (PCL) y un copolímero de lactida (PLA) y glicolido (PGA) 65/35, o poli(DL-lactida-co-glicolido) 65/35 (65/35 PLGA)
91,5 gramos de HA (Aldrich, Milwaukee, WI), 36,6 gramos de PLGA 65/35 (BPI, Birmingham Polymers Ins., Birmingham, AL., IV = 0,66 dl/g) y 238,0 gramos de PCL (Aldrich, Milwaukee, WI, peso molecular 42.500 - 65.000) se pesaron por separado. La relación en peso resultante de los tres componentes fue de 25/10/65. Un modelo REE6 Prep-Mixer /Brabender, South Hakensack, NJ) con hojas de leva se eligió para realizar el compuesto de la mezcla. Los PLGA, PCL y HA se alimentaron secuencialmente al recipiente de mezcla.
Las condiciones del proceso de realización del compuesto fueron los siguientes: 1) se precalentó el mezclador hasta 180ºC, 2) se estableció la velocidad de las hojas en 50 rpm, y 3) el tiempo de mezcla fue de 15 minutos después de que todos los materiales fuesen alimentados. Después de realizar el compuesto, se enfrió la mezcla y se molió utilizando una muela Wiley. El material pulverizado a continuación se secó en un horno de vacío a 55ºC durante 48 horas bajo un vacío de 1 Torr y a continuación se almacenó a la temperatura ambiente bajo vacío para el procesamiento futuro.
Ejemplo 2 Moldeo por inyección de probetas para ensayo de tracción utilizando el material compuesto en el Ejemplo 1
Probetas de ensayo de tracción (ASTM tipo V) del material hecho en el ejemplo 1 se formaron por moldeo por inyección utilizando una máquina de moldeo por inyección de 36,56 toneladas (modelo NN35M14, Niigata LTD, Japón). Las condiciones de proceso fueron como sigue: 1) perfil de temperatura 200, 230, 230, 220ºC desde la parte trasera hasta la boquilla, 2) presión de inyección 183 676 kPa, 3) presión de mantenimiento 144 562 kPa, 4) la velocidad de inyección se estableció en 200 mm/segundo, 5) tiempo total de inyección y segmentos de mantenimiento 2,5 segundos, y 6) tiempo de enfriamiento 25 segundos.
Ejemplo 3 Realización de un compuesto de una mezcla compuesta de fosfato tricálcico (TCP), polímero poli (lactida) (PLA) y una cera 90/10 de épsilon-caprolactona (PCL) y glicolido (PGA) o 90/10 poli(caprolactona-co-glicolido) (90/10 PCGA)
El polímero PLA (Purac, Gorinchem, Holanda, IV = 2,37 g/dl) y cera 90/10 PCGA (Ethicon, Incorporated, Somerville, NJ, IV = 0,3-0,5 g/dl) se premezclaron en seco con una relación en peso de 61/9. Un extrusor de 18 mm. de tornillos gemelos (Modelo micro 18 GL/35, Leistritz, Somerville, NJ) en rotación conjunta se utilizó en el proceso de formación del compuesto. La premezcla PLA/PCGA se alimentó usando un alimentador gravimétrico con una velocidad de alimentación de 1,574 kg/h. El polvo TCP (CAM Implants, Leiden, Holanda) se alimentó utilizando un segundo alimentador gravimétrico con una velocidad de alimentación de 0,694 kg/h. La mezcla resultante era del 30 por ciento en peso de TCP, 6,3 por ciento en peso de PCGA y 63,7 por ciento en peso de PLA (o 30/70 TCP/(9/91(PCGA)/PLA).
Las condiciones de proceso de formación de compuesto, utilizando un diseño de tornillo de cizalla media fueron como sigue: 1) perfil de temperatura de la tolva al troquel fue 100, 195, 195, 195, 190, 190, 190ºC, 2) velocidad de tornillo 150 rpm, 3. Velocidad total de alimentación 2,268 kg/h, 4) presión de fusión aproximadamente 4344 kPa, y 5) par aproximadamente 38 por ciento. El extraído se enfrió utilizando un transportador con aire acondicionado, se convirtió en pastillas y se almacenó a una temperatura ambiente bajo vacío para futuro procesamiento.
Ejemplo 4 Realización de un compuesto de una mezcla de poli(lactida) (PLA), y una cera 90/10 de epsilon-caprolactona (PCL) y glicolido (PGA), o 90/10 poli(caprolactona-co-glicolido) (90/10 PCGA)
El polímero PLA y la cera PCGA 90/10 como se describe en el ejemplo 3 se premezclaron en seco con una relación en peso de 91/9. El extrusor de tornillo gemelo de rotación conjunta del ejemplo 3 se utilizó en el proceso de formación del compuesto. La premezcla de PLA/PCGA se alimentó utilizando un alimentador gravimétrico con una velocidad de alimentación de 2,268 kg/h.
Las condiciones de proceso de formación de compuesto, utilizando un diseño de tornillo de cizalla de baja a media, fueron los mismos que en el ejemplo 3, excepto en que la presión de fundido fue de aproximadamente 4482 kPa y el par fue de aproximadamente el 32 por ciento. El extruído se enfrió utilizando un transportador de aire acondicionado, se convirtió en pastillas y se almacenó a temperatura ambiente bajo vacío para procesamiento futuro. La mezcla resultante fue 91/9 PLA/(90/10 PCGA).
Ejemplo 5 Realización de una mezcla de un compuesto de fosfato tricálcico y polímero poli(lactida) (PLA)
Se utilizaron los polímeros PLA y TCP como se describe en el ejemplo 3, así como el extrusor de tornillo gemelo de rotación conjunta de 18 mm. Se alimentó el PLA utilizando un alimentador gravimétrico con una velocidad de alimentación de 0,9485 kg/h. El polvo TCP se alimentó utilizando un segundo alimentador gravimétrico con una velocidad de alimentación de 0,412 kg/h. La mezcla resultante fue del 30 por ciento en peso de TCP y el 70 por ciento en peso de PLA (30/70 TCP/PLA).
Las condiciones del proceso de formación de compuesto, utilizando un diseño de tornillo de cizalla de baja a media, fueron como sigue: 1) perfil de temperatura de la tolva al troquel fue 190, 200, 190, 190, 190, 200, 200ºC, 2) velocidad de tornillo 250 rpm, 3) velocidad de alimentación total 1,361 kg/h, 4) presión de fundido aproximadamente 11.721 kPa, y 5) par aproximadamente 85 por ciento. El extruído se enfrió utilizando un transportador con aire de enfriamiento, se convirtió en pastillas y se almacenó a la temperatura ambiente bajo vacío para futuro
procesamiento.
\newpage
Ejemplo 6 Moldeo por inyección de probetas de prueba de tracción utilizando el material compuesto en los ejemplos 3, 4 y 5
Las probetas de prueba de tracción (ASTM tipo V) de los materiales hechos en los ejemplos 3, 4 y 5 se moldearon por inyección utilizando la máquina de moldeo por inyección de 35,56 toneladas descrita en el ejemplo 2. A continuación, el PLA, como se describe en el ejemplo 3, también fue moldeado por inyección.
Las condiciones de procesamiento fueron como sigue: 1) perfil de temperatura 176,7, 198,9, 204,4, 204,4ºC, 2) presión de inyección 183 676 kPa, 3) presión de mantenimiento 144 583 kPa, 4) velocidad de inyección establecida en 200 mm/s, 5) tiempo total de inyección y segmentos de mantenimiento 5 segundos y 6) tiempo de enfriamiento 26 segundos.
Ejemplo 7 Propiedades de tracción de los materiales moldeados por inyección en los ejemplos 2 y 6
Las probetas de tracción de tracción ASTM tipo V moldeadas en los ejemplo 2 y 6 se probaron bajo tensión utilizando un Instrom 4201 probado con el software de análisis de datos Instrom de la serie IX. Se utilizó un video-extensómetro para las medidas de alargamiento.
Las curvas de tensión de tensión - deformación de todos los materiales se muestran en la figura 1. La figura muestra que el PLA neto tiene un punto de cesión y una deformación a la rotura de aproximadamente 150 por ciento.
La adición del 30 por ciento en peso de TCP a PLA, o 30/70 TCP/PLA, reducía significativamente la deformación a la rotura hasta aproximadamente el 3 por ciento, y el compuesto se rompió sin comportamiento de cesión. De esta manera, la adición de TCP a PLA hizo al PLA más frágil.
La adición del 9 por ciento en peso 90/10 de cera PCGA al polímero PLA, o 91/9 PLA/( 90/10 PCGA) también mostró una deformación reducida a la rotura. Este material tiene un punto de cesión, y la deformación a la rotura fue aproximadamente el 50 por ciento. De esta manera, la adición de cera al PLA hizo al PLA más frágil.
En el cuarto sistema material, en el cual se añadieron 30 por ciento en peso TCP y 9 por ciento en peso de cera PCGA al polímero PLA, la curva de tensión - deformación mostró un punto de cesión y una deformación a la rotura del 20 por ciento. Este resultado fue una sorpresa puesto que el compuesto 30/70 TCP/(9/91 (PCGA)/PLA tenía un valor de deformación mucho más alto a la rotura en comparación con el 30/70 TCP/PLA. Es evidente que en lugar de aumentar la fragilidad del material 30/70 TCP/PLA, la adición de cera endureció el compuesto.
Ejemplo 8 Proceso para formar un dispositivo médico ejemplar utilizando el material de la presente invención
Se fabricaron componentes de anclaje de ligamentos de injerto bioabsorbente, como se muestra en la figura 2, utilizando un procedimiento de moldeo por inyección.
El polímero utilizado para hacer los elementos 400 de vaina que se expande radialmente fue PLA Purac, Gorinchem, Holanda, IV = 1,87 dl/g) medido en cloroformo). Los elementos 700 de expansión de la vaina se formaron utilizando el PLA descrito en este ejemplo, y 30/70 TCP/(9/91 PCGA)/PLA), 91/9 PLA/(90/10 PCGA), y 30/70 TCP/PLA que se describen en los ejemplos 3, 4 y 5, respectivamente.
Todas las partes fueron moldeadas por inyección utilizando la máquina de moldeo por inyección de 35,56 toneladas que se ha descrito en el ejemplo 2. Las condiciones de proceso para los elementos de vaina expandible fueron como sigue: 1) perfil de temperatura 148,9, 204,4, 210, 215,6ºC, desde la parte trasera a la boquilla, 2) presión de inyección 103 421 kPa, 3) presión de mantenimiento 94 458 kPa, 4) se estableció la velocidad de inyección en 200 mm/s, 5) tiempo total de inyección y segmentos de mantenimiento 2 segundos.
Ejemplo 9 Fuerzas de par requeridas para aplicar el dispositivo de anclaje de ligamento con injerto del ejemplo 8
Se midieron las fuerzas de par requeridas para insertar los elementos de expansión de la vaina en las vainas que se expanden radialmente descritas en el ejemplo 8. El procedimiento fue como sigue: se taladraron orificios piloto de 11,5 mm. de diámetro, en un material de hueso modelo (# 25, Sawbone, Pacific Research, Vashon, Washington). Cuatro sellantes de junta gore-tex (6,36 mm de diámetro) vendidos por W. L. Gore & Associates, Inc, Elkton, Maryland, se colocaron en cada cuadrante del orificio piloto para simular los tendones. Se insertó una vaina de expansión radial dentro del orificio piloto de manera que los obturadores de junta se encontraban entre la vaina y las paredes del orificio piloto. El extremo distal del elemento de expansión de vaina se insertó en el lumen central de la vaina expandible. Se utilizó un indicador digital de par (Digital Torque Gauge Model TMG, IMADA Incorporated, Northbrook, IL) para medir el par de inserción. El indicador digital de par fue un accionador conectado a un medidor de par de tal forma que se midió el par mientras se accionaba el elemento de expansión de la vaina dentro de la vaina expandible.
El accionador se dispuso en la cánula central del elemento de expansión de vaina.
Los valores pico de par de inserción requeridos accionar el elemento de expansión en el lumen central de la vaina para PLA, 30/70 TCP/(9/91 (PCGA)/PLA), y 91/9 PLA/(90/10 PCGA). Los elementos de expansión fueron +3,39, +1,695 y +1,356 Nm, respectivamente. La vaina de expansión 30/70 TCP/PLA era frágil y se rompió durante la inserción, de manera que no se determinó el valor pico de par de este material.

Claims (14)

1. Una composición biodegradable, biocompatible, adecuada para el uso en dispositivos médicos implantables, que comprende:
un polímero biodegradable, biocompatible,
una cera biodegradable, biocompatible: y
más del 30 por ciento en peso de un material inorgánico de carga.
2. La composición de la reivindicación 1, en el que el polímero biodegradable es un poliestere alifático, poli(aminoácido), copoli(éter-ester), oxalato de polialquileno, poliamida, poli(etilen glicol), poli(iminocarbonato), poliortoester, polioxaester, poliamidoester, polioxaester que contienen grupos amino, poli(anhídrido), polifosfaceno, biopolímero o un copolímero de los mismos.
3. La composición de la reivindicación 2, en el que el poliéster alifático es un homopolímero o un copolímero de lactida, glicolido epsilon-caprolactona, para-dioxanona, carbonato trimetileno, un derivado alcalino de carbonato trimetileno, o un poliester monoglicérido.
4. La composición de la reivindicación 3, en el que el poliéster alifático es un copolímero de lactida y glicolido del 80 a 99 por ciento molar.
5. La composición de la reivindicación 4, en el que el poliéster alifático tiene una viscosidad inherente mayor de 2,0 g/dl, medida en cloroformo a 25ºC.
6. La composición de una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5, en el que la cera biodegradable es un poliester alifático, poli(aminoácido), copoli(éter-ester), oxalato de polialquileno, poliamida, poli(etilen glicol), poli(iminocarbonato), poliortoester, polioxaester, poliamidoester, polioxaester que contienen grupos amino, poli(anhídrido), polifosfaceno, biopolímero o un copolímero de los mismos
7. La composición de la reivindicación 6, en la que la cera poliéster alifática es un homopolímero o un copolímero de lactida, glicolido epsilon-caprolactona, para-dioxanona, carbonato trimetileno, un derivado alcalino de carbonato trimetileno, o un poliester monoglicérido.
8. La composición de la reivindicación 7, en la que la cera poliéster alifática comprende un copolímero del 90 al 10 por ciento molar de epsilon-caprolactona y ácido glicólico.
9. La composición de la reivindicación 8, en la que la cera tiene una viscosidad inherente menor de 0,7 g/dl medida en cloroformo a 25ºC.
10. La composición de una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 9, en la que el material inorgánico de carga es fosfato mono, di, tri, \alpha-tri, \beta-tri, o tetracálcico, hidroxiapatito, un fluorapatito, sulfato cálcico, fluoruro cálcico, óxido de calcio, carbonato cálcico, fosfato de magnesio y calcio, o un biovidrio.
11. La composición de la reivindicación 10, en la que el material inorgánico de carga es fosfato tricálcico.
12. Un dispositivo médico implantable biodegradable, que comprende una composición biodegradable, biocompatible, de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 11.
13. El dispositivo médico de la reivindicación 12, que es una barra de refuerzo, placa, celda, tornillo, espiga, ancla, manguito de expansión o collarín de expansión.
14. El dispositivo médico de la reivindicación 13, en el que el ancla comprende una vaina expandible radialmente y un elemento de expansión de la vaina.
ES04251800T 2003-03-28 2004-03-26 Dispositivos implantables reforzados. Expired - Lifetime ES2263112T3 (es)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US10/401,469 US7012106B2 (en) 2003-03-28 2003-03-28 Reinforced implantable medical devices
US401469 2003-03-28

Publications (1)

Publication Number Publication Date
ES2263112T3 true ES2263112T3 (es) 2006-12-01

Family

ID=32825018

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES04251800T Expired - Lifetime ES2263112T3 (es) 2003-03-28 2004-03-26 Dispositivos implantables reforzados.

Country Status (5)

Country Link
US (1) US7012106B2 (es)
EP (1) EP1462124B1 (es)
AT (1) ATE325628T1 (es)
DE (1) DE602004000822T2 (es)
ES (1) ES2263112T3 (es)

Families Citing this family (56)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9522217B2 (en) 2000-03-15 2016-12-20 Orbusneich Medical, Inc. Medical device with coating for capturing genetically-altered cells and methods for using same
US8088060B2 (en) 2000-03-15 2012-01-03 Orbusneich Medical, Inc. Progenitor endothelial cell capturing with a drug eluting implantable medical device
US20040260398A1 (en) * 2003-02-10 2004-12-23 Kelman David C. Resorbable devices
US7572298B2 (en) * 2003-03-28 2009-08-11 Ethicon, Inc. Implantable medical devices and methods for making same
US8016865B2 (en) 2003-09-29 2011-09-13 Depuy Mitek, Inc. Method of performing anterior cruciate ligament reconstruction using biodegradable interference screw
US7056286B2 (en) 2003-11-12 2006-06-06 Adrian Ravenscroft Medical device anchor and delivery system
GB0329654D0 (en) * 2003-12-23 2004-01-28 Smith & Nephew Tunable segmented polyacetal
US20060233849A1 (en) * 2005-04-13 2006-10-19 Simon Bruce J Composite bone graft material
US7621963B2 (en) * 2005-04-13 2009-11-24 Ebi, Llc Composite bone graft material
CN101208053A (zh) 2005-05-18 2008-06-25 索诺玛整形外科产品公司 微创可致动骨固定装置、系统和使用方法
US8961516B2 (en) 2005-05-18 2015-02-24 Sonoma Orthopedic Products, Inc. Straight intramedullary fracture fixation devices and methods
US9060820B2 (en) 2005-05-18 2015-06-23 Sonoma Orthopedic Products, Inc. Segmented intramedullary fracture fixation devices and methods
WO2007020432A2 (en) * 2005-08-18 2007-02-22 Smith & Nephew, Plc High strength devices and composites
CA2637606C (en) * 2006-01-19 2013-03-19 Osteotech, Inc. Porous osteoimplant
US7842737B2 (en) 2006-09-29 2010-11-30 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Polymer blend-bioceramic composite implantable medical devices
US20080033540A1 (en) * 2006-08-01 2008-02-07 Yunbing Wang Methods to prepare polymer blend implantable medical devices
WO2008016670A2 (en) * 2006-08-01 2008-02-07 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Implantable medical devices made from polymer-bioceramic composite
US7923022B2 (en) * 2006-09-13 2011-04-12 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Degradable polymeric implantable medical devices with continuous phase and discrete phase
CN100391551C (zh) * 2006-10-19 2008-06-04 浙江大学 碳纤维增强聚乳酸/羟基磷灰石复合材料的制备方法
JP2010510040A (ja) 2006-11-22 2010-04-02 ソノマ・オーソペディック・プロダクツ・インコーポレイテッド 骨折固定装置、道具及び方法
AU2007325001B2 (en) * 2006-11-30 2014-04-10 Smith & Nephew, Inc. Fiber reinforced composite material
US20140094901A1 (en) * 2007-03-30 2014-04-03 DePuy Synthes Products, LLC Radiopaque marker for vascular devices
US8545548B2 (en) 2007-03-30 2013-10-01 DePuy Synthes Products, LLC Radiopaque markers for implantable stents and methods for manufacturing the same
WO2008129245A1 (en) 2007-04-18 2008-10-30 Smith & Nephew Plc Expansion moulding of shape memory polymers
AU2008242737B2 (en) 2007-04-19 2013-09-26 Smith & Nephew, Inc. Multi-modal shape memory polymers
US9770534B2 (en) 2007-04-19 2017-09-26 Smith & Nephew, Inc. Graft fixation
US8425591B1 (en) 2007-06-11 2013-04-23 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods of forming polymer-bioceramic composite medical devices with bioceramic particles
US20090028921A1 (en) 2007-06-18 2009-01-29 New Jersey Institute Of Technology Electrospun Ceramic-Polymer Composite As A Scaffold For Tissue Repair
US20090004271A1 (en) * 2007-06-29 2009-01-01 Brown Laura J Morselized foam for wound treatment
US8029478B2 (en) * 2007-10-31 2011-10-04 Warsaw Orthopedic, Inc. Implantable device and method for delivering drug depots to a site beneath the skin
US8685432B2 (en) * 2008-03-25 2014-04-01 University Of Utah Research Foundation Controlled release tissue graft combination biomaterials
US20090325296A1 (en) 2008-03-25 2009-12-31 New Jersey Institute Of Technology Electrospun electroactive polymers for regenerative medicine applications
WO2009152273A1 (en) 2008-06-10 2009-12-17 Sonoma Orthopedic Products, Inc. Fracture fixation device, tools and methods
US8236350B2 (en) * 2008-08-01 2012-08-07 The Regents Of The University Of Michigan Polymer for tissue engineering applications and drug delivery
EP2341857A2 (en) 2008-09-26 2011-07-13 Sonoma Orthopedic Products, Inc. Bone fixation device, tools and methods
US9334476B2 (en) 2009-03-12 2016-05-10 New Jersey Institute Of Technology Method for nerve growth and repair using a piezoelectric scaffold
US9192655B2 (en) 2009-03-12 2015-11-24 New Jersey Institute Of Technology System and method for a hydrogel and hydrogel composite for cartilage repair applications
US9771557B2 (en) 2009-03-12 2017-09-26 New Jersey Institute Of Technology Piezoelectric scaffold for nerve growth and repair
US9476026B2 (en) 2009-03-12 2016-10-25 New Jersey Institute Of Technology Method of tissue repair using a piezoelectric scaffold
WO2011056981A2 (en) 2009-11-04 2011-05-12 Nitinol Devices And Components, Inc. Alternating circumferential bridge stent design and methods for use thereof
US9180166B2 (en) 2010-03-12 2015-11-10 New Jersey Institute Of Technology Cartilage repair systems and applications utilizing a glycosaminoglycan mimic
WO2012047308A1 (en) 2010-10-08 2012-04-12 Nitinol Devices And Components, Inc. Alternating circumferential bridge stent design and methods for use thereof
WO2012142533A1 (en) 2011-04-13 2012-10-18 New Jersey Institute Of Technology System and method for electrospun biodegradable scaffold for bone repair
CN102552984B (zh) * 2012-02-29 2014-08-06 中国科学院长春应用化学研究所 骨组织工程支架材料及其制备方法
WO2014123978A2 (en) 2013-02-05 2014-08-14 University Of Utah Research Foundation Implantable devices for bone or joint defects
US9770278B2 (en) 2014-01-17 2017-09-26 Arthrex, Inc. Dual tip guide wire
US9775978B2 (en) 2014-07-25 2017-10-03 Warsaw Orthopedic, Inc. Drug delivery device and methods having a retaining member
US9764122B2 (en) 2014-07-25 2017-09-19 Warsaw Orthopedic, Inc. Drug delivery device and methods having an occluding member
US9814499B2 (en) 2014-09-30 2017-11-14 Arthrex, Inc. Intramedullary fracture fixation devices and methods
US10076650B2 (en) 2015-11-23 2018-09-18 Warsaw Orthopedic, Inc. Enhanced stylet for drug depot injector
US10549081B2 (en) 2016-06-23 2020-02-04 Warsaw Orthopedic, Inc. Drug delivery device and methods having a retaining member
US10434261B2 (en) 2016-11-08 2019-10-08 Warsaw Orthopedic, Inc. Drug pellet delivery system and method
IL279772B1 (en) * 2018-06-29 2024-03-01 Evonik Operations Gmbh Biodegradable polymer mixtures for the production of medical devices
CN110801538B (zh) * 2019-08-31 2021-05-28 立心(深圳)医疗器械有限公司 可塑形的人工骨复合材料及其制备方法
CN111154256B (zh) * 2020-01-13 2022-07-15 四川国纳科技有限公司 一种纳米羟基磷灰石/聚酰胺复合材料的制备方法
CN111494724A (zh) * 2020-05-28 2020-08-07 花沐医疗科技(上海)有限公司 复合可吸收界面螺钉及其制备方法

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2364644B1 (fr) 1976-09-20 1981-02-06 Inst Nat Sante Rech Med Nouveau materiau de prothese osseuse et son application
US4643734A (en) 1983-05-05 1987-02-17 Hexcel Corporation Lactide/caprolactone polymer, method of making the same, composites thereof, and prostheses produced therefrom
US4645503A (en) 1985-08-27 1987-02-24 Orthomatrix Inc. Moldable bone-implant material
DE3826915A1 (de) 1988-08-09 1990-02-15 Henkel Kgaa Neue werkstoffe fuer den knochenersatz und knochen- bzw. prothesenverbund
US5108755A (en) 1989-04-27 1992-04-28 Sri International Biodegradable composites for internal medical use
US5681873A (en) 1993-10-14 1997-10-28 Atrix Laboratories, Inc. Biodegradable polymeric composition
CA2128483C (en) * 1993-12-16 2006-12-12 Richard Swee-Chye Yeo Flushable compositions
US5626861A (en) 1994-04-01 1997-05-06 Massachusetts Institute Of Technology Polymeric-hydroxyapatite bone composite
AU3795395A (en) 1994-11-30 1996-06-06 Ethicon Inc. Hard tissue bone cements and substitutes
US5725541A (en) * 1996-01-22 1998-03-10 The Anspach Effort, Inc. Soft tissue fastener device
JPH1033657A (ja) 1996-07-23 1998-02-10 Dainippon Ink & Chem Inc 生体内分解性材料及びその製造方法
US6554862B2 (en) 1996-11-27 2003-04-29 Ethicon, Inc. Graft ligament anchor and method for attaching a graft ligament to a bone
US5962007A (en) 1997-12-19 1999-10-05 Indigo Medical, Inc. Use of a multi-component coil medical construct
GB9814609D0 (en) 1998-07-07 1998-09-02 Smith & Nephew Polymers
US5971987A (en) 1998-09-18 1999-10-26 Ethicon, Inc. Biocompatible absorbable polymer fastener and driver for use in surgical procedures
US6165486A (en) 1998-11-19 2000-12-26 Carnegie Mellon University Biocompatible compositions and methods of using same
US6331313B1 (en) * 1999-10-22 2001-12-18 Oculex Pharmaceticals, Inc. Controlled-release biocompatible ocular drug delivery implant devices and methods
US6730057B2 (en) * 2001-03-16 2004-05-04 The Procter & Gamble Company Flushable tampon applicators
US20030233095A1 (en) * 2002-06-12 2003-12-18 Urbanski Mark G. Device and method for attaching soft tissue to bone
US7101566B2 (en) * 2002-06-28 2006-09-05 Ethicon, Inc. Polymer coated microparticles for sustained release
US7572298B2 (en) * 2003-03-28 2009-08-11 Ethicon, Inc. Implantable medical devices and methods for making same

Also Published As

Publication number Publication date
EP1462124B1 (en) 2006-05-10
US20040254639A1 (en) 2004-12-16
ATE325628T1 (de) 2006-06-15
US7012106B2 (en) 2006-03-14
EP1462124A1 (en) 2004-09-29
DE602004000822T2 (de) 2007-03-29
DE602004000822D1 (de) 2006-06-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
ES2263112T3 (es) Dispositivos implantables reforzados.
EP1462130B1 (en) Implantable medical devices having lubricated surfaces and methods for making same
Maurus et al. Bioabsorbable implant material review
EP1642601B1 (en) Suture anchor and void filler combination
JP3207255B2 (ja) 人体物質を生体内で処置するための制御された剛性を備えた吸収可能な固定装置および該装置の挿入器
ES2734126T3 (es) Composiciones biocerámicas reabsorbibles de poli-4-hidroxibutirato y copolímeros
EP0854734B1 (en) Under tissue conditions degradable material and a method for its manufacturing
US6548002B2 (en) Method of making a biodegradable interbody spinal fusion devices
Gursel et al. In vitro antibiotic release from poly (3-hydroxybutyrate-co-3-hydroxyvalerate) rods
EP1804850B1 (en) Bioabsorbable polymers comprising calcium carbonate
FI124190B (fi) Lääketieteellinen väline ja sen valmistus
JP2020533046A (ja) ネジを切った繊維強化バイオ複合材料インプラント
US9387274B2 (en) Bioabsorbable polymers
CA3206600A1 (en) Multi-putty bone hemostatic and adhesive compositions for use in methods of installing and securing surgical hardware in bones
AU2012360738B2 (en) Composite containing polymer and additive as well as its use
CA2516728C (en) Biodegradable bone implant material
Brown et al. Development of bioresorbable polymers in orthopaedics