ES2285130T3 - Polimero lineal de bloques. - Google Patents
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Abstract
Polímero lineal de bloques de acuerdo con la Fórmula (1) (Ver fórmula) en la que: R1 se obtiene a partir de una diamina, por ejemplo, etilen diamina, 1, 2-diamino propano ó 1, 3-diamino propano; R2 se obtiene a partir de un diisocianato aromático; R3 se obtiene a partir de un éster-diol;R4 se obtiene a partir de la dibutil amina o de la etanolamina; en la que 0 < Y < 4 Y Z > 8, caracterizado porque, los monómeros a partir de los cuales se obtienen R2 y R3 se añaden en tales cantidades que la relación molar entre R2 y R3 sea superior a 2:1.
Description
Polímero lineal de bloques.
La invención se refiere a un polímero lineal de
bloques, a diversas preparaciones obtenidas a partir de dicho
polímero lineal de bloques, y a un implante que comprende el
polímero lineal de bloques.
Ciertas heridas en el tejido blando del cuerpo
no cicatrizan por sí mismas. Un ejemplo de una herida tal son las
heridas en el menisco, heridas que son comunes en ciertos atletas.
Cuando se producía una herida de este tipo, la parte herida se
separaba a menudo, lo que da lugar a funciones corporales reducidas.
Esto significaba a menudo el fin de la carrera del atleta. Una
carga elevada continuada sobre una rodilla sin un menisco da lugar
al desgaste del esqueleto sobre las superficies de apoyo, con daños
permanentes como una probable consecuencia.
Otro tejido que está asociado a menudo con las
heridas de los atletas es el ligamento anterior cruzado (ACL), el
primero y más importante estabilizador de la rodilla. El continuar
con la práctica de ciertos deportes después de haberse dañado los
ligamentos cruzados está asociado a menudo con riesgos más elevados
de daños en el esqueleto.
Ya en la década de 1960 se efectuaron intentos
para reemplazar los ligamentos heridos con implantes artificiales.
Los materiales usados para los ligamentos artificiales eran por
ejemplo poli(tetrafluoroetileno) poli(tereftalato de
etileno), polipropileno, polietileno y fibras de carbono.
Desafortunadamente, estos primeros implantes
exhibían un cierto número de inconvenientes. Entre otras cosas,
tenía lugar el alargamiento y rotura irreversible de los implantes.
El módulo de Young de los materiales anteriormente mencionados es a
menudo demasiado elevado para que los materiales funcionen bien como
implantes que son un reemplazo del ligamento anterior cruzado.
Además, se deseaba disponer de un material en el
implante que fuera biocompatible y biodegradable en el sentido de
que él estimulara el crecimiento en el tejido herido mientras que él
mismo se degradaba. Así, se provocaba el recrecimiento del tejido
herido y se sustituía la función corporal a medida que se
deterioraba el implante. Los materiales antes mencionados no
satisfacían estos criterios.
En el Documento SE, 505 703, C2, se describe un
material para su uso en los implantes, que es biocompatible y
biodegradable. El material descrito es un polímero lineal de bloques
que comprende grupos de urea y de uretano, el cual polímero exhibe
un peso molecular de al menos 10^{4} Dalton.
Mientras que un implante que comprende el
material descrito ha funcionado satisfactoriamente, existen
numerosos parámetros biológicos y mecánicos que deben satisfacer un
material para su uso en un implante biodegradable.
Se requiere una elevada resistencia inicial del
implante para prevenir la rotura del implante antes de que el
tejido corporal haya sido capaz de su recrecimiento y de sustituir
la función corporal. Una degradación paso a paso del material es
esencial para inducir el recrecimiento del tejido corporal. La
velocidad de la degradación se debe equilibrar para obtener el
recrecimiento óptimo del tejido. Las propiedades mecánicas del
implante deberían ser las que se correspondan con las del tejido
corporal que se va a reemplazar de tal manera que se consiga la
función corporal normal tan pronto como sea posible durante la
cicatrización.
Así, existe todavía una necesidad de optimizar
las propiedades mecánicas y la velocidad de la degradación para que
un material sea adecuado para su uso en un implante.
Los problemas anteriores se resuelven mediante
la presente invención a través de la fabricación de un polímero
lineal de bloques de acuerdo con la Fórmula (1)
en la
que:
R1 se obtiene a partir de una diamina, por
ejemplo etilen diamina, 1,2-diamino propano ó
1,3-diamino propano;
R2 se obtiene a partir de un diisocianato
aromático;
R3 se obtiene a partir de un
éster-diol;
R4 se obtiene a partir de la dibutil amina o de
la etanolamina;
en la que 0 < y < 4 y z > 8,
los monómeros a partir de los
cuales se obtienen R2 y R3 se añaden en tales cantidades que la
relación molar entre R2 y R3 sea superior a 2:1. Esto es, el número
de moles del monómero añadido a partir del cual se obtiene R2, es
más de dos veces el número de moles del monómero a partir del cual
se obtiene R3. Como se describe en los ejemplos más adelante, se
añade más de dos veces la cantidad de isocianato que la de
éster-diol durante el procedimiento de
polimerización.
A través de la presente invención, se obtiene un
polímero que está más optimizado en lo que respecta a las
propiedades mecánicas y de degradación en comparación con los de la
técnica anterior. El material obtenido a través de la presente
invención se puede preparar más rígido. Se consigue también que
tenga una velocidad de degradación más baja. Esto es, la
degradación es más lenta. En otras palabras, la resistencia del
material decrece de manera más lenta que lo haría en el caso de los
materiales convencionales. Cuánto de lenta o de rápida es la
degradación, depende de los monómeros elegidos como materiales de
partida.
De acuerdo con una realización de la invención,
R1 se obtiene a partir de la etilen diamina,
1,3-diamino propano, 1,2-diamino
propano, 1,4-diamino butano,
1,5-diamino pentano, ó 1,6-diamino
hexano.
De acuerdo con una realización de la invención,
R2 se obtiene a partir de 4,4'-difenil metano
isocianato, naftalen diisocianato, o toluen diisocianato.
De acuerdo con una realización de la invención,
R3 se obtiene a partir de poli(caprolactona diol),
poli(adipato de dietilen glicol) o poli(pimelato de
pentano diol).
Los diferentes monómeros elegidos para R1 y R2
se pueden combinar libremente dentro de los límites de la
invención.
De acuerdo con la invención, el polímero lineal
de bloques se puede hilar en una fibra. Las fibras se pueden
producir mediante un procedimiento de hilado en húmedo descrito en
"Gisselfalt, K; Flodin, P. Macromol. Symp. 1988, 130,
103-111".
Preferiblemente, las fibras producidas a partir
del polímero lineal de bloques descrito anteriormente exhiben una
resistencia específica de al menos 0,1 N/Tex, y más preferiblemente
por encima de 0,2 N/Tex. Las fibras exhiben una elevada rigidez
bajo carga. Debido a ese hecho, un implante fabricado a partir de
las fibras puede obtener una rigidez bajo carga que hace que el
implante funcione muy bien como un reemplazo para el tejido
corporal herido. Para algunos implantes, es deseable que el
alargamiento a rotura no sea demasiado elevado. Las fibras de
poliuretano convencionales del tipo Spandex, tales como la Lycra,
exhiben a menudo un alargamiento a rotura demasiado elevado. Una
fibra producida a partir del polímero lineal de bloques de acuerdo
con la invención exhibe preferiblemente un alargamiento a rotura
que está por debajo del 100%.
El polímero lineal de bloques de acuerdo con la
invención se puede usar en diferentes formas, dependiendo de su
uso. Los ejemplos de formas adecuadas incluyen las fibras, las
espumas y las películas. Otros ejemplos los constituyen las
películas porosas o el material polimérico poroso.
Las películas porosas se describen en la Patente
Sueca Nº SE, C2, 514 064, que se incorpora por la presente en su
totalidad. Además, los materiales de películas porosas se describen
en la Solicitud de Patente Sueca Nº SE, A,
0004856-1, que se incorpora por la presente en su
totalidad. La patente SE, A, 0004856-1 describe un
método para la fabricación de un material polimérico poroso
abierto.
La invención se refiere además a un implante
para su implantación en el cuerpo humano o de los animales, el cual
implante comprende un polímero lineal de bloques de acuerdo con la
invención.
200 g (0,8 mol) de
4,4'-difenilmetano diisocianato (MDI) se pesó en un
matraz provisto de reborde. Se aplicó nitrógeno y el MDI se fundió
lentamente a 50ºC. Se pesó 202 g (0,38 mol) de
poli(caprolactona diol) (PCL) en un embudo cuentagotas y se
añadió durante una agitación lenta, gota a gota, al MDI fundido. T =
50-60ºC.
Se disolvió 24,6 g del prepolímero obtenido bajo
gas nitrógeno en aproximadamente 127,6 ml de dimetil formamida. Se
pesó 1,84 g (24,8 mmol) de 1,3-diamino propano y
0,13 g (1,0 mmol) de diamino butano en un vaso de precipitados y se
añadió junto con 38,3 ml de DMF, al prepolímero disuelto durante una
agitación fuerte. Se obtuvo una disolución transparente y viscosa
en cuestión de segundos. M_{máximo} = 102.000 g/mol por
comparación con PEO en DMF + 0,5% de LiCl.
Se fabricó un prepolímero de acuerdo con el
Ejemplo 1, pero con la modificación de que 1075,9 g (2,03 mol) de
PCL se mezcló con 1035,2 g (4,14 mol) de MDI. 20,34 g del
prepolímero obtenido se disolvió bajo gas nitrógeno en 84,3 ml de
dimetil formamida (DMF). En la etapa de extensión de la cadena se
usó 19,8 mmol de 1,3-diamino propano, 0,51 mmol de
diamino butano y 21,1 ml de DMF. Se obtuvo una disolución
transparente y viscosa en cuestión de segundos. M_{máximo} =
106.000 g/mol por comparación con PEO en DMF + 0,5% de LiCl.
Se disolvió 23,94 g del prepolímero del Ejemplo
2 en 101,7 ml de DMF. En la etapa de extensión de la cadena se usó
23,8 mmol de 1,5-diamino pentano, 0,9 mmol de
diamino butano y 25,5 ml de DMF. Se obtuvo una disolución
transparente y viscosa en cuestión de segundos. M_{máximo} =
106.000 g/mol por comparación con PEO en DMF + 0,5% de LiCl.
Se fabricó un prepolímero de acuerdo con el
Ejemplo 1, con la modificación de que 1048,7 g (1,98 mol) de PCL se
mezcló con 1041,2 g (4,06 mol) de MDI. 18,96 g del prepolímero así
obtenido se disolvió bajo gas nitrógeno en 68,2 ml de dimetil
formamida (DMF). En la etapa de extensión de la cadena se usó 17,7
mmol de 1,2-diamino propano, 3,1 mmol de diamino
butano y 29 ml de DMF. Se obtuvo una disolución transparente y
viscosa en cuestión de segundos. M_{máximo} = 25.000 g/mol por
comparación con PEO en DMF + 0,5% de LiCl.
Se disolvió 27,18 g del prepolímero del Ejemplo
1 bajo nitrógeno en 104 ml de dimetil formamida (DMF) y se añadió
1,23 g de MDI. En la etapa de extensión de la cadena se usó 31,9
mmol de 1,3-diamino pentano, 1,3 mmol de diamino
butano y 44,6 ml de DMF. Se obtuvo una disolución transparente y
viscosa en cuestión de segundos. M_{máximo} = 86.000 g/mol por
comparación con PEO en DMF + 0,5% de LiCl.
El peso molecular de los polímeros obtenidos a
partir de los ejemplos anteriores se midió mediante cromatografía
de exclusión por tamaño (SEC), con un Módulo de Separaciones Waters
2690 provisto con un detector de sistema de fotodiodos Waters 996 y
un detector mediante índice de refracción Waters 2410. Se operaron
consecutivamente dos columnas de Stiragel, HT6E y HT3, con un
caudal de 1 ml/minuto de dimetil formamida (DMF) que comprende
0,005 g de LiCl/l. El tiempo de retención se transformó en el peso
molecular medio (M_{máximo}), con el uso de poli(óxido de
etileno) como patrón.
De una manera breve, el procedimiento de hilado
de la fibra comprende las etapas de: la disolución polimérica se
extruye a través de una tobera para hilar en un baño de coagulación
que contiene agua caliente; en un segundo baño de agua, la fibra se
estira; la fibra se enrolla sobre una bobina, la cual se permite
secar.
Se midieron las propiedades mecánicas de la
fibra hilada. El resultado se muestra en la tabla a
continuación.
La degradación controlada del polímero en una
manera que permita la reparación y/o el crecimiento hacia dentro
del tejido corporal es de gran importancia. Las circunstancias de la
degradación para el polímero lineal de bloques de la invención se
estudiaron en una disolución de fosfato tamponada que tiene un pH de
7,4. La temperatura se mantuvo a 77ºC. Durante el tiempo de la
degradación, se midieron las propiedades mecánicas del
polímero.
En la presente memoria descriptiva se describe
la síntesis, el hilado en húmedo, el ensayo mecánico y la
degradación de los poli(uretanos urea) (PUUR) previstos para
su uso clínico en la reconstrucción del ligamento anterior cruzado
(ACL). Se investigaron los efectos de la composición química del
segmento blando y el peso molecular, y la clase del agente de
extensión de cadena sobre las propiedades del material. Se encontró
que las fibras preparadas a partir de PUUR con
poli(caprolactona diol) (PCL 530) como segmento blando y
MDI/1,3-DAP como segmento duro, el (PCL
530-3), tienen elevada resistencia a la tracción y
módulo elevado, y cuando se degradan conservan su resistencia a la
tracción durante el tiempo demandado por la aplicación. En
conclusión, desde un punto de vista químico y mecánico las fibras
PUUR de PCL 530-3, ARTELON^{TM}, son adecuadas
para el diseño de un dispositivo ACL degradable.
Las heridas del ligamento en la articulación de
la rodilla están entre las heridas deportivas más comunes. Las
roturas del ligamento anterior cruzado (ACL), el primero y el más
importante estabilizador de la rodilla^{3}, son las heridas
graves del ligamento más comunes. En la década de 1960 se
efectuaron^{4} las primeras reconstrucciones del ACL con
materiales sintéticos. La introducción de las prótesis del ligamento
generó mucho interés debido a que ello ofrecía el beneficio de una
pronta recuperación y de una rápida rehabilitación^{5}. En tanto
que los primeros resultados fueron prometedores, los resultados a
largo plazo fueron decepcionantes. Se informaron de una serie de
problemas, que incluían el alargamiento irreversible, la rotura y la
formación de restos desgastados.
Los materiales usados para estos dispositivos
protésicos o bandas de refuerzo del ligamento eran por ejemplo
poli(tetrafluoroetileno) poli(tereftalato de
etileno),^{1,4,6-9} polipropileno, polietileno,
fibras de carbono^{10} y polidioxanona^{11}. Las propiedades
comunes de estos materiales son un módulo elástico demasiado elevado
en comparación con el del ACL original y una deformación permanente
después de repetidas cargas debido a su comportamiento no
elástico.
Materiales con comportamiento y módulo elástico
por encima del nivel del caucho se pueden encontrar entre los
copolímeros multibloques. Los poli(uretano urea) (PUUR) son
copolímeros multibloques que combinan unas excelentes propiedades
mecánicas con una documentada compatibilidad^{12,13} con la
sangre. Estas propiedades han favorecido el uso y desarrollo de los
PUUR como biomateriales, particularmente como productos para
aplicaciones en sangre^{14-17}.
Los PUUR se preparan a partir de segmentos
blandos basados en poliéter o poliéster y segmentos duros basados
en la reacción de diisocianato y un agente de extensión de cadena de
diamina. Debido a la incompatibilidad termodinámica entre los dos
segmentos, los PUUR experimentan una separación en
micro-fases que da lugar a la estructura
heterogénea separada en fases que se puede considerar como dominios
de segmentos duros dispersados en una matriz de segmentos blandos.
Las diversas propiedades físicas del material tales como la
resistencia, módulo, y elasticidad están estrechamente
correlacionadas con la estructura de los dominios y con la
interacción entre los segmentos dentro del dominio. Mediante el
ajuste de la naturaleza química y de las cantidades respectivas de
reactivos, es posible obtener una amplia gama de materiales con
propiedades diferentes. Así, los materiales se pueden fabricar a
medida para las diversas aplicaciones.
En el diseño de un dispositivo degradable para
la reconstrucción del ligamento anterior cruzado (ACL), ya sea una
verdadera prótesis o un dispositivo de acrecentamiento, se deben
cumplir muchos criterios biológicos y mecánicos. Se necesita una
elevada resistencia inicial para prevenir la rotura mecánica del
implante con anterioridad al crecimiento hacia dentro del tejido.
Además, se requiere una velocidad de degradación moderada para
inducir el crecimiento hacia dentro del tejido constituido^{19}.
Si la degradación es demasiado rápida, el tejido receptor puede
estar expuesto a tensiones que sean demasiado grandes, lo que da
lugar a su rotura. Por otra parte, si la degradación es demasiado
lenta, se pude producir la protección de la tensión^{19}. Así, un
material nuevo para la reconstrucción del ACL debería ser 1)
compatible con los tejidos circundantes y permitir el crecimiento
hacia dentro celular 2) se pretende que sea mecánicamente similar al
ACL original 3) degradable, pero conservando al menos un 50% de su
resistencia y rigidez bajo carga durante al menos
9-12 meses. Una vía posible de cumplimentar estos
requerimientos es el uso de una composición textil preparada de
fibras PUUR degradables. Así, el objetivo se dirige a la preparación
de fibras PUUR adecuadas para el diseño de un dispositivo ACL
degradable. Las fibras PUUR preparadas previamente del tipo Spandex,
por ejemplo Lycra, son insatisfactorias para su uso como
ligamentos. En particular, su módulo elástico es demasiado bajo y
ellas no son degradables.
En esta memoria descriptiva se muestra la
síntesis, el hilado en húmedo, las propiedades mecánicas y la
degradación de un cierto número de fibras PUUR. Se investigan los
efectos de la composición química de los segmentos blandos y el
contenido y la clase de agente de extensión de cadena de diamina
sobre las propiedades del material.
Materiales. Los poli(caprolactona
dioles) (PCL) M_{n} = 530 g/mol) y (M_{n} = 1250, 2000 g/mol) se
obtuvieron de Solvay y Aldrich, respectivamente. El ácido adípico,
dietilen glicol, di-n-butilamina,
etilen diamina (EDA), 1,2-diamino propano
(1,2-DAP), 1,3-diamino propano
(1,3-DAP), 1,4-diamino butano
(1,4-DAB), 1,5-diamino pentano
(1,5-DAPe), 1,6-diamino hexano
(1,6-DAH) y el cloruro de litio (LiCl) se compraron
de Fluka. El 4,4'-difenilmetano diisocianato (MDI)
fue suministrado por Bayer AB. La
N,N-dimetilformamida (DMF) del 99,8% y el tolueno
del 99,8% se obtuvieron de Labscan.
Síntesis del poliéster. Los poliésteres
hidroxitelequélicos se sintetizaron a partir de ácido adípico y
dietilen glicol con un catalizador ácido hasta que el índice de
acidez era < 2 según se determina mediante valoración de partes
alícuotas con KOH 0,1 molar en etanol. La separación de agua para
conducir la reacción a una velocidad razonable se consiguió
mediante destilación azeotrópica con tolueno. Se usaron en el
presente estudio tres productos con índices de hidroxilo de 56
(M_{n} = 2000 g/mol), 112 (M_{n} = 1000 g/mol) y 223 (M_{n} =
500 g/mol), respectivamente, según se determina de acuerdo con ASTM
D 4274-94.
Polimerización. Los PUUR^{20} se
sintetizaron mediante un método en dos etapas descrito hace
tiempo^{21}. En la primera etapa se forma un prepolímero. El
poliéster diol se añadió lentamente al
4,4'-difenilmetano diisocianato (MDI) (NCO: OH =
2,05:1) en masa a 50ºC en una atmósfera de N_{2} seco. El
contenido en isocianato se determinó mediante hacer reaccionar el
prepolímero con un exceso de
di-n-butil amina en tolueno. Después
de que se terminó la reacción, el exceso de
di-n-butil amina se determino
mediante valoración por retroceso con ácido clorhídrico
estándar.
En la segunda etapa una disolución diluida de
agente de extensión de cadena de diamina y de agente de terminación
de cadena de monoamina se añadió rápidamente a una disolución de
prepolímero en DMF (20% en peso) bajo una intensa agitación a 20ºC.
La relación molar de NCO: NH_{2} era de 1:1 con 2% de monoamina.
El contenido final de polímero era del 18% en peso. Las
composiciones químicas de los diversos PUUR se pueden apreciar en
la Tabla 1.
Hilado de la fibra. Las fibras se
prepararon mediante un procedimiento^{21} de hilado en húmedo
(equipo procedente de Bradford University Research limited,
Bradford, Inglaterra). La disolución de polímero se dosificó a
través de una tobera para hilar (120 agujeros, \diameter 80
\mum) sumergida en un baño de coagulación que contiene agua. En
un segundo baño de agua se estiró el haz de fibras después de lo
cual la fibra multifilamento se recogió en una bobina. La
temperatura en los baños de agua se varió desde 20 a 80ºC para
obtener una relación de estirado tan elevada como sea posible. Las
bobinas con las fibras se enjuagaron en agua del grifo corriente
durante la noche y se secaron a la temperatura ambiente. Para cada
baño de fibras se determinaron la densidad lineal, la resistencia a
la tracción, la rigidez bajo carga y el alargamiento a rotura.
Producción de la banda. Las fibras
multifilamentos hiladas en húmedo se convirtieron mediante doblado y
ligera torsión en un hilo grueso, el cual se usó como las hebras de
la urdimbre. Las bandas se tejieron sobre un telar de aguja de
tejido tupido (tipo FX2/65, Mageba Textilmaschinen Vertriebs GMBH,
Alemania) con baja tensión de trama en tejidos de tafetán para
utilizar tanto como sea posible la resistencia del hilo combinada
con una buena estabilidad.
Medidas de la densidad. La densidad de
las fibras se midió con un Picnómetro Multivolumen Micrometrics
1305.
Medidas de la porosidad. Los tamaños de
poros y las distribuciones del tamaño de poros de las bandas tejidas
se midieron mediante porosimetría de mercurio, Micrometrics
AutoPore III 9410.
Degradación del polímero. Muestras de las
fibras y de las bandas se colocaron en viales con un gran exceso de
disolución tampón de fosfato 0,06 M de pH 7,4 (Na_{2}HPO_{4} y
KH_{2}PO_{4}^{22}. Los viales sellados se colocaron en
estufas provistas de termostatos a 37ºC y 77ºC. A intervalos se
abrieron los viales y se recogieron partes alícuotas de material.
Se investigó los cambios en el peso molecular y la pérdida de la
resistencia a la tracción.
Cromatografía de exclusión por tamaño
(SEC). La cromatografía de exclusión por tamaño (SEC) se efectuó
con un Módulo de Separaciones Waters 2690 equipado con un detector
de sistema de fotodiodos Waters 996 y un detector mediante índice
de refracción Waters 2410. Se operaron en serie dos columnas de
Stiragel, HT6E y HT3, a un caudal de 1 ml/minuto en DMF que
contiene 0,5% (peso/volumen) de LiCl para prevenir la agregación.
Los tiempos de retención se convirtieron en los pesos moleculares
aparentes, usando patrones de poli(óxido de etileno).
Medidas de la densidad lineal. La
densidad lineal de las fibras se determinó mediante pesar una
longitud conocida de fibra, típicamente 100 m, y se presenta en
tex. La unidad tex se define como g/1000 m.
Ensayos mecánicos. Después de equilibrar
con agua a 20ºC durante 30 minutos, las fibras multifilamentos y
las bandas tejidas se ensayaron en estado húmedo en un aparato de
ensayo de la tracción (UT 350/5 LS Universal Testing machine SDL
International Ltd. Stockport). La velocidad constante de extensión
era de 900 mm/minuto y las longitudes de las muestras eran de 100
mm para las fibras y de 30 mm para las bandas tejidas.
Calorimetría diferencial de barrido
(DSC). El análisis térmico se realizó sobre un aparato
Perkin-Elmer Pyris1. La velocidad de calentamiento
era de 10ºC/min sobre un intervalo de temperatura de -100 a 150ºC.
La muestra se enfrió a -100ºC y a continuación se efectuó una
segunda operación. Se determinaron las temperaturas de transición
vítrea a partir del segundo barrido.
Polimerización. En un primer estudio, los
PUUR se sintetizaron usando poli(adipato de dietilen glicol)
(PDEA) o poli(caprolactona diol) (PCL), con diferentes pesos
moleculares como segmentos blandos, y MDI y EDA como agentes de
extensión de cadena (Tabla 1). La longitud del segmento blando se
alteró mediante cambio del peso molecular del poliéster diol
mientras que la longitud de cadena del bloque duro permaneció sin
cambiar. Sin embargo, se producía una distribución de las
longitudes de los bloques duros como una consecuencia de la
relación estequiométrica en la etapa de prepolimerización^{23}. A
medida que el segmento blando se acortaba desde 2000 g/mol a 500
g/mol el contenido del bloque duro se incrementaba desde 23% en peso
a 55%. Un efecto inmediato era que la solubilidad en DMF decreció
con el incremento del contenido en bloque duro, lo que da lugar a
turbidez y gelificación unos pocos minutos después de la extensión
de cadena.
Se preparó otra serie de PUUR usando PCL 530
como segmento blando, MDI y seis diferentes diaminas alifáticas
como agentes de extensión de la cadena (Tabla 1).
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(Tabla pasa a página
siguiente)
Las diferentes estructuras de los agentes de
extensión de cadena afectaron a la solubilidad del polímero en DMF.
Estos PUUR tienen casi la misma relación duro/blando y muestran una
solubilidad en el orden 1,2-DAP >
1,3-DAP > 1,5-DAPe >
1,6-DAH > 1,4-DAB > EDA. En
las reacciones todas las diaminas excepto la 1,2 y la
1,3-DAP dieron lugar a disoluciones turbias a los
5-20 minutos después de la extensión de cadena.
Después de todavía algún tiempo se formaron geles quebradizos. El
1,3-DAP formó disoluciones de polímero
transparentes, pero las mismas se volvían turbias y gelificadas
después de unos pocos días. Las disoluciones de PCL
530-2Me permanecieron transparentes durante al
menos un año. Esta es la diferencia más evidente entre el
1,2-DAP y los otros cinco agentes de extensión de
cadena y se explica en términos de un enlace de hidrógeno menos
eficaz debido a los efectos estéricos del grupo metilo colgante.
Una conducta similar se ha observado en los sistemas PUUR
extendidos de cadena con diaminas aromáticas con sustituyentes que
incrementan los efectos estéricos^{24}.
Las solubilidades más bajas de los otros PUUR
dependen probablemente de la influencia de la estructura de urea
sobre el comportamiento de la asociación. Las disoluciones de PUUR
con número par de grupos metileno en el agente de extensión de
cadena se volvieron turbias muy pronto mientras que las que tenían
un número impar permanecieron transparentes durante períodos de
tiempo más prolongados. Resultados similares se obtuvieron por Joel
y colaboradores^{25}, quien estudió los efectos
impar-par de diversas estructuras de urea de los
PUUR sobre las propiedades de la disolución en DMF. Encontraron que
la viscosidad de las disoluciones con un número impar de grupos
metileno era independiente del tiempo, mientras que la de las
disoluciones con un número par mostraban turbidez y un drástico
incremento en la viscosidad con el tiempo seguido de su
gelificación. La turbidez se explicaba mediante la formación de una
concentración más elevada de reticulaciones físicas causadas
mediante enlace de hidrógeno dentro de los dominios del bloque
duro^{26}. El procedimiento de disolución se llega a restringir
si los dominios del segmento duro están dispuestos perfectamente y
forman una red físicamente reticulada. Así, la buena solubilidad de
PCL 530-3 se puede explicar mediante un grado más
bajo de formación de enlaces de hidrógeno en comparación con otros
agentes de extensión de cadena.
Un requerimiento para la capacidad de ser hilado
es que el polímero sea soluble. El disolvente, DMF, debe prevenir
la gelificación debida a la interacción del segmento duro antes del
hilado, pero la solubilidad de los PUUR en DMF es mala. Mediante la
adición de LiCl (0,07 g de LiCl/g de disolución de polímero) a las
disoluciones de polímero se puede separar la turbidez y se puede
prevenir la gelificación^{25}. La solubilidad incrementada se
basa en la destrucción de los enlaces de hidrógeno entre las cadenas
y en un bloqueo simultáneo de las posiciones del aceptor debido a
la favorecida formación de un complejo entre el Li y el oxígeno del
grupo carbonilo^{27}.
Hilado de la fibra. Las fibras se forman
en un procedimiento de hilado en húmedo. En la primera etapa se
produce la precipitación y el disolvente se difunde fuera del
material extruido dentro del baño, y el no disolvente se difunde
desde el baño dentro del material extruido. La velocidad de
coagulación tiene un profundo efecto sobre las propiedades del
hilo. Las variables importantes del procedimiento son por ejemplo la
concentración y la temperatura de la disolución de hilado, y la
concentración y temperatura del baño de coagulación.
La temperatura de las disoluciones de hilado se
mantuvo dentro de 20-25ºC y la concentración de
polímero era del 18% en peso. No se pudo apreciar ninguna
correlación entre el contenido en polímero y las propiedades de
tracción. Sin embargo, una viscosidad de la disolución de hilado de
más de 1 Pas era necesaria para ser capaz de obtener un
procedimiento de hilado estable.
La temperatura del baño de coagulación se
encontró que era de gran importancia. La velocidad de coagulación
de los PUUR que se produce cuando la disolución de polímero se
extruye dentro del agua depende de la temperatura de coagulación e
influencia tanto la morfología de la fibra sin estirar como las
propiedades finales de la fibra. La temperatura del baño de hilado
adecuada para los PUUR a base de PDEA era de aproximadamente 20ºC
(Tabla 2). A temperaturas más elevadas el polímero quedó adherido a
la tobera de hilar. Por contraste los PUUR a base de PCL parecían
ser más fáciles de hilar a la temperatura mas elevada (Tabla 2).
Esta diferencia entre los dos poliésteres se puede deber a su
diferencia en la hidrofilicidad^{28}.
En el segundo baño de agua el haz de fibras se
estira para obtener la orientación molecular de la cadena y mejorar
de este modo las propiedades mecánicas. Cuánto más elevada sea la
relación de estirado, más bajo será el alargamiento y la rigidez
bajo carga y más fuerte será la fibra.
El efecto de la relación de estirado sobre las
propiedades de tracción para PCL 530-3 se muestra en
la Figura 1.
Relación de estirado \Box 3,5, \Box 3,8 y
\Box 5,4.
La relación de estirado de las fibras depende de
la temperatura no sólo en el baño de coagulación sino también en el
baño de estirado. Se encontró que la mejor capacidad de tratamiento
y relación de estirado se consiguieron cuando los baños tenían la
misma temperatura. Las condiciones de hilado se muestran en la Tabla
2. Se identifican tres grupos diferentes. El primer grupo contiene
los PUUR a base de PDEA, descritos anteriormente, los cuales tienen
la mejor capacidad de tratamiento y relación de estirado a 20ºC. El
segundo grupo contiene los PUUR a base de PCL extendidos de cadena
con EDA hilados a partir de DMF + LiCl, y PCL
530-2Me y PCL 530-3 hilados a
partir de DMF. Estos obtienen sus relaciones de estirado más
elevadas a 60ºC y su capacidad de estirado es directamente
proporcional a la temperatura. En el tercer grupo la relación de
estirado más elevada se consigue a 80ºC, y puede ser posible
incrementar su relación de estirado adicionalmente si la temperatura
se eleva adicionalmente. Este grupo contiene los PUUR a base de PCL
con agentes de extensión de cadena con más de dos grupos metileno y
se hilan de DMF + LiCl. Incluso aunque la relación de estirado más
elevada se consiguió a la misma temperatura dentro de cada grupo,
difería la dependencia de la temperatura de la relación de estirado
de las fibras (Tabla 2 y Figura 2 a y b).
El incremento en la relación de estirado de PCL
530-5 era casi proporcional a la temperatura,
mientras que el incremento en la relación de estirado de PCL
530-3 mostró una débil dependencia de la temperatura
entre 20ºC y 50ºC. Por encima de ese intervalo la capacidad de
estirado era directamente proporcional a la temperatura. La
capacidad de estirado de PCL 530-4 y de PCL
530-6 era constante a temperaturas por debajo de
60ºC y 70ºC, respectivamente. A estas temperaturas apareció una
fuerte dependencia de la temperatura en lo que respecta a la
capacidad de estirado. Se necesitan investigaciones adicionales para
explicar estas diferencias.
Producción de la banda. La fuerza
apropiada a rotura de la banda acabada y esterilizada debería ser de
1200 N. Basado en experiencias prácticas la fuerza de rotura
teórica por lo tanto se eligió en 1600 N para el cálculo de la
sección transversal de la banda que se obtiene así como también el
número de fibras necesarias. Además el diámetro de la banda no se
permite que exceda de 5 \pm 1 mm. En la banda acabada tres hilos
circulares se colocan en una forma triangular. Suponiendo la forma
hexagonal compacta de las fibras en el hilo^{29} se puede
calcular el radio del hilo. A partir de estos cálculos se deduce que
la tenacidad de las fibras debería ser de al menos 0,2 N/tex para
cumplir los criterios de resistencia y de tamaño.
Medidas de la porosidad. En las
aplicaciones médicas los tamaños de los poros y sus distribuciones
son de gran importancia para promover el crecimiento hacia dentro
de la célula. Las fibras multifilamentos preparadas a partir del
hilado en húmedo tienen un contenido elevado de huecos. Además,
cuando se tratan las fibras en estructuras tejidas, se pueden
proporcionar grados variables de porosidad. Los tamaños de poros y
la distribución del tamaño de poro de dos bandas de 1500 fibras
multifilamento PCL 530-3 se presentan en la Tabla 3.
Los poros más pequeños, < 8 \mum, están probablemente entre
los filamentos en la fibra multifilamento mientras que los poros
entre 8 \mum y 600 es el espacio entre las fibras en la urdimbre y
la trama (Figura 3). Casi la mitad de los poros (49%) son de
21-100 \mum, tamaños que pueden ser adecuados para
el crecimiento hacia dentro del tejido conectivo fibroso^{30}.
Aproximadamente un 20% de los poros son de 100-400
\mum, tamaños de poros, que han mostrado ser adecuados para el
crecimiento hacia dentro del osteoblasto en aplicaciones del tejido
duro^{31}.
Ensayos mecánicos. Las propiedades de
tracción de las fibras se muestran en la Tabla 4. En la primera de
las series se varió la longitud y la composición del éster diol y
el bloque duro se formó a partir de MDI y EDA. Los efectos sobre el
acortamiento del segmento blando se apreciaron por su rigidez bajo
carga incrementada y por el alargamiento disminuido de las fibras.
El efecto más importante se aprecia cuando se comparan los
polímeros preparados a partir de segmentos blandos de pesos
moleculares de \sim 1000 g/mol y \sim 500 g/mol. Como una
consecuencia del acortamiento del segmento blando la relación
duro/blando se incrementa. Los bloques duros, que contienen
ampliamente enlaces de hidrógeno, afectan principalmente a la
rigidez bajo carga y sirven tanto de reticulaciones como de
partículas de carga en la matriz de segmento blando. Se conoce que
la resistencia y el módulo de los copolímeros de poliuretano están
directamente relacionados con la cantidad y la estabilidad de los
dominios de segmento duro^{32}. Wang y Cooper^{32} estudiaron de
manera sistemática el efecto del contenido en bloques duros y la
longitud del bloque sobre la morfología y las propiedades de los
PUUR. Encontraron que las propiedades mecánicas dependen
principalmente del contenido en bloques duros y la fuerte cohesión
del dominio duro debido al enlace o puente de hidrógeno entre la
urea lo que da lugar a un comportamiento
semi-cristalino.
Se investigaron los efectos sobre las
propiedades mecánicas de las fibras PUUR a base de PCL 530
extendidas de cadena con seis diaminas alifáticas diferentes (Tabla
4). El contenido en segmento duro es casi constante, pero sus
estructuras difieren. Las fibras más fuertes se obtuvieron a partir
de PCL 530-2Me y PCL 530-3, las
cuales se suponen estar menos eficazmente unidas por enlaces de
hidrógeno en disolución en comparación con los otros PUUR. El PCL
530-2Me y el PCL 530-3 formaron
disoluciones transparentes y se podían hilar sin la adición de
LiCl. A medida que se añadió LiCl a una disolución de PCL
530-3 la tenacidad de la fibra producida de las
mismas disminuyó más del 40%. No obstante, la tenacidad de la fibra
PCL 530-3 a partir de DMF + LiCl estaba todavía
entre las más elevadas. En una comparación de las fibras hiladas a
partir de disoluciones de DMF + LiCl la PCL 530-3 y
la PCL 530-5 son las más fuertes. Así, los agentes
de extensión de cadena con un número impar de grupos metileno
tienden a formar fibras más fuertes que las que tienen elementos
pares. A partir del diseño de la banda para la reconstrucción del
ACL se estimó que la fibra debería tener una tenacidad de al menos
0,2 N/tex. Sólo dos de las fibras ensayadas, preparadas a partir de
PCL 530-3 y PCL 530-2Me, cumplieron
este requerimiento.
Bandas. El diagrama del ensayo de
tracción típico de una banda de fibras de PCL 530-3
se proporciona en la Figura 4. La forma de la curva
carga-alargamiento de la banda es similar a la de la
fibra, pero el alargamiento es más elevado. Esto es lo que cabía
esperar ya que las fibras están ligeramente retorcidas para obtener
un hilo grueso antes de la tejeduría.
Calorimetría diferencial de barrido. Las
temperaturas de transición vítrea de los bloques blandos para los
diferentes PUUR se presentan en la Tabla 5. A medida que decrecía el
peso molecular de los segmentos blandos la T_{g} incrementaba
desde -30,7 a -5,5ºC y desde -48,3 a -11,3ºC para el PDEA y el PCL
respectivamente. La T_{g} era más difícil de detectar cuanto más
corto es el segmento blando. El efecto de la longitud del segmento
blando sobre su T_{g} está relacionado con la limitación de la
movilidad del segmento blando impuesta por el segmento duro
adjunto. Además del peso molecular del segmento blando, el agente de
extensión de cadena afectaba a la T_{g} en alguna medida. PCL
530-2Me y PCL 530-3 mostraban la
T_{g} más elevada. Para los agentes de extensión de cadena con
tres o más grupos metileno existía un movimiento hacía T_{g} más
elevadas cuanto más larga fuera la diamina. Todas las fibras PUUR
excepto las de PCL 530-2Me y las de PCL
530-3 se hilaron a partir de DMF + LiCl. La PCL
530-3 hilada a partir de DMF + LiCl no mostró ningún
cambio en su T_{g} en comparación con la PCL
530-3 hilada a partir de DMF. La fase mezcla de
segmentos blandos y duros restringe el movimiento molecular térmico
en la fase de segmento blando. Por lo tanto, los cambios de T_{g}
a temperaturas más elevadas se atribuyen a las interacciones entre
los segmentos duros y blandos.
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(Tabla pasa a página
siguiente)
Estudios de degradación. Entre los
diversos enlaces presentes en los PUUR, los más susceptibles son los
enlaces de éster de los segmentos blandos que mediante hidrólisis
producen grupos carboxilato e hidroxilo. El ácido producido puede
catalizar la hidrólisis del éster de tal manera que una reacción
autocatalítica llega a ser la prevalente. Además, el uso previsto
para el material es en la rodilla que tiene un pH neutro^{33}. Por
esa razón todos los estudios de degradación se realizaron en un
gran exceso de disoluciones tamponadas a un pH de 7,4. Se
estudiaron tanto los cambios en el peso molecular como la
resistencia a la tracción de las fibras estiradas óptimas y de las
bandas de las mismas. Los datos para las fibras y las bandas
obedecen la misma dependencia en el cambio en el peso molecular y
la resistencia a la tracción. Así, la diferencia en el
empaquetamiento de la fibra y el espesor de la muestra no parece
tener ningún efecto sobre la velocidad de degradación.
La pérdida en la resistencia a la tracción con
el tiempo de la hidrólisis a 77ºC se muestra en la Figura 5.
Tanto para los PUUR a base de PEDA como para los
de PCL el polímero con segmentos blandos más largos se degradaba
más rápido. Así, el PDEA 2000 y el PCL 2000 mostraban una
estabilidad hidrolíticamente más baja que el PCL 530 y el PDEA 500,
respectivamente. La razón es una fracción más elevada de segmentos
blandos y, consecuentemente, de grupos éster expuestos a la
hidrólisis.
La composición química del éster afecta a la
velocidad de degradación de los diferentes PUUR. Los PUUR con
segmentos blandos preparados a partir de PDEA se degradan más rápido
que los basados en PCL. La resistencia superior a la hidrólisis se
adscribe a la hidrofobicidad del PCL. Se ha mostrado que la
introducción de bloques hidrofílicos de poli(oxietileno) en
los copolímeros tribloques
PCL-POE-PCL incrementó la
hidrofilicidad y la velocidad de degradación en comparación con el
homopoliéster de PCL^{28}. El PDEA 500 contiene aproximadamente
tres dietilen glicoles mientras que los PCL dioles iniciados con
dietilen glicol contiene uno.
El peso molecular inicial de los diferentes PUUR
variaba en una pequeña medida (Tabla 1). La velocidad de
decrecimiento de la resistencia a la tracción no se afectó, pero el
tiempo hasta completar la degradación llegó a ser algo más corto
cuanto más bajo fuera el peso molecular inicial. El peso molecular
disminuye después de un período de inducción de aproximadamente 10
días para el PCL 530-2 y PCL 530-3 y
de aproximadamente 3 días para el PCL 1250-2
(Figura 6). No se apreció un período de inducción para las otras
muestras. Durante el período de inducción se apreció una
disminución del tiempo de retención SEC. El fenómeno se ha informado
ocasionalmente por algunos investigadores usando sistemas tanto
in vitro como in vivo^{34-36}, pero
no se llegó a conclusiones unánimes sobre las razones para el
incremento. Los autores han interpretado la disminución del tiempo
de retención, como consecuencia de la agregación del polímero debida
a un procedimiento físico puesto que no están presentes en los
polímeros grupos de isocianato sin reaccionar. Además, a pesar del
incremento en el tamaño molecular la resistencia a la tracción
disminuía ya después de 2 días en una disolución tampón de fosfato
(Figura 5).
Uno de los requerimientos del material era que
al menos un 50% de la resistencia a la tracción se debería
conservar durante al menos 9-12 meses. Para su uso a
la temperatura del cuerpo es interesante estimar e investigar la
conformidad entre la velocidad de degradación a 37ºC y a 77ºC.
Puesto que las fibras de PCL
530-3 parecen tener las propiedades más prometedoras
en muchos aspectos se efectuaron estudios de degradación
adicionales de estas fibras. El cambio en el peso molecular a 37ºC
sigue el mismo patrón que a 77ºC. Después de aproximadamente 40
días se aprecia una disminución en el tiempo de retención SEC del
polímero, que es similar a los resultados después de
2-3 días a 77ºC. Después de esto el tiempo de
retención permanece constante durante un período prolongado de
tiempo. Esto significa que el tamaño de los agregados formados es
en alguna medida independiente del peso molecular de las moléculas
que forman parte en la formación del agregado. Es obvio que la
degradación procede puesto que después de 500 días el tiempo de
retención SEC se ha incrementado acompañado por una pérdida en la
resistencia a la tracción del 5-10%. Así, la
velocidad de degradación a 37ºC parece ser aproximadamente 1/20 más
baja que la velocidad de degradación a 77ºC.
Además de la pérdida de la resistencia a la
tracción y del peso molecular, se ha estudiado el cambio de peso de
las fibras PCL 530-3. Primero el peso de las fibras
se incrementó aproximadamente un 8-10% debido a la
adsorción de agua. Después de 52 días a 77ºC había signos de pérdida
de peso y después de otros diez días la pérdida de peso es obvia
(-30%). En ese momento las fibras eran muy quebradizas y las medidas
adicionales eran difíciles de efectuar. De acuerdo con la baja
velocidad de degradación a 37ºC no se espera ver cualquier
disminución en el peso antes de 800-850 días de
degradación.
En lo que respecta a la biocompatibilidad de la
PCL 530-3 se han efectuado tanto estudios de
seguridad, mutagenicidad e hipersensibilidad diferida al contacto,
como estudios de implantación y se han informado de los
mismos^{37}. Cuando se usaron bandas PUUR preparadas de fibras
PCL 530-3 como prótesis del ACL en conejos y
cerditos, se apreció la formación de hueso en los túneles
perforados y rodeando a las fibras PUUR. También, e independiente
del tiempo de observación, se observó tejido conectivo en
crecimiento entre y en contacto íntimo con las fibras PUUR en ambas
especies. En tiempos de observación que exceden de 6 meses, el
tejido conectivo tenía una orientación de las fibras de colágeno y
de los fibroblastos en paralelo con las fibras PUUR^{37}. A partir
de los ensayos clínicos usando la banda de PUUR como un
acrecentamiento del ACL, se obtuvieron biopsias de 5 pacientes en
períodos de tiempo entre 30 y 40 meses. Como en los animales se
encontró un elevado porcentaje de crecimiento hacia dentro del
tejido conectivo en contacto íntimo con el material y la presencia
de colágeno tipo I y de vasos sanguíneos se confirmó usando métodos
inmunohistoquímicos. No se detectaron indicios de una reacción
inflamatoria obvia o de respuesta al cuerpo extraño.
Conclusiones. Los autores han demostrado
que la composición química de los PUUR se puede ajustar a medida
para obtener fibras con resistencia, rigidez bajo carga y velocidad
de degradación, que cumplen las propiedades deseadas para un
material para la reconstrucción del ACL.
\newpage
Las fibras preparadas a partir de PUUR a base de
PCL 530 tienen una resistencia y rigidez bajo carga superior en
comparación con otros poliéster dioles usados en el estudio y
conservan al menos un 50 por ciento de su resistencia a la tracción
original más de nueve meses a la temperatura del cuerpo. Además, la
extensión de cadena de PCL 530:MDI con 1,3-DAP
produce una disolución de polímero a partir de la cual se pueden
hilar fibras fuertes sin aditivos. Se puede tejer una banda porosa
con resistencia y tamaño apropiado de las fibras.
En conclusión, desde un punto de vista químico y
mecánico las fibras de PCL 530-3, ARTELON^{TM},
son adecuadas para el diseño de un dispositivo ACL degradable.
Están en marcha ensayos clínicos en seres humanos con reconstrucción
del ACL usando la banda de PUUR.
Reconocimiento. La Knowledge Foundation
vía la Material Research School en Chalmers University of Technology
es gratamente reconocida por su apoyo financiero.
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Mater. Sci.-Mater. M. 2002, 13,
351-359.
Claims (12)
1. Polímero lineal de bloques de acuerdo con la
Fórmula (1)
en la
que:
R1 se obtiene a partir de una diamina, por
ejemplo, etilen diamina, 1,2-diamino propano ó
1,3-diamino propano;
R2 se obtiene a partir de un diisocianato
aromático;
R3 se obtiene a partir de un
éster-diol;
R4 se obtiene a partir de la dibutil amina o de
la etanolamina;
en la que 0 < y < 4 y z > 8,
caracterizado porque,
los monómeros a partir de los
cuales se obtienen R2 y R3 se añaden en tales cantidades que la
relación molar entre R2 y R3 sea superior a
2:1.
2. Polímero lineal de bloques de acuerdo con la
reivindicación 1, en el que R1 se obtiene a partir de etilen
diamina, 1,3-diamino propano,
1,2-diamino propano, 1,4-diamino
butano, 1,5-diamino pentano, ó
1,6-diamino hexano.
3. Polímero lineal de bloques de acuerdo con la
reivindicación 1 ó 2, en el que R3 se obtiene a partir de
poli(caprolactona diol), poli(adipato de dietilen
glicol) o poli(pimelato de pentano diol).
4. Polímero lineal de bloques de acuerdo con
cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que R2 se
obtiene a partir de 4,4'-difenil metano
diisocianato, naftalen diisocianato, o toluen diisocianato.
5. Fibra fabricada a partir de un polímero
lineal de bloques de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones
precedentes.
6. Fibra de acuerdo con la reivindicación 5, la
cual fibra exhibe una tenacidad de al menos 0,1 N/Tex.
7. Fibra de acuerdo con la reivindicación 6, la
cual fibra exhibe una tenacidad por encima de 0,2 N/Tex.
8. Fibra de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 5-7, la cual fibra exhibe un
alargamiento a rotura que es inferior al 100%.
9. Fibra de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 5-7, la cual fibra exhibe un
alargamiento a rotura que es del 43% o inferior.
10. Película fabricada a partir de un polímero
lineal de bloques de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones
1-4.
11. Material polimérico poroso fabricado a
partir de un polímero lineal de bloques de acuerdo con cualquiera
de las reivindicaciones 1-4.
12. Implante para la implantación en el cuerpo
humano o animal, el cual implante comprende un polímero lineal de
bloques de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones
precedentes.
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