ES2331596T3 - Polimeros reabsorbibles y articulos quirurgicos fabricados a partir de ellos. - Google Patents
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Abstract
Un dispositivo médico fabricado total o parcialmente en un polímero al azar que comprende de 68 a 75 por ciento en peso de glicolida, 12 a 17 por ciento en peso de épsilon-caprolactona, 1 a 19 por ciento en peso de carbonato de trimetileno y 1 a 19 por ciento en peso de lactida.
Description
Polímeros reabsorbibles y artículos quirúrgicos
fabricados a partir de ellos.
Se describen polímeros reabsorbibles de
glicolida, lactida, carbonato de trimetileno y caprolactona
polimerizados al azar. También se describen procedimientos para
preparar los polímeros y artículos quirúrgicos elaborados total o
parcialmente de tales polímeros, incluyendo suturas.
Los dispositivos quirúrgicos bioabsorbibles
elaborados a partir de copolímeros derivados de glicolida y
épsilon-caprolactona se conocen en la técnica.
Tales dispositivos quirúrgicos bioabsorbibles incluyen suturas
quirúrgicas.
Una característica deseable de una sutura
bioabsorbible es su capacidad para presentar y mantener propiedades
deseadas frente a la tracción durante un período predeterminado de
tiempo seguido por una rápida reabsorción de la masa de sutura (en
lo sucesivo en el presente documento "pérdida de masa").
Se conocen en la técnica suturas reabsorbibles
sintéticas. Se conocen en la industria como suturas reabsorbibles a
corto plazo suturas multifilamentos reabsorbibles tales como suturas
de DEXON (realizadas en homopolímero de glicolida y disponible de
forma comercial de Davis & Geck, Danbury, Connecticut), suturas
de VICRYL (realizadas a partir de un copolímero de glicolida y
lactida y disponibles de forma comercial de Ethicon, Inc.,
Sommerville, New Jersey) y suturas de POLYSORB (realizadas a partir
de un copolímero de glicolida y lactida y disponibles de forma
comercial de United States Surgical Corporation, Norwalk,
Connecticut). Las suturas reabsorbibles a corto plazo de la
clasificación se refieren en general a suturas quirúrgicas que
retienen al menos aproximadamente 20 por ciento de su resistencia
original a las tres semanas después de ser implantadas, siendo
prácticamente reabsorbida en el cuerpo la masa de la sutura en un
período de aproximadamente 60 a 90 días después de la
implantación.
Las suturas reabsorbibles a largo plazo se
clasifican en general como suturas capaces de retener al menos
aproximadamente 20 por ciento de su resistencia original durante
seis o más semanas después ser implantadas, siendo prácticamente
reabsorbida en el cuerpo la masa de la sutura en un período de
aproximadamente 180 días después de la implantación. Por ejemplo,
suturas PDS II (disponibles de forma comercial de Ethicon, Inc.,
Sommerville, New
Jersey), son suturas monofilamento sintéticas que han demostrado retener al menos aproximadamente 20 a 30 por ciento de su resistencia original seis semanas después de la implantación. Sin embargo, según se informa PDS II presenta una mínima pérdida de masa hasta 90 días después de la implantación, siendo prácticamente reabsorbida en el cuerpo la masa de la sutura en un período de aproximadamente 180 días después de la implantación. La sutura de MAXON (disponible de forma comercial de Davis & Geck, Danbury, Connecticut) es otro monofilamento sintético reabsorbible que según se informa se ajusta en general a este perfil de reabsorción.
Jersey), son suturas monofilamento sintéticas que han demostrado retener al menos aproximadamente 20 a 30 por ciento de su resistencia original seis semanas después de la implantación. Sin embargo, según se informa PDS II presenta una mínima pérdida de masa hasta 90 días después de la implantación, siendo prácticamente reabsorbida en el cuerpo la masa de la sutura en un período de aproximadamente 180 días después de la implantación. La sutura de MAXON (disponible de forma comercial de Davis & Geck, Danbury, Connecticut) es otro monofilamento sintético reabsorbible que según se informa se ajusta en general a este perfil de reabsorción.
Recientemente, United States Surgical
Corporation ha introducido suturas monofilamento BIOSYN que
presentan buena flexibilidad, características de manipulación,
resistencia del nudo y características de reabsorción similares a
las de las suturas multifilamentos reabsorbibles a corto plazo
disponibles en la actualidad.
Otro intento de proporcionar una sutura
monofilamento reabsorbible sintética aceptable dio como
resultado
MONOCRYL, una sutura fabricada a partir de un copolímero de bloque reabsorbible que contiene glicolida y épsilon-caprolactona, disponible de forma comercial de Ethicon, Inc.
MONOCRYL, una sutura fabricada a partir de un copolímero de bloque reabsorbible que contiene glicolida y épsilon-caprolactona, disponible de forma comercial de Ethicon, Inc.
Sin embargo, no existen en la actualidad suturas
monofilamento reabsorbibles sintéticas que se acerquen a la
retención de resistencia, pérdida de masa y módulo de elasticidad de
suturas a las que normalmente se hace referencia en la técnica como
suturas de intestino o tripa o "catgut". Es bien
conocido en la técnica que el término sutura de tripa se refiere a
una sutura a base de colágeno de cualquier tipo u origen
frecuentemente fabricada de intestino de mamífero, tales como la
capa serosa de tripa o intestino bovino o la capa fibrosa submucosa
de intestinos de cordero. Las suturas de tripa presentan la
combinación única de retención de resistencia durante dos semanas y
una pérdida de masa de aproximadamente 75 días, manteniendo durante
ese plazo un módulo y resistencia a la tracción aceptables; y por
ello todavía se usan de forma generalizada en cirugía
ginecológica.
Sería ventajoso proporcionar una sutura
reabsorbible sintética que presente propiedades físicas similares o
superiores a la sutura de tripa.
La patente de Estados Unidos nº 4.700.704 de
Jamiolkowski da a conocer que se pueden fabricar suturas a partir
de copolímeros al azar de glicolida y
épsilon-caprolactona y, de forma más específica, a
partir de copolímeros al alzar que contienen de 20 a 35 por ciento
en peso de épsilon-caprolactona y de 65 a 80 por
ciento en peso de glicolida. Por otro lado, Jamiolkowski informa
que las suturas fabricadas en copolímeros de
glicolida/épsilon-caprolactona que contienen más
del 35% de caprolactona no pueden orientarse para conseguir una
fibra dimensionalmente estable. Jamiolkowski informa además que
algunas suturas fabricadas de copolímeros de
glicolida/épsilon-caprolactona que contienen 15% de
caprolactona tampoco pueden orientarse para preparar una fibra
dimensionalmente estable. Además, Jamiolkowski también informa de
la combinación no deseable de bajo módulo de elasticidad y baja
resistencia a la tracción para los copolímeros de
glicolida/épsilon-caprolactona con los que pudo
fabricar suturas.
Las patentes de Estados Unidos 4.045.418 y
4.057.537 revelan copolímeros al azar obtenidos por copolimerización
de lactida y épsilon-caprolactona, así como de
terpolímeros obtenidos polimerizando lactida,
épsilon-caprolactona y glicolida. Los copolímeros,
así como los terpolímeros revelados en las patentes de Estados
Unidos 4.045.418 y 4.057.537 tienen al menos 60% en peso de
lactida. Estos copolímeros se han descrito en la bibliografía por
tener "un inconveniente principal que ha evitado su uso extendido.
Aunque se puede interpretar literalmente que los copolímeros son
``bioabsorbibles'', la velocidad de reabsorción es tan lenta que
hace que los copolímeros sean prácticamente inútiles para numerosas
aplicaciones médicas" (véase la patente de Estados Unidos
5.468.253, columna 2, líneas 24 y siguientes). De hecho, la patente
de Estados Unidos 5.468.253 aborda este problema revelando
dispositivos médicos formados a partir de un copolímero al azar de:
a) de aproximadamente 30 a aproximadamente 50 por ciento en peso de
épsilon-caprolactona, carbonato de trimetileno y
éter lactona y sus combinaciones, y b) siendo el resto
prácticamente glicolida y carbonato de
para-trimetileno.
Por tanto, sería inesperado que dispositivos
médicos tales como suturas realizadas en copolímero al azar de
glicolida, épsilon-caprolactona, carbonato de
trimetileno y lactida proporcionaran las características de
retención de resistencia a la tracción y pérdida de masa que se
acerquen a las de las suturas de intestino manteniendo al mismo
tiempo un módulo de elasticidad y resistencia a la tracción
aceptables.
\vskip1.000000\baselineskip
Se ha descubierto ahora sorprendentemente que un
dispositivo médico como el que se define en la Reivindicación 1 del
juego de reivindicaciones adjuntas presenta retención de la
resistencia, pérdida de masa y módulo de elasticidad similares a
los de las suturas de intestino. Los polímeros usados en la
formación del dispositivo reivindicado incluyen de 12 a 17 por
ciento en peso de unidades derivadas de
épsilon-caprolactona, 1 a 19 por ciento en peso de
unidades derivadas de carbonato de trimetileno, de 68 a 75 por
ciento en peso de unidades derivadas de glicolida y de 1 a 19 por
ciento en peso de unidades derivadas de lactida.
En realizaciones particularmente útiles, los
polímeros al azar pueden hilarse en fibras. Las fibras pueden
fabricarse de forma ventajosa en suturas de monofilamento o de
multifilamentos que tienen propiedades físicas similares a las de
las suturas de intestino.
Además, se ha encontrado un procedimiento para
preparar suturas monofilamento sintéticas reabsorbibles a partir de
polímeros al azar de carbonato de
trimetileno/caprolactona/glicolida/lactida anteriormente descritos.
El procedimiento, para una sutura de un calibre determinado,
comprende las operaciones de extrudir el copolímero al azar de
caprolactona/glicolida/carbonato de trimetileno/lactida a una
temperatura de extrusión de desde 140ºC a 180ºC para proporcionar
una fibra monofilamento, hacer pasar opcionalmente el monofilamento
solidificado a través de un baño de enfriamiento de agua (u otro
medio líquido adecuado) a una temperatura de desde aproximadamente
15ºC a aproximadamente 25ºC o a través de aire (u otro medio gaseoso
adecuado) de desde 15ºC a aproximadamente 25ºC, estirar el
monofilamento (por ejemplo a través de una serie de hornos de
convección de aire) a una relación de estirado de desde 8:1 a 11:1
para proporcionar un monofilamento estirado. En una realización
particularmente útil, el monofilamento se estira a través de tres
hornos de convección de aire mediante cuatro estaciones de
cilindros estiradores. El primer horno de convección de aire se
mantiene a una temperatura de 25ºC a 35ºC, mientras que el segundo
horno de convección de aire se calienta hasta una temperatura por
encima de la temperatura de cristalización del copolímero de
glicolida/lactida/épsilon-caprolactona/carbonato de
trimetileno de 80ºC a 100ºC, y el tercer horno de convección de aire
se mantiene de 90ºC a 110ºC. La relación de estirado entre la
primera y la segunda estación de cilindros estiradores varía de 6:1
a 8:1. La relación de estirado entre la segunda y la tercera
estación de cilindros estiradores varía de 12:1 a 2.5:1. La
relación de estirado entre la tercera y la cuarta estación de
cilindros estiradores varía de 0,85:1 a 1,05:1. La sutura puede
someterse a templado con o sin relajación a una temperatura de desde
aproximadamente 80ºC a aproximadamente 110ºC para proporcionar la
sutura acabada.
\vskip1.000000\baselineskip
Fig. 1A es una ilustración esquemática de un
aparato que es adecuado para fabricar suturas monofilamento
reveladas en la presente memoria;
Fig. 1B es una modificación del aparato mostrado
en Fig. 1A que es particularmente adecuado para fabricar suturas
monofilamento de menor calibre, por ejemplo, calibres 4/0 o
inferiores.
Fig. 2 es una vista en perspectiva de una sutura
unida a una aguja.
Fig. 3A - 3C ilustran la formación del nudo que
se empleó en el ensayo de tracción de la lazada usado en la
Tabla IV.
Tabla IV.
Se ha encontrado que los monómeros glicolida,
épsilon-caprolactona, carbonato de trimetileno y
lactida se pueden combinar de forma ventajosa para formar un
polímero al azar útil en la formación de artículos quirúrgicos que
tienen propiedades de retención de la resistencia, pérdida de masa y
módulo de elasticidad similares o superiores a las suturas de
intestino.
El polímero al azar se puede preparar usando
técnicas convencionales. Por ejemplo, se pueden secar los monómeros,
mezclarse en un recipiente de reacción con un iniciador (bien un
iniciador mono o multifuncional) y un catalizador de polimerización
adecuado y polimerizarse a temperaturas que varían de 160ºC a 190ºC
durante un período que varía de aproximadamente 12 horas a
aproximadamente 18 horas.
El polímero tiene unidades repetitivas
combinadas al azar derivadas de glicolida, lactida, carbonato de
trimetileno y épsilon-caprolactona. Las unidades
repetitivas derivadas de glicolida comprenden de 68 a 75 por ciento
en peso del polímero, mientras que las unidades repetitivas
derivadas de lactida comprenden de 1 a 19 por ciento en peso del
polímero, las unidades derivadas de caprolactona comprenden de 12 a
17 por ciento en peso del polímero y las unidades derivadas de
carbonato de trimetileno comprenden de 1 a 19 por ciento en peso del
polímero. Se pueden usar en general polímeros de carbonato de
trimetileno, caprolactona, glicolida y lactida que tienen una
viscosidad intrínseca de desde 1 a 1,5 dl/g medida a 30ºC y a una
concentración de 0,25 g/dl en cloroformo o HFIP.
Los polímeros al azar proporcionados en la
presente memoria se pueden mezclar o copolimerizarse con otros
polímeros y/o copolímeros reabsorbibles conocidos derivados de
materiales tales como glicolida, lactida, caprolactona, carbonato
de trimetileno, dioxanona, óxidos de alquileno, amidas reabsorbibles
y similares. Se sobreentiende que la lista de materiales anterior
con la que se puede mezclar o copolimerizar el copolímero al azar se
proporciona únicamente con fines ilustrativos y no se considerará
como limitante.
Los polímeros al azar se pueden conformar en
artículos quirúrgicos usando cualquier técnica conocida, tal como
por ejemplo extrusión, moldeo y/o colada en disolvente. Los
copolímeros se pueden usar solos, mezclados con otras composiciones
reabsorbibles, o combinados con componentes no reabsorbibles. Se
puede fabricar una amplia diversidad de artículos quirúrgicos a
partir de los copolímeros descritos en la presente memoria. Estos
incluyen, aunque sin quedar limitados a los mismos, pinza y otros
medios de sujeción, grapas, suturas, clavos, tornillos,
dispositivos protésicos, apósitos para heridas, dispositivos de
liberación de fármacos, anillos para anastomosis y otros
dispositivos implantables. Las fibras realizadas en los copolímeros
se pueden trenzar, tejer o convertirse en materiales no tejidos con
otras fibras, ya sean fibras reabsorbibles o no reabsorbibles,
tales como mallas y fieltros. Las composiciones que incluyen estos
copolímeros al azar se pueden usar como un revestimiento
reabsorbible para dispositivos quirúrgicos. De preferencia, sin
embargo, los polímeros se hilan en fibras que se usarán en la
preparación de suturas.
Las suturas multifilamentos de la presente
invención se pueden preparar por procedimientos conocidos en la
técnica. Las construcciones trenzadas tales como las reveladas y
descritas en las patentes de Estados Unidos números 5.059.213 y
5.019.093 son adecuadas para la sutura multifilamentos de la
presente invención.
La Fig. 1A ilustra sustancialmente las
operaciones de extrusión, enfriamiento y estiramiento de la
operación de fabricación de monofilamento del presente documento.
La extrusora 10 es de un tipo conocido o convencional y está
equipada con controles para regular la temperatura del tambor 11 en
las diversas zonas del mismo, por ejemplo, temperaturas crecientes
en las tres zonas consecutivas A, B y C a lo largo de la longitud
del tambor. En la extrusora se introducen pellas o polvo de resinas
de la presente invención a través de la tolva 12. Cualquiera de los
polímeros anteriormente descrito que sea útil para la formación de
las fibras se puede usar aquí.
La motobomba dosificadora 13 alimenta resina
extrudida fundida a una velocidad constante a un juego de discos de
rotación 14 y a continuación a través de una hilera 15 que posee uno
o más orificios del diámetro deseado proporciona un monofilamento
16 fundido que a continuación entra en el baño de enfriamiento 17,
por ejemplo, que contiene agua, en el que solidifica el
monofilamento. La distancia que recorre el monofilamento 16 después
de salir de la hilera 15 hasta el punto en el que entra en el baño
de enfriamiento 17, es decir, el espacio de aire, puede variar y
puede variar de forma ventajosa de 1 a 5 cm y, preferentemente de 2
a 3 cm. Si se desea, puede disponerse una bóveda (no mostrada), o
pantalla, para aislar el monofilamento 16 del contacto con
corrientes de aire que podrían afectar de modo adverso el
enfriamiento del monofilamento de una forma impredecible. En
general, la zona del tambor A de la extrusora se puede mantener a
una temperatura de desde 140ºC a 160ºC, la zona B desde 140ºC a
165ºC y la zona C desde 145ºC a 170ºC. Otros parámetros de
temperatura incluyen: el bloque 13 de la bomba dosificadora de
140ºC a 170ºC, la hilera 15 de 150ºC a 180ºC y el baño de
enfriamiento de 15ºC a 25ºC.
El monofilamento 16 se hace pasar a través del
baño de enfriamiento 17 alrededor del cilindro 18 activo y un
cilindro 19 inactivo. Opcionalmente, una escobilla (no mostrada)
puede eliminar el exceso de agua del monofilamento a medida que
éste sale del baño de enfriamiento 17. A la salida del baño de
enfriamiento, el monofilamento se hace pasar a través de una
primera estación 1 de cilindros estiradores, que está provista de
cinco cilindros estiradores individuales, es decir, los cilindros
101, 102, 103, 104 y 105. Una vez ha entrado en la estación de
cilindros estiradores 1, el monofilamento 16 es envuelto alrededor
de un primer cilindro estirador 101, dotado de un cilindro de
presión 22 para evitar el deslizamiento que se produciría en caso
contrario por la operación posterior de estiramiento; y
seguidamente se hace pasar sobre el cilindro estirador 101, bajo el
cilindro estirador 102, sobre el cilindro estirador 103, bajo el
cilindro estirador 104 y sobre el cilindro estirador 105 a la
estación 2 de cilindros estiradores, que contiene los cilindros
estiradores 106, 107, 108, 109 y 110, en los que se envuelve sobre
el cilindro estirador 106, bajo el cilindro estirador 107, sobre el
cilindro estirador 108, bajo el cilindro estirador 109 y sobre el
cilindro estirador 110. El monofilamento que pasa desde la estación
1 de cilindros estiradores a la estación 2 de cilindros estiradores
es estirado a través del horno 23 de convección de aire a una
temperatura que varía de 25ºC a 35ºC por los cilindros de la
estación 2 de cilindros estiradores que giran a velocidades
superiores a la velocidad de la estación 1 de cilindros estiradores
proporcionando la relación de estirado deseada, que varía de 6:1 a
8:1 y, de preferencia, de 6,5:1 a 7,5:1, para efectuar la
orientación molecular del copolímero del cual está fabricado y, de
este modo, aumentar su resistencia a la tracción.
Después del estirado inicial a la temperatura de
25ºC a 35ºC, se somete a continuación el monofilamento 16 a una
segunda y una tercera operación de estirado. El monofilamento 16 es
estirado seguidamente desde el cilindro estirador 110 a través del
horno de convección de aire 24, que se mantiene a desde 80ºC a
100ºC, hasta la estación 3 de cilindros estiradores que contiene
los cilindros estiradores 111, 112, 113, 114 y 115 donde es
envuelto sobre el cilindro estirador 111, bajo el cilindro estirador
112, sobre el cilindro estirador 113, bajo el cilindro estirador
114 y sobre el cilindro estirador 115. La estación 3 de cilindros
estiradores gira más rápido que la estación 2 de cilindros
estiradores proporcionando la relación de estirado deseada, que
varía de 1,2:1 a 2,5:1. El monofilamento 16 se estira entonces desde
el cilindro estirador 115 a través del horno de convección de aire
25, que se mantiene de 90ºC a 110ºC, por la estación 4 de cilindros
estiradores, que contiene los cilindros estiradores 116, 117 118,
119 y 120 donde es envuelto sobre el cilindro estirador 116, bajo
el cilindro estirador 117, sobre el cilindro estirador 118, bajo el
cilindro estirador 119 y sobre el cilindro estirador 120. La
estación 4 de cilindros estiradores gira a una velocidad variable
(preferentemente más rápido que la estación 3 de cilindros
estiradores) proporcionando la relación de estirado deseada, que
varía de 0,85:1 a 1,05:1. Se sobreentiende que las disposiciones de
cilindros estiradores en cada una de las estaciones de cilindros
estiradores 1, 2, 3 y 4, respectivamente, no quedará limitada a la
disposición descrita antes y que cada estación de cilindros
estiradores puede tener cualquier disposición de cilindros
estiradores adecuada.
En una operación alternativa para suturas para
suturas de menor calibre, por ejemplo calibres 4/0 a 8/0, como se
muestra en Fig. 1B, el monofilamento 16 se hace pasar únicamente a
través de las estaciones 1 y 2 de cilindros estiradores y no se
somete a ninguna otra operación de estiramiento.
El templado de la sutura también se puede llevar
a cabo con o sin contracción de la sutura. Al llevar a cabo la
operación de templado, la longitud deseada de sutura se puede
arrollar alrededor de una fileta y disponerse la fileta en una
cabina de calentamiento bajo un flujo de nitrógeno mantenido a la
temperatura deseada, por ejemplo 80ºC a 110ºC, como se describe en
la patente de Estados Unidos nº 3.630.205. Después de un período de
residencia en la cabina de calentamiento, por ejemplo, durante hasta
18 horas más o menos, la sutura prácticamente ya no se contraerá.
Como se muestra en la patente de Estados Unidos nº 3.630.205, la
fileta puede hacerse girar dentro de la cabina de calentamiento con
el fin de garantizar un calentamiento uniforme del monofilamento o
puede hacerse circular por la cabina aire caliente, en cuyo caso el
calentamiento uniforme del monofilamento se conseguirá sin
necesidad de hacer girar la fileta. A continuación, la fileta con su
sutura templada se extrae de la cabina de calentamiento y cuando se
devuelve a la temperatura ambiente, la sutura se extrae de la
fileta, convenientemente cortando el monofilamento arrollado en
extremos opuestos de la fileta. Las suturas templadas,
opcionalmente unidas a agujas quirúrgicas, están listas entonces
para su envasado y esterilización.
De forma alternativa, la sutura se puede templar
en línea con o sin relajación. Para la relajación, la cuarta
estación de cilindros estiradores gira a una velocidad inferior que
la tercera estación de cilindros estiradores, aliviando de este
modo la tensión en el filamento.
La sutura revelada en la presente memoria,
sutura 101, se puede unir a una aguja quirúrgica 100, como se
muestra en Fig. 2 por procedimientos bien conocidos en la técnica.
Las heridas se pueden suturar haciendo pasar la sutura enhebrada en
la aguja a través del tejido para crear un cierre de la herida. La
aguja preferentemente se retira entonces de la sutura y se ata la
sutura.
En los polímeros y artículos quirúrgicos
revelados en el presente documento se pueden incorporar una o más
sustancias útiles desde el punto de vista
médico-quirúrgico, por ejemplo, las sustancias
útiles desde el punto de vista médico-quirúrgico
que aceleran o modifican beneficiosamente el proceso de
cicatrización cuando las partículas se aplican a un sitio de
reparación quirúrgico. Así, por ejemplo, la sutura puede incorporar
un agente terapéutico que se depositará en el sitio de reparación.
El agente terapéutico se puede elegir por sus propiedades
antimicrobianas, capacidad para promover la reparación o
reconstrucción y/o nuevo crecimiento de tejido. De este modo, se
pueden aplicar de este modo agentes antimocrobianos tales como
antibióticos de amplio espectro (sulfato de gentamicina,
eritromicina o glucopéptidos derivados) que se liberan lentamente
en el tejido para ayudar a combatir infecciones clínicas y
subclínicas en un sitio de reparación de tejido. Para promover la
reparación y/o crecimiento del tejido, se pueden introducir en las
suturas uno o varios factores promotores del crecimiento, por
ejemplo, factor de crecimiento de fibroblastos, factor de
crecimiento óseo, factor de crecimiento epidérmico, factor de
crecimiento derivado de las plaquetas, factor de crecimiento
derivado de macrófagos, factor de crecimiento derivado alveolar,
factor de crecimiento derivado de monocitos, magainina y similares.
Algunas indicaciones terapéuticas son: glicerol con activador de
plasminógeno tisular o renal que causa trombosis, superóxido
dismutasa para eliminar los radicales libres que dañan los tejidos,
factor de necrosis tumoral para tratamiento del cáncer o factor
estimulador de colonias e interferón, interleucina-2
u otras linfocinas para potenciar el sistema inmunitario.
Se contempla que puede ser deseable teñir las
suturas con el fin de aumentar la visibilidad de la sutura en el
campo quirúrgico. Se pueden usar colorantes conocidos por ser
adecuados para incorporación en suturas. Tales colorantes incluyen,
aunque sin quedar limitados a los mismos, negro de carbono, negro de
hueso, D&C Verde Nº 6 y D&C Violeta Nº 2 como se describe
en el manual de U.S. Colorants for Food, Drugs and Cosmetics de
Daniel M. Marrion (1979). De preferencia, las suturas de acuerdo con
la invención se tiñen añadiendo hasta aproximadamente unas pocas
unidades porcentuales y, preferentemente aproximadamente 0,2% de
colorante, tal como D&C Violeta Nº 2 a la resina antes de la
extrusión, aunque también es posible la adición del colorante
durante la polimerización.
Con el fin de que los expertos en la técnica
puedan llevar a la práctica mejor las composiciones y procedimientos
descritos en la presente memoria, se dan los siguientes ejemplos a
modo de ilustración para la preparación de polímeros al azar, así
como de la preparación y características superiores de suturas
realizadas a partir de los copolímeros al azar. Se apreciará que la
invención no queda limitada a los detalles específicos ejecutados
en los ejemplos y además que todas las relaciones o partes indicadas
se dan en peso, a no ser que se indique de otro modo.
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Ejemplo
1
Se añadieron glicolida seca (4140 g),
1-lactida seca (420 g), carbonato de trimetileno
(420 g) y épsilon-caprolactona destilada (1020 g) a
un reactor junto con 0,72 gramos de octoato estannoso destilado y
1,2 gramos de dietilenglicol destilado (DEG). La mezcla se secó
durante aproximadamente 23,5 horas con agitación en una corriente de
nitrógeno. La temperatura del reactor se fijó entonces a 100ºC.
Cuando la temperatura del recipiente de reacción alcanzó 100ºC, se
mantuvo la misma durante aproximadamente 15 minutos. A continuación
se elevó la temperatura del recipiente de reacción hasta 150ºC y
luego se calentó el recipiente de reacción durante aproximadamente
otros 15 minutos. La temperatura de los reaccionantes se elevó
entonces hasta aproximadamente 180ºC y la polimerización se llevó a
cabo con agitación en una atmósfera de nitrógeno durante
aproximadamente 18 horas.
El producto de reacción se aisló entonces, se
trituró y se trató para eliminar los reaccionantes residuales
usando técnicas conocidas. El tratamiento para eliminar los
reaccionantes residuales se realizó a 90ºC durante 48 horas a
vacío. El análisis RMN, usando un instrumento de RMN Bruker, número
de modelo DPX-300 disponible comercialmente, reveló
que el polímero resultante contenía 7,25 por ciento en peso de
lactida, 15,87 por ciento en peso de caprolactona, 6,84 por ciento
en peso de carbonato de trimetileno y 70,04 por ciento en peso de
glicolida.
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Ejemplo
2
Se añadieron glicolida seca (4260 g),
1-lactida seca (420 g), carbonato de trimetileno
(420 g) y épsilon-caprolactona destilada (900 g) a
un reactor junto con 0,72 gramos de octoato estannoso destilado y
1,2 gramos de dietilenglicol destilado (DEG). La mezcla se secó
durante aproximadamente 6 horas con agitación en una corriente de
nitrógeno. La temperatura del reactor se fijó entonces a 100ºC.
Cuando la temperatura del recipiente de reacción alcanzó 100ºC, se
mantuvo la misma durante aproximadamente 15 minutos. A continuación
se elevó la temperatura del recipiente de reacción hasta 150ºC y
luego se calentó el recipiente de reacción durante aproximadamente
otros 15 minutos. La temperatura de los reaccionantes se elevó
entonces hasta aproximadamente 180ºC y la polimerización se llevó a
cabo con agitación en una atmósfera de nitrógeno durante
aproximadamente 18 horas.
El producto de reacción se aisló entonces, se
trituró y se trató para eliminar los reaccionantes residuales
usando técnicas conocidas. El tratamiento para eliminar los
reaccionantes residuales se realizó a 90ºC durante 48 horas a
vacío. El análisis RMN, usando un instrumento de RMN Bruker, número
de modelo DPX-300 disponible comercialmente, reveló
que el polímero resultante contenía 7,2 por ciento en peso de
lactida, 13,9 por ciento en peso de caprolactona, 6,8 por ciento en
peso de carbonato de trimetileno y 72,1 por ciento en peso de
glicolida.
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(Tabla pasa página
siguiente)
\newpage
Las propiedades físicas de las suturas y los
procedimientos empleados para su medida se exponen a continuación en
la Tabla II:
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La Tabla III siguiente presenta las propiedades
físicas de la sutura calibre 3/0 de la presente invención.
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Como ilustran los datos de la Tabla III, la
sutura realizada en el copolímero proporcionado en la presente
memoria muestra unas propiedades físicas deseadas, tales como módulo
de elasticidad y resistencia a la tracción.
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Para determinar la retención de resistencia
in vitro se ensayaron suturas monofilamento fabricadas de
acuerdo con el procedimiento descrito antes usando el copolímero
del Ejemplo 1. La retención de resistencia a la tracción de la
lazada es un indicador de la retención de resistencia in
vivo. La retención de la resistencia in vitro de la
sutura se ensayó como sigue:
- Para simular condiciones in vivo, se almacenaron las muestras de sutura en un recipiente lleno con solución tampón de Sorenson a 37ºC. Después de diversos períodos de tiempo, se extrajeron las muestras de sutura del recipiente para ensayar su resistencia a la tracción de la lazada como sigue. Se realizó una lazada atando en una sutura de ensayo en tres etapas como se muestra en las Figs. 3A - 3C. Como se muestra en la etapa 1 de Fig 3A, se dio una vuelta doble a cada sutura (izquierda sobre derecha) alrededor de un cilindro de 2 cm de diámetro. En la etapa 2, se dio una vuelta simple al extremo libre de la sutura (derecha sobre izquierda) sobre la vuelta inicial de la etapa 1. Finalmente, en la etapa 3, se dio otra vuelta doble (izquierda sobre derecha) sobre la vuelta sencilla de la etapa 2 para completar el nudo. Los extremos libres de la sutura se cortaron a aproximadamente 1,27 cm y se soltó con cuidado la lazada del cilindro.
El ensayo de la lazada se llevó a cabo usando un
aparato de ensayos de tracción Instron Modelo Nº 4307 (disponible
comercialmente de Instron Corporation, Canton, Massachusetts), que
funcionaba a una velocidad de cruceta de 51 mm/min y estaba
provisto con mordazas planas, cada una con un pasador sobre el cual
se colocaba la lazada.
Los resultados de los ensayos se presentan a
continuación en la Tabla IV. En los datos de retención de
resistencia presentados en la Tabla IV, T_{n} representa el
tiempo transcurrido en semanas desde que se colocó la muestra en la
solución, representando n el número de semanas.
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Para determinar la retención de masa in
vitro se ensayaron suturas monofilamento fabricadas de acuerdo
con el procedimiento descrito antes usando el copolímero de los
Ejemplos 1 - 3. La retención de masa in vitro es un
indicador de la retención de masa in vivo. La retención de la
resistencia in vitro de la sutura se ensayó como sigue:
- Para simular condiciones in vivo, se pesaron muestras de sutura y se almacenaron en un dedal de microencapsulación fritado (disponible comercialmente de Chemglass, Inc., Vineland, New Jersey), que se colocó en un vial de centelleo lleno con solución tampón de Sorenson. Los viales de centelleo se colocaron a continuación en un baño de agua a 80ºC. Después de diversos períodos de tiempo, se extrajeron del vial de centelleo los dedales de microextracción que contenían las muestras de sutura, se filtraron a vacío, se aclararon con agua destilada y se secaron durante aproximadamente 6 horas a aproximadamente 40ºC a vacío y, seguidamente, se pesaron la sutura y el dedal. Se calculó el peso de la sutura que quedaba restando el peso del dedal del peso del dedal que contenía la sutura que quedaba. El porcentaje de la sutura retenida se calculó dividiendo el peso de la sutura que quedaba por el peso original de la sutura y multiplicando por 100 el resultado.
Los resultados de los ensayos se presentan en la
Tabla V a continuación. En los datos de retención de masa
presentados en la Tabla I, T_{n} representa el tiempo transcurrido
en horas desde que la muestra se colocó en la solución,
representando n el número de horas. Es bien conocido en la técnica
que una hora de inmersión en el recipiente lleno con solución
tampón de Sorenson a 80ºC se aproxima a aproximadamente un día de
pérdida de masa in vivo. A efectos comparativos, se llevaron
a cabo los mismos ensayos en suturas Monocryl.
Todos los ensayos comparativos se llevaron a
cabo en suturas de calibre 3/0.
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Claims (25)
1. Un dispositivo médico fabricado total o
parcialmente en un polímero al azar que comprende de 68 a 75 por
ciento en peso de glicolida, 12 a 17 por ciento en peso de
épsilon-caprolactona, 1 a 19 por ciento en peso de
carbonato de trimetileno y 1 a 19 por ciento en peso de lactida.
2. El dispositivo médico de la reivindicación 1,
en el que el dispositivo es una sutura quirúrgica.
3. La sutura de la reivindicación 2, en la que
el polímero al azar comprende 70 por ciento en peso de glicolida,
16 por ciento en peso de caprolactona, 7 por ciento en peso de
lactida y 7 por ciento en peso de carbonato de trimetileno.
4. La sutura de la reivindicación 2, en la que
la sutura presenta una retención de resistencia a las dos semanas
de 15% a 19%, medida en solución tampón de Sorenson a 37ºC.
5. La sutura de la reivindicación 2, en la que
la sutura presenta una retención de masa de 13% a 17% medida
después de 120 horas en solución tampón de Sorenson a 80ºC.
6. La sutura de la reivindicación 2, en la que
la sutura presenta un módulo que varía de 1378 MPa (200 kpsi) a
3447 MPa (500 kpsi).
7. La sutura de la reivindicación 2, en la que
la sutura presenta una resistencia a tracción del nudo de 2,0 a 3,5
kg para el calibre 3/0.
8. La sutura de la reivindicación 2, en la que
la sutura es una sutura de calibre 3/0 que presenta un módulo de
1586 MPa (230 kpsi).
9. La sutura de la reivindicación 2, en la que
la sutura es una sutura de calibre 3/0 que presenta una resistencia
a tracción del nudo de 2,6 kg.
10. La sutura de la reivindicación 2, en la que
la sutura es una sutura de calibre 3/0 que presenta una resistencia
a la tracción de 621 MPa (90) kpsi.
11. La sutura de la reivindicación 2, en la que
la sutura es una sutura de calibre 3/0 que presenta las siguientes
características:
- módulo
- 1378 a 3447 MPa (200 a 500 kpsi)
- resistencia a tracción del nudo
- 2 a 3,5 kg
- resistencia a la tracción
- 552 MPa a 758 MPa (80 a 110 kpsi).
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12. El dispositivo médico de la reivindicación 1
que comprende una sustancia útil desde el punto de vista
médico-quirúrgico.
13. La sutura de la reivindicación 2, en la que
el polímero al azar posee una viscosidad intrínseca de 0,8 a 1,6
dl/g a 30ºC y a una concentración de 0,25 g/dl en HFIP.
14. La sutura de la reivindicación 2, en la que
la sutura es una sutura de calibre 3/0 y presenta una retención de
masa de 59% después de 24 horas en solución tampón de Sorenson a
80ºC.
15. La sutura de la reivindicación 2, en la que
la sutura es una sutura de calibre 3/0 y presenta una retención de
masa de 29% a 33% después de 48 horas en solución tampón de Sorenson
a 80ºC.
16. La sutura de la reivindicación 2, en la que
la que la sutura es una sutura de calibre 3/0 y retiene una masa de
13% a 16% después de 120 horas en solución tampón de Sorenson a
80ºC.
17. El dispositivo médico de la reivindicación
1, en el que el dispositivo es una grapa, pinza, otro medio de
sujeción, clavo, tornillo, dispositivo protésico, malla o
fieltro.
18. El dispositivo médico de la reivindicación
1, en el que el polímero al azar está mezclado con al menos otra
composición bioabsorbible.
19. El dispositivo médico de la reivindicación
18, en el que la otra composición bioabsorbible comprende unidades
seleccionadas del grupo consistente esencialmente en glicolida,
lactida, carbonato de trimetileno, dioxano, óxido de alquileno,
amidas bioabsorbibles y sus combinaciones.
20. El dispositivo médico de la reivindicación
1, en el que el polímero al azar está copolimerizado con otra
composición bioabsorbible.
21. El dispositivo médico de la reivindicación
20, en el que la otra composición bioabsorbible comprende unidades
seleccionadas del grupo consistente esencialmente en glicolida,
lactida, carbonato de trimetileno, dioxano, óxido de alquileno,
amidas bioabsorbibles y sus combinaciones.
22. Un procedimiento para fabricar una sutura
monofilamento a partir de una resina de un copolímero al azar,
comprendiendo el polímero al azar de 68 a 75 por ciento en peso de
glicolida, 12 a 17 por ciento en peso de
épsilon-caprolactona, 1 a 19 por ciento en peso de
carbonato de trimetileno y 1 a 19 por ciento en peso de lactida,
que comprende las operaciones de:
- a.
- extrudir dicha resina a una temperatura de extrusión de 140ºC a 180ºC para proporcionar un monofilamento;
- b.
- estirar el monofilamento solidificado a una relación de estirado de 8:1 a 11:1 para proporcionar un monofilamento estirado.
23. El procedimiento de la reivindicación 22,
que comprende además las etapas de:
- a.
- templar dicho monofilamento estirado a una temperatura de 80ºC a 110ºC para proporcionar una sutura acabada.
24. Un procedimiento para fabricar una sutura
monofilamento a partir de una resina de un copolímero al azar,
comprendiendo el copolímero al azar caprolactona, carbonato de
trimetileno, lactida y glicolida, que comprende:
- a)
- extrudir el copolímero para proporcionar un monofilamento fundido;
- b)
- enfriar el monofilamento fundido para proporcionar un monofilamento solidificado;
- c)
- estirar el monofilamento solidificado a través de un horno de convección mantenido a una temperatura de 25ºC a 35ºC a una relación de estirado de 6:1 a 8:1;
- d)
- estirar el monofilamento a través de un horno de convección mantenido a una temperatura de 80ºC a 100ºC a una relación de estirado de 1,2:1 a 2,5:1;
- e)
- estirar el monofilamento a través de un horno de convección mantenido a una temperatura de 90ºC a 110ºC a una relación de estirado de 0,85:1 a 1,05:1; y
- f)
- templar el monofilamento.
25. El procedimiento de la reivindicación 24, en
el que el copolímero al azar comprende de 68 a 75 por ciento en
peso de glicolida, 12 a 17 por ciento en peso de
épsilon-caprolactona, 1 a 19 por ciento en peso de
carbonato de trimetileno y 1 a 19 por ciento en peso de
lactida.
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|---|---|---|---|
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Families Citing this family (102)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6241747B1 (en) | 1993-05-03 | 2001-06-05 | Quill Medical, Inc. | Barbed Bodily tissue connector |
| US8795332B2 (en) | 2002-09-30 | 2014-08-05 | Ethicon, Inc. | Barbed sutures |
| JPH10304578A (ja) * | 1997-04-21 | 1998-11-13 | Canon Inc | 電気機器及び電気機器の運用制御方法 |
| US5931855A (en) | 1997-05-21 | 1999-08-03 | Frank Hoffman | Surgical methods using one-way suture |
| US20050226993A1 (en) * | 2000-10-03 | 2005-10-13 | Nawrocki Jesse G | Medical devices having durable and lubricious polymeric coating |
| DE10062881A1 (de) * | 2000-12-16 | 2002-07-11 | Inst Textil & Faserforschung | Nahtmaterial für die Chirurgie, Verfahren zu seiner Herstellung und Verwendung |
| US6719935B2 (en) | 2001-01-05 | 2004-04-13 | Howmedica Osteonics Corp. | Process for forming bioabsorbable implants |
| US7122037B2 (en) | 2001-05-17 | 2006-10-17 | Inion Ltd. | Bone fracture fastener and material for production thereof |
| US6607548B2 (en) * | 2001-05-17 | 2003-08-19 | Inion Ltd. | Resorbable polymer compositions |
| US7056331B2 (en) | 2001-06-29 | 2006-06-06 | Quill Medical, Inc. | Suture method |
| US6848152B2 (en) | 2001-08-31 | 2005-02-01 | Quill Medical, Inc. | Method of forming barbs on a suture and apparatus for performing same |
| US6747121B2 (en) | 2001-09-05 | 2004-06-08 | Synthes (Usa) | Poly(L-lactide-co-glycolide) copolymers, methods for making and using same, and devices containing same |
| US20060190040A1 (en) * | 2001-09-27 | 2006-08-24 | Roby Mark S | Coated surgical needles |
| US7070610B2 (en) * | 2002-03-30 | 2006-07-04 | Samyang Corporation | Monofilament suture and manufacturing method thereof |
| US20040098049A1 (en) * | 2002-03-30 | 2004-05-20 | Jung-Nam Im | Monofilament suture and manufacturing method thereof |
| FI118172B (fi) * | 2002-04-22 | 2007-08-15 | Inion Ltd | Kirurginen implantti |
| US7378045B2 (en) | 2002-06-25 | 2008-05-27 | Ethicon, Inc. | Process for the formation of high strength bio-absorbable suture fibers |
| US6773450B2 (en) | 2002-08-09 | 2004-08-10 | Quill Medical, Inc. | Suture anchor and method |
| US20040088003A1 (en) | 2002-09-30 | 2004-05-06 | Leung Jeffrey C. | Barbed suture in combination with surgical needle |
| US8100940B2 (en) | 2002-09-30 | 2012-01-24 | Quill Medical, Inc. | Barb configurations for barbed sutures |
| US8262963B2 (en) * | 2002-10-04 | 2012-09-11 | Tyco Healthcare Group Lp | Process of making bioabsorbable filaments |
| CA2500854C (en) * | 2002-10-04 | 2009-09-08 | Tyco Healthcare Group Lp | Process of making bioabsorbable filaments |
| JP4190918B2 (ja) * | 2003-03-11 | 2008-12-03 | シャープ株式会社 | 真空処理装置 |
| US7624487B2 (en) | 2003-05-13 | 2009-12-01 | Quill Medical, Inc. | Apparatus and method for forming barbs on a suture |
| EP2298184A1 (en) * | 2003-06-13 | 2011-03-23 | Tyco Healthcare Group LP | Multiple member interconnect for surgical instrument and absorbable screw fastener |
| US20100016891A1 (en) | 2003-08-14 | 2010-01-21 | Kennedy John J | Heterogeneous yarns for surgical articles |
| US20050125036A1 (en) | 2003-08-14 | 2005-06-09 | Mark Roby | Heterogeneous yarns for surgical articles |
| RU2404717C2 (ru) | 2004-05-14 | 2010-11-27 | Квилл Медикал, Инк. | Способы и устройства для наложения швов |
| US8298290B2 (en) * | 2004-09-20 | 2012-10-30 | Davol, Inc. | Implantable prosthesis for soft tissue repair |
| US9566370B2 (en) * | 2004-12-23 | 2017-02-14 | Novus Scientific Ab | Mesh implant for use in reconstruction of soft tissue defects |
| US9717825B2 (en) | 2004-12-23 | 2017-08-01 | Novus Scientific Ab | Mesh implant for use in reconstruction of soft tissue defects |
| US7862585B2 (en) * | 2005-06-23 | 2011-01-04 | Johnson & Johnson | Tissue repair device and fabrication thereof |
| US20060293675A1 (en) * | 2005-06-23 | 2006-12-28 | Zhigang Li | Tissue repair device and fabrication thereof |
| WO2007047420A2 (en) * | 2005-10-13 | 2007-04-26 | Synthes (U.S.A.) | Drug-impregnated encasement |
| US20070205910A1 (en) * | 2006-02-22 | 2007-09-06 | Parker-Hannifin Corporation | Wireless motion control system |
| US8083755B2 (en) | 2006-06-22 | 2011-12-27 | Novus Scientific Pte. Ltd. | Mesh implant for use in reconstruction of soft tissue defects |
| CA2592221C (en) * | 2006-07-11 | 2014-10-07 | Tyco Healthcare Group Lp | Skin staples with thermal properties |
| ES2329092T3 (es) | 2006-09-06 | 2009-11-20 | Tyco Healthcare Group, Lp | Suturas de puas. |
| US8348973B2 (en) | 2006-09-06 | 2013-01-08 | Covidien Lp | Bioactive substance in a barbed suture |
| US8353931B2 (en) | 2006-11-02 | 2013-01-15 | Covidien Lp | Long term bioabsorbable barbed sutures |
| US20080132943A1 (en) | 2006-12-05 | 2008-06-05 | Nicholas Maiorino | Knotless wound closure device |
| US20080195147A1 (en) | 2007-02-09 | 2008-08-14 | Tyco Healthcare Group Lp | Surface eroding barbed sutures |
| US20100323961A1 (en) * | 2007-02-09 | 2010-12-23 | Tyco Healthcare Group Lp | Surface eroding sutures |
| US8915943B2 (en) | 2007-04-13 | 2014-12-23 | Ethicon, Inc. | Self-retaining systems for surgical procedures |
| US8016841B2 (en) * | 2007-06-11 | 2011-09-13 | Novus Scientific Pte. Ltd. | Mesh implant with an interlocking knitted structure |
| EP2197501B8 (en) | 2007-09-27 | 2012-10-03 | Ethicon, LLC | Self-retaining sutures including tissue retainers having improved strength |
| US20090105691A1 (en) * | 2007-10-17 | 2009-04-23 | Tyco Healthcare Group Lp | Access port using shape memory anchor |
| US8152775B2 (en) * | 2007-10-17 | 2012-04-10 | Tyco Healthcare Group Lp | Access port using shape altering anchor |
| US20090105659A1 (en) * | 2007-10-17 | 2009-04-23 | Tyco Healthcare Group Lp | Anchoring cannula |
| US20090112236A1 (en) * | 2007-10-29 | 2009-04-30 | Tyco Healthcare Group Lp | Filament-Reinforced Composite Fiber |
| US20090118747A1 (en) * | 2007-11-05 | 2009-05-07 | Tyco Healthcare Group Lp | Novel surgical fastener |
| JP5518737B2 (ja) | 2007-12-19 | 2014-06-11 | エシコン・エルエルシー | 熱接触媒介リテーナを備えた留置縫合糸 |
| US8916077B1 (en) | 2007-12-19 | 2014-12-23 | Ethicon, Inc. | Self-retaining sutures with retainers formed from molten material |
| US8118834B1 (en) | 2007-12-20 | 2012-02-21 | Angiotech Pharmaceuticals, Inc. | Composite self-retaining sutures and method |
| US8615856B1 (en) | 2008-01-30 | 2013-12-31 | Ethicon, Inc. | Apparatus and method for forming self-retaining sutures |
| WO2009097556A2 (en) | 2008-01-30 | 2009-08-06 | Angiotech Pharmaceuticals, Inc. | Appartaus and method for forming self-retaining sutures |
| US8888810B2 (en) | 2008-02-20 | 2014-11-18 | Covidien Lp | Compound barb medical device and method |
| US8273105B2 (en) | 2008-02-20 | 2012-09-25 | Tyco Healthcare Group Lp | Compound barb medical device and method |
| US8454653B2 (en) * | 2008-02-20 | 2013-06-04 | Covidien Lp | Compound barb medical device and method |
| US9125647B2 (en) | 2008-02-21 | 2015-09-08 | Ethicon, Inc. | Method and apparatus for elevating retainers on self-retaining sutures |
| US8216273B1 (en) | 2008-02-25 | 2012-07-10 | Ethicon, Inc. | Self-retainers with supporting structures on a suture |
| US8641732B1 (en) | 2008-02-26 | 2014-02-04 | Ethicon, Inc. | Self-retaining suture with variable dimension filament and method |
| US9358002B2 (en) | 2008-04-01 | 2016-06-07 | Covidien Lp | Anchoring device |
| US10376261B2 (en) * | 2008-04-01 | 2019-08-13 | Covidien Lp | Anchoring suture |
| US9034011B2 (en) * | 2008-04-01 | 2015-05-19 | Covidien Lp | Anchoring device |
| US8932327B2 (en) * | 2008-04-01 | 2015-01-13 | Covidien Lp | Anchoring device |
| BRPI0911132B8 (pt) | 2008-04-15 | 2021-06-22 | Angiotech Pharm Inc | sutura para ser usada em um procedimento aplicado ao tecido |
| US20090264925A1 (en) | 2008-04-17 | 2009-10-22 | Joseph Hotter | Poly(Trimethylene)Terephthalate Filaments And Articles Made Therefrom |
| US8961560B2 (en) | 2008-05-16 | 2015-02-24 | Ethicon, Inc. | Bidirectional self-retaining sutures with laser-marked and/or non-laser marked indicia and methods |
| US20100204729A1 (en) * | 2008-09-11 | 2010-08-12 | Ahmad Robert Hadba | Tapered Looped Suture |
| US8323316B2 (en) * | 2008-10-09 | 2012-12-04 | Covidien Lp | Knotted suture end effector |
| BRPI0921810B8 (pt) | 2008-11-03 | 2021-06-22 | Angiotech Pharm Inc | montagem para inserir um comprimento de sutura no interior do corpo de um mamífero |
| US8206291B2 (en) | 2009-03-27 | 2012-06-26 | Tyco Healthcare Group Lp | Portal device |
| US20110082500A1 (en) | 2009-10-05 | 2011-04-07 | Tyco Healthcare Group Lp | Coatings that enhance resistance to abrasion |
| US20110082499A1 (en) | 2009-10-05 | 2011-04-07 | Tyco Healthcare Group Lp | Coatings that enhance resistance to abrasion |
| EP2538929A4 (en) | 2010-02-25 | 2014-07-09 | Univ Johns Hopkins | PROLONGED DELIVERY OF THERAPEUTIC AGENTS TO AN OCULAR COMPARTMENT |
| US9044224B2 (en) | 2010-04-12 | 2015-06-02 | Covidien Lp | Barbed medical device and method |
| KR101883143B1 (ko) | 2010-05-04 | 2018-07-31 | 에티컨, 엘엘씨 | 자가-유지형 봉합재를 생성하기 위한 레이저 커팅 시스템 및 방법 |
| BR112012031606B1 (pt) | 2010-06-11 | 2020-11-10 | Ethicon Llc | distribuidor de sutura |
| AU2011323299B2 (en) | 2010-11-03 | 2016-06-30 | Ethicon Llc | Drug-eluting self-retaining sutures and methods relating thereto |
| US8414612B2 (en) | 2010-11-08 | 2013-04-09 | Covidien Lp | Multifilament barbed suture |
| EP2637574B1 (en) | 2010-11-09 | 2016-10-26 | Ethicon, LLC | Emergency self-retaining sutures |
| WO2012109363A2 (en) | 2011-02-08 | 2012-08-16 | The Johns Hopkins University | Mucus penetrating gene carriers |
| RU2659454C2 (ru) | 2011-03-23 | 2018-07-02 | ЭТИКОН ЭлЭлСи | Самоудерживающиеся нити с регулируемой петлей |
| US20130172931A1 (en) | 2011-06-06 | 2013-07-04 | Jeffrey M. Gross | Methods and devices for soft palate tissue elevation procedures |
| KR101177656B1 (ko) * | 2011-09-23 | 2012-08-27 | 주식회사 메타바이오메드 | 봉합사용 생분해성 고분자 및 제조 방법 |
| US20130123816A1 (en) | 2011-11-10 | 2013-05-16 | Gerald Hodgkinson | Hydrophilic medical devices |
| US20150328062A9 (en) | 2011-11-10 | 2015-11-19 | Covidien Lp | Hydrophilic medical devices |
| TWI590843B (zh) | 2011-12-28 | 2017-07-11 | 信迪思有限公司 | 膜及其製造方法 |
| US9220492B2 (en) | 2012-02-01 | 2015-12-29 | Covidien Lp | Wound closure device |
| US9107660B2 (en) | 2012-02-01 | 2015-08-18 | Covidien Lp | Wound closure device |
| EA030318B1 (ru) | 2012-03-16 | 2018-07-31 | Дзе Джонс Хопкинс Юниверсити | Конъюгаты нелинейного мультиблочного сополимера с лекарственным средством для доставки активных агентов |
| EA032552B1 (ru) | 2012-03-16 | 2019-06-28 | Дзе Джонс Хопкинс Юниверсити | Препараты с контролируемым высвобождением для доставки ингибиторов hif-1 |
| US9533068B2 (en) * | 2012-05-04 | 2017-01-03 | The Johns Hopkins University | Drug loaded microfiber sutures for ophthalmic application |
| WO2014124006A1 (en) | 2013-02-05 | 2014-08-14 | The Johns Hopkins University | Nanoparticles for magnetic resonance imaging tracking and methods of making and using thereof |
| EP3010560B1 (en) | 2013-06-21 | 2020-01-01 | DePuy Synthes Products, Inc. | Films and methods of manufacture |
| US9700311B2 (en) | 2013-11-08 | 2017-07-11 | Ethicon Llc | Tissue ingrowth materials and method of using the same |
| AU2016211696B2 (en) | 2015-01-27 | 2018-05-10 | The Johns Hopkins University | Hypotonic hydrogel formulations for enhanced transport of active agents at mucosal surfaces |
| EP3106185B1 (en) | 2015-06-19 | 2018-04-25 | Sofradim Production | Synthetic prosthesis comprising a knit and a non porous film and method for forming same |
| EP3195830B1 (en) | 2016-01-25 | 2020-11-18 | Sofradim Production | Prosthesis for hernia repair |
| JP6936633B2 (ja) * | 2017-06-23 | 2021-09-22 | 三洋化成工業株式会社 | 繊維用基材 |
| FR3121036B1 (fr) | 2021-03-24 | 2023-03-31 | Sofradim Production | Dispositif pour faciliter l’implantation d’un treillis chirurgical |
Family Cites Families (46)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4045418A (en) | 1975-01-28 | 1977-08-30 | Gulf Oil Corporation | Copolymers of D,L-lactide and epsilon caprolactone |
| US4057537A (en) | 1975-01-28 | 1977-11-08 | Gulf Oil Corporation | Copolymers of L-(-)-lactide and epsilon caprolactone |
| US4052988A (en) | 1976-01-12 | 1977-10-11 | Ethicon, Inc. | Synthetic absorbable surgical devices of poly-dioxanone |
| US4243775A (en) | 1978-11-13 | 1981-01-06 | American Cyanamid Company | Synthetic polyester surgical articles |
| US4300565A (en) | 1977-05-23 | 1981-11-17 | American Cyanamid Company | Synthetic polyester surgical articles |
| US4605730A (en) | 1982-10-01 | 1986-08-12 | Ethicon, Inc. | Surgical articles of copolymers of glycolide and ε-caprolactone and methods of producing the same |
| NZ205680A (en) * | 1982-10-01 | 1986-05-09 | Ethicon Inc | Glycolide/epsilon-caprolactone copolymers and sterile surgical articles made therefrom |
| US4700704A (en) | 1982-10-01 | 1987-10-20 | Ethicon, Inc. | Surgical articles of copolymers of glycolide and ε-caprolactone and methods of producing the same |
| US4653497A (en) | 1985-11-29 | 1987-03-31 | Ethicon, Inc. | Crystalline p-dioxanone/glycolide copolymers and surgical devices made therefrom |
| US4643191A (en) | 1985-11-29 | 1987-02-17 | Ethicon, Inc. | Crystalline copolymers of p-dioxanone and lactide and surgical devices made therefrom |
| US5019093A (en) * | 1989-04-28 | 1991-05-28 | United States Surgical Corporation | Braided suture |
| US4891263A (en) | 1987-12-17 | 1990-01-02 | Allied-Signal Inc. | Polycarbonate random copolymer-based fiber compositions and method of melt-spinning same and device |
| US4920203A (en) | 1987-12-17 | 1990-04-24 | Allied-Signal Inc. | Medical devices fabricated from homopolymers and copolymers having recurring carbonate units |
| US4916193A (en) | 1987-12-17 | 1990-04-10 | Allied-Signal Inc. | Medical devices fabricated totally or in part from copolymers of recurring units derived from cyclic carbonates and lactides |
| US5274074A (en) | 1987-12-17 | 1993-12-28 | United States Surgical Corporation | Medical devices fabricated from homopolymers and copolymers having recurring carbonate units |
| US4916207A (en) | 1987-12-17 | 1990-04-10 | Allied-Signal, Inc. | Polycarbonate homopolymer-based fiber compositions and method of melt-spinning same and device |
| US4838267A (en) | 1988-02-12 | 1989-06-13 | Ethicon, Inc. | Glycolide/p-dioxanone block copolymers |
| US5378801A (en) * | 1988-11-01 | 1995-01-03 | Reichert; Dieter | Continuous process for the preparation of resorable polyesters and the use thereof |
| US5076807A (en) | 1989-07-31 | 1991-12-31 | Ethicon, Inc. | Random copolymers of p-dioxanone, lactide and/or glycolide as coating polymers for surgical filaments |
| US5047048A (en) | 1990-01-30 | 1991-09-10 | Ethicon, Inc. | Crystalline copolymers of p-dioxanone and ε-caprolactone |
| US4994074A (en) | 1990-02-01 | 1991-02-19 | Ethicon, Inc. | Copolymers of ε-caprolactone, glycolide and glycolic acid for suture coatings |
| US5133739A (en) | 1990-02-06 | 1992-07-28 | Ethicon, Inc. | Segmented copolymers of ε-caprolactone and glycolide |
| US5059213A (en) * | 1990-03-26 | 1991-10-22 | United States Surgical Corporation | Spiroid braided suture |
| US5324307A (en) * | 1990-07-06 | 1994-06-28 | American Cyanamid Company | Polymeric surgical staple |
| NL9001641A (nl) * | 1990-07-19 | 1992-02-17 | Stamicarbon | Werkwijze voor het maken van polymere producten van cyclische esters. |
| AU8452391A (en) * | 1990-09-20 | 1992-03-26 | Ethicon Inc. | Polymeric endoscopic ligature |
| US5225520A (en) | 1991-04-17 | 1993-07-06 | United States Surgical Corporation | Absorbable composition |
| IL102279A (en) * | 1991-07-18 | 1996-12-05 | Ethicon Inc | Two-component sterile fiber fabrics |
| US5236444A (en) | 1992-10-27 | 1993-08-17 | United States Surgical Corporation | Absorbable polymers and surgical articles made therefrom |
| US5322925A (en) * | 1992-10-30 | 1994-06-21 | United States Surgical Corporation | Absorbable block copolymers and surgical articles made therefrom |
| US5468253A (en) | 1993-01-21 | 1995-11-21 | Ethicon, Inc. | Elastomeric medical device |
| US5403347A (en) | 1993-05-27 | 1995-04-04 | United States Surgical Corporation | Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom |
| US5522841A (en) | 1993-05-27 | 1996-06-04 | United States Surgical Corporation | Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom |
| US5925065A (en) | 1993-06-11 | 1999-07-20 | United States Surgical Corporation | Coated gut suture |
| US5470340A (en) * | 1993-10-06 | 1995-11-28 | Ethicon, Inc. | Copolymers of (p-dioxanone/glycolide and/or lactide) and p-dioxanone |
| US5670614A (en) * | 1994-08-25 | 1997-09-23 | United States Surgical Corporation | Method of increasing the plasticity and/or elasticity of polymers via supercritical fluid extraction and medical devices fabricated therefrom |
| DE4440095A1 (de) * | 1994-11-10 | 1996-05-15 | Braun B Surgical Gmbh | Chirurgisches Nahtmaterial, seine Verwendung in der Chirurgie und Verfahren zu seiner Herstellung |
| SE503906C2 (sv) * | 1994-12-13 | 1996-09-30 | Moelnlycke Ab | Mjölksyrautsöndrande polylaktidskikt för användning i absorberande alster |
| US5633343A (en) * | 1995-06-30 | 1997-05-27 | Ethicon, Inc. | High strength, fast absorbing, melt processable, gycolide-rich, poly(glycolide-co-p-dioxanone) copolymers |
| CA2195384C (en) * | 1996-01-19 | 2007-06-05 | Kung Liu Cheng | Absorbable polymer blends and surgical articles fabricated therefrom |
| US5844067A (en) * | 1996-04-18 | 1998-12-01 | Erneta; Modesto | Process for producing absorbable segmented copolymers with a substantially uniform sequence distribution |
| US5718716A (en) | 1996-09-20 | 1998-02-17 | Ethicon, Inc. | Process for manufacturing sutures from copolymers of glycolide and E-caprolactone |
| DE19641334A1 (de) * | 1996-10-08 | 1998-04-09 | Inst Textil & Faserforschung | Triblockterpolymer, seine Verwendung für medizinische Produkte und Verfahren zur Herstellung |
| US5951997A (en) * | 1997-06-30 | 1999-09-14 | Ethicon, Inc. | Aliphatic polyesters of ε-caprolactone, p-dioxanone and gycolide |
| US6068920A (en) * | 1997-09-04 | 2000-05-30 | Mitsui Chemicals, Inc. | Random-block copolymer and monofilament thereof |
| US5854383A (en) | 1997-10-06 | 1998-12-29 | Ethicon, Inc. | Aliphatic polyesters of trimethylene carbonate epsilon-caprolactone and glycolide |
-
1999
- 1999-10-09 US US09/416,367 patent/US6235869B1/en not_active Expired - Lifetime
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