FI88259C - Kirurgisk reparationsanordning - Google Patents
Kirurgisk reparationsanordning Download PDFInfo
- Publication number
- FI88259C FI88259C FI870898A FI870898A FI88259C FI 88259 C FI88259 C FI 88259C FI 870898 A FI870898 A FI 870898A FI 870898 A FI870898 A FI 870898A FI 88259 C FI88259 C FI 88259C
- Authority
- FI
- Finland
- Prior art keywords
- yarns
- denier
- yarn
- fibers
- braid
- Prior art date
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/14—Macromolecular materials
- A61L27/26—Mixtures of macromolecular compounds
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/04—Hollow or tubular parts of organs, e.g. bladders, tracheae, bronchi or bile ducts
- A61F2/06—Blood vessels
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/08—Muscles; Tendons; Ligaments
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/14—Macromolecular materials
- A61L27/18—Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
- A61L27/58—Materials at least partially resorbable by the body
-
- D—TEXTILES; PAPER
- D02—YARNS; MECHANICAL FINISHING OF YARNS OR ROPES; WARPING OR BEAMING
- D02G—CRIMPING OR CURLING FIBRES, FILAMENTS, THREADS, OR YARNS; YARNS OR THREADS
- D02G1/00—Producing crimped or curled fibres, filaments, yarns, or threads, giving them latent characteristics
-
- D—TEXTILES; PAPER
- D04—BRAIDING; LACE-MAKING; KNITTING; TRIMMINGS; NON-WOVEN FABRICS
- D04C—BRAIDING OR MANUFACTURE OF LACE, INCLUDING BOBBIN-NET OR CARBONISED LACE; BRAIDING MACHINES; BRAID; LACE
- D04C1/00—Braid or lace, e.g. pillow-lace; Processes for the manufacture thereof
- D04C1/02—Braid or lace, e.g. pillow-lace; Processes for the manufacture thereof made from particular materials
-
- D—TEXTILES; PAPER
- D04—BRAIDING; LACE-MAKING; KNITTING; TRIMMINGS; NON-WOVEN FABRICS
- D04C—BRAIDING OR MANUFACTURE OF LACE, INCLUDING BOBBIN-NET OR CARBONISED LACE; BRAIDING MACHINES; BRAID; LACE
- D04C1/00—Braid or lace, e.g. pillow-lace; Processes for the manufacture thereof
- D04C1/06—Braid or lace serving particular purposes
- D04C1/12—Cords, lines, or tows
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
- A61L2430/10—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of tendons or ligaments
-
- D—TEXTILES; PAPER
- D10—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBLASSES OF SECTION D, RELATING TO TEXTILES
- D10B—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBLASSES OF SECTION D, RELATING TO TEXTILES
- D10B2403/00—Details of fabric structure established in the fabric forming process
- D10B2403/03—Shape features
- D10B2403/031—Narrow fabric of constant width
- D10B2403/0311—Small thickness fabric, e.g. ribbons, tapes or straps
-
- D—TEXTILES; PAPER
- D10—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBLASSES OF SECTION D, RELATING TO TEXTILES
- D10B—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBLASSES OF SECTION D, RELATING TO TEXTILES
- D10B2509/00—Medical; Hygiene
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Transplantation (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Textile Engineering (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Medicinal Chemistry (AREA)
- Dermatology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Manufacturing & Machinery (AREA)
- Rehabilitation Therapy (AREA)
- Rheumatology (AREA)
- Orthopedic Medicine & Surgery (AREA)
- Mechanical Engineering (AREA)
- Gastroenterology & Hepatology (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- Prostheses (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Orthopedics, Nursing, And Contraception (AREA)
Description
1 38259
Kirurginen korjausväline
Keksintö koskee sidekudoksen korjausvälinettä, jonka pituuden suhde leveyteen on suurempi kuin yksi, jolloin 5 väline koostuu absorboituvasta komponentista, joka koostuu ensimmäisestä kuitumäärästä, jolloin jokainen näistä kuiduista on valmistettu polymeeristä, jossa on glykolihappo-esterisidoksia. Väline, joka on tarkoitettu sairauden tai tapauturman vaurioittaman sidekudoksen korjaamiseen tai 10 täydentämiseen, toimii tukirakenteena uuden sidekudoksen (esimerkiksi nivelsiteiden ja jänteiden) sisäänkasvamista ja orientoitumista varten sekä nivelten sisäisissä että niiden ulkopuolisissa kohdissa pitämällä yllä rakenteen stabiilisuutta parantumisen alussa ja absorboitumalla sit-15 ten ainakin osittain asteittain, jolloin estetään suojaaminen rasitukselta ja siten mahdollistetaan uudelleen muodostuneen kudoksen oikea orientoituminen ja kuormituksen-kestäväksi tuleminen.
Keksintö liittyy välinemalleihin, jotka on tarkoi-20 tettu simuloimaan luonnollisen kudoksen toimintaa välittömästi istutuksen jälkeen ja tukemaan myöhemmin tapahtuvaa sidekudoksen sisäänkasvua, samoin kuin sen orientoitumista luonnollisen kuormituksen suuntaisesti. Välineet punotaan tai kudotaan litteiksi nauhoiksi, joissa on useita yhden-25 suuntaisia kuituja, jotka muodostavat aksiaalisen loimen. Kaikkien, tai joidenkin rakenneosakuitujen fysikaalisia, mekaanisia ja/tai kemiallisia ominaisuuksia voidaan parantaa joukolla lämpötila-, aika- ja/tai jännityskäsittelyjä. Kirurgiassa välinettä käytetään yhtenä tai useampana lä-30 hekkäisenä kerroksena, jotta saavutettaisiin lähes samanlaiset biologiset ominaisuudet kuin terveellä kudoksella oli ennen vaurioitumista. Välineeseen voidaan sisällyttää pyöriväneulainen kiinnitysjärjestelmä käsittelyn ja kirurgisen paikalleenasettamisen helpottamiseksi. Kuitujen vä-; 35 linen tila, joka alussa mahdollistaa kudoksen sisäänkas- 2 8 8 2 5 9 vun, on aikaansaatu punomis- tai kutomisprosessilla tai sitä voidaan parantaa teksturoimalla langat. Asteittainen biologinen absorboituminen joko täydellisesti tai osittain mahdollistaa kuitujen välisen tilan kasvamisen parantumi-5 sen aikana ja sidekudoksen orientoitumisen indusoitumisen, kun kuormitus siirtyy heikentyneeltä istutteelta "uusni-velsiteeseen" tai "uusjanteeseen".
Nivelsiteet ja jänteet ovat sidekudosnauhoja tai -levyjä, jotka tukevat ja stabiloivat lihas-luustojärjes-10 telmää. Nivelsiteen tai jänteen vaurioitumisen aiheuttamaa kipua ja/tai epästabiilisuutta helpotetaan nykyisin menetelmin, jotka ulottuvat yksinkertaisesta ompelusta poistoon ja korvaamiseen muulla kudoksella tai pysyvällä synteettisellä proteesilla. Vaikka yksikään yksittäinen mene-15 telmä ei sovellu kaikkiin tilanteisiin, on yleensä edullista palauttaa kudos terveeseen, ennen vauriota vallinneeseen tilaan mahdollisimman luonnollisesti. Lisäksi on hyvin toivottavaa vähentää toiminnan rajoitustarvetta parantumisen aikana. Istutettujen vieraiden aineiden pysyvää 20 jäämistä kehoon pidetään epätoivottavana ja se tulisi minimoida, koska se saattaa johtaa suojaamiseen rasitukselta ja luonnollisen kudoksen myöhempään heikkouteen tai materiaalien kulkeutumiseen muihin kudoksiin ja/tai järjestelmiin (ts. imukudokseen).
25 Keksintö koskee sidekudoksen korjausvälinettä, jon ka pituuden suhde leveyteen on suurempi kuin yksi, jolloin väline koostuu absorboituvasta komponentista, joka koostuu ensimmäisestä kuitumäärästä, jolloin jokainen näistä kuiduista on valmistettu polymeeristä, jossa on glykolihappo-30 esterisidoksia, jolloin keksinnölle on tunnusomaista, että se lisäksi koostuu absorboitumattomasta komponentista, joka koostuu toisesta kuitumäärästä, jolloin jokainen näistä kuiduista on valmistettu poly(butyleenitereftalaa-tista) tai polyeetteri-esteri-lohko-sekapolymeeristä, ja 35 ensimmäisen kuitumäärän osuus on noin 10 - 100 % ja toisen 3 38259 kuitumäärän osuus on noin 0 - 90 %, jolloin suurin osa ensimmäisen ja toisen kuitumäärän kuiduista on oleellisesti yhdensuuntaisia välineen pituusakselin kanssa.
Tämän keksinnön mukaisella kirurgisella korjausvä-5 lineellä on toiminnallisia etuja tunnettuihin välineisiin nähden. Tämän keksinnön yhteydessä voidaan esimerkiksi käyttää aksiaalisia (pituussuuntaisia) absorboituvia kuituja. Absorboituvien kuitujen pääosan aksiaalisella suuntautumisella edistetään tai lähes varmistetaan sidekudok-10 sen rasituksen siirtyminen välineestä sisäänkasvaviin kol-lageenikuituihin. Lyhyesti sanottuna, kun pääosa kuiduista on aksiaalisesti suuntautuneita ja kun vähintään noin 80 % näistä kuiduista on absorboituvia kuituja, tapahtuu enemmän kudoksen sisäänkasvua ja muodostuu paremmin orientoi-15 tuneita kollageenikuituja.
Tämän keksinnön mukainen väline on käyttökelpoinen väliaikaiseen käyttöön tai lisävälineenä. Tässä käyttötarkoituksessa se vastaa mahdollisimman hyvin sidekudoksen biologisia ominaisuuksia, kunnes sisäänkasvaneet kollagee-20 nikuidut pystyvät korvaamaan pääosan kuiduista (joissa absorboituvan komponentin osuus on edullisesti vähintään noin 80 %), jotka ovat aksiaalisesti suuntautuneita. Tämä tarkoittaa sitä, että keksinnön mukaisen välineen etuna tunnettuihin istutevälineisiin nähden on se, että se on 25 osoittautunut kirurgiseksi korjausvälineeksi (tarkemmin määriteltynä sidekudoksen, ja tarkemmin nivelsiteen tai jänteen korjausvälineeksi), jolla on oikeat rasitukseen liittyvät ominaisuudet toimiakseen sidekudoksessa, kunnes .. elävä kudos pystyy korvaamaan välineen. Tämä saadaan ai- 30 kaan siten, että sisäänkasvaneet kollageenikuidut korvaa vat aksiaalisesti suuntautuneet absorboituneet kuidut. Absorboi tumattomia kuituja käytetään absorboituvien kuitujen tukena.
Keksinnön mukaisella välineellä on ylivoimaisia ja 35 odottamattomia etuja tunnettuihin välineisiin nähden. Tä- 4 38259 män keksinnön mukaisessa välineessä on esimerkiksi pääosa kuiduista, ts. vähintään 50 % aksiaalisesti suuntautuneita (pituussuuntaisia); edullisesti 80 - 95 % kuiduista on aksiaalisesti suuntautuneita. Tämän aksiaalisten (pituus-5 suuntaisten) kuitujen määrän lisääntyminen noin kaksinkertaisesti on ainakin yksi, ellei tärkein syy edellä kuvattujen toiminnallisten etujen saavuttamiseen.
Keksinnön mukaisella kirurgisella korjausvälineellä on muitakin etuja tunnettuihin välineisiin nähden. Väli-10 neen paksuus on esimerkiksi pienempi kuin tunnetuilla välineillä. Tähän on syynä se, että pääosa kuiduista on aksiaalisesti suuntautuneita. Pienempi paksuus mahdollistaa välineen käytön ahtaammissa kohdissa toteutettaviin sidekudoksen korjaustoimenpiteisiin. Yleisesti voidaan myös 15 sanoa, että mitä pienempi korjauslaitteen paksuus tai leveys on, sitä käyttökelpoisempi se on väliaikaiseen käyttöön tai lisävälineenä, koska kudoksen sisäänkasvu helpot tuu. Toisaalta, mitä suurempi välineen paksuus tai leveys on, sitä enemmän sitä käytetään korvaavana, ts. pysyvästi 20 istutettavana, eikä väliaikaisesti käytettävänä välineenä.
Keksinnön mukaiset välineet soveltuvat ainutlaatuisella tavalla sidekudoksen, ts. nivelsiteen, jänteen jne. edistykselliseen korjaamiseen. Nämä istutteet poistavat tunnettujen välineiden ilmeiset haitat 25 1) antamalla riittävästi lujuutta ja jäykkyyttä heti leik kauksen jälkeen, jolloin tarve olla liikkumatta minimoituu tai eliminoituu; 2) helpottamalla vesisuonittujeen solukudoksen sisäänkasvu a avoimen nauhamuodon ansiosta; 30 3) tukemalla istutteeseen ja sen ympärille muodostuneiden kollageenikuitujen oikeaa orientoitumista rakenneosakuitu-jen pääasiallisesti aksiaalisen suuntautumisen ansiosta ja siitä syystä, että kuormitus biologisesti hajoavilta langoilta asteittain siirtyy muodostuneelle uudelle kudoksel-35 le; 5 38259 4) tarjoamalla käytettäväksi pitempään kestävän biologisesti absorboituvan materiaalin, joka antaa riittävästi aikaa uuden kudoksen sisäänkasvulle tai autogeenisten ku-dossiirrännäisten tai vieraiden siirrännäisten verisuonit- 5 tumiselle uudelleen; 5) tarjoamalla mukautuvan, joustavan, pysyvän komponentin, joka suojaa kudoksia ylikuormittumiselta estämättä kokonaan rasitusta, pitempään kuin biologisesti absorboituvat materiaalit näissä käyttötarkoituksissa (ts. joissakin 10 nivelensisäisissä nivelsiderakenteissa), joissa parantumi nen tapahtuu hitaammin; ja 6) välttämällä sellaisten materiaalien käyttäminen, jotka hajoavat ja siten aiheuttavat kulkeutumisvaaran lähellä oleviin kudoksiin.
15 Keksinnön mukaisessa korjausvälineessä on välineet kirurgista sijoittamista ja/tai kiinnittämistä varten toisessa tai molemmissa päissä ja se on tarkoitettu vaurioituneiden sidekudosten, kuten nivelsiteiden ja jänteiden korjaamiseen, täydentämiseen tai korvaamiseen.
20 Keksinnön mukaisella korjausvälineellä pituuden suhde leveyteen on suurempi kuin yksi. Tämä väline sisältää suuren joukon kuituja, jolloin pääosa kuiduista on oleellisesti samansuuntaisia välineen pituusakselin kanssa.
25 Välineessä on absorboituva komponentti, joka sisäl tää noin 10 - 100 % polymeeriä, jossa on glykoli- tai mai-tohappoesteriyksikkö. Mahdollinen loppuosa välineestä sisältää absorboitumatonta komponenttia.
Välineen eräässä suoritusmuodossa absorboitu poly- 30 meeri on kopolymeeri, jossa on glykolihappoesteriyksikkö. Eräässä erityisessä suoritusmuodossa kopolymeeri koostuu glykolihappoesteri- ja trimetyleenikarbonaattiyksiköistä.
Keksinnön mukaisella sidekudoksen korjausvälineellä pituuden suhde leveyteen on suurempi kuin yksi. Väline si- 35 sältää lukuisia kuituja, jolloin pääosa kuiduista on 6 38259 oleellisesti välineen pituussuunnassa. Välineessä on absorboituva kopolymeerikomponentti, jonka osuus on noin 10 - 100 %. Kopolymeeri sisältää glykolihappoesteriyksiköitä ja korkeintaan noin 50 paino-% trimetyleenikarbonaattiyk-5 siköitä. Mahdollinen loppuosa välineestä sisältää absor-boitumatonta komponenttia.
Korjausväline voi olla neulottu, kudottu, punottu tai litteäksi palmikoitu väline. Eräässä suoritusmuodossa enemmistönä olevien pituussuuntaisten kuitujen osuus on 10 noin 80 - 95 %. Eräässä erityisessä suoritusmuodossa enemmistönä olevien pituussuuntaisten kuitujen osuus on noin 90 %.
Eräässä toisessa suoritusmuodossa välineessä on absorboituva komponentti, jonka osuus on vähintään noin 15 80 %. Eräässä erityisessä suoritusmuodossa välineessä on absorboi tumaton komponentti, joka on poly( C2_10-alkyleenite-reftalaattia), poly(C2_6-alkyleeniä), polyamidia, polyuretaania tai polyeetteri-esterisegmenttipolymeeriä. Eräässä spesifisessä suoritusmuodossa väline sisältää poly(etylee-20 nitereftalaattia) tai poly(butyleenitereftalaattia) poly- (C2.l0-alkyleenitereftalaattina) ja polyesteriä polyeetteri-esterisegmenttikopolymeerinä. Spesifisimmässä suoritusmuodossa välineessä on polybutesterinä Hytrei^. Polybutesteri voi olla polytetrametyleeniglykoli tai tereftaalihappoa 25 tai 1,4-butaanidiolia sisältävä polymeeri.
Hytrel® on E. I. du Pont de Nemours & Company'n, Wilmington, Delaware, USA, tavaramerkki ryhmälle polymeerejä, joilla on seuraava yleiskaava: 30 Γ 0 o] 0 0~ -4-o-ch2-ch2-ch2-ch2-^o-q@-c—o-ch2-ch2-ch2-ch2-o-c-(ö)c - L- Jz U ·*·» y polytetrametyleeniglykoli- polybutyleeni- 35 tereftalaatti tereftalaatti 7 88259 jossa a:n, x:n ja y:n arvot ovat tunnettuja alan kirjallisuudesta .
Tämän keksinnön yhteydessä käyttökelpoinen Hytre^ on Hytrel®'-laatu, jonka kovuus on 72 (durometri D). Kirur-5 gisessa ommellangassa NOVAFII^ (American Cyanamid Company, New Jersey, USA) oleva polymeeri sisältää Hytrel® -polymeeriä.
Nyt on keksitty litteäksi palmikoitu nivelside- tai jänne-istuteväline, jonka pituuden suhde leveyteen on suu-10 rempi kuin yksi. Väline sisältää lukuisia kuituja, jolloin pääosa kuiduista on oleellisesti välineen pituussuunnassa. Punoksessa on noin 5 - 100 tukilankaa ja korkeintaan noin 50 loimilankaa.
Välineessä on absorboituva kopolymeerikomponentti, 15 jonka osuus on noin 10 - 100 %. Kopolymeeri sisältää gly-kolihappoesteriyksiköitä ja noin 20 - 40 paino-% trimety-leenikarbonaattiyksiköitä. Mahdollinen loppuosa välineestä sisältää absorboitumatonta komponenttia.
Eräässä suoritusmuodossa punoksessa on noin 13 tu-20 ki- ja noin 6 loimilankaa. Eräässä erityisessä suoritusmuodossa istute koostuu noin 100-%risesti absorboituvasta komponentista. Spesifisemmässä suoritusmuodossa tukilangat koostuvat noin 100-%risesti absorboituvasta komponentista ja loimilangat sisältävät noin 80 % absorboituvaa kompo-25 nenttia. Spesifisimmässä suoritusmuodossa loimilankojen absorboi tumaton komponentti on polyietyleenitereftalaatti) tai polyeetteri-esterisegmenttikopolymeeri.
Eräissä suoritusmuodoissa langat ovat teksturoituja tai lämpökäsiteltyjä. Eräässä muussa suoritusmuodossa pu-30 nos on lämpökäsitelty.
Biologisesti absorboituvat filamentit voivat olla keinotekoista polymeeriä, mukaan luettuina glykolitrime-tyylikarbonaatti (GTMC), polyglykolihappo, polydioksanoni, poly(L-maitohappo), poly(DL-maitohappo) ja näiden polymee-. 35 rien komponenttien kopolymeerit tai fysikaaliset yhdistel- β 38259 mät. Biologisesti yhteensopiviin absorboitumattomiin komponentteihin kuuluvat poly(etyleenitereftalaatti) (PET), poly(butyleenitereftalaatti (PBT), polyeetteri-esterimoni-segmenttikopolymeerit, polypropyleeni, korkean lujuuden 5 ja/tai kimmomoduulin omaava polyetyleeni, polyamidi (mu kaan luettuna polyaramidi) ja polyeetterityyppiset polyuretaanit. Edellä mainittujen materiaalien ominaisuuksia voidaan parantaa filamenteiksi kehräämisen jälkeen tätä käyttötarkoitusta varten erilaisin lämpötila-, aika-10 ja/tai rasituskäsittelyin.
Väline punotaan, kudotaan tai neulotaan sillä tavalla, että rakenteella on haluttu lujuus ja jäykkyys pääasiallisessa (aksiaalisessa) kuormitussuunnassa. Siinä on myös kylliksi kuitujen välistä tilaa ja sen paksuus on 15 mahdollisimman pieni kudoksen sisäänkasvun edistämiseksi.
Välineen pää(t) voidaan puristaa biologisesti yhteensopivasta metallista valmistettuihin holkkeihin, joihin kiinnitetään pyöriväpäiset päätykapselit ja kirurgiset neulat siten, että neulat pääsevät pyörimään välineen pituusakse-20 Iin ympäri.
Käytön yhteydessä istutetaan sopiva määrä väline-kerroksia, niin että lopputulos vastaa korjattavan kudoksen biomekaanisia ominaisuuksia. Tämä mahdollistaa varhaisen palaamisen normaaliin toimintaan leikkauksen jälkeen. 25 Kun nivelside tai jänne alkaa parantua, istute kantaa edelleen mahdolliset kuormitukset ja kudoksen sisäänkasvu alkaa. Istutteen yhden tai useamman biologisesti absorboituvan komponentin mekaaniset ominaisuudet heikkenevät sitten hitaasti, mikä mahdollistaa kuormitusten asteittaisen 30 siirtymisen sisäänkasvaneelle sidekudokselle ja stimuloi sitä orientoitumaan kuormituksen suuntaisesti. Sisäänkas-vaminen jatkuu edelleen istutteen biologisesti absorboituneiden komponenttien jättämään tilaan. Tämä prosessi jatkuu, kunnes biologisesti absorboituva(t) komponentti (kom-35 ponentit) ovat absorboituneet kokonaan ja jäljellä jää 9 38259 uudelleen muodostunut kudos, tai biologisesti yhteensopiva^) absorboitumaton (absorboitumattomat) komponentti (komponentit) jäävät paikoilleen toimiakseen pitkäaikaisena täydennyksenä uudelleen muodostuneelle kudokselle.
5 Piirrokset ja kuvaus
Kuvio 1 on kaaviokuva, joka esittää välineen edullista suoritusmuotoa, mutta siinä näkyy kaksi erilaista mahdollista päätä.
Kuvio 2 on suurennos edullisen suoritusmuodon lit-10 teästä pinnasta, josta ilmenee yksityiskohtaisempi punos-rakenne .
Kuvio 3 esittää polvea edestäpäin katsottuna; siinä näkyy väline sijoitettuna poistetun lumpionivelsiteen korjaamiseksi eläinkokeissa (koira).
15 Kuvio 4 esittää polvea edestäpäin katsottuna; siinä näkyy välinen sijoitettuna täydentämään lumpionivelsiteen keskikolmannesta etupuolinen ristikkäisside-rekonstruk-tiossa.
Edullisissa suoritusmuodoissa istutteen pitkänomai-20 nen tekstiilirakenne 1 on litteä punos, jossa on pääasiallisesti aksiaalisia lankoja 2, jotka on valmistettu absorboituvasta polymeeristä, kuten GTMC:stä. Täyte- ja ympä-ryslankojen lukumäärää ja paksuutta vaihdellaan niin, että saadaan välineitä, jotka biomekaanisilta ominaisuuksiltaan 25 soveltuvat kaikkiin todennäköisiin istutuskohtiin. Välineen toiseen tai molempiin päihin voidaan kiinnittää pyö-riväpäiset kapselit 3 ja kirurgiset neulat 4 paikalleen sijoittamisen ja kiinnittämisen helpottamiseksi.
Valmistettaessa sopivista langoista litteitä punok-30 siä käytettäviksi keinotekoisina nivelsiteinä tai jänteinä noudatetaan jäljempänä kuvattavia menettelyjä. Lähtöaineiksi tarvitaan kyseessä olevaan punosrakenteeseen sopivan paksuisia lankoja.
Seuraavassa kuvataan tyypillistä rakennetta, joka 35 on suunniteltu sopivaksi tiettyyn eläinmalliin - koiran ίο 8 8 2 59 lumpionivelslteen korjaamiseen ja/tai korvaamiseen (kuvio 3). Käyttötarkoitus, jossa vaadittava vetolujuus ja/tai jäykkyys on kolminkertainen esimerkissä kuvattuun nähden, vaatisi kolminkertaisen määrän lankaa. Tämä voitaisiin to-5 teuttaa yksinkertaisesti kolminkertaistamalla lopullisen punoksen kokonaisdenieriluku joko suurentamalla langan de-nierilukua tai lisäämällä ympärys- tai täytelankojen tai molempien lukumäärää.
Koiran lumpioniveisiteen korjaamiseen käytettävän 10 punoksen (kuvio 3) tuottamiseksi pyritään valmiin punoksen denierilukuun 13 000 - 24 000. Edullisessa rakenteessa noin 90 % kuidusta on yhdensuuntaisissa täyte-, eli loimi-langoissa 2.
Ympärys lankojen, jotka koostuvat kokonaan absorboi-15 tuvasta materiaalista, denieriluku on yleensä noin 130. Siirron yhteydessä niihin tehdään ' Z'- tai ’S'-näennäis-kierre 1,4 TPI (turn per inch, kierrosta tuumaa kohden) ennen jatkokäsittelyä. Tämä helpottaa käsittelyä ja minimoi kuidun murtumisen.
20 Täyte-, eli loimilangat voivat olla 100-%:isesti absorboituvia tai ne voivat sisältää absorboitumatonta komponenttia. Ne ovat paljon paksumpia kuin ympäryslangat ja niiden denieriluku on yleensä 2 100 - 2 700. Tämä vaatii kaksi ajoa 6-asemaisella kertauslaitteella. Normaalis-25 ti kerrattaisiin viisi 130 denierin lankaa ('S'- tai ' Z'-kierre, 2,8 TPI) ja sitten päinvastaiseen suuntaan kiertämällä neljä 5-kertaista lankaa (1,4 TPI). Tämä johtaisi valmiiseen täytelankaan, jonka denieriluku on 2 600 ja joka on mekaanisesti tasapainotettu vastakkaiskiertomenet-30 telyllä (ei taipumusta kiertyä eikä purkautua).
Mikäli täytelankaan sisällytetään absorboitumattomia komponentteja, ne sekoitetaan täytelankoihin ensimmäisen kertauksen yhteydessä. Esimerkiksi MAX0N®/N0VAFIli^-kak-soiskomponenttilanka (American Cyanamid Company, NJ 07470; 35 USA), joka sisältää 18 - 22 % absorboitumatonta kuitua, i li 88259 valmistettaisiin kertaamalla 1 130 denierin NOVAFIli^-lanka 4 130 denierin MAXOfi*-langan kanssa. MAXO^- ja NOVAFll^-lankojen valmistusta ja polymeerlkoostumusta kuvataan kirjallisuudessa. N0VAFIIi^:in tarkan osuuden määräävät kysees-5 sä olevien lankojen denieriluvut ja täytelankojen osuus punosrakenteessa.
Joidenkin absorboituvien lankojen eräs tärkeä käsittelyvaihe on jälkikäsittely (alipainekarkaisu, joka parantaa istutteen vetolujuutta). Yleisesti ilmaistuna, ra-10 kenteeseen, jonka on tarkoitus olla 100-%:isesti absorboituva, käytettävät langat käsitellään kertaamisen jälkeen; 2-komponenttikoostumukseen (absorboituva ja absorboituma-ton osa) käytettävät absorboituvat langat jälkikäsitellään ennen kertaamista. Voidaan myös jälkikäsiteliä valmis pu-15 nos sillä edellytyksellä, että tämä ei vaikuta haitallisesti absorboitumattomaan komponenttiin.
Kertaamisen ja jälkikäsittelyn jälkeen langat ovat valmiita punottaviksi. Tähän mennessä on parhaita tuloksia saatu rakenteella, joka valmistetaan 13-tukilankaisella 20 punontakoneella, jossa on 6 täytelankasyöttöä. Rakenne koostuu noin 90-%:isesti paksuista, yhdensuuntaisista täy-telangoista, jotka pitävät löyhästi yhdessä ympäryslangat, joiden risteämiskohtien lukumäärä on 12,3/2,54 cm.
Punomisen jälkeen side on valmis jatkokäsiteltäväk-25 si. Se leikataan sopivan pituiseksi ja kumpikin pää varustetaan 0,635 cm:n alumiini- tai hopeaholkilla. Sitten kiinnitetään ruostumattomasta teräksestä valmistettu pää-tykapseli 3, jossa on pieni metallinen pyörivä nasta 7.
Päistään kapseloidut siteet pestään sitten ksylee-30 nissä käyttämällä ultraääntä mahdollisten viimeistelyöljy-jäämien poistamiseksi (6 minin viipymäaika kussakin 4:stä kylvystä). Kun istutteet on ilmakuivattu, kiinnitetään me-tallinastoihin sopivat neulat 4 istutteen pyörimisen mahdollistamiseksi käytön yhteydessä.
35 i2 8 8 2 59
Sitten istutteet pakataan ennalta valmistettuihin, kannella varustettuihin muovirasioihin ja avoimiin alumii-nifoliolaminaattipusseihin. Ne steriloidaan etyleenioksi-disyklissä (jatkossa käytetään lyhennettä ETO-sykli), jo-5 hon kuuluu korotetussa lämpötilassa tehtävä alipainekui-vaus. Kuivan istutteen sisältävät foliolaminaattipussit suljetaan sitten lämmön avulla aseptisessa käsittelykaa-pissa, johon syötetään kuivaa ilmaa. Alipainekuivauksen ja kuumasulkemisen välinen mahdollinen välivarastointi toteu-10 tetaan aseptisessa suljetussa laatikossa, johon syötetään kuivaa ilmaa.
Välineet voidaan istuttaa kirurgisesti nivelside-vaurion korjaamiseksi, korvaamaan poistettu vaurioitunut nivelside (kuvio 3) tai täydentämään nivelsidekonstruktio-15 ta, jossa käytetään autogeenistä kudossiirrännäistä (tai vierasta siirrännäistä) (kuvio 4). Niissä kirurgisissa toimenpiteissä, jotka vaativat viemistä pehmytkudoksen 9 läpi ja/tai kiinnittämistä siihen, käytetään istutteita, joissa on päätykapseli 3 ja pyörivä neula 4 toisessa tai 20 kummassakin päässä. Kun istute tarvitsee vain viedä avoimen välitilan 10 tai luussa olevien ennalta porattujen kanavien 11 läpi, ei tarvita pyöriviä neuloja. Tällaisiin toimenpiteisiin käytettävissä istutteissa voi sen sijaan olla a) kiinnisulatetut päät purkautumisen estämiseksi, 25 tai b) päät, jotka on jäykistetty niiden ympärillä olevilla putkilla 8, jotka on kiinnitetty sulattamalla tai läm-pökutistamalla itse välineen materiaaliin.
Keksintöä kuvataan seuraavien esimerkkien 1-17 avulla.
30 Esimerkki 1
Istute koostui 100-%:isesti ΜΑΧΟϊ^-langoista, joista oli tehty 13 tukilankaa sisältävä litteä punosrakenne. Se valmistettiin 100 denierin 8-filamentti-MAXOli®^-langoista, jotka jälkikäsiteltiin ennen kertaamista. Sekä ympärys-. 35 että täytelangat kierrettiin TPI-lukuun 10 langan yhtenäi- 13 88259 syyden säilyttämiseksi. Ympäryslankoina oli 13 tukilankaa, joiden denieriluku oli 200 ja jotka valmistettiin kertaamalla kaksi 100 denierin lankaa. Kuusi täytelankaa valmistettiin johtamalla kahdesti kertauskoneen läpi (toisessa 5 kertaamisessa 6 kuusinkertaista lankaa), jolloin saatiin 3 600 denierin lankaa. Punoksen lopullinen denieriluku oli 24 200 ja 89,3 % kuiduista oli täytelangoissa. Risteä-miskohtia 2,54 cm:ä kohden oli 12,3.
Punos toimitettiin sitten ulkopuoliselle alihankki-10 jalle leikattavaksi sopivan pituisiksi osiksi ja päätyjen sulkemiseksi. Tämän jälkeen istutteet pestiin käsittelemällä ultraäänellä ksyleenissä, kuivattiin, varustettiin neuloilla ja pakattiin. Pakkaus oli 0,00254 cm:n (1/1000 tuuman) paksuinen alumiinifoliosisäpussi, joka suljettiin 15 kuivana ETO-steriloinnin ja alipainekuivauksen jälkeen. Sisäpussit käärittiin sitten TYVEI^-pakkausmateriaaliin (E. I. du Pont de Nemours & Company, DE 19898, USA) ennen toista ETO-sterilointikäsittelyä.
Vetolujuus suoraan pituussuunnassa oli keskimäärin 20 92 kg (vastaa arvoa 3,8 g/denieri) ja murtovenymä oli 33,4 %. Hydrolyyttiset lujuustulokset osoittivat, että väline oli elinkykyinen.
Näytteet applikoitiin vähintään 10 kk:n ikäisiin beagle-koiriin korvaamaan lumpionivelside. Koirat teuras-25 tettiin 2, 4 tai 6 kk:n kuluttua. Histologinen tutkimus osoitti, että välineessä oli tapahtunut 50 - 90-%:inen korvautuminen solukudoksella ja jossakin määrin kollagee-nixuidulla 2 kk:n kuluttua ja 6 kk:n kuluttua hyvin järjestäytynyt kollageeni korvasi absorboituneen MAXON^-lan-30 gan. Lumpion sijoiltaanoloa näkyi jonkin verran 2 ja 4 kk:n kuluttua, mutta 6 kk:n kuluttua otetut röntgenkuvat olivat lähellä leikkaamattomien vertailupolvien kuvia. "Uusnivelsiteen" poikkipinta-ala oli 2 kk:n kuluttua noin 2 - 3-kertainen leikkaamattomiin vertailueläimiin nähden. 35 Kudosmassan koko pieneni asteittain leikkauksen jälkeisil- 14 882 59 lä myöhemmillä tarkastelukerroilla. Poistettujen nivelsiteiden lopulliset vetolujuudet vaihtelivat noin 82 kg:sta (2 kk) noin 113 kg:aan (4 ja 6 kk) ja murtovenymä oli 7,9 - 9,2 mm, mikä vastaa leikkaamattomia vertailuniveisitei-5 tä.
Esimerkki 2
Myös tämä istute koostui 100-%risesti MAXOI^-langasta, joka oli punottu litteäksi rakenteeksi. Lähtöaine-lankoja kuumavenytettiin kuitenkin 32 % ennen punomista ja 10 jälkikäsiteltiin punomisen jälkeen. Itse rakenne koostui 13:sta 124 denierin ympäryslangasta, jotka oli kierretty TPI-lukuun 2,2 ’S' ja kuudesta 2 232 denierin täytelangas-ta, jotka oli kerrattu seuraavasti: kerrattiin ensin 2 lankaa TPI-lukuun 2,2 ' Z' ja sitten 6 näin saatua lankaa 15 vastakkaiseen suuntaan TPI-lukuun 1,1 'S'. Lopullinen ko- konaisdenieriluku oli 15 000 ja 89,3 % langasta oli täy-telankaa. Myös tässä rakenteessa risteämiskohtien tiheys oli 12,3/2,54 cm. Tämän punoksen murtolujuus oli 67 kg (vastaa arvoa 3,94 g/denieri) ja murtovenymä 26,2 %. Hyd-20 rolyyttiset tulokset osoittivat, että materiaali oli elinkelpoista istutteena. Tämän tyyppiset steriilit välineet valmistettiin esimerkin 1 mukaisesti.
Esimerkki 3 Tämä istute oli MAXOlis/DACROI^-kaksikomponenttival-25 miste, jossa kuitujen suhde oli noin 80:20. DACROl^' on E. I. du Pont de Nemours 6 Company'n, Delaware, USA, tavaramerkki ja se on synteettinen poly(etyleenitereftalaatti)-kuitu. Molemmat komponentit oli kuumavenytetty 18,5 - 20 % ennen kertaamista. Täytelangat valmistettiin kertaamalla 30 neljä 120 denierin MAXOI$-lankaa TPI-lukuun 1,4 'Z', yhdistämällä sitten yhteen 127 denierin DACROli^·lankaan, joka myös oli kierretty TPI-lukuun 1,4 'Z', ja kiertämällä tämä yhdistelmä TPI-lukuun 2,8 *S'. Sitten neljä tällaista komponentti lankun kerrottiin vastakkaiseen suuntaan TPI-35 lukuun 1,4 'Z', jolloin kokonaisdenieriluvuksi tuli 2 428.
is «8259
Ympäryslanka oli 120 denierin ΜΑΧΟίΦ-lankaa, joka oli kierretty TPI-lukuun 9,1 ' Z'.
Litteä punos tehtiin 13 tukilankaa ja 6 täytelankaa yhdistävällä koneella ja risteämiskohtien tiheys oli 5 12,3/2,54 cm. Kokona!sdenierliuku oli 16 128 ja 90,3 % ra kenteen kokonaismäärästä oli täytelankaa. Absorboitumattoman komponentin (DACROl^5) osuus koko rakenteesta oli 18,9 %. Näyte murtui 64 kg:n kuormituksella (vastaa arvoa 3,96 g/denieri) ja murtovenymä oli 24,3 %. Hydrolyysitu-10 lokset osoittivat näytteen olevan elinkelpoista.
Näytteet valmistettiin esimerkin 1 mukaisesti ja applikoitiin vähintään 10 kk:n ikäisiin beagle-koiriin korvaamaan polvilumpion nivelside. Korjatun nivelsiteen histologinen arviointi 2 kk:n kuluttua osoitti solukudok-15 sen sisäänkasvun rajoittuvan istutteen reuna-alueille.
Myöhemmillä leikkausta seuraavilla tarkastelukerroilla havaittiin kollageenin olevan orientoituneena kuitumaisena kerroksena, joka ympäröi jäljellä olevia DACROiJ^-lankoja; kudoksen infiltraatio ja verisuonittuminen oli hyvin vä-20 häistä. Poikkipinta-ala, samoin kuin "uusniveisiteiden" pituus olivat kuitenkin suurin piirtein samat kuin esimerkin 1 mukaisen välineen yhteydessä. Korjattujen nivelsiteiden keskimääräiset vetolujuudet 2, 4 ja 6 kk leikkauksen jälkeen olivat myös alueella 82 - 113 kg. Näillä ni-25 menomaisilla välineillä korjattujen nivelsiteiden murtovenymä oli 8-16 mm, mikä on enemmän kuin leikkaamattomilla vertailueläimillä yleensä.
Esimerkki 4 Tässä rakenteessa käytettiin kuumavenytettyä ΜΑΧΟΙ'Φ-30 lankaa yhdistettynä NOVAFIL®-lankaan suhteessa 80:20. Ympäryslanka oli 120 denierin MAXOl^-lankaa, joka oli kierretty TPI-lukuun 9,1 ’ Z'. Täytelangat koostuivat kahdesta 68 denierin NOVAFIli^-langasta, jotka oli ennalta kerrattu TPI-lukuun 1,4 'Z', ja neljästä ΜΑΧΟϊ1^-langasta, jotka oli ker-35 rattu TPI-lukuun 1,1 ’ Z' ennen 20 %:n kuumavenytystä. Nämä ie 38259 langat kerrattiin yhteen TPI-lukuun 2,8 'S'. Neljä tällaista 2-komponenttilankaa (noin 616 denieriä kukin) kerrattiin sitten vastakkaiseen suuntaan TPI-lukuun 1,4 ' Z', jolloin saatiin 2 464 denierin täytelankaa. Nämä langat 5 punottiin 13 tukilankaa ja 6 täytelankaa yhdistävällä koneella punokseksi, jossa risteämiskohtien tiheys oli 12,3/2,54 cm. Valmiin punoksen denieriluku oli 16 344 ja 90,5 % langasta oli täytelankaa. Noin 22,1 % koko rakenteesta oli absorboitumatonta NOVAFII^-komponenttia. Näin 10 saatu nivelside murtui 70 kg:n kuormituksella (vastaa arvoa 4,31 g/denieri). Murtovenymä oli 27,4 %. Hydrolyysitu-lokset osoittivat tämän välineen olevan elinkelpoinen.
Kun nämä välineet oli jatkokäsitelty esimerkin 1 mukaisesti, ne applikoitiin vähintään 10 kk:n ikäisiin 15 beagle-koiriin polvilumpionivelsiteen tilalle. Näillä istutteilla saatiin parempia histologisia tuloksia kuin esimerkeissä 1 ja 3 kuvatuilla välineillä. Noin 70 - 90 % kustakin istutteesta oli täyttynyt hyvin järjestäytyneellä, verisuonittuneella solukudoksella ja joillakin kolla-20 geenikuiduilla 2 kk:n kuluessa. Tulokset paranivat ajan kuluessa, niin että 6 kk:n kuluttua absorboitumattomat NOVAFIli*'-langat toimivat tukirakenteena, jonka välitilat olivat kokonaan täyttyneet hyvin verisuonittuneilla, aksiaaliseksi orientoituneilla kollageenikuiduilla. "Uusnivel-25 siteen" poikkipinta-ala ja pituus olivat samansuuntaisia kuin esimerkeissä 1 ja 3. Vetolujuus kasvoi asteittain arvosta 82 kg (2 kk) suunnilleen arvoon 113 kg (6 kk); jotka arvot ovat hyvin samanlaisella suuruusalueella kuin leik-kaamattomien vertailunivelsiteiden lujuudet, joiden keski-30 arvo oli 100 kg. Murtovenymä pysyi melko vakiona (11 - 12 mm), joka arvo oli yleisesti suurempi kuin leikkaamatto-milla vertailunivelsiteillä, ja esimerkeissä 1 ja 3 saatujen tulosten välillä.
Esimerkit 5-10 olivat osa kokeellisesta tutkimuk-35 sesta ΜΑΧΟίΦ-langan kuumavenytyksen ja jälkikäsittelyn vai- 17 8 8 2 59 kutusten määrittämiseksi. Loppupäätelmänä oli, että jälkikäsittely paransi istutteen ominaisuuksia; kuumavenytys yksinään tai yhdistettynä jälkikäsittelyyn ei parantanut merkittävästi ΜΑΧΟϊΦ-istutteen ominaisuuksia steriloinnin 5 jälkeen.
Esimerkki 5
Myös tämä rakenne oli 100-%:isesti ΜΑΧΟίί^-lankaa, josta oli tehty litteä punosrakenne. Lankoja ei kuumaveny-tetty ennen punomista. Ympäryslangat olivat 130 denierin 10 ΜΑΧΟίί^-lankaa, joka oli kierretty TPI-lukuun 1,4 'S'. Täy- telangaksi kerrattiin ensin viisi 130 denierin MAXOl^-lan-kaa TPI-lukuun 1,4 'S'. Sitten kerrattiin neljä tällaista 5-säikeistä lankaa TPI-lukuun 1,4 ’S', jolloin kokonaisde-nieriluvuksi tuli 2 600.
15 Edellä kuvatut langat punottiin sitten koneella, joka yhdisti 13 tukilankaa ja 6 täytelankaa siten, että risteämiskohtien määrä oli 12,3/2,54 cm. Valmiin rakenteen denieriluku oli 17 964 ja 90,2 % langasta oli täytelankaa. Tämän rakenteen denieriluku oli steriloinnin jälkeen 20 19 134. Sen murtolujuus oli 63 kg (3,27 g/denieri) ja mur tovenymä 54,2 %.
Esimerkki 6
Toimittiin muuten esimerkin 5 mukaisesti, mutta langat jälkikäsiteltiin ennen punomista. Valmiin tuotteen 25 denieriluku oli 17 550 ja se kasvoi arvoon 18 288 steriloinnissa. Steriilien välineiden murtolujuus oli 57 kg (3,13 g/denieri) ja murtovenymä 38,1 %.
Esimerkki 7
Toimittiin muuten esimerkin 5 mukaisesti, mutta 30 jälkikäsiteltiin itse punos. Valmiin punoksen denieriluku oli 17 811 ja se kasvoi arvoon 18 414 steriloinnissa. Murtolujuus oli 66 kg (3,57 g/denieri) ja murtovenymä 39,3 %.
Esimerkki 8
Toimittiin muuten esimerkin 5 mukaisesti, mutta 35 kerrattu lanka kuumavenytettiin 26 % ennen punomista. Ma- ie 8 8259 teriaalia ei jälkikäsitelty lankana eikä punoksena. Valmiin punoksen denieriluku oli 16 497 ja se kasvo! arvoon 19 322 steriloinnissa. Murtolujuus oli 55 kg (2,84 g/deni-eri) ja murtovenymä 44 %.
5 Esimerkki 9
Toimittiin muuten kuten esimerkissä 8, mutta tämä lanka jälkikäsiteltiin kuumavenytyksen jälkeen. Valmiin punoksen denieriluku oli 15 786; tämä arvo nousi 10 034:ään steriloinnissa. Steriilien välineiden murtolu-10 juus oli 61 kg (3,41 g/denleri) ja murtovenymä 34,2 %.
Esimerkki 10
Toimittiin muuten esimerkin 8 mukaisesti, mutta jälkikäsiteltiin itse punos. Punoksen denieriluku oli jälkikäsittelyn jälkeen 16 362 ja steriloinnin jälkeen 15 17 392. Steriilien istutteiden murtolujuus oli 68 kg (3,90 g/denieri) ja murtovenymä 34,6 %.
Esimerkki 11 Tämä istute koostui litteän punoksen muotoon saatetusta 100-%:isesta MAXOiP-langasta. Se erosi aiemmissa esi-20 merkeissä kuvatuista rakenteista siinä suhteessa, että lanka teksturoitiin ilmasuihkulla ennen ensimmäisiä kertausvaiheita. Ympäryslanka koostui 149 denierin teksturoi-dusta MAX01$-langasta. Se valmistettiin syöttämällä kahta 66 denierin MAXOti®5-lankaa ilmasuihkukammioon, ensimmäiseen 25 15 %:n ylimäärä ja toiseen 8 %:n ylimäärä. Sitten tämä ma teriaali kerrattiin TPl-lukuun 1,4 'Z'. Täytelangan lähtö-materiaalina oli 219 denierin teksturoitu MAXOii®'-lanka. Se valmistettiin syöttämällä ilmasuihkuun 15 %:n ylimäärä yhtä 66 denierin ΜΑΧΟΐΦ-lankaa yhdessä yhden 130 denierin 30 MAXOI^-langan kanssa, jota oli 8 %:n ylimäärä. Kolme tällaista 219 denierin lankaa kerrattiin sitten TPI-lukuun 2,8 'S'. Sitten kerrattiin vastakkaiseen suuntaan neljä tällaista kolminkertaista lankaa TPI-lukuun 1,4 'Z', jolloin lopulliseksi denieriluvuksi tuli 5 523.
35 19 8825? Tämä materiaali punottiin 13 lankaa yhdistävällä koneella siten, että risteämiskohtien tiheys oli 12,3/2,54 cm. Sen lopullinen denieriluku oli 17 693 ja 88,7 % rakenteesta oli täytelankaa. Vetolujuus oli 59 kg 5 (3,3 g/denieri) ja murtovenymä 26,7 %. Sen pinnan ulkonäkö muistutti odotetulla tavalla luonnon tapulikuiduista, kuten puuvillasta tai villasta kehrätystä langasta valmistettua materiaalia. Optisesti punosta voitaisiin kuvata löyhäksi yksisäikeiseksi silmukkarakenteeksi. Punos jatko-10 käsiteltiin edellä kohdassa "Piirrokset ja kuvaus" kuvatulla tavalla.
Esimerkki 12 Tämä istute oli muuten samanlainen kuin esimerkissä 11, mutta ensimmäisessä kolmen täytelangan kertaamisessa 15 yksi 219 denierin teksturoitu MAXOfi®'-lanka korvattiin yhdellä 245 denierin teksturoidulla MAXOiP'/NOVAFII^ -kaksi-komponenttilangalla. Tämä MAXOl^/NOVAFIlS^ -kaksikomponent-tilanka valmistettiin syöttämällä 55 %:n ylimäärä 66 denierin MAXOl^-lankaa ja 11 %:n ylimäärä kahta 69 denierin 20 NOVAFIli^-lankaa ilmasuihkukammioon. 12-säikeisen täytelan gan denieriluvuksi mitattiin 2 667.
Tästä materiaalista tehtiin 13 tukilankaa syöttävällä koneella litteä punos, jossa oli 12,3 risteämiskoh-taa/2,54 cm. Sen lopullinen denieriluku oli 18 647; 89,2 % 25 materiaalista oli täytelankaa Ja 19,1 % absorboitumatonta NOVAFII^-komponenttia. Valmiin steriloimattoman siteen mur-tolujuus oli 55 kg (3,00 g/denieri) ja murtovenymä 25,9 %. Hydrolyysitiedot osoittivat, että siitä saatiin elinkykyinen tuote, jonka jäännöslujuus oli 13,4 kg. Punos jälkikä-30 siteltiin edellä kohdassa "Piirrokset ja kuvaus" kuvatulla tavalla.
Esimerkki 13 Tämä istute oli muuten samanlainen kuin esimerkissä 11, mutta ensimmäisessä kolmen langan kertaamisessa yksi 35 219 denierin MAXOl^-lanka korvattiin yhdellä 226 denierin 20 8 8 2 5 9 ΜΑΧΟΐΦ/kuumavenytetty teksturoitu DACROf^ -kaksikomponent-tilangalla. Tämä ΜΑΧΟί^/kuumavenytetty DACROI^-kaksikompo-nenttilanka valmistettiin syöttämällä ilamsuihkukammloon 55 %:n ylimäärä 66 denierin ΜΑΧΟϊΡ-lankaa ja 11 %:n ylimää-5 rä 127 denierin kuumavenytettyä DACROhi^-lankaa. 12-säikei-sen täytelangan denieriluku oli 2 613.
Tämä materiaali punottiin 13 tukilankaa syöttävällä koneella siten, että risteämiskohtia oli 12,3/2,54 cm. Steriloimattoman valmiin punoksen lopullinen denieriluku 10 oli 18 054; 89,0 % punoksesta oli täytelankaa ja 20,7 % absorboi tumatonta DACROii®-komponenttia. Valmiin steriloimattoman siteen murtolujuus oli 44 kg (2,43 g/denieri) ja murtovenymä 21,7 %. Hydrolyysitiedot osoittivat, että sen lujuus pysyi muuttumattomana 14 vrk, ja jäännöslujuus oli 15 15,7 kg. Punos jälkikäsiteltiln edellä kohdassa "Piirrok set ja kuvaus" kuvatulla tavalla.
Esimerkki 14 Tämä rakenne koostui 100-%:isesta MAXOiS®-langasta, josta oli tehty litteä punos. Se erosi aikaisemmista ra-20 kenteista siinä suhteessa, että se punottiin 21 lankaa yhdistävällä koneella. Ympäryslangat olivat 66 denierin MAXOI^-lankaa, joka oli kierretty TPI-lukuun 1,4 ’ Z’. Täy-telanka valmistettiin kertaamalla ensin kaksi 130 denierin lankaa TPI-lukuun 2,8 ’S' ja sitten viisi tällaista 2-säi-25 keistä lankaa vastakkaiseen suuntaan TPI-lukuun 1,4 ' Z'. 10-säikeisen täytelangan lopullinen denieriluku oli 1 300.
Langat punottiin sitten 21 tukilankaa syöttävällä koneella punokseksi, jossa oli 10 täytelankaa ja 12 ris-teämiskohtaa/2,54 cm. Valmiin rakenteen denieriluku oli 30 16 986 ja täytelangan osuus siitä oli 91,8 %. Steriloimat- tomien näytteiden murtolujuus oli 56 kg (3,31 g/denieri) ja murtovenymä 35,2 %.
Esimerkki 15 Tämä rakenne koostui 100-%:isesta ΜΑΧΟίΦ-langasta, 35 josta oli tehty litteä punos. Se erosi aikaisemmista ra- i 2i 38259 kenteista siinä suhteessa, että se punottiin 15 tukilankaa syöttävällä koneella. Ympäryslangat koostuivat 98 denierin MAXOhf*-langasta, joka oli kierretty TPI-lukuun 1,4 ' Z’. Täytelanka valmistettiin kertaamalla viisi 130 denierin 5 lankaa voimakkaasti kiertäen, jolloin kokonaisdenierilu-vuksi tuli 650. Kaikki langat jälkikäsiteltiin kertaamisen jälkeen.
Langat punottiin 45-syöttöisellä koneella. Vain 15 käytettävissä olevista 45 tukilankasyötöstä käytettiin yra-10 päryslangoille. Kaikki käytettävissä olevat 22 asemaa käytettiin täytelangoille. Punontakone säädettiin tekemään 4,1 risteämiskohtaa/2,54 cm. Valmiin rakenteen denieriluku oli 15 770 ja 90,7 % siitä ole yhdensuuntaisia täytelanko-ja. Vetolujuus oli keskimäärin noin 76 kg (4,83 g/denieri) 15 ja murtovenymä 37,2 %.
Esimerkki 16 Tämä istute oli muuten samanlainen kuin esimerkissä 15, mutta täytelankoja kerrattaessa käytettiin mukana yhtä kuumavenytettyä DACROl^-lankaa. Myös kaikki MAXOI^-langat 20 jälkikäsiteltiin ennen kertaamista.
Valmiin punoksen denieriluku oli 15 700 ja 90,7 % siitä oli yhdensuuntaisia täytelankoja. Noin 18,1 % koko rakenteesta oli absorboi tumatonta DACROl^-komponenttia. Vetolujuuden osoitettiin olevan noin 58 kg (3,67 g/denieri) 25 ja murtovenymän 29,3 %. Samankaltaisten rakenteiden hydro-lyysitiedot osoittivat, että tästä istutteesta saatiin elinkykyinen tuote, jonka jäännnöslujuus oli 13 kg absorboi tumattoman komponentin ansiosta.
Esimerkki 17 30 Tämä rakenne koostui 100-%:isesta MAXOl^-langasta, josta oli tehty litteä punos. Vaikka tämäkin punos tehtiin 45-syöttöisellä koneella, se erosi esimerkin 15 mukaisesta näytteestä siinä suhteessa, että se oli 3,3 kertaa raskaampaa .
—: 35 Ympäryslangat koostuivat 130 denierin ΜΑΧΟϊί^-langas- 22 3 8 2 5? ta, joka oli kierretty TPI-lukuun 1,4 ' Z*. Täytelangat valmistettiin kertaamalla ensin neljä 130 denierin lankaa TPI-lukuun 2,8 ' Z' ja sitten neljä 4-säikeistä lankaa vastakkaiseen suuntaan TPI-lukuun 1,4 'S', jolloin valmiin 5 täytelangan denieriluvuksi tuli 2 080. Kaikki langat jäl-kikäsiteltiin kertaamisen jälkeen.
Langat punottiin sitten 45-syöttöisellä koneella käyttämällä kaikkia käytettävissä olevia ympäryslankasyöt-töjä ja kaikkia käytettävissä olevia 22 täytelanka-asemaa. 10 Punontakone säädettiin tekemään 12,3 risteämiskohtaa/2,54 cm. Valmiin rakenteen denieriluku oli 51 610 ja yhdensuuntaisten täytelankojen osuus oli 88,7 %. Vetolujuus oli keskimäärin noin 238 kg (4,61 g/denieri) ja murtovenymä 31,6 %.
15 Seuraavat esimerkit ja niiden muunnelmien mukaiset istutteet soveltuvat joihinkin ortopedisiin pehmytkudoksen (ts. jänteiden) korjaus- ja/tai rekonstruointitarkoituk-siin. Ne sisällytetään tähän esimerkkien 1-17 vertailuja vastakohdiksi ja lisäkuvaukseksi alalla vallitsevasta 20 tilanteesta.
Vertailuesimerkki A
Tämän esimerkin rakenne oli pyöreä kaksikomponent-tipunos, joka koostui kolmesta punotusta rakenneosasta: a) Alaydin, joka oli PGA/kuumavenytetty DACROif^-seos 25 suhteessa 20:80. Tämä alaydin valmistettiin 8-syöttöisellä punontakoneella, joka oli säädetty tekemään 5 risteämiskohtaa/2, 54 cm ja jossa kussakin syötössä käytettiin 1 060 denierin kaksikomponenttilankaa. 1 060 denierin lanka valmistettiin kertaamalla yhteen neljä 210 denierin kuumave-30 nytettyä DACRO^-lankaa ja kaksi 110 denierin DEXOi^-lan- kaa (American Cyanamid Company, NJ 07470, USA) pienellä nimelliskierteellä. DEXO^1' in valmistusta ja polymeerikoos-tumusta kuvataan kirjallisuudessa.
b) Myös ydin oli PGA/kuumavenytetty DACRO^-seos 35 suhteessa 20:80. Tämä alaydin valmistettiin 12-syöttöisel- 23 3 82 59 lä punontakoneella, joka oli säädetty tekemään 5 risteä-miskohtaa/2,54 can, käyttämällä edellä kuvattua 8-lankaista punosta ytimenä. Kukin 12 syötöstä sisälsi 1 270 denierin kaksikomponenttilankaa, joka valmistettiin kertaamalla 5 yhteen viisi 210 denierin kuumavenytettyä DACROi^-lankaa ja kaksi 100 denierin DEXOhP^-lankaa pienellä kierteellä.
Kaikki edellä mainitut langat jälkikäsiteltiin kertaamisen jälkeen. Tämän punoksen vetolujuus oli 195 kg (4,07 g/denieri) ja murtovenymä 18,8 %. Punoksen denierΙ-ΙΟ luvun laskettiin olevan 47 900.
Koiriin applikoiduissa lihaksensisäisissä ja ihonalaisissa istutteissa esiintyi vähän, jos ollenkaan kudoksen sisäänkasvamista. Punokset olivat järjestäytymättömän kollageenin ympäröimiä. Tätä verisuonittuneen solukudoksen 15 ja orientoituneen kollageenin istutteeseen tunkeutumisen puutetta pidetään epätoivottavana nivelsiteiden korjaamisen tai rekonstruoinnin kannalta. Se johtuu todennäköisemmin 1) PGA:n lujuuden suhteellisen lyhyen keston (28 vrk) ja 20 2) tiheän pyöreän rakenteen, joka minimoi istutteen ja kudoksen välisen pinnan alan. yhteisvaikutuksesta.
Vertailuesimerkki B
. . Tämä rakenne oli periaatteessa sama kuin vertailu- 25 esimerkissä A, paitsi että lopullinen ympäryspunos oli hienojakoisempaa (dispergoituneempaa) PGA/kuumavenytetty DACROf^-kaksikomponenttilankaa (seossuhde 50:50). Se valmistettiin 16-syöttöisellä punontakoneella, jossa risteä-miskohtien tiheys oli säädetty arvoon 15/2,54 cm, käyttä-. 30 mällä esimerkissä A kuvattua 12-lankaista punosta ytimenä.
Kukin syöttö sisälsi 1 320 denierin kaksikomponenttilan-kaa, joka valmistettiin kertaamalla ensin yksi 100 denierin kuumavenytetty DACROii^-lanka yhden 110 denierin DEXOI^· langan kanssa. Kuusi 2-säikeistä kaksikomponenttilankaa 35 kerrattiin sitten, jolloin saatiin lopullinen 12-säikeinen 24 38 259 lanka. Kierteisyys oli pientä suuruusluokkaa. Valmiin punoksen denieriluvun laskettiin olevan 44 800. Vetolujuudeksi mitattiin 175 kg (3,89 g/denieri) ja murtovenymäksi 16,8 %. Eläinistutetulokset olivat samankaltaiset kuin 5 esimerkissä A.
Vertailuesimerkki C
Tämäkin rakenne oli periaatteessa samanlainen kuin vertailuesimerkissä A, paitsi että lopullisen ympäryspu-noksen rakenne oli karkeampi (vähemmän dispergoitunut). Se 10 koostui 16-lankaisesta punoksesta, jonka lankoina oli vuorotellen 1 650 denierin DACROI^- (kuumavenytetty) ja 1 650 denierin DEXOl^-lanka. Lopullinen vetolujuus oli 195 kg (3,88 g/denieri). Murtovenymä oli 17,8 %. Lopullisen denieriluvun laskettiin olevan 50 100. Eläinistutetulokset 15 olivat samankaltaiset kuin esimerkissä A.
Vertailuesimerkki D
Tämä istute sisälsi 100 % DEX0i&-PGA: ta ja se oli pyöreä punosrakenne, joka koostui kolmesta punotusta rakenneosasta : 20 a) Alaydin, joka valmistettiin 8-syöttöisellä ko neella, joka oli säädetty tekemään 5 risteämiskohtaa/2,54 cm. Vain neljää ympäryslankasyöttöä 8:sta mahdollisesta käytettiin. 440 denierin lanka valmistettiin kertaamalla neljä 110 denierin lankaa harvakierteisesti.
25 b) Ydin, joka valmistettiin 8-syöttöisellä koneel la, joka myös oli säädetty tekemään 5 risteämiskohtaa/ 2,54 cm ja jossa kaikki 8 syöttöä sisälsivät 550 denierin lankaa. Lanka valmistettiin kertaamalla viisi 110 denierin lankaa harvakierteisesti. Ytimenä käytettiin edellä kuvat-30 tua 4-lankaista punosta.
c) Ympäryspunos, joka valmistettiin 12-syöttöisellä punontakoneella, joka oli säädetty tekemään 15 risteämiskohtaa/2, 54 cm ja jossa kaikki 12 syöttöä sisälsivät 660 denierin lankaa. Lanka valmistettiin kertaamalla kuusi 110 35 denierin lankaa harvakierteisesti. Ytimenä käytettiin i 25 8 8 2 59 edellä kuvattua 8-lankaista punosta.
Lopullisen denieriluvun laskettiin olevan 14 100. Vetolujuudeksi mitattiin 61 kg (4,32 g/denieri). Murtovenymä oli 33,4 %.
5 Tämä materiaali applikoitiin korvaamaan vähintään 10 kk:n ikäisten beagle-koirien poistettu polvilumpioni-velside. 1 ja 2 kk:n kuluttua ei havaittu histologisia merkkejä kudoksen sisäänkasvusta. Nivelsiteet olivat orga-nisoitumattoman kollageenin ympäröimiä ja rakenteellisesti 10 heikkoja. Tämä rakenne hylättiin, koska se oli sopimatonta käytettäväksi nivelsiteen korjaus- tai korvaustarkoituk-siin, joissa sisäänkasvu on toivottua.
Vertailuesimerkki E
Tämä istute oli 100-%:ista DEXOli^1 ia (PGA:ta), joka 15 oli saatettu litteän punoksen muotoon ja joka koostui paksuista täyte-, eli loimilangoista, joita pitivät koossa ohuet ympäryslangat.
a) Kukin täytelanka oli 2 214 denierin DEXOi^-lan-kaa, joka valmistettiin kertaamalla kolme 123 denierin 20 lankaa, jolloin saatiin 369 denierin lankaa, ja kertaamalla sitten kuusi tällaista 369 denierin lankaa TPI-lukuun 1,5 ’S'.
b) Ympäryslangat olivat 110 denierin DEXOli^-lankoja, . . jotka oli kierrettu TPI-lukuun 10 'S'.
•25 c) Punos valmistettiin 13-syöttöisellä punontako- neella, jossa kukin syöttö sisälsi 110 denierin ympärys-langan, joka punottiin 2 214 denierin loimilankojen ympärille, jotka syötettiin kaikista kuudesta käytettävissä olevasta täytelanka-asemasta. Risteämiskohtien kokonais-30 määräksi arvioitiin 10/2,54 cm.
d) Rakenne pestiin ja jälkikäsiteltiin punoksena.
Punoksen kokonaisdenierlluku oli noin 15 100. Vetolujuus oli 94 kg ja murtovenymä 22,3 %.
Näin valmistetut välineet applikoitiin korvaamaan 35 vähintään 10 kk:n ikäisten beagle-koirien poistettu lum- 26 3 8 2 59 pionivelside kokeessa, jossa näitä välineitä verrattiin esimerkin 1 mukaisiin välineisiin. 1 ja 2 kk leikkauksen jälkeen tehty histologinen arviointi ei osoittanut merkittävää kudoksen sisäänkasvua eikä PGA-istutteen sisäistä 5 järjestäytymistä. Tämä nivelsiteen korjautumisen puuttuminen johtui PGA-materiaalin suhteellisesti lyhyemmästä kestosta in vivo.
Vertailuesimerkki F
Tämä istute oli 100-%:ista DEXOhfc'ia (PGA:ta), joka 10 oli saatettu litteän punoksen muotoon ja joka koostui paksuista täyte-, eli loimilangoista, joita pitivät yhdessä ohuet ympäryslangat. Kaikki langat oli kuitenkin jälkikäsitelty ja sitten suihkuteksturoitu ennen kertaamista ja punomista.
15 a) Täyte-, eli loimilankana oli 6-kertainen lanka, joka oli tehty 357 denierin teksturoidusta DEXOii^-langasta, jolloin saatiin lankaa, jonka kokona!sdenieriluku oli 2 142. Tämä 357 denierin lanka saatiin sekoittamalla kolme 110 denierin DEXOi^-lankaa, syöttäen kahta lankaa 24 %:n 20 ylimääränä ja yhtä 6 %:n ylimääränä.
b) Ympäryslanka valmistettiin samalla tavalla, paitsi että se oli 152 denierin teksturoitua DEXOl$-lankaa. Se valmistettiin sekoittamalla kaksi 62 denierin DEX0I&-lankaa, joista toista syötettiin 24 %:n ja toista 11 %:n 25 ylimäärä.
c) Punos tehtiin 13-syöttöisellä punontakoneella, jossa kukin syöttä sisälsi edellä kohdassa b) kuvattua 152 denierin lankaa. Nämä ympäryslangat punottiin 2 142 denierin täytelankojen ympärille, jotka syötettiin kaikista : 30 kuudesta käytettävissä olevasta asemasta. Risteämiskohtien kokonaismääräksi arvioitiin 12,3/2,54 cm.
Punoksen kokonaisdenieriluku oli 14 800. Vetolujuus oli 69 kg ja murtovenymä 23,2 %.
Rakenteeltaan tämän kaltaisia välineitä tutkittiin 35 in vivo edellisessä esimerkissä kuvatulla tavalla. Eläin- i 27 38259 ten lopettamisen 2 kk:n kuluttua havaittiin, että kudoksen sisäänkasvu ja/tai orientoituminen oli näissä istutteissa parempi kuin edellisen esimerkin mukaisissa teksturoimat-tomissa PGA-välineissä.
5 Tulokset, joita saavutettiin istutteilla, jotka oli valmistettu pitempään kestävistä GTMC-langoista, olivat kuitenkin kaikki merkittävästi parempia kuin näiden ver-tailuesimerkkien mukaisilla välineillä saavutetut tulokset.
10
Claims (3)
1. Sidekudoksen korjausväline, jonka pituuden suhde leveyteen on suurempi kuin yksi, jolloin väline koostuu 5 absorboituvasta komponentista, joka koostuu ensimmäisestä kuitumäärästä, jolloin jokainen näistä kuiduista on valmistettu polymeeristä, jossa on glykolihappoesterisidok-sia, tunnettu siitä, että se lisäksi koostuu absorboi tumattomasta komponentista, joka koostuu toisesta 10 kuitumäärästä, jolloin jokainen näistä kuiduista on valmistettu poly(butyleenitereftalaatista) tai polyeetteri-esteri-lohko-sekapolymeeristä, ja ensimmäisen kuitumäärän osuus on noin 10 - 100 % ja toisen kuitumäärän osuus on noin 0 - 90 %, jolloin suurin osa ensimmäisen ja toisen 15 kuitumäärän kuiduista on oleellisesti yhdensuuntaisia välineen pituusakselin kanssa.
2. Patenttivaatimuksen 1 mukainen väline, tunnettu siitä, että tukilangat (5) koostuvat noin 100-%risesti absorboituvasta komponentista ja loimilangat 20 (2) sisältävät noin 80 % absorboituvaa komponenttia.
3. Patenttivaatimuksen 1 mukainen väline, tunnettu siitä, että mainitut langat (2, 5) ovat teksturoituja ja/tai lämpökäsiteltyjä. 29 88259·
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US83549386 | 1986-03-03 | ||
US06/835,493 US4792336A (en) | 1986-03-03 | 1986-03-03 | Flat braided ligament or tendon implant device having texturized yarns |
Publications (4)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
FI870898A0 FI870898A0 (fi) | 1987-03-02 |
FI870898A FI870898A (fi) | 1987-09-04 |
FI88259B FI88259B (fi) | 1993-01-15 |
FI88259C true FI88259C (fi) | 1993-04-26 |
Family
ID=25269640
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
FI870898A FI88259C (fi) | 1986-03-03 | 1987-03-02 | Kirurgisk reparationsanordning |
Country Status (10)
Country | Link |
---|---|
US (2) | US4792336A (fi) |
EP (1) | EP0239775A3 (fi) |
JP (1) | JPS62270152A (fi) |
KR (1) | KR950001375B1 (fi) |
AU (1) | AU594435B2 (fi) |
CA (1) | CA1282205C (fi) |
DK (1) | DK106687A (fi) |
FI (1) | FI88259C (fi) |
NO (1) | NO166614C (fi) |
ZA (1) | ZA871489B (fi) |
Families Citing this family (384)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4923470A (en) * | 1985-04-25 | 1990-05-08 | American Cyanamid Company | Prosthetic tubular article made with four chemically distinct fibers |
GB8622563D0 (en) * | 1986-09-19 | 1986-10-22 | Amis A A | Artificial ligaments |
FI81498C (fi) * | 1987-01-13 | 1990-11-12 | Biocon Oy | Kirurgiska material och instrument. |
SE457692B (sv) * | 1987-03-09 | 1989-01-23 | Astra Meditec Ab | Implanterbar protes foer att helt eller delvis ersaetta en sena, ett ligament eller ett korsband |
US5425766A (en) * | 1987-03-09 | 1995-06-20 | Astra Tech Aktiebolag | Resorbable prosthesis |
US5306289A (en) * | 1987-08-26 | 1994-04-26 | United States Surgical Corporation | Braided suture of improved characteristics |
US5019093A (en) * | 1989-04-28 | 1991-05-28 | United States Surgical Corporation | Braided suture |
US5226912A (en) | 1987-08-26 | 1993-07-13 | United States Surgical Corporation | Combined surgical needle-braided suture device |
US5222978A (en) | 1987-08-26 | 1993-06-29 | United States Surgical Corporation | Packaged synthetic absorbable surgical elements |
US5261886A (en) * | 1987-08-26 | 1993-11-16 | United States Surgical Corporation | Cabled core and braided suture made therefrom |
US5366081A (en) | 1987-08-26 | 1994-11-22 | United States Surgical Corporation | Packaged synthetic absorbable surgical elements |
FR2624724B1 (fr) * | 1987-12-22 | 1992-08-14 | Rhenter Jean Luc | Ligament synthetique pour genou |
EP0334045B1 (en) * | 1988-03-22 | 1994-08-17 | American Cyanamid Company | Prosthetic article |
US5092884A (en) * | 1988-03-24 | 1992-03-03 | American Cyanamid Company | Surgical composite structure having absorbable and nonabsorbable components |
FI85223C (fi) * | 1988-11-10 | 1992-03-25 | Biocon Oy | Biodegraderande kirurgiska implant och medel. |
US6171338B1 (en) | 1988-11-10 | 2001-01-09 | Biocon, Oy | Biodegradable surgical implants and devices |
DE3838568A1 (de) * | 1988-11-14 | 1990-05-17 | Inst Textil & Faserforschung | Gelenkprothese |
US5441508A (en) * | 1989-04-27 | 1995-08-15 | Gazielly; Dominique | Reinforcement and supporting device for the rotator cuff of a shoulder joint of a person |
FR2646343B1 (fr) * | 1989-04-27 | 1991-12-20 | Gazielly Dominique | Dispositif de renfort et de soutien de la coiffe des rotateurs d'une articulation d'epaule d'individu |
FR2646590B1 (fr) * | 1989-05-03 | 1992-04-17 | Jonnard Pierre | Procede pour la preparation de boyaux naturels en charcuterie et le dispositif pour sa mise en oeuvre |
US5147400A (en) * | 1989-05-10 | 1992-09-15 | United States Surgical Corporation | Connective tissue prosthesis |
US5376118A (en) * | 1989-05-10 | 1994-12-27 | United States Surgical Corporation | Support material for cell impregnation |
US5217495A (en) * | 1989-05-10 | 1993-06-08 | United States Surgical Corporation | Synthetic semiabsorbable composite yarn |
US4990158A (en) * | 1989-05-10 | 1991-02-05 | United States Surgical Corporation | Synthetic semiabsorbable tubular prosthesis |
US5246104A (en) * | 1989-08-01 | 1993-09-21 | United States Surgical Corporation | Molded suture retainer |
US5359831A (en) | 1989-08-01 | 1994-11-01 | United States Surgical Corporation | Molded suture retainer |
US5102418A (en) * | 1989-09-27 | 1992-04-07 | United States Surgical Corporation | Method for attaching a surgical needle to a suture |
US5041128A (en) * | 1989-09-27 | 1991-08-20 | United States Sirgical Corporation | Combined surgical needle-suture device possessing an integrated suture cut-off feature |
US5156615A (en) * | 1989-09-27 | 1992-10-20 | United States Surgical Corporation | Surgical needle-suture attachment for controlled suture release |
US5089010A (en) * | 1989-09-27 | 1992-02-18 | United States Surgical Corporation | Surgical needle-suture attachment possessing weakened suture segment for controlled suture release |
US5051107A (en) * | 1989-09-27 | 1991-09-24 | United States Surgical Corporation | Surgical needle-suture attachment for controlled suture release |
US5123911A (en) * | 1989-09-27 | 1992-06-23 | United States Surgical Corporation | Method for attaching a surgical needle to a suture |
US5067959A (en) * | 1989-09-27 | 1991-11-26 | United States Surgical Corporation | Surgical needle-suture attachement for controlled suture release |
US5133738A (en) * | 1989-09-27 | 1992-07-28 | United States Surgical Corporation | Combined surgical needle-spiroid braided suture device |
US5084063A (en) * | 1989-09-27 | 1992-01-28 | United States Surgical Corporation | Surgical needle-suture attachment |
US5259845A (en) * | 1989-09-27 | 1993-11-09 | United States Surgical Corporation | Surgical needle-suture attachment with a lubricated suture tip for controlled suture release |
US5280674A (en) * | 1989-09-27 | 1994-01-25 | United States Surgical Corporation | Apparatus for attaching a surgical needle to a suture |
US5059212A (en) * | 1989-09-27 | 1991-10-22 | United States Surgical Corporation | Surgical needle-suture attachment for controlled separation of the needle from the suture |
US5089011A (en) * | 1989-09-27 | 1992-02-18 | United States Surgical Corporation | Combined surgical needle-suture device possessing an integrated suture cut-off feature |
US5139514A (en) * | 1989-09-27 | 1992-08-18 | United States Surgical Corporation | Combined needle-suture device |
US4946377A (en) * | 1989-11-06 | 1990-08-07 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Tissue repair device |
US5037950A (en) * | 1990-02-09 | 1991-08-06 | Ethicon, Inc. | Bioabsorbable copolymers of polyalkylene carbonate/RHO-dioxanone for sutures and coatings |
US5290494A (en) * | 1990-03-05 | 1994-03-01 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Process of making a resorbable implantation device |
DE4012602C2 (de) * | 1990-04-20 | 1994-06-09 | Ethicon Gmbh | Implantat-Kordel |
US6908466B1 (en) | 1990-06-28 | 2005-06-21 | Bonutti Ip, Llc | Surgical devices having a biodegradable material with a therapeutic agent |
US5593425A (en) * | 1990-06-28 | 1997-01-14 | Peter M. Bonutti | Surgical devices assembled using heat bonable materials |
US6203565B1 (en) | 1990-06-28 | 2001-03-20 | Peter M. Bonutti | Surgical devices assembled using heat bondable materials |
US6464713B2 (en) | 1990-06-28 | 2002-10-15 | Peter M. Bonutti | Body tissue fastening |
US5116358A (en) * | 1990-07-23 | 1992-05-26 | United States Surgical Corporation | Combined surgical needle-suture device possessing a controlled suture separation feature |
US5306288A (en) * | 1990-09-05 | 1994-04-26 | United States Surgical Corporation | Combined surgical needle-suture device |
US5368595A (en) * | 1990-09-06 | 1994-11-29 | United States Surgical Corporation | Implant assist apparatus |
CA2060635A1 (en) * | 1991-02-12 | 1992-08-13 | Keith D'alessio | Bioabsorbable medical implants |
JP3165166B2 (ja) * | 1991-02-27 | 2001-05-14 | セーレン株式会社 | 人工血管およびその製造方法 |
WO1993006790A2 (en) * | 1991-10-04 | 1993-04-15 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Tissue augmentation device and method |
US5464450A (en) * | 1991-10-04 | 1995-11-07 | Scimed Lifesystems Inc. | Biodegradable drug delivery vascular stent |
US5275618A (en) * | 1991-11-13 | 1994-01-04 | United States Surgical Corporation | Jet entangled suture yarn and method for making same |
JPH05161708A (ja) * | 1991-12-18 | 1993-06-29 | Terumo Corp | 人工血管 |
US5318575A (en) * | 1992-02-03 | 1994-06-07 | United States Surgical Corporation | Method of using a surgical repair suture product |
US5312437A (en) * | 1992-06-12 | 1994-05-17 | United States Surgical Corporation | Absorbable coating composition and suture coated therewith |
US5356417A (en) * | 1992-10-09 | 1994-10-18 | United States Surgical Corporation | Absorbable sternum closure buckle |
US5339870A (en) * | 1992-10-09 | 1994-08-23 | United States Surgical Corporation | Sternum buckle and applier |
US5417698A (en) * | 1992-10-09 | 1995-05-23 | United States Surgical Corporation | Apparatus for tightening elongated wound closure elements |
US5330489A (en) * | 1992-10-09 | 1994-07-19 | United States Surgical Corporation | Sternum closure buckle |
US5356412A (en) * | 1992-10-09 | 1994-10-18 | United States Surgical Corporation | Sternum buckle with rotational engagement and method of closure |
US5355913A (en) * | 1992-10-09 | 1994-10-18 | United States Surgical Corporation | Surgical repair device |
CA2108603A1 (en) * | 1992-10-23 | 1994-04-24 | Michael P. Chesterfield | Surgical repair product |
US5322925A (en) * | 1992-10-30 | 1994-06-21 | United States Surgical Corporation | Absorbable block copolymers and surgical articles made therefrom |
US5507812A (en) * | 1992-12-28 | 1996-04-16 | Moore; David E. | Modular prosthetic ligament |
US5540703A (en) * | 1993-01-06 | 1996-07-30 | Smith & Nephew Richards Inc. | Knotted cable attachment apparatus formed of braided polymeric fibers |
US5456722A (en) * | 1993-01-06 | 1995-10-10 | Smith & Nephew Richards Inc. | Load bearing polymeric cable |
CA2132011C (en) * | 1993-01-14 | 1999-08-10 | Peter J. Schmitt | Radially expandable tubular prosthesis |
US5468253A (en) † | 1993-01-21 | 1995-11-21 | Ethicon, Inc. | Elastomeric medical device |
CA2114290C (en) * | 1993-01-27 | 2006-01-10 | Nagabushanam Totakura | Post-surgical anti-adhesion device |
GB9306737D0 (en) * | 1993-03-31 | 1993-05-26 | Surgicarft Ltd | Ligament augmentation device |
US5370682A (en) * | 1993-04-26 | 1994-12-06 | Meadox Medicals, Inc. | Solid woven tubular prosthesis |
US6383199B2 (en) | 1993-08-25 | 2002-05-07 | Inlet Medical, Inc. | Devices for investing within ligaments for retracting and reinforcing the same |
US5450860A (en) * | 1993-08-31 | 1995-09-19 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Device for tissue repair and method for employing same |
DE69432734T2 (de) * | 1993-09-14 | 2004-04-29 | Smith & Nephew, Inc., Memphis | Biologischer Bandersatz |
GB2282328B (en) * | 1993-09-29 | 1997-10-08 | Johnson & Johnson Medical | Absorbable structures for ligament and tendon repair |
US5653746A (en) * | 1994-03-08 | 1997-08-05 | Meadox Medicals, Inc. | Radially expandable tubular prosthesis |
US5968058A (en) * | 1996-03-27 | 1999-10-19 | Optonol Ltd. | Device for and method of implanting an intraocular implant |
US5780372A (en) * | 1996-02-21 | 1998-07-14 | Libbey-Owens-Ford Co. | Colored glass compositions |
WO1997035533A1 (en) | 1996-03-25 | 1997-10-02 | Enrico Nicolo | Surgical mesh prosthetic material and methods of use |
US5718159A (en) * | 1996-04-30 | 1998-02-17 | Schneider (Usa) Inc. | Process for manufacturing three-dimensional braided covered stent |
US6592617B2 (en) * | 1996-04-30 | 2003-07-15 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Three-dimensional braided covered stent |
US5718717A (en) | 1996-08-19 | 1998-02-17 | Bonutti; Peter M. | Suture anchor |
US6162537A (en) | 1996-11-12 | 2000-12-19 | Solutia Inc. | Implantable fibers and medical articles |
US5948002A (en) * | 1996-11-15 | 1999-09-07 | Bonutti; Peter M. | Apparatus and method for use in positioning a suture anchor |
FR2755846B1 (fr) * | 1996-11-20 | 1998-12-31 | Jacques Philippe Laboureau | Ligament prothetique pre-oriente et procede de confection |
US7789841B2 (en) | 1997-02-06 | 2010-09-07 | Exogen, Inc. | Method and apparatus for connective tissue treatment |
US7108663B2 (en) | 1997-02-06 | 2006-09-19 | Exogen, Inc. | Method and apparatus for cartilage growth stimulation |
DE69821127T2 (de) | 1997-02-13 | 2004-06-09 | Boston Scientific Ltd., St. Michael | Perkutane und hiatale geräte zur verwendung bei minimal invasiver beckenchirurgie |
AUPO530997A0 (en) | 1997-02-25 | 1997-03-20 | Esnouf, Philip Stuart | Surgical aid for connective tissue grafting and method for employing same |
US20020019670A1 (en) * | 1997-02-28 | 2002-02-14 | Jerald M. Crawley | Implantable tissue augmentation device |
EP0975392A1 (en) | 1997-04-18 | 2000-02-02 | Exogen, Inc. | Ultrasound application device for accelerating sternum healing |
US20050216059A1 (en) * | 2002-09-05 | 2005-09-29 | Bonutti Peter M | Method and apparatus for securing a suture |
US6203513B1 (en) | 1997-11-20 | 2001-03-20 | Optonol Ltd. | Flow regulating implant, method of manufacture, and delivery device |
US8313454B2 (en) | 1997-11-20 | 2012-11-20 | Optonol Ltd. | Fluid drainage device, delivery device, and associated methods of use and manufacture |
US6045551A (en) | 1998-02-06 | 2000-04-04 | Bonutti; Peter M. | Bone suture |
US5921986A (en) * | 1998-02-06 | 1999-07-13 | Bonutti; Peter M. | Bone suture |
US20050049702A1 (en) * | 1998-03-10 | 2005-03-03 | The University Of Cincinnati | Article and method for coupling muscle |
US6177094B1 (en) | 1998-04-30 | 2001-01-23 | United States Surgical Corporation | Bioabsorbable blends and coating composition containing same |
ES2274626T3 (es) | 1998-05-06 | 2007-05-16 | Exogen, Inc. | Vendajes con ultrasonido. |
EP1105044A1 (en) | 1998-07-21 | 2001-06-13 | Acoustic Sciences Associates | Synthetic structural imaging and volume estimation of biological tissue organs |
DE19833796B4 (de) * | 1998-07-21 | 2015-10-01 | Johnson & Johnson Medical Gmbh | Geflochtenes resorbierbares Implantat |
US6264674B1 (en) | 1998-11-09 | 2001-07-24 | Robert L. Washington | Process for hot stretching braided ligatures |
US6497726B1 (en) | 2000-01-11 | 2002-12-24 | Regeneration Technologies, Inc. | Materials and methods for improved bone tendon bone transplantation |
SE513491C2 (sv) * | 1998-12-15 | 2000-09-18 | Artimplant Dev Artdev Ab | Implantat för insättning i människor eller djur innefattande böjliga trådformiga element |
US6126688A (en) * | 1998-12-21 | 2000-10-03 | Surgical Dynamics Inc. | Apparatus for fusion of adjacent bone structures |
DE19912360A1 (de) * | 1999-03-19 | 2000-09-21 | Aesculap Ag & Co Kg | Strangförmiges Implantat aus resorbierbarem Polymermaterial, Verfahren zu seiner Herstellung und Anwendung in der Chirurgie |
WO2000056376A1 (en) * | 1999-03-25 | 2000-09-28 | Metabolix, Inc. | Medical devices and applications of polyhydroxyalkanoate polymers |
US6045571A (en) * | 1999-04-14 | 2000-04-04 | Ethicon, Inc. | Multifilament surgical cord |
US6183512B1 (en) | 1999-04-16 | 2001-02-06 | Edwards Lifesciences Corporation | Flexible annuloplasty system |
US6258124B1 (en) | 1999-05-10 | 2001-07-10 | C. R. Bard, Inc. | Prosthetic repair fabric |
US6558342B1 (en) * | 1999-06-02 | 2003-05-06 | Optonol Ltd. | Flow control device, introducer and method of implanting |
ES2234642T3 (es) | 1999-07-28 | 2005-07-01 | Davol Inc | Protesis para hernias. |
US6368343B1 (en) | 2000-03-13 | 2002-04-09 | Peter M. Bonutti | Method of using ultrasonic vibration to secure body tissue |
US6447516B1 (en) | 1999-08-09 | 2002-09-10 | Peter M. Bonutti | Method of securing tissue |
GB9926231D0 (en) * | 1999-11-04 | 2000-01-12 | Smith & Nephew | Medical implants |
US6635073B2 (en) * | 2000-05-03 | 2003-10-21 | Peter M. Bonutti | Method of securing body tissue |
US6296659B1 (en) * | 2000-02-29 | 2001-10-02 | Opus Medical, Inc. | Single-tailed suturing method and apparatus |
US9138222B2 (en) * | 2000-03-13 | 2015-09-22 | P Tech, Llc | Method and device for securing body tissue |
US8932330B2 (en) | 2000-03-13 | 2015-01-13 | P Tech, Llc | Method and device for securing body tissue |
US7094251B2 (en) | 2002-08-27 | 2006-08-22 | Marctec, Llc. | Apparatus and method for securing a suture |
US20020133229A1 (en) * | 2000-03-24 | 2002-09-19 | Laurencin Cato T. | Ligament and tendon replacement constructs and methods for production and use thereof |
ES2299481T3 (es) * | 2000-03-24 | 2008-06-01 | Drexel University | Procedimientos para la produccion de construcciones de reemplazo de ligamentos. |
US7404819B1 (en) | 2000-09-14 | 2008-07-29 | C.R. Bard, Inc. | Implantable prosthesis |
DE10046119A1 (de) | 2000-09-15 | 2002-03-28 | Inst Textil & Faserforschung | Medizintechnisches bioresorbierbares Implantat, Verfahren zur Herstellung und Verwendung |
AU2002232679B2 (en) | 2000-10-25 | 2005-12-22 | Exogen, Inc. | Transducer mounting assembly |
US6770076B2 (en) | 2001-02-12 | 2004-08-03 | Opus Medical, Inc. | Method and apparatus for attaching connective tissues to bone using a knotless suture anchoring device |
DE10107521A1 (de) * | 2001-02-17 | 2002-09-05 | Inst Textil & Faserforschung | Zugstabiles elastisches Band |
US7195642B2 (en) | 2001-03-13 | 2007-03-27 | Mckernan Daniel J | Method and apparatus for fixing a graft in a bone tunnel |
US6517546B2 (en) | 2001-03-13 | 2003-02-11 | Gregory R. Whittaker | Method and apparatus for fixing a graft in a bone tunnel |
US7594917B2 (en) | 2001-03-13 | 2009-09-29 | Ethicon, Inc. | Method and apparatus for fixing a graft in a bone tunnel |
GB0107708D0 (en) * | 2001-03-28 | 2001-05-16 | Imp College Innovations Ltd | Bone fixated,articulated joint load control device |
US7344539B2 (en) | 2001-03-30 | 2008-03-18 | Depuy Acromed, Inc. | Intervertebral connection system |
US7429248B1 (en) | 2001-08-09 | 2008-09-30 | Exogen, Inc. | Method and apparatus for controlling acoustic modes in tissue healing applications |
US8512376B2 (en) | 2002-08-30 | 2013-08-20 | Arthrex, Inc. | Method and apparatus for internal fixation of an acromioclavicular joint dislocation of the shoulder |
US6605047B2 (en) * | 2001-09-10 | 2003-08-12 | Vivant Medical, Inc. | Biopsy marker delivery system |
US20050033362A1 (en) * | 2001-09-13 | 2005-02-10 | Grafton R. Donald | High strength suture with collagen fibers |
US7029490B2 (en) * | 2001-09-13 | 2006-04-18 | Arthrex, Inc. | High strength suture with coating and colored trace |
GB0124742D0 (en) * | 2001-10-16 | 2001-12-05 | Biocomposites Ltd | Biodegradable materials |
US6589392B1 (en) * | 2001-10-18 | 2003-07-08 | Shakespeare Company Llc | Multicomponent monofilament for papermaking forming fabric |
US7081298B2 (en) * | 2001-10-29 | 2006-07-25 | Yoz-Ami Corporation | Specific gravity-adjustable yarns with low elongation rate and excellent abrasion resistance |
US6764513B1 (en) | 2001-11-07 | 2004-07-20 | Brian T. Dowling | Tibia tether |
US20110009960A1 (en) * | 2001-11-16 | 2011-01-13 | Allergan, Inc. | Prosthetic fabric structure |
US6902932B2 (en) * | 2001-11-16 | 2005-06-07 | Tissue Regeneration, Inc. | Helically organized silk fibroin fiber bundles for matrices in tissue engineering |
FR2832307B1 (fr) * | 2001-11-19 | 2004-08-27 | Sofradim Production | Dispositif d'occlusion d'un conduit corporel, notamment d'une veine variqueuse |
US6719765B2 (en) * | 2001-12-03 | 2004-04-13 | Bonutti 2003 Trust-A | Magnetic suturing system and method |
US6780198B1 (en) | 2001-12-06 | 2004-08-24 | Opus Medical, Inc. | Bone anchor insertion device |
US6790213B2 (en) | 2002-01-07 | 2004-09-14 | C.R. Bard, Inc. | Implantable prosthesis |
US7017582B2 (en) | 2002-02-04 | 2006-03-28 | Restore Medical Inc. | Stiffening pharyngeal wall treatment |
US7146981B2 (en) * | 2002-02-04 | 2006-12-12 | Restore Medical, Inc. | Pharyngeal wall treatment |
WO2003072857A1 (fr) * | 2002-02-28 | 2003-09-04 | Riken | Fibres d'acide polyhydroxyalcanoique a haute tenacite, fibres a haute tenacite et a module d'elasticite eleve et leurs procedes de production |
US9155544B2 (en) | 2002-03-20 | 2015-10-13 | P Tech, Llc | Robotic systems and methods |
US7101381B2 (en) * | 2002-08-02 | 2006-09-05 | C.R. Bard, Inc. | Implantable prosthesis |
US7682392B2 (en) | 2002-10-30 | 2010-03-23 | Depuy Spine, Inc. | Regenerative implants for stabilizing the spine and devices for attachment of said implants |
WO2004082724A2 (en) * | 2003-03-18 | 2004-09-30 | Opus Medical Inc. | Optimized suture braid |
US7497864B2 (en) | 2003-04-30 | 2009-03-03 | Marctec, Llc. | Tissue fastener and methods for using same |
EP2860292B1 (en) | 2003-05-08 | 2020-07-22 | Tepha, Inc. | Polyhydroxyalkanoate medical textiles and fibers |
US7905924B2 (en) * | 2003-09-03 | 2011-03-15 | Ralph Richard White | Extracapsular surgical procedure |
US7648504B2 (en) * | 2003-09-09 | 2010-01-19 | Bioretec Ltd | Bioabsorbable band system |
US20050070930A1 (en) * | 2003-09-30 | 2005-03-31 | Gene W. Kammerer | Implantable surgical mesh |
EP1720461A4 (en) * | 2004-02-13 | 2009-07-08 | Univ Cincinnati | COUPLING DEVICE USED BY THE MECHANICAL CONTINUITY OF CELL SCAFFOLDS ON TISSUE LIMITS |
US20050192600A1 (en) * | 2004-02-24 | 2005-09-01 | Enrico Nicolo | Inguinal hernia repair prosthetic |
US20050192581A1 (en) * | 2004-02-27 | 2005-09-01 | Molz Fred J. | Radiopaque, coaxial orthopedic tether design and method |
US8088146B2 (en) | 2004-06-14 | 2012-01-03 | Teleflex Medical Incorporated | High-strength suture |
US7862531B2 (en) * | 2004-06-25 | 2011-01-04 | Optonol Ltd. | Flow regulating implants |
EP1778305B1 (en) | 2004-08-03 | 2010-07-07 | Tepha, Inc. | Non-curling polyhydroxyalkanoate sutures |
US20090105753A1 (en) * | 2004-08-26 | 2009-04-23 | Prodesco, Inc. | Sutures and methods of making the same |
FI119097B (fi) * | 2004-08-31 | 2008-07-31 | Bioretec Oy | Kirurginen lanka ja kirurginen väline |
US20060089672A1 (en) * | 2004-10-25 | 2006-04-27 | Jonathan Martinek | Yarns containing filaments made from shape memory alloys |
US9173647B2 (en) * | 2004-10-26 | 2015-11-03 | P Tech, Llc | Tissue fixation system |
US9271766B2 (en) | 2004-10-26 | 2016-03-01 | P Tech, Llc | Devices and methods for stabilizing tissue and implants |
US9463012B2 (en) | 2004-10-26 | 2016-10-11 | P Tech, Llc | Apparatus for guiding and positioning an implant |
US20060089646A1 (en) * | 2004-10-26 | 2006-04-27 | Bonutti Peter M | Devices and methods for stabilizing tissue and implants |
US8052753B2 (en) | 2005-01-07 | 2011-11-08 | University Of Cincinnati | Prosthetic anchor and method of making same |
US8753392B2 (en) | 2005-01-07 | 2014-06-17 | University Of Cincinnati | Elements for versatility of a prosthetic anchor |
US9017350B2 (en) | 2005-01-25 | 2015-04-28 | Covidien Lp | Expandable occlusive structure |
MX2007010097A (es) * | 2005-02-18 | 2007-10-10 | Synthasome Inc | Estructura sintetica para la preparacion de tejido blando. |
US9089323B2 (en) | 2005-02-22 | 2015-07-28 | P Tech, Llc | Device and method for securing body tissue |
EP1906840A2 (en) | 2005-06-01 | 2008-04-09 | Arthrocare Corporation | Knotless suture anchoring device having deforming section to accommodate sutures of various diameters |
US9271817B2 (en) * | 2005-07-05 | 2016-03-01 | Cook Biotech Incorporated | Tissue augmentation devices and methods |
US7850985B2 (en) * | 2005-07-05 | 2010-12-14 | Cook Biotech Incorporated | Tissue augmentation devices and methods |
FI122342B (fi) * | 2005-07-18 | 2011-12-15 | Bioretec Oy | Bioabsorboituva nauhajärjestelmä, bioabsorboituva nauha ja menetelmä bioabsorboituvan nauhan valmistamiseksi. |
US20070038290A1 (en) * | 2005-08-15 | 2007-02-15 | Bin Huang | Fiber reinforced composite stents |
JP2009505753A (ja) * | 2005-08-26 | 2009-02-12 | タイコ ヘルスケア グループ リミテッド パートナーシップ | 吸収性外科用材料 |
US7878970B2 (en) | 2005-09-28 | 2011-02-01 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Apparatus and method for suspending a uterus |
US7899533B2 (en) * | 2005-10-25 | 2011-03-01 | Medtronic, Inc. | System and method of AV interval selection in an implantable medical device |
US9144483B2 (en) * | 2006-01-13 | 2015-09-29 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Placing fixation devices |
US11253296B2 (en) | 2006-02-07 | 2022-02-22 | P Tech, Llc | Methods and devices for intracorporeal bonding of implants with thermal energy |
US9439642B2 (en) * | 2006-02-07 | 2016-09-13 | P Tech, Llc | Methods and devices for utilizing bondable materials |
US7967820B2 (en) | 2006-02-07 | 2011-06-28 | P Tech, Llc. | Methods and devices for trauma welding |
US11278331B2 (en) | 2006-02-07 | 2022-03-22 | P Tech Llc | Method and devices for intracorporeal bonding of implants with thermal energy |
US8496657B2 (en) | 2006-02-07 | 2013-07-30 | P Tech, Llc. | Methods for utilizing vibratory energy to weld, stake and/or remove implants |
US7615061B2 (en) | 2006-02-28 | 2009-11-10 | Arthrocare Corporation | Bone anchor suture-loading system, method and apparatus |
JP5317954B2 (ja) * | 2006-03-16 | 2013-10-16 | ボストン サイエンティフィック リミテッド | 組織壁脱出症を治療するためのシステムおよび方法 |
AU2007201213A1 (en) | 2006-04-06 | 2007-10-25 | Tyco Healthcare Group Lp | Yarns containing thermoplastic elastomer copolymer and polyolefin filaments |
US20090035572A1 (en) | 2006-04-06 | 2009-02-05 | Tyco Healthcare Group Lp | Yarns containing thermoplastic elastomer copolymer and polyolefin filaments |
US9017361B2 (en) | 2006-04-20 | 2015-04-28 | Covidien Lp | Occlusive implant and methods for hollow anatomical structure |
US20070250114A1 (en) * | 2006-04-20 | 2007-10-25 | Sdgi Holdings, Inc. | Flexible tissue sheath for fibrous connective tissue repair |
US11246638B2 (en) | 2006-05-03 | 2022-02-15 | P Tech, Llc | Methods and devices for utilizing bondable materials |
US8133258B2 (en) | 2006-08-03 | 2012-03-13 | Arthrocare Corporation | Method and apparatus for attaching connective tissues to bone using a knotless suture anchoring device |
US7943683B2 (en) | 2006-12-01 | 2011-05-17 | Tepha, Inc. | Medical devices containing oriented films of poly-4-hydroxybutyrate and copolymers |
EP2420260B1 (en) * | 2006-12-27 | 2014-08-27 | Shriners Hospitals for Children | Woven fiber implants and methods of making same |
US7875057B2 (en) * | 2007-01-19 | 2011-01-25 | Arthrex, Inc. | Method and suture-button construct for stabilization of cranial cruciate ligament deficient stifle |
US8617185B2 (en) | 2007-02-13 | 2013-12-31 | P Tech, Llc. | Fixation device |
CA2678821C (en) | 2007-02-20 | 2015-12-01 | Shriners Hospitals For Children | In vivo hydraulic fixation including bio-rivets using biocompatible expandable fibers |
US8177834B2 (en) | 2007-03-12 | 2012-05-15 | Cook Medical Technologies Llc | Woven fabric with shape memory element strands |
EP2139430B1 (en) * | 2007-03-20 | 2019-06-05 | Serica Technologies, Inc. | Tendon prosthesis and method of manufacturing the same |
US20110245928A1 (en) | 2010-04-06 | 2011-10-06 | Moximed, Inc. | Femoral and Tibial Bases |
US7611540B2 (en) * | 2007-05-01 | 2009-11-03 | Moximed, Inc. | Extra-articular implantable mechanical energy absorbing systems and implantation method |
US8894714B2 (en) | 2007-05-01 | 2014-11-25 | Moximed, Inc. | Unlinked implantable knee unloading device |
US8088166B2 (en) | 2007-05-01 | 2012-01-03 | Moximed, Inc. | Adjustable absorber designs for implantable device |
US9907645B2 (en) * | 2007-05-01 | 2018-03-06 | Moximed, Inc. | Adjustable absorber designs for implantable device |
US10022154B2 (en) * | 2007-05-01 | 2018-07-17 | Moximed, Inc. | Femoral and tibial base components |
US8123805B2 (en) | 2007-05-01 | 2012-02-28 | Moximed, Inc. | Adjustable absorber designs for implantable device |
US20080275567A1 (en) | 2007-05-01 | 2008-11-06 | Exploramed Nc4, Inc. | Extra-Articular Implantable Mechanical Energy Absorbing Systems |
US8709090B2 (en) | 2007-05-01 | 2014-04-29 | Moximed, Inc. | Adjustable absorber designs for implantable device |
US20100137996A1 (en) * | 2007-05-01 | 2010-06-03 | Moximed, Inc. | Femoral and tibial base components |
US8133268B2 (en) * | 2007-05-30 | 2012-03-13 | Cordis Corporation | Stent/fiber structural combinations |
US20090036996A1 (en) * | 2007-08-03 | 2009-02-05 | Roeber Peter J | Knit PTFE Articles and Mesh |
US20090187197A1 (en) * | 2007-08-03 | 2009-07-23 | Roeber Peter J | Knit PTFE Articles and Mesh |
US7905918B2 (en) * | 2007-08-23 | 2011-03-15 | William Wayne Cimino | Elastic metallic replacement ligament |
US9492270B2 (en) * | 2007-09-12 | 2016-11-15 | Alan Joel Melvin | Medical device and tension member for use in a subject |
US7963972B2 (en) | 2007-09-12 | 2011-06-21 | Arthrocare Corporation | Implant and delivery system for soft tissue repair |
US8328875B2 (en) | 2009-12-30 | 2012-12-11 | Linares Medical Devices, Llc | Combination male/female hip joint and installation kit |
US8211182B2 (en) | 2007-09-17 | 2012-07-03 | Linares Medical Devices, Llc | Hip socket with assembleable male ball shape having integrally formed ligament and female receiver and installation kit |
WO2009039164A1 (en) * | 2007-09-17 | 2009-03-26 | Linares Medical Devices, Llc | Artificial ligaments for joint applications |
US20100286775A1 (en) * | 2007-10-11 | 2010-11-11 | Tavor [I.T.N] Ltd., | Ligament and Tendon Prosthesis |
US9308068B2 (en) | 2007-12-03 | 2016-04-12 | Sofradim Production | Implant for parastomal hernia |
US8834552B2 (en) * | 2007-12-27 | 2014-09-16 | Cook Medical Technologies Llc | Stent graft having floating yarns |
US9282958B2 (en) | 2007-12-28 | 2016-03-15 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Devices and method for treating pelvic dysfunctions |
US8430807B2 (en) | 2007-12-28 | 2013-04-30 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Devices and methods for treating pelvic floor dysfunctions |
US9078728B2 (en) * | 2007-12-28 | 2015-07-14 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Devices and methods for delivering female pelvic floor implants |
US8109896B2 (en) | 2008-02-11 | 2012-02-07 | Optonol Ltd. | Devices and methods for opening fluid passageways |
EP2244639B8 (en) | 2008-02-22 | 2016-10-26 | MiMedx Group, Inc. | Biostaples suitable for wrist, hand and other ligament replacements or repairs |
WO2009113076A1 (en) * | 2008-03-13 | 2009-09-17 | Tavor [I.T.N] Ltd. | Ligament and tendon prosthesis |
US20090264925A1 (en) | 2008-04-17 | 2009-10-22 | Joseph Hotter | Poly(Trimethylene)Terephthalate Filaments And Articles Made Therefrom |
US20090275963A1 (en) * | 2008-05-01 | 2009-11-05 | May Thomas C | High-Strength Suture With Absorbable Components |
US20090278484A1 (en) * | 2008-05-09 | 2009-11-12 | Degree Controls, Inc. | Fan conducted noise reduction |
US9216077B2 (en) * | 2008-05-16 | 2015-12-22 | Mimedx Group, Inc. | Medical constructs of twisted lengths of collagen fibers and methods of making same |
US9242026B2 (en) | 2008-06-27 | 2016-01-26 | Sofradim Production | Biosynthetic implant for soft tissue repair |
US8834495B2 (en) | 2008-06-30 | 2014-09-16 | Arthrocare Corporation | Independent suture tensioning and snaring apparatus |
US8414584B2 (en) | 2008-07-09 | 2013-04-09 | Icon Orthopaedic Concepts, Llc | Ankle arthrodesis nail and outrigger assembly |
WO2010006195A1 (en) * | 2008-07-09 | 2010-01-14 | Amei Technologies, Inc. | Ankle arthrodesis nail and outrigger assembly |
ES2859624T3 (es) | 2008-10-03 | 2021-10-04 | Bard Inc C R | Prótesis que se puede implantar |
EP2349363B1 (en) | 2008-10-09 | 2018-12-05 | MiMedx Group, Inc. | Methods of making biocomposite medical constructs and related constructs including artificial tissues, vessels and patches |
US20100094423A1 (en) * | 2008-10-15 | 2010-04-15 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Systems and methods for assessment of tension in an implant |
CA2744232C (en) * | 2008-11-21 | 2017-05-02 | Lifecell Corporation | Reinforced biologic material |
US9204953B2 (en) | 2008-12-15 | 2015-12-08 | Allergan, Inc. | Biocompatible surgical scaffold with varying stretch |
US20120029537A1 (en) | 2008-12-15 | 2012-02-02 | Enrico Mortarino | Prosthetic device and method of manufacturing the same |
US9326840B2 (en) | 2008-12-15 | 2016-05-03 | Allergan, Inc. | Prosthetic device and method of manufacturing the same |
US9204954B2 (en) * | 2008-12-15 | 2015-12-08 | Allergan, Inc. | Knitted scaffold with diagonal yarn |
US9308070B2 (en) * | 2008-12-15 | 2016-04-12 | Allergan, Inc. | Pliable silk medical device |
US20100151114A1 (en) * | 2008-12-17 | 2010-06-17 | Zimmer, Inc. | In-line treatment of yarn prior to creating a fabric |
US8439976B2 (en) * | 2009-03-31 | 2013-05-14 | Arthrex, Inc. | Integrated adjustable button-suture-graft construct with two fixation devices |
CA2757296C (en) | 2009-03-31 | 2016-01-19 | Medicinelodge, Inc. | Double bundle acl repair |
US8460379B2 (en) | 2009-03-31 | 2013-06-11 | Arthrex, Inc. | Adjustable suture button construct and methods of tissue reconstruction |
US9125716B2 (en) | 2009-04-17 | 2015-09-08 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Delivery sleeve for pelvic floor implants |
DE102009051367B4 (de) * | 2009-04-28 | 2016-07-28 | Mathys Ag Bettlach | Implantierbares System mit kontinuierlichem Auflösungsmechanismus bei der Ausheilung |
WO2010134943A1 (en) | 2009-05-22 | 2010-11-25 | Soft Tissue Regeneration, Inc. | Mechanically competent scaffold for ligament and tendon regeneration |
US9861408B2 (en) | 2009-08-27 | 2018-01-09 | The Foundry, Llc | Method and apparatus for treating canine cruciate ligament disease |
US9278004B2 (en) | 2009-08-27 | 2016-03-08 | Cotera, Inc. | Method and apparatus for altering biomechanics of the articular joints |
US10349980B2 (en) | 2009-08-27 | 2019-07-16 | The Foundry, Llc | Method and apparatus for altering biomechanics of the shoulder |
EP2470090B1 (en) * | 2009-08-27 | 2014-04-16 | Cotera, Inc. | Apparatus for force redistribution in articular joints |
US9668868B2 (en) | 2009-08-27 | 2017-06-06 | Cotera, Inc. | Apparatus and methods for treatment of patellofemoral conditions |
FR2949688B1 (fr) | 2009-09-04 | 2012-08-24 | Sofradim Production | Tissu avec picots revetu d'une couche microporeuse bioresorbable |
EP2475330A1 (en) * | 2009-09-11 | 2012-07-18 | Allergan, Inc. | Prosthetic device and method of manufacturing the same |
US20110190886A1 (en) * | 2010-01-29 | 2011-08-04 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Braided tertiary nanofibrous structure for ligament, tendon, and muscle tissue implant |
US9757132B2 (en) * | 2010-03-24 | 2017-09-12 | Biorez, Inc. | Mechanically competent scaffold for rotator cuff and tendon augmentation |
US20110238094A1 (en) * | 2010-03-25 | 2011-09-29 | Thomas Jonathan D | Hernia Patch |
WO2011119885A1 (en) | 2010-03-25 | 2011-09-29 | Tyco Healthcare Group Lp | Enhanced suture braid strength through click chemistry |
US8460322B2 (en) | 2010-03-31 | 2013-06-11 | Siesta Medical, Inc. | Suture passer systems and methods for tongue or other tissue suspension and compression |
US8858577B2 (en) | 2010-05-19 | 2014-10-14 | University Of Utah Research Foundation | Tissue stabilization system |
US8911348B2 (en) | 2010-09-02 | 2014-12-16 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Pelvic implants and methods of implanting the same |
EP2455040B1 (en) | 2010-11-17 | 2015-03-04 | Arthrex, Inc. | Adjustable suture-button construct for knotless stabilization of cranial cruciate deficient ligament stifle |
EP2455001B1 (en) | 2010-11-17 | 2020-07-22 | Arthrex, Inc. | Adjustable suture-button constructs for ligament reconstruction |
EP2455002B1 (en) | 2010-11-17 | 2019-04-03 | Arthrex, Inc. | Adjustable suture-button construct for ankle syndesmosis repair |
US8814905B2 (en) | 2010-11-23 | 2014-08-26 | Depuy Mitek, Llc | Surgical filament snare assemblies |
US8821543B2 (en) | 2010-12-23 | 2014-09-02 | Depuy Mitek, Llc | Adjustable anchor systems and methods |
US9345468B2 (en) | 2010-11-23 | 2016-05-24 | Medos International Sárl | Surgical filament snare assemblies |
US8690915B2 (en) | 2010-11-24 | 2014-04-08 | Arthrocare Corporation | Suture |
WO2012088496A2 (en) | 2010-12-23 | 2012-06-28 | Depuy Mitek, Inc. | Adjustable anchor systems and methods |
US8852214B2 (en) | 2011-02-04 | 2014-10-07 | University Of Utah Research Foundation | System for tissue fixation to bone |
EP2683864B1 (en) | 2011-03-08 | 2016-08-17 | MiMedx Group, Inc. | Collagen fiber ribbons with integrated fixation sutures and methods of making the same |
FR2972626B1 (fr) | 2011-03-16 | 2014-04-11 | Sofradim Production | Prothese comprenant un tricot tridimensionnel et ajoure |
US9044270B2 (en) | 2011-03-29 | 2015-06-02 | Moximed, Inc. | Apparatus for controlling a load on a hip joint |
US8574296B2 (en) * | 2011-03-31 | 2013-11-05 | Biomet Manufacturing Corporation | Dual tendon bundle |
US9694106B2 (en) | 2011-07-11 | 2017-07-04 | Mimedx Group, Inc. | Synthetic collagen threads for cosmetic uses including skin wrinkle treatments and associated methods |
FR2977790B1 (fr) | 2011-07-13 | 2013-07-19 | Sofradim Production | Prothese pour hernie ombilicale |
FR2977789B1 (fr) | 2011-07-13 | 2013-07-19 | Sofradim Production | Prothese pour hernie ombilicale |
US9301745B2 (en) | 2011-07-21 | 2016-04-05 | Arthrex, Inc. | Knotless suture constructs |
US9332979B2 (en) | 2011-07-22 | 2016-05-10 | Arthrex, Inc. | Tensionable knotless acromioclavicular repairs and constructs |
US20150335440A1 (en) | 2011-08-23 | 2015-11-26 | Linares Medical Devices, Llc | Multi-component implant assembly with dual articulating and/or rotating surfaces |
US20130053969A1 (en) | 2011-08-23 | 2013-02-28 | Miguel A. Linares | Multi-component implant assembly with dual articulating and/or rotating surfaces |
US8617176B2 (en) | 2011-08-24 | 2013-12-31 | Depuy Mitek, Llc | Cross pinning guide devices and methods |
US8864835B2 (en) | 2011-08-24 | 2014-10-21 | Linares Medical Devices, Llc | Multi-component knee implant assembly with multiple articulating and traveling surfaces |
US8702802B2 (en) | 2011-08-29 | 2014-04-22 | Linares Medical Devices, Llc | Knee implant assembly with rotary bearing supported and traveling surfaces |
US8753403B2 (en) | 2011-08-30 | 2014-06-17 | Linares Medical Devices, Llc | Multi-component knee implant assembly with combined articulating and belt support and traveling surfaces |
US9168120B2 (en) | 2011-09-09 | 2015-10-27 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical device and methods of delivering the medical device |
US9107653B2 (en) | 2011-09-22 | 2015-08-18 | Arthrex, Inc. | Tensionable knotless anchors with splice and methods of tissue repair |
USD695970S1 (en) * | 2011-09-23 | 2013-12-17 | Jennifer Beinke | Leash |
CA2849052C (en) | 2011-09-30 | 2019-11-05 | Sofradim Production | Reversible stiffening of light weight mesh |
US10245016B2 (en) | 2011-10-12 | 2019-04-02 | Arthrex, Inc. | Adjustable self-locking loop constructs for tissue repairs and reconstructions |
US8968402B2 (en) | 2011-10-18 | 2015-03-03 | Arthrocare Corporation | ACL implants, instruments, and methods |
EP2773388A4 (en) | 2011-11-02 | 2015-07-15 | Mimedx Group Inc | IMPLANTABLE COLLAGEN DEVICES AND METHODS AND SYSTEMS FOR MAKING SAME |
EP2601894B1 (en) | 2011-12-09 | 2018-08-29 | Arthrex, Inc. | Tensionable knotless anchor systems |
FR2985271B1 (fr) | 2011-12-29 | 2014-01-24 | Sofradim Production | Tricot a picots |
FR2985170B1 (fr) | 2011-12-29 | 2014-01-24 | Sofradim Production | Prothese pour hernie inguinale |
HUE044160T2 (hu) | 2012-03-22 | 2019-10-28 | Trb Chemedica Int S A | Eljárás szalag vagy ín helyreállítására |
US8790370B2 (en) | 2012-03-30 | 2014-07-29 | Depuy Mitek, Llc | Surgical filament assemblies |
US9060763B2 (en) | 2012-05-07 | 2015-06-23 | Medos International Sàrl | Systems, devices, and methods for securing tissue |
US8894684B2 (en) | 2012-05-07 | 2014-11-25 | Medos International Sàrl | Systems, devices, and methods for securing tissue using a suture having one or more protrusions |
US9060764B2 (en) | 2012-05-07 | 2015-06-23 | Medos International Sàrl | Systems, devices, and methods for securing tissue |
US9345567B2 (en) | 2012-05-07 | 2016-05-24 | Medos International Sàrl | Systems, devices, and methods for securing tissue using snare assemblies and soft anchors |
US9737292B2 (en) | 2012-06-22 | 2017-08-22 | Arthrex, Inc. | Knotless suture anchors and methods of tissue repair |
US9427309B2 (en) | 2012-07-30 | 2016-08-30 | Conextions, Inc. | Soft tissue repair devices, systems, and methods |
US11944531B2 (en) | 2012-07-30 | 2024-04-02 | Conextions, Inc. | Devices, systems, and methods for repairing soft tissue and attaching soft tissue to bone |
US10219804B2 (en) | 2012-07-30 | 2019-03-05 | Conextions, Inc. | Devices, systems, and methods for repairing soft tissue and attaching soft tissue to bone |
US10835241B2 (en) | 2012-07-30 | 2020-11-17 | Conextions, Inc. | Devices, systems, and methods for repairing soft tissue and attaching soft tissue to bone |
US11253252B2 (en) | 2012-07-30 | 2022-02-22 | Conextions, Inc. | Devices, systems, and methods for repairing soft tissue and attaching soft tissue to bone |
US11957334B2 (en) | 2012-07-30 | 2024-04-16 | Conextions, Inc. | Devices, systems, and methods for repairing soft tissue and attaching soft tissue to bone |
US10390935B2 (en) | 2012-07-30 | 2019-08-27 | Conextions, Inc. | Soft tissue to bone repair devices, systems, and methods |
FR2994185B1 (fr) | 2012-08-02 | 2015-07-31 | Sofradim Production | Procede de preparation d’une couche poreuse a base de chitosane |
US9468466B1 (en) | 2012-08-24 | 2016-10-18 | Cotera, Inc. | Method and apparatus for altering biomechanics of the spine |
US9463014B2 (en) | 2012-09-07 | 2016-10-11 | Siesta Medical, Inc. | Tether line systems and methods for tongue or other tissue suspension or compression |
US9763655B2 (en) | 2012-09-20 | 2017-09-19 | Medos International Sarl | Systems, devices, and methods for securing tissue using hard anchors |
US9237888B2 (en) * | 2012-09-20 | 2016-01-19 | Medos International Sarl | Methods and devices for threading sutures |
FR2995778B1 (fr) | 2012-09-25 | 2015-06-26 | Sofradim Production | Prothese de renfort de la paroi abdominale et procede de fabrication |
FR2995788B1 (fr) | 2012-09-25 | 2014-09-26 | Sofradim Production | Patch hemostatique et procede de preparation |
FR2995779B1 (fr) | 2012-09-25 | 2015-09-25 | Sofradim Production | Prothese comprenant un treillis et un moyen de consolidation |
CA2880380C (en) | 2012-09-28 | 2020-09-15 | Sofradim Production | Packaging for a hernia repair device |
US9271716B2 (en) | 2012-12-27 | 2016-03-01 | Medos International Sàrl | Surgical constructs and methods for securing tissue |
US10076377B2 (en) | 2013-01-05 | 2018-09-18 | P Tech, Llc | Fixation systems and methods |
US9814555B2 (en) | 2013-03-12 | 2017-11-14 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical device for pelvic floor repair and method of delivering the medical device |
US9284668B2 (en) * | 2013-03-14 | 2016-03-15 | Medos International Sárl | Continuous braided closed loop implant |
US10123862B2 (en) * | 2013-03-14 | 2018-11-13 | Ethicon, Inc. | Randomly uniform three dimensional tissue scaffold of absorbable and non-absorbable materials |
US9352071B2 (en) * | 2013-03-14 | 2016-05-31 | Ethicon, Inc. | Method of forming an implantable device |
US9737293B2 (en) | 2013-03-15 | 2017-08-22 | Medos International Sàrl | Surgical constructs with collapsing suture loop and methods for securing tissue |
FR3006581B1 (fr) | 2013-06-07 | 2016-07-22 | Sofradim Production | Prothese a base d’un textile pour voie laparoscopique |
FR3006578B1 (fr) | 2013-06-07 | 2015-05-29 | Sofradim Production | Prothese a base d’un textile pour voie laparoscopique |
US9962251B2 (en) | 2013-10-17 | 2018-05-08 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Devices and methods for delivering implants |
US11000285B2 (en) * | 2013-12-17 | 2021-05-11 | 3Dt Holdings, Llc | Luminal grafts and methods of making and using the same |
US10314686B2 (en) * | 2013-12-17 | 2019-06-11 | Dtherapeutics, Llc | Devices, systems and methods for tissue engineering of luminal grafts |
US20150250476A1 (en) | 2014-03-05 | 2015-09-10 | Siesta Medical, Inc. | Systems and methods for tissue suspension and compression |
WO2015138760A1 (en) | 2014-03-12 | 2015-09-17 | Conextions, Inc. | Soft tissue repair devices, systems, and methods |
US11583384B2 (en) | 2014-03-12 | 2023-02-21 | Conextions, Inc. | Devices, systems, and methods for repairing soft tissue and attaching soft tissue to bone |
WO2015171962A1 (en) * | 2014-05-07 | 2015-11-12 | Bart Bracy | Multipart suture |
ES2807178T3 (es) | 2014-08-15 | 2021-02-22 | Tepha Inc | Suturas de autorretención de poli-4-hidroxibutirato y copolímeros del mismo |
EP3000432B1 (en) | 2014-09-29 | 2022-05-04 | Sofradim Production | Textile-based prosthesis for treatment of inguinal hernia |
EP3000433B1 (en) | 2014-09-29 | 2022-09-21 | Sofradim Production | Device for introducing a prosthesis for hernia treatment into an incision and flexible textile based prosthesis |
CN107405144B (zh) | 2014-11-04 | 2021-10-15 | 专门外科有限公司 | 编织的缝合线外套 |
US9517062B2 (en) | 2014-12-03 | 2016-12-13 | Smith & Nephew, Inc. | Closed loop suture for anchoring tissue grafts |
EP3029189B1 (en) | 2014-12-05 | 2021-08-11 | Sofradim Production | Prosthetic porous knit, method of making same and hernia prosthesis |
CA2969429C (en) | 2014-12-11 | 2020-10-27 | Tepha, Inc. | Methods of orienting multifilament yarn and monofilaments of poly-4-hydroxybutyrate and copolymers thereof |
US10626521B2 (en) | 2014-12-11 | 2020-04-21 | Tepha, Inc. | Methods of manufacturing mesh sutures from poly-4-hydroxybutyrate and copolymers thereof |
US10385488B1 (en) | 2015-02-03 | 2019-08-20 | Stryker Corporation | Suture of varying cross-section and methods of manufacture and use |
EP3059255B1 (en) | 2015-02-17 | 2020-05-13 | Sofradim Production | Method for preparing a chitosan-based matrix comprising a fiber reinforcement member |
US10925716B2 (en) | 2015-02-25 | 2021-02-23 | Smith & Nephew, Inc. | Closed loop suture for anchoring tissue grafts |
US10323342B1 (en) | 2015-03-16 | 2019-06-18 | Stryker Corporation | Braided filament having flat morphology and methods of manufacture and use |
EP3085337B1 (en) | 2015-04-24 | 2022-09-14 | Sofradim Production | Prosthesis for supporting a breast structure |
ITUB20151239A1 (it) * | 2015-05-29 | 2016-11-29 | Antonio Sambusseti | Protesi di legamento |
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 |
US10335136B2 (en) | 2015-08-20 | 2019-07-02 | Arthrex, Inc. | Tensionable constructs with multi-limb locking mechanism through single splice and methods of tissue repair |
US10265060B2 (en) | 2015-08-20 | 2019-04-23 | Arthrex, Inc. | Tensionable constructs with multi-limb locking mechanism through single splice and methods of tissue repair |
US10058393B2 (en) | 2015-10-21 | 2018-08-28 | P Tech, Llc | Systems and methods for navigation and visualization |
EP3367920B1 (en) * | 2015-10-27 | 2024-05-08 | Teleflex Medical Incorporated | Low friction flat braid |
EP3195830B1 (en) | 2016-01-25 | 2020-11-18 | Sofradim Production | Prosthesis for hernia repair |
WO2017165889A2 (en) | 2016-03-25 | 2017-09-28 | Biorez, Inc. | Complex braided scaffolds for improved tissue regeneration |
US11696822B2 (en) | 2016-09-28 | 2023-07-11 | Conextions, Inc. | Devices, systems, and methods for repairing soft tissue and attaching soft tissue to bone |
EP3312325B1 (en) | 2016-10-21 | 2021-09-22 | Sofradim Production | Method for forming a mesh having a barbed suture attached thereto and the mesh thus obtained |
US10646327B2 (en) | 2017-02-09 | 2020-05-12 | Arthrex, Inc. | Self-locking suture constructs and methods of tissue fixation |
US10575842B2 (en) | 2017-02-09 | 2020-03-03 | Arthrex, Inc. | Knotless self-locking anchor constructs and methods of tissue fixation |
GB2560503B (en) | 2017-03-07 | 2019-12-11 | Gc Aesthetics Mfg Ltd | Packaging |
GB201705707D0 (en) | 2017-04-10 | 2017-05-24 | Gc Aesthetics (Manufacturing) Ltd | Implant |
EP3398554A1 (en) | 2017-05-02 | 2018-11-07 | Sofradim Production | Prosthesis for inguinal hernia repair |
FR3073391B1 (fr) * | 2017-11-10 | 2021-08-27 | Cousin Biotech | Element longiligne textile souple plat comprenant un dispositif d'identification de ses faces a et b opposees |
WO2019112184A1 (ko) * | 2017-12-05 | 2019-06-13 | 한국생산기술연구원 | 3차원 섬유형 스캐폴드 |
US11547397B2 (en) | 2017-12-20 | 2023-01-10 | Conextions, Inc. | Devices, systems, and methods for repairing soft tissue and attaching soft tissue to bone |
JP2021514288A (ja) | 2018-02-20 | 2021-06-10 | コネクションズ, インク.Conextions, Inc. | 軟質組織を修復し、軟質組織を骨に取り付けるための装置、システム、および方法 |
CN108744039B (zh) * | 2018-05-08 | 2021-06-11 | 佛山市第五人民医院(佛山市干部疗养院、佛山市工伤康复中心) | 一种用于组织工程前交叉韧带的复合支架及其制备方法 |
EP3653171A1 (en) | 2018-11-16 | 2020-05-20 | Sofradim Production | Implants suitable for soft tissue repair |
US11883243B2 (en) | 2019-10-31 | 2024-01-30 | Orthopediatrics Corp. | Assessment of tension between bone anchors |
Family Cites Families (23)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CH73454A (de) * | 1916-07-01 | 1916-10-02 | Herm Mahr | Neuartige Gurte |
CH325658A (de) * | 1953-07-15 | 1957-11-15 | Graf & Co Sueddeutsche Catgutf | Verfahren zur Herstellung von Fäden und Saiten aus tierischen Rohstoffen |
US3176316A (en) * | 1963-01-07 | 1965-04-06 | Bruce R Bodell | Plastic prosthetic tendon |
US3463158A (en) * | 1963-10-31 | 1969-08-26 | American Cyanamid Co | Polyglycolic acid prosthetic devices |
US3745590A (en) * | 1971-06-25 | 1973-07-17 | Cutter Lab | Articulating prosthesis with ligamentous attachment |
US3736646A (en) * | 1971-10-18 | 1973-06-05 | American Cyanamid Co | Method of attaching surgical needles to multifilament polyglycolic acid absorbable sutures |
US3982543A (en) * | 1973-04-24 | 1976-09-28 | American Cyanamid Company | Reducing capillarity of polyglycolic acid sutures |
US4340091A (en) * | 1975-05-07 | 1982-07-20 | Albany International Corp. | Elastomeric sheet materials for heart valve and other prosthetic implants |
US4300565A (en) * | 1977-05-23 | 1981-11-17 | American Cyanamid Company | Synthetic polyester surgical articles |
US4137921A (en) * | 1977-06-24 | 1979-02-06 | Ethicon, Inc. | Addition copolymers of lactide and glycolide and method of preparation |
US4329743A (en) * | 1979-04-27 | 1982-05-18 | College Of Medicine And Dentistry Of New Jersey | Bio-absorbable composite tissue scaffold |
SE424401B (sv) * | 1979-06-06 | 1982-07-19 | Bowald S | Blodkerlsprotes |
CH644748A5 (de) * | 1980-06-03 | 1984-08-31 | Sulzer Ag | Sehnen- und/oder baenderersatzmaterial. |
IL65855A (en) * | 1982-05-24 | 1986-09-30 | Yeda Res & Dev | Prosthetic tendon |
JPS59131348A (ja) * | 1982-09-10 | 1984-07-28 | ダブリユ・エル・ゴア・アンド・アソシエイツ,インコ−ポレイテイド | 補綴材の製造方法 |
US4523591A (en) * | 1982-10-22 | 1985-06-18 | Kaplan Donald S | Polymers for injection molding of absorbable surgical devices |
US4834755A (en) * | 1983-04-04 | 1989-05-30 | Pfizer Hospital Products Group, Inc. | Triaxially-braided fabric prosthesis |
US4610688A (en) * | 1983-04-04 | 1986-09-09 | Pfizer Hospital Products Group, Inc. | Triaxially-braided fabric prosthesis |
EP0145492A3 (en) * | 1983-12-15 | 1987-01-21 | A.W.Showell (Surgicraft) Limited | Replacements for ligaments and tendons |
US4633873A (en) * | 1984-04-26 | 1987-01-06 | American Cyanamid Company | Surgical repair mesh |
GB2159846B (en) * | 1984-06-05 | 1987-02-11 | Showell A W | Surgical element |
GB8418018D0 (en) * | 1984-07-16 | 1984-08-22 | Johnson & Johnson | Connective tissue prosthesis |
US4652264A (en) * | 1985-04-25 | 1987-03-24 | American Cyanamid Company | Prosthetic tubular article |
-
1986
- 1986-03-03 US US06/835,493 patent/US4792336A/en not_active Expired - Fee Related
-
1987
- 1987-02-20 EP EP87102449A patent/EP0239775A3/en not_active Withdrawn
- 1987-02-27 CA CA000530746A patent/CA1282205C/en not_active Expired - Fee Related
- 1987-03-02 NO NO870858A patent/NO166614C/no unknown
- 1987-03-02 AU AU69598/87A patent/AU594435B2/en not_active Ceased
- 1987-03-02 KR KR1019870001819A patent/KR950001375B1/ko not_active Application Discontinuation
- 1987-03-02 FI FI870898A patent/FI88259C/fi not_active IP Right Cessation
- 1987-03-02 DK DK106687A patent/DK106687A/da not_active Application Discontinuation
- 1987-03-02 ZA ZA871489A patent/ZA871489B/xx unknown
- 1987-03-03 JP JP62048649A patent/JPS62270152A/ja active Pending
-
1988
- 1988-01-21 US US07/146,510 patent/US4942875A/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
FI870898A (fi) | 1987-09-04 |
DK106687A (da) | 1987-09-04 |
JPS62270152A (ja) | 1987-11-24 |
DK106687D0 (da) | 1987-03-02 |
EP0239775A3 (en) | 1989-07-26 |
KR950001375B1 (ko) | 1995-02-18 |
NO166614B (no) | 1991-05-13 |
AU6959887A (en) | 1987-09-10 |
NO870858L (no) | 1987-09-04 |
US4942875A (en) | 1990-07-24 |
CA1282205C (en) | 1991-04-02 |
KR870008569A (ko) | 1987-10-19 |
FI88259B (fi) | 1993-01-15 |
AU594435B2 (en) | 1990-03-08 |
ZA871489B (en) | 1987-08-21 |
NO166614C (no) | 1991-08-21 |
NO870858D0 (no) | 1987-03-02 |
US4792336A (en) | 1988-12-20 |
FI870898A0 (fi) | 1987-03-02 |
EP0239775A2 (en) | 1987-10-07 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
FI88259C (fi) | Kirurgisk reparationsanordning | |
EP2139430B1 (en) | Tendon prosthesis and method of manufacturing the same | |
US10149918B2 (en) | Medical constructs of twisted lengths of collagen fibers and methods of making same | |
JP6297666B2 (ja) | 吸収性及び非吸収性材料の不規則に均一な三次元組織スカフォールド | |
EP1187579B1 (en) | Implants for connective tissue reconstruction | |
US6773459B2 (en) | Medical, bioresorbable implant, process for its production and the use thereof | |
JP6411445B2 (ja) | 吸収性及び非吸収性材料の不規則に均一な三次元組織スカフォールド | |
CA2674456A1 (en) | Tendon or ligament bioprostheses and methods of making same | |
US20230263932A1 (en) | Braided Surgical Implants | |
AU2021213237B2 (en) | Braided surgical implants | |
WO2024064058A1 (en) | Reinforced medical implant and method of use | |
CN114469219A (zh) | 一种可吸收的/生物降解的外科手术用植入物及制造方法 |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
BB | Publication of examined application | ||
MM | Patent lapsed | ||
MM | Patent lapsed |
Owner name: AMERICAN CYANAMID COMPANY |