FR2548904A1 - Procede pour modifier un element structurel chirurgical en acide polyglycolique de facon a obtenir des proprietes physiques variables in vivo et elements ainsi obtenus - Google Patents
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Abstract
L'INVENTION A POUR OBJET UN PROCEDE POUR MODIFIER UN ELEMENT CHIRURGICAL STRUCTUREL REALISE A PARTIR D'UN POLYMERE BIOABSORBABLE AYANT UNE LIAISON ESTER GLYCOLIQUE DE FACON A AFFECTER DE FACON CONTROLEE SES PROPRIETES DE MAINTIEN IN VIVO, CARACTERISE EN CE QU'IL CONSISTE A SOUMETTRE L'ELEMENT A UN TRAITEMENT DE RAYONNEMENT A UNE DOSE ET PENDANT UN TEMPS SUFFISANTS POUR DIMINUER D'UNE MANIERE REGLABLE LE TEMPS NECESSAIRE POUR QUE L'ELEMENT SUBISSE UNE DEGRADATION IN VIVO EN FRAGMENTS CAPABLES D'ETRE ELIMINES OU DE DISPARAITRE DU CORPS SANS ABSORPTION.
Description
La présente invention concerne des éléments chirurgicaux structurels tels
que des prothèses en acide polyglycolique et, plus particulièrement, des procédés permettant d'obtenir des propriétés physiques in vivo variables de ces éléments à rôle structurel. Les dispositifs de prothèse en acide polyglycolique ayant un grand nombre d'applications médicales utiles sont décrits dans les brevets des Etats-Unis d'Amérique n 3 620 218; n 3 867 190 et n 3 991 766 Les éléments 10 chirurgicaux qui y sont décrits tirent profit du fait que l'acide polyglycolique est bioabsorbable, c'est- à-dire qu'il
est digéré ou dissous dans le tissu vivant des mammifères.
Il est établi que la vitesse d'absorption ainsi que les exigences de résistances à court terme des éléments structurels 15 varient d'un malade à un autre et aux différents endroits du corps ainsi qu'avec la masse de l'élément en acide polyglycolique En général, une prothèse absorbable doit avoir une partie aussi élevée que possible de sa résistance d'origine pendant au moins trois jours, et parfois même pendant 15 jours 20 ou plus et, de préférence, elle doit être complètement
absorbée par le tissu musculaire en 45 à 90 jours ou plus.
Un avantage de l'acide polyglycolique dans une application particulière décrite chez ces malades est qu'il se dissout complètement dans les tissus et ne laisse qu'un minimum ou 25 pas du tout de tissu cicatriciel résiduel.
Les filaments de polylactide et les adjuvants chirurgicaux massifs sont décrits dans le brevet des Etats-Unis d'Amérique n 3 636 956 Ce brevet établit que la viscosité
inhérente du polymère est inférieure après extrusion car 30 il peut se produire une certaine dégradation du polymère.
Il est établi également que si les sutures de la matière sont stérilisées par un rayonnement à haute énergie, il peut se produire un autre abaissement du poids moléculaire et,
2548904,
donc, une diminution de la résistance à la traction Le traitement à l'eau bouillante est considéré comme provoquant une perte de poids des filaments.
Les structures de prothèses ont été réalisées à partir de matières à deux composants Par exemple, le brevet des Etats-Unis d'Amérique n 3 463 158 décrit un tissu de fibres à deux composants, en acide polyglycolique et "Dacron" t Le brevet des Etats-Unis d'Amérique n 4 192 021
décrit une matière de prothèse consistant en un mélange de 10 phosphates de calcium avec des polymères biodégradables.
Il est considéré que les constituants minéraux et organiques de la matière sont résorbables et progressivement remplacés par le tissu endogène et utilisés comme substituant
des os.
Les éléments chirurgicaux décrits dans les brevets ci-dessus sont destines à être absorbés par le corps en une certaine période de temps Cependant, il existe des éléments chirurgicaux dont le rôle est de servir de support structurel temporaire mais sans remplacement progressif ni péné20 tration par le tissu et qui sont avantageusement retirés du site chirurgical après avoir rempli le r 8 le initial de support Un exemple représentatif est un dispositif en anneau utile pour supporter des sections du colon à anastomoser Un tel dispositif d'anastomose gastro- intestinale ou 25 des intestins est décrit et revendiqué dans la demande de brevet des Etats-Unis d'Amérique n 198 448 déposée le octobre 1980 Bien que l'acide polyglycolique conserve son intégrité in vivo pendant environ 28 jours, dans certaines applications chirurgicales, par exemple, dans le 30 colon, la vitesse de cicatrisation est plus rapide Par conséquent, le support chirurgical n'est plus nécessaire
après la période de cicatrisation de la plaie.
Un élément chirurgical implanté peut nécessiter une résistance initiale à la traction relativement élevée sui35 vie d'une perte relativement rapide de résistance et/ou d'une vitesse de désagrégation Par exemple, dans la dispositif d'anastomose gastro-intestinale, une résistance
2548904 '
initiale à la traction relativement élevée est nécessaire, mais le retrait du dispositif doit avoir lieu dans les 8 à jours environ Etant donné que le dispositif ne se résorbe pas pendant ce temps, même s'il est réalisé en acide poly5 glycolique, il doit être retiré par un autre moyen, par exemple par passage à travers le corps ceci petit être obtenu
par d agrégation et disparition des fragments du dispositif.
Telle qu'on l'utilise dans la présente demande, l'expression "élément chirurgical structurel" désigne un élément chirurgical en polymère bioabsorbable qui assume un rôle de support, de maintien ou de renforcement dans le corps,
lequel rôle est terminé avant l'absorption de l'élément en soi, en sorte que l'élément se d 5 safrège avantageusement en particules ou fragments désirés pour être retirés ou dispa15 rattre du corps.
La demanderesse a découvert que les propriétés physiques des éléments chirurgicaux structurels qui sont réalisés à partir de matières bioabsorbables présentant une liaison ester glycolique pouvaient être contrôlées en sorte que 20 la vitesse de perte de résistance et de dégradation in vivo soit altérée pour parvenir à une désagragation sans qu'il soit besoin d'attendre l'absorption de la matière On peut y parvenir, selon la présente invention, grâce à un procédé de modification de l'élément par divers traitements chimi25 ques et/ou physiques, ou une combinaison de tels traitements, afin que les éléments chirurgicaux structurels bioabsorbables
présentent une perte de résistance et un processus de dégradation plus maîtrisables.
Par conséquent, la présente invention se propose de 30 fournir un procédé permettant de modifier les propriétés physiques d'éléments chirurgicaux structurels réalisés en
matières bioabsorbables.
La présente invention se propose encore de fournir un procédé permettant de maîtriser la perte in vivo de résis35 tance et la dégradation en fragments d'éléments chirurgicaux
structurels réalisés en matières bioabsorbables.
Un autre but encore de l'invention est de fournir un élément chirurgical structurel réalisé en matière bioabsorbable qui se dégrade in vivo en fragments convenant pour
être éliminés ou pour disparaître du corps avant l'absorption de la matière dont il est fabriqué.
Les buts, caractéristiques et avantages ci-dessus,
ainsi que d'autres, selon la présente invention, ressortiront de la description suivante de formes préférées de réalisation.
La résistance initiale et la résistance in vivo des 10 éléments chirurgicaux structurels en acide polyglycolique peuvent être modifiées en utilisant diverses charges, par exemple le sulfate de baryum, et diverses concentrations de charges Ces propriétés peuvent également être modifiées en réduisant la viscosité intrinsèque de l'acide polyglycolique, 15 chargé ou non chargé On y parvient en traitant l'acide polyglycolique chargé ou non chargé avec de l'ammoniaque diluée ou concentrée ou en le soumettant à une dégradation hydrolytique, par exemple par ébullition dans l'eau distillée, trempage, ou traitement à la vapeur d'eau De même,
l'acide polyglycolique peut être soumis à un repastillage.
Un autre procédé particulièrement avantageux, et que l'on préfère, consiste à traiter l'élément chirurgical structurel en acide polyglycolique avec des doses appropriées de rayonnement pour régler non seulement la résistance initia25 le, mais également la résistance in vivo, et en particulier
la vitesse de dégradation des propriétés telles que la résistance.
On peut influencer non seulement la résistance et la vitesse de dégradation des éléments chirurgicaux structu30 rels en acide polyglycolique, mais également leurs propriétés de fracturation, de résistance à la compression, d'allongement, de module d'élasticité et/ou de fluage, en particulier en jouant sur la charge Néanmoins, l'avantage le plus important du procédé de la présente invention est le 35 contrôle du temps de la perte de résistance et de dégradation in vivo en sorte que l'élément se désagrège et disparait dans le corps sous forme de fragments ou de particules
avant le moment o il serait normalement complètement absorbé.
En utilisant plus d'un traitement, les effets désirés peuvent être contrôlés encore davantage et on peut parvenir à divers résultats Par exemple, bien qu'un rayonnement permet5 te d'obtenir les résultats les plus avantageux en ce qui concerne le contrôle du maintien de la résistance, une combinaison de rayonnement et de l'utilisation d'une charge peut produire d'autres avantages Les fragments des éléments en acide polyglycolique chargé sont relativement petits, par exemple d'un ordre de grandeur de 1 nmi De même, les forces
physiologiques peuvent avoir tendance à améliorer le processus de fracturation.
On voit qu'en utilisant le procédé de la présente invention, les propriétés physiques de l'élément chirurgical 15 structurel en matière bioabsorbable peuvent être étroitement adaptées aux exigences physiologiques du mode opératoire chirurgical ou de réparation Ainsi, selon les besoins chirurgicaux, un chirurgien dispose d'un élément possédant une gamne variable de propri 4 tés physiques initiales et in vivoo 20 En particulier, les avantages sont évidents dans des applications chirurgicales particulières telles qle le dispositif d'anastomose gastro-intestinale Par exemple, la résistance in vivo peut être maintenue jusqu'à 14 jours, mais modifiée pour obtenir une résistance à la traction relativement éle25 vée dans le cas d'un implant, mais une perte rapide de réa sistance pour des tissus qui cicatrisent rapidement, tels que les intestins On peut provoquer une rupture du dispositif en particules de dimension avantageusement petite et
en particules plus souples lors de la dégradation de ma30 nière à traverser le corps sans le blesser.
L'invention sera décrite plus en détail en référence
aux exemples non limitatifs suivants.
EXEMPLE 1
L'exemple suivant concerne la préparation de l'acide 35 polyglycolique (PGA), ou d'acide polyglycolique chargé de %, 22,5 %, 25 % et 40 % de sulfate de baryum Le PGA sous forme de pastilles peut être moulé par injection sans les
étapes 1 à 3 de pré-traitement.
1 Préparations de la matière 1.1 Broyage PGA sous forme de pastilles est broyé en particules de 2 mm Le PGA broyé est ensuite conservé dans des sacs en matière plastique dans une armoire sèche à 21 C ayant moins de 50 ppm de H 20 jusqu'à ce qu'il soit mélangé
avec Ba 504.
1.2 Mélange Le PGA broyé est mélangé avec Ba SO 4 en utilisant des techniques classiques de mélange des poudres. 10 1 3 Séchage du polymère Après l'opération de mélange, le polymère mélangé est séché sous vide en maintenant la température de 120 C avec un vide inférieur à 10 mm Hg pendant six heures On fait passer de l'azote anhydre à raison de 0,28 m 3/h à travers le polymère. 15 2 Mélange à l'état fondu On procède à un mélange supplémentaire du mélange
PGA/Ba SO 4 en mélangeant à l'état fondu le polymère en faisant appel à des techniques classiques à une température de 270 C.
La matière mélangée résultante est ensuite refroidie jus20 qu'à la température ambiante dans des conditions anhydres de moins de 50 ppm de H 20 pendant 4 heures On constate que le
mélange à l'état fondu à 240 'C est préférable.
3 Granulation Après refroidissement de la matière mélangée jusqu'à la température ambiante, on la granule en particules de moins de 5 mm, on la sèche de nouveau et on l'enferme sous vide
dans des coupelles.
4 Conditions de moulage
Le PGA ou le mélange PGA/Ba/BO 4 est moulé par injec30 tion en bagues ou anneaux d'anastomose d'intestin en utilisant des techniques classiques de moulage.
Des conditions types de moulage sont: Température: 235 C Pression: 4,2-7 M Pa Durée du cycle: 1 minute Durée d'injection: 55 secondes
Durée de moulage: 10-15 secondes.
Une durée de cycle de 32 secondes et une durée d'injection de 5 secondes ainsi qu'une durée de moulage, c'est-à-dire
une durée de maturation dans le moule, de 25 secondes, conviennent également.
5 Traitement ars olage Le dispositif mloulé est soumis aux conditions suivantes de post-traitement.
5.1 Recuit 1100 C sous un vide inférieur à lmm Hg pendant 3 heures.
5 2 Attaque chimique On place dans de l'eau bouillante pendant 30 minutes, on refroidit, puis on sèche dans du méthanol anhydre pendant 2,5 heures, puis on sèche dans une
étude à vide à 50 C et sous moins de 1 nm Hg pendant 30 minutes.
6 Stérilisation Le dispositif emballé ayant subi le traitement aprèscoup est soumis à une stérilisation en chambre à gaz en utilisant un mélange stérilisant contenant de l'oxyde d'éthylène avec un diluant tel que "Freon" Un cycle typique de stérilisation est décrit ci-après: Température 30 C Vide préliminaire 660 mm Hg Humidité relative 20 % Gaz OE/Freon dans un rapport 12/88 Pression manométrique 0,14 M Pa Concentration en OE 11 100 mg/1 Exposition 7 heures Vide ultérieur 660 mm Hg
EXEMPLE 2
On prépare divers échantillons d'une bague d'anastomose d'intestin en utilisant les mélanges de l'Exemple 1 La préparation de la bague d'anastomose d'intestin est décrite dans la demande de brevet US no 287 500 déposée le 27 juillet 1981 qui est une continuation partielle de la demande n 198 448 référencée ci-dessus, déposée aux noms de A L Kaganov, T.G Hardy et W G Pace Ces demandes sont incorporées ici à titre de référence Le traitement hydrolytique est une ébullition de 30 minutes dans l'eau distillée Tous les échantillons ont un diamètre de 28 mm Le pourcentage de sulfate de baryum et le receveur d'implant sont les suivants: Echantillon n % de Ba SO 4 Receveur d'implant 1 22,5 Beagle
2 22,5 "
3 22,5 "
4 22,5 "
5 22,5 "
6 40 "
7 40 Chien courant
8 25 "
Mode opératoire Avant le début de l'anesthésie, les animaux reçoivent un lavement et un calmant routinier de pré-induction Dans des conditions aseptiques, on pratique une laparatomie médiane basse Le colon descendant est mobilisé et les vaissaux sanguins mésentériques fournissant un segment choisi sont ligaturés en double et sectionnés On place des sutures en fil spécial sur les extrémités proximale et distale au segment du colon dévascularisé en utilisant deux
pinces à intestin à fil spécial qui ont été convenablement mises en place Le segment de colon compris entre les pin25 ces est réséqué au ras des pinces et le segment est retiré.
Pour une implantation de la bague d'anastomose d'intestin, la pince proximale est enlevée en premier lieu et le stoma du colon est triangulé, nettoyé avec une solution saline tiède et dilaté L'un des anneaux d'anastomose d'intestin 30 est introduit dans l'orifice proximal et la suture à fil spécial est effectuée pour fixer le colon aux supports d'anastomose d'intestin Ce processus est alors répété pour introduire l'autre anneau d'anastomose d'intestin dans l'orifice distal On doit prendre soin d'aligner le mésentère 35 pendant les opérations d'insertion de l'anneau d'anastomose d'intestin Les anneaux d'anastomose d'intestin sont fermés (repoussés l'un contre l'autre) en utilisant la
pression des doigts sur lamenbrane séreuse du colon.
L'anastomose est examinée pour garantir un rapprochement adéquat de membrane séreuse à membrane séreuse autour de ia cironférence de l'anneau d'anastoncse d'intestin Lorsque cala est nécessaire, on procède à des coutures pour assurer la tenue
de la suture à fil spécial et/ou un rapprochement et un alignement des membranes séreuses.
Lorsque les anastomoses sont terminées, les colons sont replacés et '*es laparotomie fermées en trois couches. 10 Les chiens sont ramenés dans leurs cages et traités par des antibiotiques post-opératoires de routine Les Beagles reçoivent du lait seulement, les deux premiers jours postopératoires Entre le 3 ème et le 17 ème jour, ils resoivent des aliments en boites pour chiens, m 6 langés a-vec du lait. 15 L'eau reste à leur disposition à tout moment On examine chaque jour les matières fécales au fluoroscope, à l'exception des week-ends Les cinq Beagles sont sacrifiés le 17 ème jour après l'intervention et la guérison des anastomoses est évaluée Les chiens courants sont alimentts par voie intra20 veineuse pendant sept jours après l'intervention On procède chaque jour à des radiographies, On examine les matières
fécales si cela est nécessaire.
Résultats. L'anneau pour anastomose d'intestin chargé de 40 % de 25 Ba SO 4 implanté sur le chien Beagle commence à se fragmenter entre le 4 ème jour et le 7 ème jour après l'intervention et est complètement éliminé le 12 ème jour Dans le cas du chien courant, l'anneau pour anastomose d'intestin chargé à 40 %
est complètement éliminé le 6 ème jour.
Les anneaux pour anastomose d'intestin charges à 22,5 % et 25 % de Ba SO 4 se séparent dès le 6 ème jour après l'intervention et commencent à se fragmenter entre le 8 ème et le 11 ème jour après l'intervention On trouve des fragments de bagues d'anastomose d'intestin dans les matières fécales entre le 8 ème jour et le 16 ème jour Dans aucun cas, on ne trouve de fragments d'anneaux d'anastomose d'intestin
dans le colon de ces animaux sacrifiés le 17 ème jour.
Un examen grossier des chiens Beagles à l'autopsie révèle une excellente cicatrisation des membranes séreuses avec une mince bande de tissu cicatriciel Les muqueuses des anastomoses sont peu perceptibles à modérément indurées et légèrement hypérémiques Les fragments d'anneaux d'anastomose d'intestin récupérés de tous les échantillons sont durs et très cassants Lorsqu'on les presse entre les doigts, les
fragments s'émiettent aisément.
EXEMPLE 3
Des dispositifs à anneaux d'anastomose d'intestin moulés à base d'acide polyglycolique chargés à 12,5 % de sulfate de baryum et à viscosité inhérente élevée et faible irradiés à 0, 2,5, 5, 7,5 et 10 Mrad sont utilisés pour la colostomie de 31 chiens Beagle pour déterminer l'effet de la 15 viscosité inhérente, de la masse et du rayonnement sur le temps de fragmentation Etant donné que les paramètres de moulage et mécaniques des dispositifs ne sont pas optimisés, tous sauf deux sont fixes dans le colon avec deux sutures à travers la paroi du colon et des oeillets de dispositif à
anneaux Les dispositifs de huit animaux sont expulsés intacts.
Les résultats provenant de 23 chiens dans lesquels les dispositifs ont été fragmentés indiquent qu'un moins grand nombre de dispositifs massifs commencent à se fragmenter plus tôt
que des dispositifs plus massifs, mais que la viscosité inhé25 rente n'a pas d'effet important sur le temps de fragmentation.
Cependant, l'irradiation du dispositif exerce un effet important sur le temps de fragmentation, les dispositifs irradiés à 5 à 10 Mrads se fragmentant plus rapidement que ceux qui ne sont pas irradiés Ces résultats suggèrent que le poids molé30 culaire a peu d'effet, sur la base de la viscosité inhérente,
sur le temps de dégradation.
EXEMPLE 4
La relation existant entre le temps de fragmentation et la teneur en charge avec le traitement à l'eau bouillante est 35 évaluée en utilisant le dispositif d'anneau d'anastomose d'intestin, implanté chez les chiens essentiellement comme ci-dessus Les durées de fragmentation moyennes sont récapitulés au Tableau I: Pour-cent de Ba SO 4
TABLEAU I
Traitement Temps moyen de fragmentation d'ébullition
% 40 % 0 %
mn 30 n 45 mn 45 mn 9,67 1,03 jours 10,0 1,73 jours 9 jours ( 1 seule observation) 8,00 1,00 jours %
15 20
Ce qui précède montre qu'ii n'y a pas de relation importante entre la combinaison de la teneur en charge et le traitement d'ébullition sur le maintien des propriétés in vivo.
EXEMPLE 5
Les temps de fragmentation in vivo de deux types de
dispositifs à anneau d'anastomose d'intestin de 25 % de sulfate de baryum en acide polyglycolique sont comparés pour différents traitements d'ébullition et mis sous forme de tableau.
Les résultats sont indiqués sur le TABLEAU Il Type de Traitement dispositif d'ébullition
Tableau II.
Temps moyen de fragmentation _ 6 Tab 6 Tab 25 4 Tab 4 Tab 4 Tab mn 45 mn 0 min (v de moulage) mn
9,67 + 8,00 -' enu 16,17-
1,03 jours 1,00 jours 1,33 jours
11,4 1,57 jours.
Ce qui précède montre qu'il existe une plus grande relation entre le temps du traitement d'ébullition et le temps de 30 fragmentation L'&éullition fait plus qu'affecter le poids moléculaire Il est établi qu'il se produit des changements
sélectifs des zones amorphes.
EXEMPLE 6
L'effet d'un rayonnement sur un dispositif à anneau d'anastomose d'intestin chargé de 12,5 % de sulfate de baryum à base d'acide polyglycolique est déterminé en utilisant une implantation chez des chiens comme décrit ci-dessus Les résultats du tableau, obtenus in vivo en utilisant des doses de rayonnement de 0,5, 7,5 et 10 Mrads, sont soumis à une analyse de régression ayant pour résultat que le temps de fragmentation est trouvé être de 14,2 -( 0,322 fois la dose de rayonnement) Ceci montre qu'il existe une tendance à la diminution du temps de fragmentation à mesure de
l'augmentation de la dose de rayonnement pour ce système.
L'effet des procédés de traitement de la présente invention sur le maintien des propriétés in vivo est compa10 ré au cours d'une étude rigoureusement contrôlée en utilisant des tiges moulées par injection en acice polyglycolique implantées chez des lapins et évaluées à intervalles de temps par un essai mécanique de mesure des propriétés de flexion en trois points rapidement après récupération à
partir des lapins Ceci est décrit dans les exemples suivants.
EXEMPLE 7
Des lots d'acide polyglycolique chargé de 0, 12,5 et % de sulfate de baryum sont moulés par injection en des 20 tiges à section circulaire d'une longueur de 15 mm et d'un diamètre de 2,25 mm, un petit trou d'aiguille étant ménagé chaque extrémité en vue de l'immobilisation en place pendant l'implantation par suture Environ 400 tiges de chaque matière sont moulées par injection Chaque groupe de tiges à trois teneurs en charge est lavé séparément au xylène avec trois contacts de 5 minutes chacun et séché sous
vide pendant 16 heures environ à la température ambiante.
Après recuit sous vide à 110 C pendant trois heures, chaque série est divisée en cinq groupes et chaque tige est indi30 viduellement garnie d'une mousse dans une enveloppe en feuille d'aluminium Les traitements sont les suivants: A Les tiges sont soumises à une stérilisation classique à l'oxyde d'éthylène gazeux en cycle ouvert, séchées sous vide et enfermées dans la feuille, les enveloppes en TYVEK 35 sont scellées et l'emballage est soumis à une stérilisation
classique à l'oxyde d'éthylène gazeux en cycle fermé.
B Les tiges sont placées dans de l'eau bouillante désionisée pendant 30 minutes, étirées, t-empées pendant cinq contacts de 30 minutes, avec du méthanol anhydre sous agitation, séchées sous vide pendant 16 heures environ à la température ambiante, puis par le processus de stérilisation à
l'oxyde d'éthylène A, ci-dessus.
C Apres scellement dans la feuille et les enveloppes de TYVEKO, les tiges sont soumises à un rayonnement de Cobalt60 à 0,5 Mrad par heure aux doses suivantes: 2,5 Mrad (dose réelle égale à 2,53), 5,0 Mrad (dose réelle égale à 5,09) et 10 Mrad (dose réelle égale à 10,36) On utilise des taux de doses supérieurs aux normes acceptées pour la stérilisation, 1 Mrad en Europe et 2,5 Mrads aux Etats-Unis d'Amérique. Les échantillons de tige sont implantés par voie sous-cutanée par une incision ventrale médiane chez les lapins et immobilisés en utilisant des sutures TI-CRON 6/0 à travers des trous d'aiguille dans chaque extrémité des
tiges Un total de 10 tiges est implanté dans chaque animal.
On obtient une distribution au hasard en implantant deux tiges dans chacun de cinq animaux pour tout jeu et intervalle 20 d'implantation L'essai mécanique consiste en la mesure des propriétés de flexion en trois points de chaque tige aussitôt après la récupération à partir des lapins La résistance à la flexion, les valeurs de contrainte et de module exprimées en pourcentage de maintien des propriétés de départ sont 25 présentées sur les Tableaux III, IV et V Sur les tableaux, le jour désigne le nombre de jours d'implantation chez les lapins, "Départ" désigne la non-implantation ou ligne de départ, tandis que E est le module de flexion, S est la résistance limite à la flexion, en M Pa, et r est la limite de flexion sous contrainte, en % Pour chaque teneur en charge, conditions opératoires et intervalle, on recueille un total de 10 points pour obtenir la moyenne des propriétés et l'écart-type sauf spécification contraire Dans certains cas, moins de 10 points sont disponibles en raison d'une rupture 35 des échantillons dans les lapins avant le retrait ou une rupture dans la tentative de la fixation des échantillons en vue d'un essai mécanique Les comparaisons sont basées sur
des considérations de résistance à la flexion.
O o' Lnl 04 J
% 98 úZ+ 4 %IL 'I+ 4 %T 1 '95 % 00 'ú
%Z ' +% 69 ' L+ % 6 LT % O '9 Z
% 8 ú'I 1 + % 99 'S
%L '6 + %C 'úE
% 6 '8 +%C 9 '6 % 611 %ú 1 '6
% 8 '9 +% 9 'OT
% 9 'ET+ % 69 'Z+ %ú 9 'Z+ %ú'8 z %I 8 'ú % 06 'L %Sz+ %T'T 1 + % 8 'o 01 + % 91 SI % 9 '8 Z %L'6 Z
% 69 'L+ %T 'S
% 69 'ú+ % 8 L'E+ % 9 '91 % 6 'ZZ
%E'SE+ % 6 '11 + %L'E 8 %P'99
%l ' S+ %L '0 L
%O'9 ú+ %O'81 + %Z'Z+ %ú'96 %'ITL %ú' Z 8
% T'1 IZ
% 17 '8-1%T '99 g
%L '9 + % 9 'ZL
OL'O+ ZZ'oi O 1 '8 6 'SEZ s t'os ea ap %GSZ T'1861 j 912 ú
69 '0 + ú'ú 1 + 8 '6 L +
8 '01 1 '96 Z L 80 E
86 'ú T 5 ' àc 4 S,P SS'81 + S'8 LI T I 'OS 69 Zú %aed O g S E anop osv 9 e ap %O O Se aop % 'ZT o O a-v q Uemawe;T ap 9 P 9 Do Xa III lvaqigva
TABLEAU IV
Procédé de traitement B Eau bouillante et OE 0 % de Ba SO 4 12,5 % de Ba SO 4 % de Ba SO 4 Jour E Départ 3213
+ 200,2
S
254,1 + 52,4
r
9,54 + 3,82
E
3143 + 128,8
S r
210 7,46
+ 15,5 + 0,46
E
3360 + 235,9
s
,5 + 9,87
r
,91 + 0,32
FR
7: 14:
72,5 % 80,2 % + 5,8 % + 16,2 %
39,0 % 35,0 % + 7,6 % + 10,4 %
9,35 % 5,34 % + 4,62 % + 3,03 %
% + 24,6 %
172 % + 60 %
,5 % 87,1 % 123 % + 5,5 % + 22,8 % + 48,1 %
51,7 % + 7,6 %
58,3 % 142 % + 3,1 % + 22,3 %
,1 % 181 % + 5,0 % + 70,1 %
,4 % + 13,1 %
39,6 % + 7,9 % 11,0 % + 2,21 %
72,1 % 113 % + 18,0 % + 25,9 %
46,4 % 195 % + 6,7 % + 64,0 %
,3 % 145 % + 2,54 % + 52,8 %
83,4 %
+ 42,4 %
13,9 % + 4,5 %
rla Ln Co o ' r-r co O.e cm. ( 8 =u)
% 6 '91 +% 80 '1 T % 6 P'Z+ % 9 'úú %ú 8 '0 %ZS'E
( 6 =U)
%ú'LT+ %L'Z+ %S'Z+%Z'EL % 1 '9 % 6 '6
% 01 '6 + %O '6 ú,
% 8 't'+%t'tú ( 8 =u) %L 8 '0 +
% TT ',
% 9 'IL %ú'Z+ % 9 'L
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%à'E+ % 6 'ZI
% 6 '8 Z %Vt'0 %L 9 '0 ( q=u)
% 8 '6 +
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%e'LT % 0 'f 5 % 1 '1 T %c '
%S'Z+ % O '6 Z
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TABLEAU V (SUITE)
?Procédé de traitement C Irradiation ,0 Mrads 0 % de Ba SO 4 12,5 % de Ba SO 4 % de Ba SO 4 Jour Départ E
3129 + 196
S
345 + 12,1
r
22,7 + 2,66
E
2982 + 164,5
S r
261,8 9,91 + 9,31 + 0,86
E
3234 + 192,5
S r
240,1 8,39 + 11,13 + 0,70
3:
74,3 % 50,6 % + 6,8 % + 15,9 %
36,9 %
+ 9,9 %
71,1 % + 7,7 %
81,6 % 120 % + 10,5 % + 2,2 %
67,3 % 58,6 % 85,7 % + 10,8 % + 11,7 % + 11,8 %
-4 7: (n= 9) 14: (n= 7)
38,7 % + 5,9 %
7,5 % 4 + 2,7 %
,5 % + 2,2 %
2,4 %
*+ 1,2 %
59,5 %
+ 8,2 %
9 % + 8,6 %
44,8 % + 6,9 %
11,5 % + 1,86 %
36,6 % 105 % + 4,0 % 417,8 %
4,87 % 52,4 % + 2,91 %±32,4 %
34,4 % + 9,6 %
28,5 % 110 % + 2,4 % + 28,4 %
8,25 % 2,97 % 45,8 % + 2,90 % + 1,33 %+ 20,7 %
co -t no o 1 ' _.L TABLEAU V (suite) Procédé de traitement C Irradiation , 0 Mrads 0 % de Ba SO 4 12,5 % de Ba SO 4 % de Ba SO 4 Jour Départ 3: 7: 14:
E S
2989 329 + 213,5 + 16,3
76,8 % 29,4 % + 4,8 % + 5,1 %
r
14,7 + 1,63 32,8 % + 4,7 %
E
3024 + 56,35 72,2 % + 5,4 % 32,4 % + 4,6 % 7,36 % + 2,87 %
S r
252,7 9,44 + 11,83 + 0,77
43,8 % 59,3 % + 9,3 % + 12,0 %
28,8 % 111 % + 2,7 % + 14,6 %
E
3206 + 248,5
62,7 % + 8,1 % 32,5 % + 7,8 %
S r
217,7 7,24
+ 16,59 + 0,49
,5 % 71,3 % + 5,8 % + 15,9 % 23,3 % 119 % + 3,2 % + 27,3 %
CO
31,9 % 20,7 % 81,6 % + 11,6 % + 3,9 % + 18,2 %
6,42 % 1,40 % 21,9 % + 2,95 % + 1,30 % + 10,8 %
2,45 % 36,3 % + 2,20 %+ 31,17 %
4,34 % 1,46 % 37,6 % + 2,45 % + 1,25 %+ 24,8 %
(n= 9) Ln co Co \ O \ CD,
2548904,
On peut tirer plusieurs conclusions des résultats indiqués sur les Tableaux III, IV et V Quant à l'effet du traitement à l'eau bouillante, on peut voir que les échantillons ayant été soumis à une ébullition de 30 minutes à l'eau. 5 bouillante présentent des résistances constamment inférieures au cas du témoin à chaque intervalle d'implantation ainsi qu'à la valeur de départ La même relation existe pour un pourcentage de rétention de la résistance initiale en général à l'exception de la charge à O pour cent à l'intervalle d'im10 plantation de 7 jours On peut donc en conclure que le traitement à l'eau bouillante réduit à la fois la résistance in
vivo et le maintien de la résistance des éléments chirurgicaux structurels en acide polyglycolique.
Les résistances in vivo varient considérablement avec 15 une teneur en charge et il ne se dégage pas de tendance significative bien que les résistances de départ apparaissent constamment comme diminuant avec l'augmentation de la teneur en charge Par conséquent, on peut conclure qu'une augmentation de la teneur en charge de sulfate de baryum a pour effet 20 de réduire la résistance initiale mais a peu d'effet sur le
point limite ou durée de cette résistance de l'élément chirurgical structurel.
Le traitement par rayonnement de cobalt-60 se traduit par une diminution de la résistance et du maintien de pourcen25 tage de la résistance initiale avec l'augmentation du taux de dose Cependant, la réduction de la résistance initiale n'est pas aussi grande qu'avec les autres traitements, bien que le point limite satisfaisant soit atteint, c'est-à- dire le pourcentage de réduction de la résistance in vivo Une 30 résistance in vivo et un maintien de résistance analogues sont présentés par des échantillons traités par un rayonnement gamma de cobalt-60 à 2,5 ou 5,0 Mrads, comparativement au traitement de 30 minutes à l'eau bouillante Les échantillons irradiés présentent des valeurs de résistance de départ 35 supérieures et on a constaté qu'ils présentent une stabilité
convenable à l'emmagasinage.
Le moyen le plus satisfaisant pour diminuer la résis-
2548904 'I
tance in vivo des éléments chirurgicaux structurels en acide polyglycolique comparativement aux éléments classiques en
oxyde d'éthylène est le rayonnement gamma au cobalt-60.
Ces résultats sont surprenants et imprévisibles car on sait 5 que l'acide polyglycolique diffère des autres polymères par sa sensibilité à un rayonnement En outre, le traitement à
l'eau bouillante, bien qu'il réduise la résistance, n'apporte pas de stabilité, contrairement au traitement par rayonnement.
Bien que la charge utilisée soit du sulfate de baryum, 10 il sera évident pour les spécialistes que la charge peut comprendre du carbonate de calcium, le phosphate tricalcique, l'oxyde de magnésium, des sphères de verre et des fibres d'acide non polyclyotlique Egalement, il sera évident pour les spécialistes que le polymère peut être un polymère entier d'acide polyglycolique ou un copolymère, dont l'un est l'acide polyglycolique Lorsque le polymère est un copolymère et que l'un des polymères est l'acide polyglycolique, l'autre peut être obtenu à partir du groupe comprenant les lactides, lactones, oxalates ou carbonates Les lactides peuvent être 20 l'acide polylactique, la lactone, l'epsilon- caprolactone et l'oxalate, l'oxalate d'éthylène Le carbonate peut être le carbonate de triméthylène De même, lorsque les polymères sont
des copolymères et l'un des polymères est l'acide polyglycolique, l'autre polymère peut être la 1,4-dioxonone.
Bien que l'invention ait été décrite en se référant
en particulier au dispositif d'anastomose d'intestin, il est évident qu'elle peut s'appliquer à d'autres éléments chirurgicaux structurels en acide polyglycoiique lorsqu'on désire que ces éléments se désagrègent, c'est-à-dire qu'ils se dé30 gradent en fragments avant le moment o ils sont absorbés.
Ainsi, l'invention peut s'appliquer à des prothèsesen acide polyglycolique telles que des clips chirurgicaux et des agrafes chirurgicales ainsi qu'à des supports tubulaires, des implants et dispositifs sténotiques et autres éléments chirurgicaux dans lesquels il peut être souhaitable d'obtenir
une perte de résistance à un certain moment du processus de cicatrisation avant l'absorption du polymère proprement dit.
2548904 'I
Les spécialistes se rendront également compte que, comme l'indiquent les résultats, en jouant sur certains paramètres do traitement, tels que les doses de rayonnement et les taux de dose, on peut faire varier l'effet sur le maintien in vivo des propriétés.
Claims (11)
1 Procédé pour modifier un élément chirurgical structurel réalisé à partir d'un polymère bioabsorbable ayant une liaison estèr-glycolique de façon à affecter de façon contrôlée ses propriétés de maintien in vivo, caractérisé en ce qu'il consiste à soumettre l'élément à un traitement de rayonnement à une dose et pendant un temps suffisants pour diminuer d'une manière réglable le temps nécessaire pour que l'élément subisse
une dégradation in vivo en fragments capables d'être éliminés 10 ou de disparaître du corps sans absorption.
2 Procédé pour modifier un élément chirurgical structurel selon la revendication 1, caractérisé en ce que la dose de rayonnement est supérieure à celle nécessaire pour la stérilisation. 3 Procédé pour modifier un élément chirurgical structurel selon la revendication 1, caractérisé en ce que la dose
de rayonnement est supérieure à 2,5 Mrads.
4 Procédé pour modifier un élément chirurgical structurel selon la revendicaction 1, caractérisé en ce que la 20 dose de rayonnement est de 2,5 à 10 Mrads.
Procédé pour modifier un élément chirurgical structurel selon la revendication 1, caractérisé en ce que la dégradation in vivo en fragments est provoquée par une perte de la résistance in vivo de l'élément qui a été accélérée par le traitement de rayonnement sans perte importante de la résistance de l'élément, comparativement à une absence de
rayonnement, avant l'implantation in vivo.
6 Procédé pour modifier un élément chirurgical structurel selon la revendication 1, caractérisé en ce que le 30 polymère contient une charge inerte dans une proportion
atteignant environ 40 pour cent en poids.
7 Procédé pour modifier un élément chirurgical structurel selon la revendication 6, caractérisé en ce que la
charge est du sulfate de baryum.
8 Procédé pour modifier un élément chirurgical structurel selon la revendication 1, caractérisé en ce que le
polymère est l'acide polyglycolique.
2548904 '
9 Element chirurgical structubrel modifié, caractérisé en ce qu'il comprend le produit obtenu par traitement d'un élément chirurgical structurel traité par le procédé selon
la revendication 1.
10 Elément chirurgical structurel modifié selon la revendication 9, caractérisé en ce léléraent est choisi dans le groupe comprenant des clips chirurgicaux, des agrafes
chirurgicales, des supports tubulaires, des implants tubulaires, des dispositifs sténotiques tubulaires et des dis10 positifs à anneaux d'anastomose d'intestin.
11 Procédé pour modifier un élément chirurgical structurel réalisé à partir d'un polymère bioabsorbable présentant
une liaison ester glycolique de façon à affecter de manière contrôlée sa résistance, caractérisé en ce qu'il consiste à 15 soumettre l'élément à un traitement hydrolytique.
12 Procédé pour modifier un élément chirurgical structurel selon la revendication 11, caractérisé en ce que le polymère contient une charge inerte dans une proportion
pouvant atteindre environ 40 pour cent en poids.
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US06/505,137 US4496446A (en) | 1980-10-20 | 1983-06-16 | Modification of polyglycolic acid structural elements to achieve variable in-vivo physical properties |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| FR2548904A1 true FR2548904A1 (fr) | 1985-01-18 |
| FR2548904B1 FR2548904B1 (fr) | 1990-06-15 |
Family
ID=24009176
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| FR8409513A Expired - Lifetime FR2548904B1 (fr) | 1983-06-16 | 1984-06-18 | Procede pour modifier un element structurel chirurgical en acide polyglycolique de facon a obtenir des proprietes physiques variables in vivo et elements ainsi obtenus |
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|---|---|
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Families Citing this family (26)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4594407A (en) * | 1983-09-20 | 1986-06-10 | Allied Corporation | Prosthetic devices derived from krebs-cycle dicarboxylic acids and diols |
| US4650488A (en) * | 1984-05-16 | 1987-03-17 | Richards Medical Company | Biodegradable prosthetic device |
| EP0199074B1 (fr) * | 1985-03-25 | 1991-03-20 | American Cyanamid Company | Procédé de fabrication d'une prothèse recuite |
| US4808351A (en) * | 1985-03-25 | 1989-02-28 | American Cyanamid Company | Process for manufacturing a molded prosthetic device |
| US4705820A (en) * | 1986-09-05 | 1987-11-10 | American Cyanamid Company | Surgical suture coating |
| JP2860663B2 (ja) * | 1989-06-28 | 1999-02-24 | タキロン株式会社 | 生体内分解吸収性外科用成形物 |
| US5366480A (en) * | 1990-12-24 | 1994-11-22 | American Cyanamid Company | Synthetic elastomeric buttressing pledget |
| CA2060635A1 (fr) * | 1991-02-12 | 1992-08-13 | Keith D'alessio | Implants medicaux bioabsorbables |
| US5352515A (en) * | 1992-03-02 | 1994-10-04 | American Cyanamid Company | Coating for tissue drag reduction |
| US5478355A (en) * | 1993-03-18 | 1995-12-26 | United States Surgical Corporation | Method for improving the in vivo strength retention of a bioabsorbable implantable medical device and resulting medical device |
| US5702656A (en) * | 1995-06-07 | 1997-12-30 | United States Surgical Corporation | Process for making polymeric articles |
| US6107453A (en) * | 1995-07-28 | 2000-08-22 | Sanitaria Scaligera S.P.A. | Process of surface activation of biocompatible and bioabsorbable aliphatic polyesters and polyesters thus activated |
| IT1277799B1 (it) * | 1995-07-28 | 1997-11-12 | Sanitaria Scaligera Spa | Procedimento di funzionalizzazione superficiale di poliesteri- alifatici biocompatibili e bioassorbibili e poliesteri cosi' attivati |
| FI954565A0 (fi) * | 1995-09-27 | 1995-09-27 | Biocon Oy | Biolgiskt upploeslig av ett polymerbaserat material tillverkad implant och foerfarande foer dess tillverkning |
| JP3731839B2 (ja) | 1996-04-30 | 2006-01-05 | 株式会社クレハ | ポリグリコール酸射出成形物及びその製造方法 |
| DE19721876A1 (de) * | 1997-05-16 | 1998-11-19 | Ethicon Gmbh | Implantat und Verfahren zum Herstellen eines Implantats |
| US5889075A (en) * | 1997-10-10 | 1999-03-30 | United States Surgical Corporation | Irradiated surgical suture and method for making same |
| US6423818B1 (en) * | 1999-07-30 | 2002-07-23 | Takehisa Matsuda | Coumarin endcapped absorbable polymers |
| GB2367365B (en) | 2000-10-02 | 2002-08-14 | Strainstall Engineering Servic | Measuring train parameters |
| NL1021843C2 (nl) * | 2002-11-05 | 2004-05-07 | Univ Twente | Biomedische structuren van poly (1,3-trimethyleencarbonaat) (poly (TMC)). |
| GB0402838D0 (en) | 2004-02-10 | 2004-03-17 | Univ Belfast | Method |
| DE102005006718A1 (de) * | 2005-02-04 | 2006-08-17 | Aesculap Ag & Co. Kg | Resorbierbares chirurgisches Nahtmaterial |
| US20080175951A1 (en) | 2007-01-23 | 2008-07-24 | Rule David D | Methods, apparatuses and systems of fermentation |
| US20090263458A1 (en) * | 2008-04-21 | 2009-10-22 | Lasse Daniel Efskind | Material for surgical use in traumatology |
| WO2016126249A1 (fr) | 2015-02-04 | 2016-08-11 | Rule David D | Systèmes de transport d'énergie et procédés de transport d'énergie |
| CN108271347B (zh) | 2015-09-15 | 2021-04-20 | 萨维奇医疗股份有限公司 | 用于在组织腔中锚定护套的装置和方法 |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0050215A1 (fr) * | 1980-10-20 | 1982-04-28 | American Cyanamid Company | Modification de l'acide polyglycolique pour obtenir des propriétés physiques "in vivo" variables |
Family Cites Families (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US2964455A (en) * | 1956-11-05 | 1960-12-13 | Du Pont | Electron irradiation of organic polyethers |
| BE758156R (fr) * | 1970-05-13 | 1971-04-28 | Ethicon Inc | Element de suture absorbable et sa |
| US3867190A (en) * | 1971-10-18 | 1975-02-18 | American Cyanamid Co | Reducing capillarity of polyglycolic acid sutures |
| US3736646A (en) * | 1971-10-18 | 1973-06-05 | American Cyanamid Co | Method of attaching surgical needles to multifilament polyglycolic acid absorbable sutures |
| JPS4936597A (fr) * | 1972-08-07 | 1974-04-04 | ||
| US4135622A (en) * | 1973-03-28 | 1979-01-23 | American Cyanamid Company | Packaged, desiccated surgical elements |
| US3991766A (en) * | 1973-05-31 | 1976-11-16 | American Cyanamid Company | Controlled release of medicaments using polymers from glycolic acid |
| US4048256A (en) * | 1976-06-01 | 1977-09-13 | American Cyanamid Company | Normally-solid, bioabsorbable, hydrolyzable, polymeric reaction product |
| FR2364644B1 (fr) * | 1976-09-20 | 1981-02-06 | Inst Nat Sante Rech Med | Nouveau materiau de prothese osseuse et son application |
| FR2439003A1 (fr) * | 1978-10-20 | 1980-05-16 | Anvar | Nouvelles pieces d'osteosynthese, leur preparation et leur application |
| US4343931A (en) * | 1979-12-17 | 1982-08-10 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Synthetic absorbable surgical devices of poly(esteramides) |
| DE3018966A1 (de) * | 1980-05-17 | 1981-12-10 | Bayer Ag, 5090 Leverkusen | Mit organischem material beschichtetes baso (pfeil abwaerts)4(pfeil abwaerts) -pulver |
| US4689424A (en) * | 1981-08-06 | 1987-08-25 | Ethicon, Inc. | Radiation sterilizable absorbable polymeric materials and methods for manufacturing the same |
-
1983
- 1983-06-16 US US06/505,137 patent/US4496446A/en not_active Expired - Lifetime
-
1984
- 1984-06-14 DE DE3422160A patent/DE3422160C2/de not_active Expired - Lifetime
- 1984-06-14 CA CA000456541A patent/CA1247041A/fr not_active Expired
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- 1984-06-18 CH CH2954/84A patent/CH667586A5/de not_active IP Right Cessation
- 1984-06-18 IT IT48411/84A patent/IT1177803B/it active
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- 1984-06-22 IL IL72205A patent/IL72205A/xx not_active IP Right Cessation
-
1992
- 1992-01-30 HK HK109/92A patent/HK10992A/xx not_active IP Right Cessation
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0050215A1 (fr) * | 1980-10-20 | 1982-04-28 | American Cyanamid Company | Modification de l'acide polyglycolique pour obtenir des propriétés physiques "in vivo" variables |
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