PL236857B1 - Method of producing polylactide spongy bone substitute with increased hydrophilicity - Google Patents
Method of producing polylactide spongy bone substitute with increased hydrophilicity Download PDFInfo
- Publication number
- PL236857B1 PL236857B1 PL426819A PL42681918A PL236857B1 PL 236857 B1 PL236857 B1 PL 236857B1 PL 426819 A PL426819 A PL 426819A PL 42681918 A PL42681918 A PL 42681918A PL 236857 B1 PL236857 B1 PL 236857B1
- Authority
- PL
- Poland
- Prior art keywords
- polylactide
- solution
- methacrylic acid
- poly
- water
- Prior art date
Links
Landscapes
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Manufacture Of Porous Articles, And Recovery And Treatment Of Waste Products (AREA)
Description
Opis wynalazkuDescription of the invention
Przedmiotem wynalazku jest sposób wytwarzania polilaktydowego substytutu kości gąbczastej o zwiększonej hydrofilowości.The subject of the invention is a method of producing a polylactide substitute for cancellous bone with increased hydrophilicity.
W transplantologii kostnej, zamiast transplantacji żywych narządów, coraz częściej wykorzystuje się substytuty, takie jak biokompatybilne metale, ceramikę i polimery [1]. Materiały polimerowe zyskały szeroką akceptację chirurgów, ponieważ posiadają właściwości sprężyste i cierne, które zbliżają je do właściwości tkanki stawów maziowych. Dodatkowo implanty polimerowe cechuje mała masa. Obecnie najczęstszym zastosowaniem polimerów w ortopedii jest alloplastyka stawów. Polimery takie jak wysokocząsteczkowy polietylen (UHMWPE) stanowią powierzchnie nośne w stawach kolanowych, biodrowych, barkach, stawach kostnych i stawach kręgosłupa. Polieteroeteroketon (PEEK) zyskał popularność w łączeniu kości kręgosłupa, ze względu na podobieństwo w modułach sprężystości z kością. Zbliżone właściwości elastyczne polimerów i kości zmniejszają występowanie zjawiska, które jest określane w stanie techniki jako ekranowanie naprężeniowe [2]. Ponieważ materiały polimerowe są bardziej sprężyste niż metaliczne i ceramiczne, przejmują większy procent obciążenia. Skutkiem jest zapobieganie atrofii (zanikaniu) kości. Przewagę w zastosowaniach w ortopedii zdobywają polimery resorbowalne, ponieważ są stopniowo zastępowane przez kość gospodarza i nie ma potrzeby ponownej operacji. Ze względu na biozgodność i możliwość sterowania czasem degradacji ważną pozycję wśród polimerów stosowanych w regeneracji kości zajmują poliestry [3-6]. Polimery te zastosowano z pozytywnym rezultatem nie tylko w badaniach przedklinicznych na zwierzętach, lecz również w badaniach klinicznych na ludziach [7]. Szeroko stosowanym poliestrem w inżynierii tkankowej jest polilaktyd (PLA) [8]. Degraduje on w organizmie w przewidywalny sposób, co pozwala na kontrolowaną regenerację kości. PLA ulega degradacji w wyniku hydrolizy i jest wydalany w naturalnych procesach fizjologicznych [9, 10]. Dzięki stopniowej degradacji implantu polilaktydowego, z czasem coraz większe obciążenie jest przenoszone na kość. Dzięki temu nowo odbudowana kość jest mocniejsza.In bone transplantation, substitutes such as biocompatible metals, ceramics and polymers are increasingly used instead of transplantation of living organs [1]. Polymer materials have gained widespread acceptance by surgeons because they have elastic and frictional properties that bring them closer to the properties of the tissue of the synovial joints. In addition, polymer implants are characterized by low weight. Currently, the most common use of polymers in orthopedics is arthroplasty. Polymers such as high molecular weight polyethylene (UHMWPE) provide support surfaces in the knee, hip, shoulder, bone and spine joints. Polyetheretherketone (PEEK) has gained popularity in connecting the bones of the spine due to the similarity in the modulus of elasticity with the bone. The similar elastic properties of polymers and bones reduce the occurrence of the phenomenon known in the art as stress shielding [2]. Since polymeric materials are more resilient than metallic and ceramic, they take up a greater percentage of the load. The effect is to prevent bone atrophy (wasting away). Resorbable polymers are gaining an advantage in orthopedic applications as they are gradually replaced by the host bone and no reoperation is required. Due to the biocompatibility and the ability to control the degradation time, polyesters occupy an important position among the polymers used in bone regeneration [3-6]. These polymers have been used with positive results not only in preclinical studies in animals, but also in human clinical studies [7]. A widely used polyester in tissue engineering is polylactide (PLA) [8]. It degrades in a predictable manner in the body, allowing for controlled bone regeneration. PLA is degraded by hydrolysis and is excreted in natural physiological processes [9, 10]. Due to the gradual degradation of the polylactide implant, more and more loads are transferred to the bone over time. Thanks to this, the newly rebuilt bone is stronger.
Testy biologiczne materiałów poliestrowych (w tym polilaktydu) ujawniły, że są one w przeważającej części biologicznie obojętne (nie wykazują negatywnej, ani pozytywnej interakcji z żywymi tkankami). Brak interakcji jest pożądany z perspektywy immunologicznej, jednakże ten sam brak bioaktywności wymaga dodatkowego zabiegu w celu integracji biologicznie obojętnego implantu z twardą tkanką pacjenta. Poprawę bioaktywności powierzchni materiałów polimerowych można osiągnąć poprzez modyfikację mechaniczną, fizyczną lub chemiczną.Biological tests of polyester materials (including polylactide) revealed that they are mostly biologically inert (they show no negative or positive interaction with living tissues). The lack of interaction is desirable from an immunological perspective, however the same lack of bioactivity requires additional treatment to integrate the biologically inert implant into the patient's hard tissue. Improvement of the surface bioactivity of polymeric materials can be achieved by mechanical, physical or chemical modification.
Z polskiego zgłoszenia patentowego P.415317 znany jest sposób wytwarzania polilaktydowych rusztowań gąbczastych do hodowli komórek nabłonka walcowatego, zgodnie z którym w reaktorze szklanym umieszcza się roztwór polilaktydu w dioksanie, dichlorometanie lub chloroformie o stężeniu 1,5-6% wag., roztwór miesza się przez 20-28 h z szybkością 550-700 obr/min., w temperaturze 20-30°C, do całkowitego rozpuszczenia polimeru, następnie do roztworu dodaje się nierozpuszczalnik polilaktydu, którym jest woda w takiej ilości, aby stężenie nierozpuszczalnika wynosiło od 0-5% wag. w stosunku do masy polimeru. Po uzyskaniu jednorodnego roztworu polimeru, roztwór zamraża się przez 20-28 h w temperaturze -10 do -20°C, i uzyskane zamrożone rusztowanie poddaje się żelowaniu w wodzie z metanolem i/albo etanolem w temperaturze od -10°C do -20°C przez 30-48 h, a następnie otrzymane rusztowanie oczyszcza się w wodzie i suszy się z pozostałości wody i rozpuszczalników.From the Polish patent application P.415317 there is known a method of producing polylactide spongy scaffolds for the cultivation of cylindrical epithelial cells, according to which a solution of polylactide in dioxane, dichloromethane or chloroform with a concentration of 1.5-6% by weight is placed in a glass reactor, the solution is stirred for 20-28 h at a speed of 550-700 rpm, at a temperature of 20-30 ° C, until the polymer is completely dissolved, then a polylactide non-solvent, which is water, is added to the solution in such an amount that the concentration of the non-solvent is from 0-5 wt.% based on the weight of the polymer. After obtaining a homogeneous polymer solution, the solution is frozen for 20-28 h at -10 to -20 ° C, and the resulting frozen scaffold is gelled in water with methanol and / or ethanol at -10 ° C to -20 ° C for 30-48 h, then the obtained scaffold is cleaned in water and dried from residual water and solvents.
Sposób według zgłoszenia P.415435 prowadzi do otrzymania rusztowania polilaktydowego o wewnętrznej gąbczastej strukturze i regularnym rozmieszczeniu porów, z funkcją dostarczania substancji odżywczych, jednak powierzchnia rusztowania pozostaje hydrofobowa. Problemem jest połączenie dwóch niemieszających się polimerów (hydrofobowego polilaktydu i innego polimeru hydrofilowego), aby uzyskać materiał o właściwościach hydrofilowych, zachowując jednocześnie odpowiednie właściwości mechaniczne polilaktydu i wysoką porowatość materiału. Problem ten został rozwiązany w obecnym wynalazku, dzięki modyfikacji rusztowania polilaktydowego za pomocą kopolimeru kwasu metakrylowego. Modyfikacja skafoldów polilaktydowych za pomocą kopolimeru kwasu metakrylowego nie była do tej pory praktykowana.The method according to the application P.415435 leads to a polylactide scaffold with an internal spongy structure and regular distribution of pores, with the function of providing nutrients, but the surface of the scaffold remains hydrophobic. The problem is to combine two immiscible polymers (hydrophobic polylactide and another hydrophilic polymer) to obtain a material with hydrophilic properties while maintaining the appropriate mechanical properties of the polylactide and the high porosity of the material. This problem has been solved in the present invention by modifying the polylactide scaffold with a methacrylic acid copolymer. Modification of polylactide scaffolds with methacrylic acid copolymer has not been practiced so far.
Sposób wytwarzania polilaktydowego substytutu kości gąbczastej o zwiększonej hydrofilowości według wynalazku charakteryzuje się tym, że sporządza się roztwór polilaktydu w dioksanie o stężeniu 1-12%, następnie dodaje się kopolimer kwasu metakrylowego w ilości 0,01-100% masowych w stosunku do polilaktydu, po czym dodaje się porofor, wybrany spośród wody i alkoholu C1-C3, w ilości 0,1-30% objętościowych w stosunku do roztworu polimeru. Mieszaninę miesza się przez 3-24 h w temperaturze 20-60°C, z szybkością 160-300 rpm, po czym roztwór wylewa się do formy i zmraża sięThe method of producing polylactide spongy bone substitute with increased hydrophilicity according to the invention is characterized by preparing a solution of polylactide in dioxane with a concentration of 1-12%, then adding a methacrylic acid copolymer in an amount of 0.01-100% by weight with respect to polylactide, after whereby a blowing agent selected from water and C1-C3 alcohol is added in an amount of 0.1-30% by volume with respect to the polymer solution. The mixture is stirred for 3-24 h at 20-60 ° C, 160-300 rpm, after which the solution is poured into a mold and frozen
PL 236 857 B1 w temperaturze -25 - -35°C, przez 12-36 h. Następnie otrzymany substytut pozostawia się w wodzie, o temperaturze -10°C - 10°C na 3-5 dni, po czym suszy się próżniowo w temperaturze 30-45°C przez 24-48 h.At -25-35 ° C for 12-36 h. Then the substitute obtained is left in water at -10 ° C-10 ° C for 3-5 days, and then dried under vacuum in temperature of 30-45 ° C for 24-48 hours.
Korzystnie jako polilaktyd stosuje się poli-L-laktyd, korzystnie o ciężarze cząsteczkowym Mn 50 000-150 000 g/mol, dyspersyjności D=1,2-2.Preferably, poly-L-lactide is used as polylactide, preferably with a molecular weight M n 50,000-150,000 g / mol, a dispersion D = 1.2-2.
Korzystnie stosuje się poli-L-laktyd mający 0-1% zawartość centrów D, a zawartość Sn <20 ppm.Preferably poly-L-lactide is used having 0-1% D-centers and Sn content <20 ppm.
Korzystnie jako kopolimer kwasu metakrylowego stosuje się poli(kwas metakrylowy-co-metakrylan metylu) o stosunku grup bocznych od 1:3 do 3:1, poli(kwas metakrylowy-co-metakrylan dimetyloaminoetylu-co-metakrylan butylu) o stosunku grup bocznych 1:2:1.Preferably the methacrylic acid copolymer is poly (methacrylic acid-co-methyl methacrylate) with a side group ratio of 1: 3 to 3: 1, poly (methacrylic acid-co-dimethylaminoethyl methacrylate-co-butyl methacrylate) with a side group ratio of 1 : 2: 1.
Korzystnie stosuje się kopolimer kwasu metakrylowego o ciężarze cząsteczkowym Mw 45 000130 000 g/mol.Preferably a methacrylic acid copolymer with a molecular weight M of 45,000 130,000 g / mol is used.
Korzystnie jako porofor stosuje się wodę. Korzystnie stosuje się wodę demineralizowaną o czystości miliq, a alkohol o czystości min. 99%.Preferably, water is used as the blowing agent. Preference is given to using milli-pure demineralized water and min. Pure alcohol. 99%.
Korzystnie porofor dodaje się w czasie 5-20 minut, najkorzystniej za pomocą pompy strzykawkowej.Preferably the blowing agent is added over 5-20 minutes, most preferably with a syringe pump.
W wyniku procesu przeprowadzonego zgodnie z wynalazkiem uzyskuje się trójwymiarowy substytut kości gąbczastej z polilaktydu modyfikowanego kopolimerem kwasu metakrylowego. Obecność wielu bocznych grup estrowych powoduje, że polimetakrylany są polimerami o większej hydrofilowoś ci niż polilaktyd, a jednocześnie mieszają się z roztworem polilaktydu. Powierzchnia implantów otrzymanych według wynalazku jest bardziej hydrofilowa w stosunku do samego polilaktydu i sprzyja regeneracji kości gąbczastej. Specjalna budowa wewnętrzna substytutu oraz właściwości powierzchni umożliwiają wtłoczenie do substytutu zwiększonej ilości hydrofilowych czynników wzrostu komórek w postaci osocza bogatopłytkowego. Pory we wnętrzu rusztowania po hydrofilizacji mogą być zasiedlane przez namnażające się komórki. Możliwa jest również poprawa adhezji komórek do powierzchni implantu. Ponadto, w zależności od podstawnika można dysponować również polimetakrylanami hydrofilowymi o właściwościach anionowych (grupa karboksylanowa), bądź kationowych (grupa trimetyloamoniowa). Otrzymane substytuty charakteryzują się porowatością otwartą 90-97% oraz nasiąkliwością względem izopropanolu 1000-2200%.As a result of the process according to the invention, a three-dimensional spongy bone substitute is obtained from a polylactide modified with a methacrylic acid copolymer. The presence of many pendant ester groups makes polymethacrylates polymers with greater hydrophilicity than polylactide, and at the same time they mix with the polylactide solution. The surface of the implants obtained according to the invention is more hydrophilic in relation to polylactide alone and promotes the regeneration of the spongy bone. The special internal structure of the substitute and the surface properties allow for the injection of an increased amount of hydrophilic cell growth factors into the substitute in the form of platelet-rich plasma. The pores inside the scaffold after hydrophilization can be colonized by multiplying cells. It is also possible to improve the adhesion of cells to the implant surface. In addition, depending on the substituent, it is also possible to have hydrophilic polymethacrylates with anionic (carboxylate group) or cationic (trimethylammonium group) properties. The obtained substitutes are characterized by an open porosity of 90-97% and water absorption in relation to isopropanol of 1000-2200%.
Na rysunku przedstawiono:The figure shows:
Fig. 1. Zdjęcie implantu polilaktydowego o zwiększonej hydrofilowości (po lewej) oraz schematyczny rysunek miejsc poboru próbek do analizy SEM (po prawej).Fig. 1. Photo of a polylactide implant with increased hydrophilicity (left) and a schematic drawing of sampling sites for SEM analysis (right).
Fig. 2. Obrazy SEM powierzchni substytutu otrzymanego według wynalazku. Zastosowano dodatek poli(kwasu metakrylowego-co-metakrylanu metylu) o stosunku grup bocznych 1:2. Jako porofor zastosowano metanol.Fig. 2. SEM images of the surface of the substitute obtained according to the invention. An addition of poly (methacrylic acid-co-methyl methacrylate) with a side group ratio of 1: 2 was used. Methanol was used as the blowing agent.
Fig. 3. Obrazy SEM powierzchni substytutu otrzymanego według wynalazku. Zastosowano dodatek poli(kwas metakrylowy-co-metakrylan dimetyloaminoetylu-co-metakrylan butylu). Jako porofor zastosowano metanol.Fig. 3. SEM images of the surface of the substitute obtained according to the invention. The addition of poly (methacrylic acid-co-dimethylaminoethyl methacrylate-co-butyl methacrylate) was used. Methanol was used as the blowing agent.
Fig. 4. Obrazy SEM powierzchni substytutu otrzymanego według wynalazku. Zastosowano dodatek poli(kwas metakrylowy-co-metakrylan dimetyloaminoetylu-co-metakrylan butylu). Jako porofor zastosowano wodę.Fig. 4. SEM images of the surface of the substitute obtained according to the invention. The addition of poly (methacrylic acid-co-dimethylaminoethyl methacrylate-co-butyl methacrylate) was used. Water was used as the blowing agent.
Sposób według wynalazku został bliżej przedstawiony w przykładach.The method according to the invention is presented in more detail in the examples.
P r z y k ł a d 1P r z k ł a d 1
W kolbie stożkowej 250 mL rozpuszczano 6,2 g poli-L-laktydu (PLLA, Mn 86 000 g/mol, PDI 1,8, zawartość Sn 10 ppm) w 200 mL dioksanu o czystości 99,5% przez 3 h, w 60°C. Następnie roztwór PLA/dioksan ochłodzono do 25°C i mieszano przez 21 h przy użyciu mieszadła magnetycznego oraz baryłkowatego elementu mieszającego, którego objętość wynosi min. 50% objętości roztworu polim eru (szybkość mieszania 200 min-1). Do kolby stożkowej o pojemności 50 mL wlano 20 mL przygotowanego roztworu PLLA w dioksanie. Następnie, za pomocą pompy strzykawkowej, wkroplono 2 mL metanolu i wsypano 0,05 g poli(kwasu metakrylowego-co-metakrylanu metylu) o stosunku grup bocznych 1:2 (nazwa handlowa Eudragit S100). Zawartość kolby mieszano przy użyciu mieszadła magnetycznego oraz elementu mieszającego przez 24 h w 25°C. Następnie roztwór wylano do odpowiednio przygotowanej formy teflonowej z odkręcanym dnem o pojemności 50 mL. Natychmiast po wylaniu roztworu, formy umieszczono w zamrażarce, w temperaturze -18°C, na 24 h. Po upływie tego czasu zamrożony roztwór wyjęto z formy i umieszczono w 300 mL schłodzonej wody na czas 5 dni. Temperatura wody wynosiła 4°C przez cały czas trwania procesu. Substytuty suszono przez 48 h w temp 30°C pod próżnią 10 mbar. Otrzymano substytut posiadający mikro i mikroporowatość według Fig. 2.In a 250 mL conical flask, 6.2 g of poly-L-lactide (PLLA, M n 86,000 g / mol, PDI 1.8, Sn 10 ppm) were dissolved in 200 mL of 99.5% pure dioxane for 3 h, at 60 ° C. Then the PLA / dioxane solution was cooled to 25 ° C and stirred for 21 h using a magnetic stirrer and a barrel-shaped mixing device, the volume of which is min. 50% by volume of the polymer solution (mixing speed 200 min -1 ). 20 mL of the prepared PLLA solution in dioxane was poured into a 50 mL conical flask. Then, using a syringe pump, 2 mL of methanol was added dropwise and 0.05 g of poly (methacrylic acid-co-methyl methacrylate) with a side group ratio of 1: 2 (trade name Eudragit S100) was poured. The contents of the flask were mixed with a magnetic stirrer and a stirring bar for 24 h at 25 ° C. The solution was then poured into an appropriately prepared 50 mL Teflon mold with a twist-off bottom. Immediately after pouring out the solution, the molds were placed in a freezer at -18 ° C for 24 hours. After this time, the frozen solution was removed from the mold and placed in 300 mL of chilled water for 5 days. The water temperature was 4 ° C throughout the process. The substitutes were dried for 48 h at 30 ° C under a vacuum of 10 mbar. A substitute was obtained having the micro and microporosity according to Fig. 2.
PL 236 857 B1PL 236 857 B1
P r z y k ł a d 2P r z k ł a d 2
Procedurę powtórzono jak w przykładzie 1, z tą różnicą że zastosowano dodatek poli(kwasu metakrylowego-co-metakrylanu dimetyloaminoetylu-co-metakrylan butylu) o stosunku grup bocznych 1:2:1 (nazwa handlowa E100) w ilości 0,05 g. Otrzymano substytut posiadający mikro i mikroporowatość według Fig. 3.The procedure was repeated as in Example 1, except that the addition of poly (methacrylic acid-co-dimethylaminoethyl methacrylate-co-butyl methacrylate) with a side group ratio of 1: 2: 1 (trade name E100) was used in an amount of 0.05 g. a substitute having micro and microporosity according to Fig. 3.
P r z y k ł a d 3P r z k ł a d 3
W kolbie stożkowej 250 mL rozpuszczono 6,2 g poli-L-laktydu (PLLA, Mn 86 000 g/mol, PDI 1,8, zawartość Sn 10 ppm) w 200 mL dioksanu o czystości 99,5% przez 3 h, w 60°C. Następnie roztwór PLA/dioksan ochłodzono do 30°C i mieszano przez 21 h przy użyciu mieszadła magnetycznego oraz elementu mieszającego (szybkość mieszania 200 min-1). Do kolby stożkowej o pojemności 50 mL wlano 20 mL przygotowanego roztworu PLLA w dioksanie. Do kolby wsypano 0,4 g Eudragitu E100. Zawartość kolby mieszano przy użyciu mieszadła magnetycznego oraz elementu mieszającego przez w 50°C do rozpuszczenia zawartości. Następnie, za pomocą pompy strzykawkowej, wkroplono porcjami 1,5 mL porofora, za każdym razem po 0,5 mL wody demi o czystości miliq (porofor). Czynność powtórzono po około 15 minutach, upewniając się, że roztwór jest klarowny. Uzyskany roztwór mieszano 21 h, w temperaturze 25°C. Następnie roztwór wylano do odpowiednio przygotowanej formy teflonowej z odkręcanym dnem o pojemności 50 mL. Natychmiast po wylaniu roztworu, formę umieszczono w zamrażarce, w temperaturze -18°C, na 24 h. Po upływie tego czasu zamrożony roztwór wyjęto z formy i umieszczono w 300 mL schłodzonej wody na czas 5 dni. Temperatura wody wynosiła 4°C przez cały czas trwania procesu. Substytuty suszono przez 48 h w temp 45°C pod próżnią 10 mbar. Otrzymano substytut posiadający mikro i mikroporowatość według Fig. 4.In a 250 mL conical flask, 6.2 g of poly-L-lactide (PLLA, M n 86,000 g / mol, PDI 1.8, Sn 10 ppm) were dissolved in 200 mL of 99.5% pure dioxane for 3 h, at 60 ° C. Then the PLA / dioxane solution was cooled to 30 ° C and stirred for 21 h using a magnetic stirrer and a stirring device (stirring speed 200 min -1 ). 20 mL of the prepared PLLA solution in dioxane was poured into a 50 mL conical flask. 0.4 g of Eudragit E100 was poured into the flask. The contents of the flask were mixed with a magnetic stirrer and a stirring bar for 50 ° C until the contents dissolved. Then, 1.5 mL of blowing agent, each time 0.5 mL of milli-pure demi water (blowing agent), was added dropwise using a syringe pump. The operation was repeated after about 15 minutes, making sure that the solution was clear. The resulting solution was stirred for 21 h at the temperature of 25 ° C. The solution was then poured into an appropriately prepared 50 mL Teflon mold with a twist-off bottom. Immediately after pouring out the solution, the mold was placed in a freezer at -18 ° C for 24 hours. After this time, the frozen solution was removed from the mold and placed in 300 mL of chilled water for 5 days. The water temperature was 4 ° C throughout the process. The substitutes were dried for 48 h at 45 ° C under a vacuum of 10 mbar. A substitute was obtained having the micro and microporosity according to Fig. 4.
Literatura:Literature:
[1] Giannoudis P. V., Dinopoulos H., Tsiridis E. Bone substitutes: An update, Injury., 36 (2005), S20-S27.[1] Giannoudis P. V., Dinopoulos H., Tsiridis E. Bone substitutes: An update, Injury., 36 (2005), S20-S27.
[2] Huiskes R., Weinans H. H., Rietbergen R. The relationship between stress shielding and bone resorption around total hip stems and the effects of flexible materials, Clinical Orthopaedics and Related Research (1992) s. 124-134.[2] Huiskes R., Wefinans H. H., Rietbergen R. The relationship between stress shielding and bone resorption around total hip stems and the effects of flexible materials, Clinical Orthopedics and Related Research (1992) pp. 124-134.
[3] Ip, W. Y., Gogolewski S. Clinical Application of Resorbable Polymers in Guided Bone Regeneration, Macromolecular Symposia., 253 (2007), s. 139-146.[3] Ip, W. Y., Gogolewski S. Clinical Application of Resorbable Polymers in Guided Bone Regeneration, Macromolecular Symposia., 253 (2007), pp. 139-146.
[4] Avera S. P., Stampleg W.A., McAllister B.S. Histologic and clinical observation of resorbable and non resorbable barrier membranes used in maxillary sinus graft containment, The International Journal of Oral & Maxillofacial Implants., 12 (1997), s. 88-90.[4] Avera S. P., Stampleg W.A., McAllister B.S. Histologic and clinical observation of resorbable and non resorbable barrier membranes used in maxillary sinus graft containment, The International Journal of Oral & Maxillofacial Implants., 12 (1997), pp. 88-90.
[5] Fugazzotto P.A. GBR using borine bone matrix and resorbable and non resorbable membrane. Part 2: clinical results, The International Journal of Periodontics and Restorative Dentistry., 23 (2003), s. 599-605.[5] Fugazzotto P.A. GBR using borine bone matrix and resorbable and non resorbable membrane. Part 2: clinical results, The International Journal of Periodontics and Restorative Dentistry., 23 (2003), pp. 599-605.
[6] Slomkowski S., Biodegradable Polyesters for Tissue Engineering, Macromolecular Symposia., 253 (2007), s. 47-58.[6] Slomkowski S., Biodegradable Polyesters for Tissue Engineering, Macromolecular Symposia., 253 (2007), pp. 47-58.
[7] Ficek K., Filipek J., Wojciechowski P., Kopec K., Stodolak-Zych E., Blazewicz S. A bioresorbable polylactide implant used in bone cyst filling, Journal of Material Sciences: Materials in Medicine., 27 (2016), s. 33.[7] Ficek K., Filipek J., Wojciechowski P., Kopec K., Stodolak-Zych E., Blazewicz S. A bioresorbable polylactide implant used in bone cyst filling, Journal of Material Sciences: Materials in Medicine., 27 ( 2016), p. 33.
[8] Ruśkowski P., Gadomska-Gajadhur A., Polilaktyd w zastosowaniach medycznych, Tworzywa sztuczne w przemyśle 2017, 2, 32-35.[8] Ruśkowski P., Gadomska-Gajadhur A., Polylactide in medical applications, Plastics in industry 2017, 2, 32-35.
[9] Barbanti S. H., Santos A. R., Zavaglia C. A., Duek E. A. Porous and Dense PoIy(L-Lactic Acid) and Poly(D,L-Lactic Acid-Co-Glycolic Acid) Scaffolds: In Vitro Degradation in Culture Medium and Osteoblasts Culture. Journal of Materials Science: Materials in Medicine., 15 (2004), 1315-1321.[9] Barbanti SH, Santos AR, Zavaglia CA, Duek EA Porous and Dense PoIy (L-Lactic Acid) and Poly (D, L-Lactic Acid-Co-Glycolic Acid) Scaffolds: In Vitro Degradation in Culture Medium and Osteoblasts Culture . Journal of Materials Science: Materials in Medicine., 15 (2004), 1315-1321.
[10] Nowak B., Pająk J. Biodegradacja polilaktydu (PLA), Archiwum Gospodarki Odpadami i Ochrony Środowiska., 2010, 12, s. 1-10.[10] Nowak B., Pająk J. Biodegradation of polylactide (PLA), Archives of Waste Management and Environmental Protection., 2010, 12, pp. 1-10.
Claims (7)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| PL426819A PL236857B1 (en) | 2018-08-27 | 2018-08-27 | Method of producing polylactide spongy bone substitute with increased hydrophilicity |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| PL426819A PL236857B1 (en) | 2018-08-27 | 2018-08-27 | Method of producing polylactide spongy bone substitute with increased hydrophilicity |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| PL426819A1 PL426819A1 (en) | 2020-03-09 |
| PL236857B1 true PL236857B1 (en) | 2021-02-22 |
Family
ID=69709524
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| PL426819A PL236857B1 (en) | 2018-08-27 | 2018-08-27 | Method of producing polylactide spongy bone substitute with increased hydrophilicity |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| PL (1) | PL236857B1 (en) |
-
2018
- 2018-08-27 PL PL426819A patent/PL236857B1/en unknown
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| PL426819A1 (en) | 2020-03-09 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Wang et al. | Photo-crosslinked poly (ε-caprolactone fumarate) networks for guided peripheral nerve regeneration: Material properties and preliminary biological evaluations | |
| Rezwan et al. | Biodegradable and bioactive porous polymer/inorganic composite scaffolds for bone tissue engineering | |
| Yaszemski et al. | The ingrowth of new bone tissue and initial mechanical properties of a degrading polymeric composite scaffold | |
| CA2591464C (en) | Biocompatible material comprising poly(e-caprolactone) and a hyaluronic acid derivative for the replacement, repair or regeneration of the meniscus | |
| Chen et al. | The application of polyhydroxyalkanoates as tissue engineering materials | |
| Mano et al. | Bioinert, biodegradable and injectable polymeric matrix composites for hard tissue replacement: state of the art and recent developments | |
| EP2517738B1 (en) | A collagen/hydroxyapatite composite scaffold | |
| US20040115240A1 (en) | Composite for attaching, growing and/or repairing of living tissues and use of said composite | |
| Salmasi et al. | Suppl-3, M8: nanohydroxyapatite effect on the degradation, osteoconduction and mechanical properties of polymeric bone tissue engineered scaffolds | |
| JPH07500990A (en) | How to use biomaterials for tissue repair | |
| CN105283207B (en) | Use the osteanagenesis and its application of degradable polymer based nano composite material | |
| Mendibil et al. | Bioresorbable and mechanically optimized nerve guidance conduit based on a naturally derived medium chain length polyhydroxyalkanoate and poly (ε-caprolactone) blend | |
| EP4178634B1 (en) | Integrated core-shell bioactive structure for the regeneration of bone and osteochondral tissues | |
| Zeng et al. | Poly (trimethylene carbonate)-based composite materials for reconstruction of critical-sized cranial bone defects in sheep | |
| JP7395357B2 (en) | Tissue scaffolds and scaffold compositions | |
| Ferrer et al. | Tailoring bulk and surface composition of polylactides for application in engineering of skeletal tissues | |
| PL236857B1 (en) | Method of producing polylactide spongy bone substitute with increased hydrophilicity | |
| Miguez et al. | Fabrication and characterization of gelatin/calcium phosphate electrospun composite scaffold for bone tissue engineering | |
| Bojar et al. | Novel chitosan-based bone substitute. A summary of in vitro and in vivo evaluation | |
| CN110882418B (en) | Biodegradable polymer nanocomposites and uses thereof | |
| Castro | Synthesis and manufacture of photocrosslinkable poly (caprolactone)-based three-dimensional scaffolds for tissue engineering applications | |
| Karpunina et al. | Analysis of the Biocompatibility of Polymer Implant Materials | |
| Khan et al. | Bioactive polymers and nanobiomaterials composites for bone tissue engineering | |
| WO2011161292A1 (en) | Polymer and magnesium particle material for biomedical applications | |
| Zhang | Elastic degradable polyurethanes for biomedical applications |