SE448205B - Kirurgisk absorberbar protes av polymerer av p-dioxanon - Google Patents

Description

G1 40 448 205 2 Enligt föreliggande uppfinning har det visat sig att polymerer av p-dioxanon framställda av monomerer av mycket hög renhetsgrad kan smältsträngsprutas till lättböjliga, enkel- tradsfibrsr som absorberas langsamt i djurvävnad utan signifi- kant ogynnsam vävnadsreaktion. Fibrerna uppvisar god draghàll- fasthet och knuthallfasthet och bra hallfasthetsbibshallande in vivo och kan steriliseras med kobolt 60 utan allvarlig för- sämring av deras egenskaper.

Polymerer av p-dioxanon och fibrer som strangsprutats därav är tidigare kända. I de amerikanska patentskrifterna 3 063 967 och 3 063 968 beskrives exempelvis polymerisationen av p-dioxanon och framställningen av filmer och fibrer därav.

Den laga draghallfastheten för fibrerna som framställts i enlighet med dessa patentskrifter gör emellertid att dessa fibrer i manga fall är olämpliga för användning i kirurgiska konstruktioner. Dessutom har i dessa referenser absorberbarhe- ten av sådana fibrer ej indikerats, vilka fibrer dock uppgi- vits vara resistenta mot inverkan av salin och destillerat vatten.

Andra referenser som behandlar polymerisationen av p-dioxanon är exempelvis de amerikanska patentskrifterna 3 190 858, 3 391 126 och 3 645 941 som beskriver olika katalysatorer för polymerisationen av laktoner, sasom p-dioxanon och den amerikanska patentskriften 3 020 289 som beskriver polymerisa- tionen av p-dioxanon i närvaro av svavelsyra. Ingen av dessa referenser antyder användningen av polymerer av p-dioxanon vid framställning av syntetiska absorberbara fibrer, som ingar i proteserna enligt föreliggande uppfinning.

Föreliggande uppfinning avser en kirurgisk protes känne- tecknad av ett material framställt åtminstone delvis av synte- tiska absorberbara fibrer av en polymer uppvisande enheter med formeln: 3%' E? “Ic-cs-o-c-cs-o» É x vari R' och R betecknar individuellt vate, metyl eller etyl, och x ar en polymsrisationsgrad sådan att en fiberbildande polymsr erhålles, att den kirurgiska protesen ar torr i en ._afi- älv-_ x :i i y, 40 443 205 3 utstrackning sadan att den ar väsentligen fri fran fukt, att fibrerna har en initiell rak draghallfasthet och knuthàllfast- het av minst cirka 270 MPa resp 210 MPa, en elasticitetsmodul av mindre an cirka 4100 MPa med en motsvarande hög grad av mjukhet och bojlighet och av vasentligen fullständig absorp- tion in vivo inom ca 180 dagar.

De i sadana proteser ingående polymererna är framställda genom polymerisation av mycket rena monomerer som smältsträng- sprutats till fibrer, som lämpar sig för användning såsom syn- tetiska absorberbara fibrer i proteser.

Uppfinningen askadliggöres pa den bifogade ritningen varpà fig 1 visar en tvärsnittevy av ett sammansatt garn inne- hållande tradar av olika komposition och fig 2 visar en planvy av ett kirurgiskt tyg stickat av fibrer enligt föreliggande uppfinning.

Polymererna, som anvandes enligt föreliggande uppfin- ning, utgöres av enheter med den allmänna formeln: (_ _.. 19 f* R ' -Vä - ca - o - - du - o{- I.. á -lx vari R' och R oberoende betecknar väte, metyl eller etyl och x betecknar en polymerisationsgrad som ger en fiberbildande polymer.

Polymeren framställes bekvämt av höggradigt renad monomer, dvs monomer med en renhet av atminstone cirka 98 % uppvisande formeln: .=O /' \\\ R-CH Q=O R-c-R xó-R' \ o -føf vari R ocn R' har ovan angiven betydelse. Monomeren utgöres foretradesvis av p-dioxanon, metyl-p-dioxanon eller dimetyl-p- -dioxanon.

En speciellt foredragen monomer ar p-dioxanon och föl- Jande beskrivning och exempel som belyser uppfinningen ar hu- vudsakligen inriktadc pà framstallningen och polymerisationen av denna monomar varvid det ar självklart ett vissa variatio- i I F g. 'fars-face Ä .fi 40 448 205 4 ner kan vara tillämpbara pà andra monomerer och polymerer som omfattas av ovanstaende formel vilket är uppenbart för fack- mannen. Para-dioxanoner framställes enkelt genom reaktion av etylenglykol, metalliskt natrium och kloroättiksyra vilket beskrivas närmare 1 det följande. Erhàllen monomer renas före- trädesvis till 99-procentig renhetegrad genom flertaliga dee- tillationer och omkristallisationer. Det har visat sig att hög monomerrenhetsgrad är nödvändig för att en polymer med hög molekylvikt skall uppnås och för att i sista hand en fiber med god draghallfasthet och god knuthallfaethet i torrt tillstànd skall uppnås.

Den renade monomeren polymeriseras vid en temperatur av -l30°C, företrädesvis över 75°C, i närvaro av en organome- tallkatalysator som beskrives närmare i det följande för er- hållande av en polymer med hög molekylvikt av p-dioxanon kän- netecknad av en inre viskositet av atminstone cirka 0,50 mätt sasom en 0,1-prccentig lösning i tetrakloroetan vid 25°C och med en kristallinitet av åtminstone cirka 20 % bestämd medelst rontgenstràlediffraktion.

Polymeren emälteträngsprutas genom ett epinnmunstycke pà konventionellt sätt sa att en eller flera träda: bildas som därefter drages till cirka 4x - 6x för uppnáende av molekyl- orientering och förbättrade draghallfasthetsegenskaper. Er- hallna orienterade tràdar uppvisar god draghàllfasthet och god knuthallfaethet i torrt tillstànd och god hallfasthetebibe- hållning in vivo.

För att dimensionsstabiliteten och draghàllfaethetsbibe- hållningen skall förbättras ytterligare kan de orienterade trådarna utnattas for en värmebehandling. Denna eventuella varmebehandlino beetar av upphettning av trådarna till en tem- peratur av fran cirka 50 till 105°C, företrädesvis fran cirka 50 till 80°C under strackning av trådarna för att eventuell vasentlig krympning skall förhindras. Tradarna halles vid varmningetemperaturen under nagra fa sekunder till flera dagar eller längre beroende pa temperatur- och bearbetningsbetingel- serna. I allmanhet ar värmebehandling vid 50-80°C under upp till cirka 24 timmar godtagbart for p-dioxanon. Optimal värme- bohandlingatid och -temperatur for maximalt fcrbattrande av fiberns hallfaothotubibehállning in vivo och dimensionaatabi- litet kan latt bnetammas for varge Eiberkomposition.

'Na-h 'en 40 440 205 Framställningen av orienterade tràdar av poly-p-dioxan- onpolymer och andra polymerer enligt föreliggande uppfinning och med hög molekylvikt belyses ytterligare av följande exem- pel vari samtliga procentvärden har beräknats pa vikt om ej annat indikeras.

EXEMPEL I Q. Framställningen av o-dioxanon genomfördes na fölíande sätt; Metalliskt natrium löstes i ett stort överskott av etyl- englykol för erhallande av ett glykolat som bringades att rea- gera ytterligare med cirka 0,5 mol kloroättiksyra per mol nat- rium varvid natriumsaltet av hydroxisyran erhölls. överskott av etylenglykol och biprodukter fran reaktionen avlägsnades genom destillation och genom tvättning med aceton. Natriumsal- tet överfördes till den fria hydroxisyran genom tillsats av klorvateeyra och erhallen natriumklorid avlägsnades genom ut- fällning med etanol följt av filtrering.

Hydroxisyrafiltratet upphettadee langsamt till cirka 200°C, företrädesvis-i närvaro av MgCO3, för avlägsnande av alkohol och vatten genom destillation. Efter ytterligare upp- hettning vid atmosfarstryck bildades p-dioxanonen och destil- lerade over vid en huvudtemperatur av mellan cirka 200 och 220°C. Renheten av den ráa dioxanonprodukten är i allmänhet cirka 60-70 % bestämd medelst gaskromatografi och utbytena är 1 storleksordningen 50-70 %.

Den raa p-dioxanonen renas ytterligare till cirka 98 % genom omdeetillation och renas slutligen till 99 % eller mer genom flertaliga kristallisationer och/eller destillationer. å. Polvmerisation av n-dioxanon ggQQg;g;gg§_gg_LgLyggg¿¿§¿¿¿ Hoggradigt renad p-dioxanon polymeriserades i närvaro av en organometallkatalyeator, såsom dietylzink eller zirkonium- acetylacetonat for erhållande av fiberbildande polymerer av hog molekylvikt enligt fölgande allmanna metoder. 0,1-M <10,2 g) av torr p~dioxanonmonomer med en renhet av 99 X eller mer uppvagdes 1 en torr kolv i inert atmosfär av torr kvavgas och 0,35 ml av 0,138-M dietylzink i heptan till- sattes. Monomer-katalysatorforhàllandet beraknadea till 2000:1. Efter Eullbordad blandning av katalysatorn och monome- zon skakades kolven i intervaller under en period av cirka 1 timme eller kortareltld vid rumstemperatur tills initiering och polymorisation bekraftadeo genom upptradandst av galning. se. ~ l ._, r srfel: ' EHEMPEL II. 448 205 Kolven anelots därefter till ett vakuum av cirka 350 mm Hg. 6 Den förseglade kolven hölls vid 80°C i ett bad av konstant temperatur under cirka 72 timmar för fullbordande av polymeri- sationen. Erhallen polymer kännetecknas av en inre viskositet (I.V.) av 0,70 mätt i en 0,1-procentig lösning av polymer i tetrakloroetan vid 25°C, en glasovergàngstemperatur Tg av -l6°C, en smälttemperatur Tm av 110°C och en kristallinitet av 37 2.

Under polymerisationsförloppet är den ursprungliga tiden av 1 timme för polymerisationsinitiering erforderlig endast nar flyktiga katalysatorer användes som skulle ga förlorade om polymerisationsblandningen omedelbart placeras under vakuum.

När icke flyktiga katalysatorer, såsom zirkoniumacetylacetonat användes, kan denna tid utelämnas och polymerisationsbland- ningen placeras under vakuum omedelbart efter tfïfïätsen och blandningen av katalysatorn. Sasom ett ytterligare alternativ kan hela polymerisationsreaktionen genomföras i inert atmosfär vid atmosfärstryck.

Q. Strangsorutning av eolymeren cenomföres pà fölíande satt: Den i föregående steg erhallna polymeren torkades nog- grant och smaltstrangsprutades genom ett spinnmunstycke med anvandning av konventionella textilfiberspinnmetoder för er- hållande av en eller flera kontinuerliga enkeltràdsfibrer. De spunna trådarna drages cirka Sx vid en temperatur av cirka 43°C för ökning av molekylorientering och förhöjning av fysi- kaliska egenskaper, speciellt draghàllfastheten. De dragna enkeltrádarna uppvisar en diameter av cirka 0,28 mm motsvaran- de en suturstorlek av 2-0 och kannetecknas av en inre viskosi- tet av 0,64, en kristallinitet av 30 X, en rak draghàllfasthet av 250 MPa, en töjning av 99,4 % och en knuthàllfasthet av 220 MPa.

Forfarandet i exempel I upprepades med användning av 0,13 ml av zirkoniumacetylacetonatkatalysator (750C:1 mono- mer:katalysator-förhållande) i polymerisationsreaktionen.

Egenskaperna av polymeren och fibern var följande: gglgmggz Inre viskositet 0,71, 'rg -1s°c, Tm l11°C, Kriotallinitst 49 %; i í I i Y v š i 'L t 448 205 . 7 J \ä Eigeg: Inre viskositet' 0,57, .Sá Draghallfasthet 260 MPa, Töjning 88,5 % Knuthallfaathet 220 MPa.

XEMPP III. Polydioxanonpolymerer framställdes enligt poly- merisationsförfarandet i exempel I med anvandning av 0,20 ml zirkoniumacetylacetonatkatalysator (5000:l monomerzkatalysa- tor-förhållande) och en polymerisationstemperatur av 90°C.

Polymerene egenskaper var följande: š I f I Inre viskositet 0,65, Tg ~19°C, 5 E Tm 10QOC, É, pá Kristallinitet 35 %. E EXEMEEL IV. Förfarandet i exempel III upprepades med använd- A i ning av 0,50 ml zirkoniumacetylacetonatkatalysator <2000:1 i ' tionsreaktion under tre dagar vid 80°C. Erhàllen polymer hade .Å monomer:katalyaator~förhallande). Polymerens egenskaper var I 7 ,%¶ folgande: ! J Inre viskositet 0,59, i Tg _l7oc, t Tm 111°C, f -¶ Kristallinitet 44 %. ' \| EK§MPEL V, Förfarandet i exempel I upprepades med ett mono- I mer:katalysator-förhållande av 4000:1 och med en polymerisa- f i en inre viskositet av 0,86 och en kristallinitet av 30 %. Fib- rer strängsprutade av polymeren och dragna Sx vid 87°C hade en diameter av 0,23 mm, en rak draghallfaatnet av 450 MPa, en tojning av 47,6 % och en knuthàllfaathet av 310 MPa.

Y . W VI. Forfarandet i exempel I upprepades med användning av tetraoktylenglykoltitanat såsom polymerisationskatalysator.

Monomer:katalysator~forhàllandet var 12 300:1 baserat pa titanhalten och polymerisationsreaktionen upprätthölle vid ö0°C under sex dagar. Erhállen polymer hade en inre viskositet av 0,86 och en krietallinitet av 33 X. Strängsprutade trådar dragna öx vid 83°C hade en diameter av 0,28 mm, en draghall- fasthet av 380 MPa, en knuthallfasthet i torrt tillstànd av 340 MPa och en elaaticitetsmodul av 1150 MPa.

FV”“ W V I. Tva eataer av polydioxanon framatalldes enligt forfarande: i exempel VI med anvandning av ett monomerzkataly- 40 dator-forhallande av 26 70011 och med en polymerieationsreak~ :¿ 1 tion under aox dagar och 12 dagar. Erhallna polymerer hade 448 2os 8 inre viskositeter av 0,81 respektive 0,84. Polymererna kombi- nerades och straneprutades till fibrer som efter dragning 6x hade fölgande fysikaliska egenskaper: Fiber-diameter 0,23 mm § s nraghaiifaathet 520 MPa ß Töjning _46,3 % i Knutnaiifasthez 1 É torrt tillstànd 370 MPa I Enkeltràdfibrerna hade en hög mjukhetsgrad och var höggradigt lättböjliga.

E§§MP§L VIII. I följande exempel undersöktes absorptionen in E 1% vivo av de i föreliggande proteser ingaende fibrerna. g “Ä Två 2-cm segment av enkeltradfibrer fran exempel I upp- visande en diameter motsvarande en suturstorlek 2-0 implante- rades aseptiskt i den vänstra sätesmuskeln hos 24 Long Evans honrattor. Implantatställena uttogs efter perioder av 60, 90, 120 och 180 dagar och undersöktes mikroskopiskt med avseende pa absorptionsgraden.

Efter 60 dagar var suturtvarsnitten fortfarande genom- synliga och intakta. Vävnadsreaktonerna var svaga och de flesta suturerna var inkapslade med fibrös vävnad. Suturerna fran denna period förblev dubbelbrytande i polariserat ljus.

Efter 90 dagar började suturerna bli genomskinliga och hade förlorat det mesta av dubhelbrytningsegenskaperna. Ett fatal av suturtvarsnitten uppvisade skär färg ~ '* runt periferin och kanterna var indistinkta, vilket indikerade E att absorptionen hade pàbörgats. Vävnadsreaktionerna bestod allmänt av en fibros kapsel och ett skikt av makrofager anord- É nade mellan den och suturytan. ' Efter 120 dagar var suturerna genomskinliga, de flesta I tvarenitten hade antagit en eosinofil farg och suturerna före- 1 föll vara i ett stadium av aktiv absorption. Vävnadsreak- Q tionerna bestod av ett yttsrskikt av fibroblaster med en » gransyta av makrofager som var flera csllskikt tjock. Absorp- * tionen efter 120 dagar uppskattades till ungefär 70 % av full- i standigt varde. I 'ftor 180 dagar var absorptioncn av suturen vasentligen 5 íullbordad. Snittet hade lakt med minimal ogynnsam vavnads- E reaktion. ß 40 EXEMEEL X3: Hallfantbibehàllandet in vivo undersöktes pà föl- É I a; Jsndo satt: 448 205 ' 9 Segment av enkeltrádeflbšerna fràn flera av de föregåen- de exemplen Lmplanteradee subkutant i den bakre delen av ryg- “4 gen 1 Long Evans honràttor under perioder av 14, 21 och 28 dagar. Fibreraa uttogs efter dessa perioder och testades med f avseende pà rek draghållfaethet med följande resultat. } 448 205 ä i*5 Implanta- Draghàll- Hállfasthets- tionstid fastnat bibehållande Test Flber dagar (N) ,% a) Ex. I - o 15,0 J 14 6,5 43,4 L 21 5,1 33,8 T & 28 ---- , E I b) mc. 1 - (sceriuseradfl- o 13,7 ; lll' 5:2 37.96 '8 21 4,3 31,4 28 3,1 22,9 l c) EILVI - (icke värme- O 15,4- . behandladÅ 14 10 , l 65, 3 *WWW 21 7,2 46,7 28 6,8 44,1 d) EXJ/'I - (värme- 2 O 28,8 behandlad) 14 24,0 83,3 21 21,7 15,3 _ 28 19,11. 66,5 i š e) zx.vI - (värme- 2 3 o 16,0 É behandlad) ' 14 9,2 54,0 21 5,1. 35,5 28 3,1 17,8 f) EX. V - (steriliserad)l O 18,0 - 14 12,3 68,4 21 10,7 59,3 28 9,6 53,2 g) Ex. v - (suer111seraa)3 o 15,3 14 9,4 61,3 21- 6)l 28 4,1 25, lSteriliserad med etylenoxid vid 30°C. zvärmebenanalad 1 kväve 24 n vid 65°c. Ö “ teriliserad med kobolt 60.

V" DE Sma mängder polydióxanonpolymer framställdes i u. u enlighet med det allmänna förfarandet i exempel I med använd- ning av kromatografiskt ren p-dioxanonmonomer och dietylzink och tetraoktylenglykoltitanat såsom katalysatcrer. Polymeren framstalld med dietylzinkkatalysator vid ett monomerzkatalysa- tor-förhållande av 4000 och med en polymerisationsreaktion av tre dagar vid 80°C uppvisade en inre viskositet av 1,18. Poly- meren framstalld med tetraoktylenglykoltitanatkatalysator vid ¿ ett monomer:katalysator-förhållande av 12 250 och med en poly- merisationsreaktion av 6 dagar vid 80°C uppvisade en inre vis- kositet av 1,15. En andra sats av höggradigt ren p-dioxanonmo- nomer som destillerats tva ganger i en ringformig deetilla- ä y tionsuppsats under ett vakuum av 0,10-0,15 mm Hg polymerisera- E *" des i närvaro av tetraoktylenglykoltitanatkatalysator i ett monomar:katalysator-förhållande av 13 300 och vid 80°C under 6 dagar. Erhallen polymer hade en inre viskositet av 2,28.

§KEgE§L XI. Metvl-n-dioxanon framställes na föliande sätt: Med anvandning av det allmänna förfarandet i exempel I loctes metalliskt natrium i stort overskott av 1,2-propandiol och kloroattiksyra tillsattes vid 110-115°C. Överskottet diol avlägsnades genom destillation och natriumsaltet av hydroxisy- ran överfordes till fri syra genom tillsats av vatten och klorvatesyra. Natriumklorid utfalldes genom tillsats av etanol och avlagsnades genom filtrering. Erhallen produkt destillera- des i närvaro av MQCO3 for avlagsnande av overskott av alkohol och vatten och for utvinning av ra metyldioxanonmonomer såsom ett destillat vid 196-202°C. Efter rening kan monomeren poly- meriseras och strangsprutas under bildning av fibrer.

EEEMPEL XII. Dimetvl-n-dioxanon framställdes pà foliande sätt: g Förfarandet enligt exempel XI upprepades varvid metal- liskt natrium bringades att reagera med 2,3-butandiol och kloroattiksyra vid cirka l30°C. Ra dimetyldioxanonmonomer É utvanns vid destillation vid 190-213°C. Efter rening kan E monomeren polymeriseras och strangsprutas under bildning av É fibrer.

Enligt fdreliggande uppfinning har det visat sig att exceptionellt nog renhotßgrad av p-dioxanonmonomeren fordras for att polymerer skall erhållas uppvisande tillrackligt hog inre viskositet vilket ger starka fibrer efter strängsprut- 40 ning. I allmannet renas monomererna till 99 % eller mer genom 40 448 205 12 destillation och omkristallisation_före polymerisation och erhållna polymerer'uppvisar en inre viskositet av åtminstone cirka 0,50 och företrädesvis 0,80 eller högre mätt sasom be- skrivits tidigare. Sasom framgår av exempel X uppvisar polyme- rer framstallda av höggradigt renad dioxanon inre viskositeter gott och väl överstigande 1,10.

Dragna fibrer av polydioxanoner uppvisar en unik kombi- nation av önskvärda egenskaper. Speciellt kombinerar entråd- fibrerna hög draghållfasthet och knuthàllfasthet med en lätt- böjlighet som ej uppnåtts med tidigare tillgängliga absorber- bara fibermaterial, varken naturliga eller syntetiska. För polydioxanonfibern från exempel VI är exempelvis elasticitets- modulen 1150 MPa. Såsom jämförelse kan nämnas att elastici- tetsmodulen för enkeltrådfibrer av polyglykolid och för fibrer av 90/10 glykolid/laktidsampolymerer är cirka 6800 - 13 600 MPa medan värdet för fuktig kattggut är cirka 2400 MPa.

Polymererna av p-dioxanon som användes enligt uppfin- ningen är även unika i jämförelse med tidigare kända syntetis- ka absorberbara material i det att fibrer av dessa polymerer kan steriliseras med kobolt-60-bestralning såväl som med etyl- enoxid. Såsom framgår av exempel IX bibehåller den sterilise- rade fibern fastän kobolt-60-sterilisering medför en viss re- duktion av fiberhållfasthet och en viss ökning av hàllfast- hetsförlusthastigheten in vivo ändock tillräckligt av initiell hållfasthet och hållfasthet under 28 dagar in vivo för att fibern skall vara lämplig för användning i kirurgiska förfa- randen.

Fastän de föregående exemplen har avsett framställning av homopolymerer av p-dioxanon, metyldioxanon och dimetyldi- oxanon ar dessa exempel endast belysande. Blandningar av dessa polymerer, sampoiymerer av två eller flera av dessa monomerer och sampolymerer av dessa monomerer med upp till cirka 50 viktprocent av andra sampolymeriserbara monomerer som ger icke toxiska och absorberbara polymerer kan likaledes användas enligt uppfinningen. Exempelvis är sådana sampolymerer av cioxanon med laktid och/eller glykolid användbara, varvid de fysikaliska och kemiska egenskaperna hos framställda produk- ter, såsom hàllfasthet, styvhet och absorptionshastighet, kan regleras genom att de relativa mangderna av monomerbestandsde- larna varieras. Dessutom kan sampolymererna framställas genom 'Ål/gräl 40 44-3 205 13 metoder for slumpvis polymerisation, segment- eller ymppolyme- risation för uppnaende av speciella kombinationer av komposi- tioner och fysikaliska och kemiska egenskaper. För vissa ända- mal da absorptionshastigheten av polydioxanon är lägre än enakvart kan sampolymerer av dioxanon med cirka 5-25 % eller mer glykolid uppvisande snabbare absorptionshastighet föredra- gas.

Det är uppenbart att inerta tillsatsmedel, såsom färg- ningsmaterial och mjukningsmedel kan inneslutas i proteeerna.

Vilket som helst av ett flertal mjukningsmedel, exempelvis glyceryltriacetat, etylbensoat, dietylftalat, dibutylftalat och bis-2-metoxietylftalat kan användas om sa är önskvärt.

Mängden mjukningsmedel kan variera fran 1 till cirka 20 % eller mer baserat på vikten av polymeren. EJ endast gör mjuk- ningemedlet fibrerna ännu mer lättböjliga utan det är ocksa en hjälp vid spinning. Enligt föreliggande uppfinning avses med uttrycket "inert" material som är kemiskt inerta gentemot polymeren och biologiskt inerta gentemot levande vävnad, dvs ej ger upphov till nLgra av de tidigare diskuterade ogynnsamma effekterna.

Proteserna enligt föreliggande uppfinning påverkas ogynnsamt av fuktighet och förpackas följaktligen företrädes- vis i väsentligen fuktighetsfri omgivning och i hermetiskt förseglide förpackningar. I en sadan förpackning kan proteeen vara anordnad i en halighet, som är evakuerad eller fylld med en torr atmosfär, saeom luft eller kväve. Förpackningen är lämpligen framställd av tva skikt av aluminiumfolie eller ett aluminiumfolie-plastlaminat och är varmförseglad eller samman- bunden med lim längs kanten så att háligheten är heremetiekt förseglad och innehållet i förpackningen är isolerat fran den yttre atmosfären.

Fibrerna enligt föreliggande uppfinning kan vavae, snos eller stickas antingen för sig eller i kombination med absor- berbara fibrer, såsom polyglykolid eller poly kolid> eller med icke abeorberbara fibrer, såsom nylon, poly- propen, polyetentereftalat eller polytetrafluoroeten under bildning av flertràdskonatruktioner, t ex rörformiga konstruk- tioner, som ar anvandbara vid kirurgisk reparation av artarer. vener, karl, matstrupen och liknande.

Flertrádsgarn som innehåller polymartradar som anvandea i protesen enligt föreliggande uppfinning tillsammans med icke s 1 I , d; , 'Pif me, “' \_/\-/ “-' ša-ffrornça-:nom parentes anger .nmrnouonoll zdennhsnngakod. lNlD-kod. Bokstav mom Hammer :new Ifl|"'E2É'°l¶'f.°!ff'fiflaff;,,..>.--,WJ' v ._ 448 205 M _ absorberbara trådar belyses i fig f vari den icke abeorberbara X z fibern betecknas medelst strecket fibertvarenitt 19. I fig 1 ar fibrerna 20 strangsprutade av föreliggande homopolymer- eller sampolymerkompositioner sasom beskrivits ovan. De rela- tiva proportionerna av absorberbara tradar 20 och icke absor- berbara tradar 19 kan varieras så att önskvarda absorptions- egenskaper uppnås i ett vavt tyg eller ett rörformigt implan- tat. Metoder för vävning och veckning av vaskulära proteser beskrivs i den amerikanska patentskriften 3 096 560.

Sammansatta material av absorberbara och icke absorber- _?_...a__ av.. _ bara material framställda medelst textilförfaranden innefat- :HW Hßlírw” tande vavning, stickning och framställning genom icke vävd » filtnig av fibrer beskrivas i de amerikanska patentskrifterna framstallning av kirurgiska proteser, varvid icke absorberbara fibrer kombineras med absorberbara fibrer framstallda av före- I 3 108 357 och 3 463 158. Likartade metoder kan anvandas vid l E liggande polymerer. Den kirurgiska användbarheten av tvakompo- { nenttràdar innehållande absorberbara och icke absorberbara I komponenter beskrivas i den amerikanska patentskriften 3 463 I 158. Enkeltràdar av föreliggande polymerer kan vavas eller ? stickas sa att ett absorberbart proteematerial bildas uppvi- § __ sande strukturen som visas i fig 2 som ar användbart för px kirurgisk brackreparation och sasom stöd av skadad lever, 3 25 njure och andra inre organ.

Proteserna enligt föreliggande uppfinning är användbara for kirurgiska ändamål da ett absorberbart stöd fordras, exem- fl pelvis i form av kirurgiska nat, absorberbara märlor, artifi- ciella senor eller broskmaterial och för andra ändamål da ett temporart stod fordras under lakningen. Med fördel kan de ock- sa anvandas vid reparation av brack och förankringsorgan som _ har lossnat. då I det föregående har belysande utforingsformer av före- liggande uppfinning beskrivits. Manga variationer och modifi- fiå 35 kationer av uppfinningen ar dock mogliga. kg' bg' Ö w s

Claims (4)

/_.\ r'“\ ” 44e 205 Patcntkrav V gg k_ä n n e t e c k n a d av ett - l fl

1. - Kirurgisk protes, material framställt atminstone delvis av syntetiska absorber- i bara fibrer av en polymer uppvisande enheter med formeln: :Q ff' Tf 13 1 'a . - : IC-cn-o-e-cx-x-o-f- ;: a f: i i T' i ! L_ vari R' och R betecknar individuellt väte, metyl eller etyl, och x är en polymerisationsgrad säden att en fiberbildande 5 polymer erhålles, att den kirurgiska proteson är torr - } i en utsträckning sådan att den är väsentligen fri frän fukt, att fibrerna har en initiell rak draghällfasthet och knuthàll- fasthet av minst cirka 270 MPa resp 210 MPa, en elasticitets- modul av mindre än cirka 4100 MPa med en motsvarande hög grad av mjukhet och böjlighet och av väsentligen fullständig absorp- tion in vivo inom ca 180 dagar.

2. Kirurgisk protes enligt krav 1, därav, att polymeren utgöres av en homopolymer av p-díoxanon k ä n n e t e c k n a d eller en sampolymer av mer än 50 viktprocent p-dioxanon med mindre än SO viktprocent av atminstone en annan monomer sam- polymeriserbar därmed till en absorberbar polymer. k ä n n e t e c k n a d _ -ff4¿amne-.-¿L¿$,.-Wfiß~

3. Kirurgisk protes enligt krav l, därav, att polymeren utgöres av en homopolymer av metyl-p-di- oxanon eller en sampolymer av mer än 50 viktprocent metyl-p-di- oxanon med mindre än 50 viktprocent av atminstone en annan monomer sampolymeriserhar därmed till en absorberbar polymer. k ä n n e t e c k n a d

4. Kirurgisk pretes enligt krav 1, därav, att polymeren utgöres av en homopolymer av dimetyl-p- dioxanon eller en sampolymer av mer än 50 viktprocent dimetyl- p-dioxanon med mindre än 50 viktprocent av atminstone en annan monomer sampolymeriserbar därmed till en absorberbar polymer.