DE1660181B2 - Verfahren zur herstellung eines als chirurgisches nahtmaterial geeigneten polyglycolsaeurefadens - Google Patents
Verfahren zur herstellung eines als chirurgisches nahtmaterial geeigneten polyglycolsaeurefadensInfo
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Description
ist, wird mit 3 Teilen einer praktisch reinen Glycolidzusammensetzung,
0,04 Teilen einer 0,l%igen Ätherlösung von SnCl2 · 2 H2O (etwa 0,0013 % SnCl, - 2 H2O,
bezogen auf das Gewicht der praktisch reinen Glycolidzusammensetzung),
0,0166 Teilen Laurylalkohol (0,346 Mol-%, bezogen auf die Molmenge der praktisch
reinen Glycolidzusammensetzung) und einer magnetischen Stahlkugel mit einem Durchmesser von
3,97 mm beschickt. Das Rohr wird evakuiert und mit Argon gespült Das Rohr wird erneut auf ein Vakuum
von weniger als 1 mm Hg evakuiert und verschlossen. Das Reaktionsrohr wird in vertikaler Stellung in eine
geschlossene Glaskammer gestellt, in der sich Diäthylenglycol unter Rückfluß mit etwa 222° C befindet.
Der Siedepunkt des Diäthylenglycols wird durch Verminderung des Systemdrucks gesteuert. In
regelmäßigen Zeitabständen nach dem Schmelzen wird die Viskosität der Reaktionsmischung durch Anheben
der Stahlkugel mit Hilfe eines Magneten und Messen der Sinkgeschwindigkeit der Kugel in Sekunden/cm
bestimmt. 90 Minuten nach dem Eintreten des Schmelzzustandes wird eine Viskosität von
etwa 17 000 Poise erreicht und nach 120 Minuten erreicht
die Viskosität etwa 19 000 Poise. Die Sinkgeschwindigkeit der Kugel ist eine spezifische Größe
zur Bestimmung der Viskosität des polymeren Materials und steht in Beziehung zum Molekulargewicht
der polymerisierten Glycolidzusammensetzung. Die Viskosität des polymeren Materials kann bei der
Schmelztemperatur zwischen etwa 500 und 100 000 Poise schwanken.
Das so hergestellte polymere Material wird aus der Schmelze durch eine Spinndüse zu einem Einzelfaden mit einem Durchmesser von 0,038 mm und einer berechneten Denierzahl von etwa 15 versponnen. Der Faden wird auf eine Spule aufgewickelt, bis die Spule praktisch voll ist, worauf 2 weitere Spulen in der gleichen Weise gefüllt wurden. Nur der Faden auf der ersten Spule wurde 1 Stunde mit 135° C und einer relativen Feuchtigkeit von 10% unter konstanter Last wärmebehandelt, während er sich auf der
Das so hergestellte polymere Material wird aus der Schmelze durch eine Spinndüse zu einem Einzelfaden mit einem Durchmesser von 0,038 mm und einer berechneten Denierzahl von etwa 15 versponnen. Der Faden wird auf eine Spule aufgewickelt, bis die Spule praktisch voll ist, worauf 2 weitere Spulen in der gleichen Weise gefüllt wurden. Nur der Faden auf der ersten Spule wurde 1 Stunde mit 135° C und einer relativen Feuchtigkeit von 10% unter konstanter Last wärmebehandelt, während er sich auf der
to Spule befand. Bei den Fäden auf den beiden anderen Spulen wurde diese Wärmebehandlung nicht durchgeführt.
Der eine Faden blieb unbehandelt, während der andere bei 75° C auf die 1,1 fache Länge gedehnt
wurde. Eine Probe des wännebehandelten Fadens wies eine geradlinige Belastung bis zum Bruch von
HOg auf, während der unbehandelte Faden eine geradlinige Belastung bis zum Bruch von 105 g und
der zweite verstreckte Faden eine geradlinige Belastung bis zum Bruch von 140 g aufwies. Der wärme-
ao behandelte Faden zeigte eine Dehnung bei Bruch
von 54%, während der unbehandelte Faden eine Dehnung bei Bruch von 70% und der verstreckte
Faden eine Dehnung bei Bruch von 41% aufwies. Aus diesen verschiedenen Einzelfäden wurden geflochtene
Nahtfäden hergestellt und einer Vielzahl von Prüfungen vor und nach Sterilisation in Äthylenoxid
bei Zimmertemperatur unterworfen. Die verschiedenen Eigenschaften und Werte, die bei diesen
Prüfungen ermittelt wurden, sind in der folgenden
Tabelle aufgeführt, in der außerdem mit sterilem 0—0 Katgut und sterilem 0—4 Katgut verglichen
wird.
Probe | 1 | maschine gefahren wurde | 0,206/0,203 | 2 | 3 | Steriles | Steriles |
wärmebeh andelt | Durchmesser, mm | 1,27/1,27 | unbehandelt | nur v«rstreckt | 0—0 Katgut | 0—4 Katgut | |
Geflochtene Nahtfäden | N/S | Fadenzug, kg | 24 681/25 263 | N/S | N/S | ||
Konstruktion: | Fadenzugfestigkeit, | ||||||
Anzahl der Fäden | 2 | kg/cm2 | 20,0/20,2 | 2 | 2 | ||
pro Spule | Fadenbruchdehnung, % | 0,82/0,86 | |||||
Anzahl der Spulen | 8 | Knotenzug, kg | 15 900/17 186 | 8 | 8 | ||
auf der Flechtmaschine | Knötenzuefestkkeit. | ||||||
Anzahl der Spulen, | 8 | itg/cm* | , 12,1/12,4 | 8 | 8 | ||
mit denen die Flecht | Knotenbruchdehnung, 0A | 0,643/0,679 | |||||
Verha'ltnis aus | |||||||
Küötenzugfestigkeit | 0,213/0,208 | 0,206/0,206 | 0,401—0,411 | 0,244—0,249 | |||
zu Fadenfestigkeit | 0,95/0,95 | 1,72/1,81 | 5,01 | 1,43 | |||
17 208/18 063 | 33 463/35 263 | 25 581 | 19 727 | ||||
25,4/22,3 | 22,2/23,2 | 22 | 23 | ||||
0,86/0,82 | 1,18/1,22 | 2,54 | 1,0—1,04 | ||||
15 536/15 445 | 22 927/23 827 | 9 711—11572 | 13 781—13 827 | ||||
22,9/18,3 | 15,0/14,0 | 15 | 22 | ||||
0,905/0,856 | 0,685/0,675 | 0,45 | 0,70 | ||||
Tabelle (Fortsetzung)
Probe | 1 | 2 | 3 | Steriles | 1265*) | Steriles |
wärmebehandelt | unbehandelt | nur verstreckt | 16 | 0—4 Katgut | ||
Festigkeit des Fadens | 0—0 Katgut | keiner | ||||
nach Implantation: | ||||||
0—Tage (Original | 25 263 | 18 063 | 35 263 | 422*) | 19 727 | |
festigkeit), kg/cm2 | (55 800) | (39 800) | (77 800) | 25 581 | 16 | (43 500) |
7 Tage in Hasen, kg/cm2 | 2587 | 1113 | 1632 | (56 400) | 1 | — |
Anzahl der Versuche | 16 | 16 | 16 | 1251 | — | |
Zahl der gerissenen | keiner | keiner | keiner | 16 | — | |
Fäden | keiner | |||||
15 Tage in Hasen, kg/cm* |
546 | 0 | 0 | — | ||
Anzahl der Versuche | 16 | 16 | 16 | 224 | — | |
Zahl der gerissenen | 3 | 16 | 16 | 16 | — | |
Fäden | 6 | |||||
S = in Äthylenoxid bei Raumtemperatur sterilisiert.
0—0 bzw. 0—4: Fadenstärke nach Normgrößen der United States Pharmacopeia.
*) = 0—0 Katgut wurde nur für Versuche an Vergleichstieren verwendet, die angeführten Ergebnisse stammen
aus zwei getrennten Bezugsversuchen.
Claims (1)
- ι 250 und 190° C während einer zur Temperatur Uni-Patentanspruch: gekehrt proportionalen Zeitdauer .'.wischen etwa5 Stunden und 5 Minuten durchgeführt wird.Verfahren zur Herstellung eines als chirurgi- Dabei ist es nach der OE-PS 2 20756 bekannt,sches Nahtmaterial geeigneten Polyglycolsäure- 5 eine Wärmebehandlung von synthetischen Fäden bei fadens durch Verstrecken und Wnrmebehandeln Temperaturen zwischen 100 und 125 C während bei erhöhter Temperatur in Gegenwart von einer umgekehrt proportionalen Zeitdauer durchzu-Feuchtigkeit, dadurch gekennzeichnet, führen. Vorzugsweise wird die erfindungsgemäße daß die Wärmebehandlung bei einer relativen Wärmebehandlung bei einer relativen Feuchtigkeit Feuchtigkeit von nicht mehr als 2O°/o und einer io von nicht mehr als 10°/o und einer Temperatur zwi-Temperatur zwischen 50 und 1900C während sehen etwa 100 und 160° C während einer zur Temeiner umgekehrt proportionalen Zeitdauer zwi- peratur umgekehrt proportionalen Zeitdauer zwischen 5 Stunden und 5 Minuten durchgeführt sehen 2 Stunden und 30 Minuten, und insbesondere wird. bei einer Temperatur zwischen 130 und 140° C15 während einer umgekehrt proportionalen Zeitdauerzwischen 70 und 50 Minuten durchgeführt.Durch das erfindungsgemäße Verfahren läßt sich die Anfangszugfestigkeit von Polyhydroxyessigsäure-Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Herstel- nahtmaterial nicht so stark verbessern wie durch lung eines als chirurgisches Nahtmaterial geeigneten ao andere herkömmliche Textilveredelungsverfahren, Polyglycolsäurefadens durch Verstrecken und wie Verstrecken. So ergibt sich gemäß der später Wärmebehandeln bei erhöhter Temperatur in Gegen- folgenden Tabelle I durch die erfindungsgemäße Bewart von Feuchtigkeit. handlung eines entsprechenden Fadenmaterials Das bisher in der Human- und Tiermedizin ver- nur eine Verbesserung dieser Zugfestigkeit von wendete resorbierbare chirurgische Nahtmaterial »5 17 208 kg/cm2 (unbehandelt) auf 24 681 kg/cm2 wird aus tierischen Geweben, hauptsächlich aus (wärmebehandelt), während man durch Verstrecken Collagen, hergestellt. Wegen der Natur der hierzu eines solchen Fadens eine Zugfestigkeitsverbesserung verwendeten Gewebe und der natürlichen biologi- auf 33 463 kg/cm2 (verstreckt) erhält. Ganz beachtschen Schwankungen ist die Produktion eines Mate- lieh und entscheidend ist jedoch die erfindungsgemäß rials gleichmäßiger Größe, Textur, Festigkeit und 3» erzielte Verbesserung der in-vivo-Zugfestigkeit. Die-Absorptionsgeschwindigkeit mit Schwierigkeiten ver- ses führt dazu, daß solche Nahtmaterialien beispielsbunden. Durch seine biologische Herkunft kann ein weise 7 oder 15 Tage nach Implantation über eine solches Nahtmaterial ferner antigene Eigenschaften wesentlich günstigere in-vivo-Festigkeit verfügen als aufweisen, die gelegentlich zu Schwierigkeiten füh- Fäden, die aus nichtwärmebehandelten oder aus den ren. Darüber hinaus sind Nahtfäden natürlicher Her- 35 verstreckten Fasern hergestellt wurden,
kunft zwangsläufig kurze Segmente mit einer Länge Beim erfindungsgemäßen Verfahren geht man von von normalerweise etwa 1,5 m. durch ein Schmelzspinnverfahren in einen Faden Das eingangs genannte Verfahren zur Herstellung überführter Dolyglycolsäure aus. Wenn der Faden eines Polyglycolsäurematerials, auch Polyhydroxy- gebildet ist, wird er zur Orientierung des Polymeren essigsäureester genannt, ist in der US-PS 26 76 945 4<> in der Faser oder dem Faden bei etwa 55° C auf beschrieben. In Spalte 8, Zeilen 17 bis 31, ist ange- etwa das Fünffache seiner ursprünglichen Länge gegeben, daß sich Polyhydroxyessigsäureester in der streckt, um einen anfänglich festen, zähen Faden Wärme härten läßt, wobei diese Härtung allerdings zu erzeugen. Es ist zweckmäßig, den so erzeugten unter normaler Umgebungsfeuchtigkeit vorgenom- Faden auf eine Spule aufzuwickeln. Wenn ein gemen wird. Es gibt jedoch keinerlei Hinweise dafür, 45 gebener Satz von Spulen mit dem Faden bewickelt daß sich die in-vivo-Zugfestigkeitseigenschaften von worden ist, können sie anschließend der erfindungs-Polyglycolsäurefäden gerade durch ein Härten unter gemäßen Wärmebehandlung unterworfen werden, so den eingangs genannten erfindungsgemäßen Bedin- daß der Faden, während er sich auf der Spule begungen verbessern lassen. findet, bei konstanter Länge erwärmt wird. Falls ge-In der GB-PS 10 43518 ist bereits ein als chirur- 50 wünscht, kann man die erfindungsgemäße Wärmegisches Nahtmaterial geeigneter Polyglycolsäurefäden behandlung des Fadens kontinuierlich durchführen, beschrieben. Diese Nahtfäden sind gut verknotbar indem man den Faden, nachdem er durch ein und knotenfest, lassen sich leicht handhaben und Schmelzspinnverfahren erzeugt und verstreckt und anfärben und können in Denierzahlen von etwa 1 bis orientiert worden ist, durch eine auf die gewählte 4000 hergestellt werden. In lebendem Muskelgewebe 55 Temperatur erhitzte Kammer leitet, die so konbehält dieses Nahtmaterial wenigstens 3 Tage einen struiert ist, daß die erforderliche Verweilzeit bei der hohen Anteil seiner ursprünglichen Festigkeit, wobei gewählten Temperatur erreicht wird. Die relative es allerdings in 90 Tagen oder weniger praktisch Feuchtigkeit in der Wärmebehandlungükammer wird vollständig resorbiert wird. Es zeigt sich jedoch, daß selbstverständlich so eingestellt, daß der Feuchtigdieses Nahtmaterial nach Implantation in lebendes 6° keitsgrad erhalten wird, der erforderlich ist, um die Muskelgewebe manchmal rasch an Zugfestigkeit ver- Behandlung mit trockener Wärme zu erreichen,
liert. Das folgende Beispiel erläutert die Herstellung der Der Erfindung liegit daher die Aufgabe zugrunde, polymeren Glycolsäureschmelze. Teile beziehen sich einen Polyglycolsäurefäden vorzuschlagen, der auch auf das Gewicht, wenn nichts anderes angegeben ist. nach der Implantation seine Zugfestigkeit behält. 65 ,, _. . IT „ „ , , , ..
Die Aufgabe wird dadurch gelöst, daß die Wärme- Verfahren zur Herstellung von Polyglycolsäure
behandlung bei einer relativen Feuchtigkeit von nicht Ein dickwandiges Glasrohr mit einer lichten Weite mehr als 2O°/o und einer Temperatur zwischen etwa von etwa 7,6 mm, das an einem Ende verschlossen
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Families Citing this family (61)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3565077A (en) * | 1968-05-06 | 1971-02-23 | American Cyanamid Co | Densified absorbably polyglycolic acid suture braid, and method for preparing same |
US3626948A (en) * | 1968-12-23 | 1971-12-14 | American Cyanamid Co | Absorbable polyglycolic acid suture of enhanced in-vivo strength retention |
JPS4833773B1 (de) * | 1970-05-25 | 1973-10-16 | ||
US3728739A (en) * | 1971-02-23 | 1973-04-24 | American Cyanamid Co | Sterile surgical gloves |
US3890283A (en) * | 1973-06-04 | 1975-06-17 | American Cyanamid Co | Process for post-polymerizing polyglycolic acid |
US4137921A (en) * | 1977-06-24 | 1979-02-06 | Ethicon, Inc. | Addition copolymers of lactide and glycolide and method of preparation |
US4523591A (en) * | 1982-10-22 | 1985-06-18 | Kaplan Donald S | Polymers for injection molding of absorbable surgical devices |
ES2091185T3 (es) * | 1984-03-06 | 1996-11-01 | United States Surgical Corp | Un procedimiento para la preparacion de composiciones bifasicas para dispositivos quirurgicos absorbibles. |
US4808351A (en) * | 1985-03-25 | 1989-02-28 | American Cyanamid Company | Process for manufacturing a molded prosthetic device |
US4744365A (en) * | 1986-07-17 | 1988-05-17 | United States Surgical Corporation | Two-phase compositions for absorbable surgical devices |
US5007922A (en) * | 1989-11-13 | 1991-04-16 | Ethicon, Inc. | Method of making a surgical suture |
US5156788A (en) * | 1989-11-14 | 1992-10-20 | United States Surgical Corporation | Method and apparatus for heat tipping sutures |
US5250247A (en) * | 1989-11-14 | 1993-10-05 | United States Surgical Corporation | Method and apparatus for heat tipping sutures |
US5320624A (en) * | 1991-02-12 | 1994-06-14 | United States Surgical Corporation | Blends of glycolide and/or lactide polymers and caprolactone and/or trimethylene carbonate polymers and absorbable surgical devices made therefrom |
US6228954B1 (en) | 1991-02-12 | 2001-05-08 | United States Surgical Corporation | Blends of glycolide and/or lactide polymers and caprolactone and/or trimethylene carbonate polymers and absorabable surgical devices made therefrom |
CA2071083A1 (en) * | 1991-06-14 | 1992-12-15 | Matthew E. Hain | Dynamic treatment of suture strand |
US5287634A (en) * | 1992-02-07 | 1994-02-22 | United States Surgical Corporation | Removal of vaporizable components from polymeric products |
US20020095164A1 (en) * | 1997-06-26 | 2002-07-18 | Andreas Bernard H. | Device and method for suturing tissue |
US5403347A (en) * | 1993-05-27 | 1995-04-04 | United States Surgical Corporation | Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom |
US5522841A (en) * | 1993-05-27 | 1996-06-04 | United States Surgical Corporation | Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom |
US5431679A (en) * | 1994-03-10 | 1995-07-11 | United States Surgical Corporation | Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom |
US5578662A (en) | 1994-07-22 | 1996-11-26 | United States Surgical Corporation | Bioabsorbable branched polymers containing units derived from dioxanone and medical/surgical devices manufactured therefrom |
US6339130B1 (en) * | 1994-07-22 | 2002-01-15 | United States Surgical Corporation | Bioabsorbable branched polymers containing units derived from dioxanone and medical/surgical devices manufactured therefrom |
US6206908B1 (en) | 1994-09-16 | 2001-03-27 | United States Surgical Corporation | Absorbable polymer and surgical articles fabricated therefrom |
US5618313A (en) * | 1994-10-11 | 1997-04-08 | United States Surgical Corporation | Absorbable polymer and surgical articles fabricated therefrom |
US5702656A (en) * | 1995-06-07 | 1997-12-30 | United States Surgical Corporation | Process for making polymeric articles |
US5997568A (en) * | 1996-01-19 | 1999-12-07 | United States Surgical Corporation | Absorbable polymer blends and surgical articles fabricated therefrom |
US6191236B1 (en) | 1996-10-11 | 2001-02-20 | United States Surgical Corporation | Bioabsorbable suture and method of its manufacture |
US6007565A (en) * | 1997-09-05 | 1999-12-28 | United States Surgical | Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom |
US6277927B1 (en) | 1997-11-26 | 2001-08-21 | United States Surgical Corporation | Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom |
JPH11203837A (ja) | 1998-01-16 | 1999-07-30 | Sony Corp | 編集システムおよび編集方法 |
US7001400B1 (en) * | 1999-03-04 | 2006-02-21 | Abbott Laboratories | Articulating suturing device and method |
US7235087B2 (en) | 1999-03-04 | 2007-06-26 | Abbott Park | Articulating suturing device and method |
US20040092964A1 (en) * | 1999-03-04 | 2004-05-13 | Modesitt D. Bruce | Articulating suturing device and method |
US7842048B2 (en) | 2006-08-18 | 2010-11-30 | Abbott Laboratories | Articulating suture device and method |
US8137364B2 (en) * | 2003-09-11 | 2012-03-20 | Abbott Laboratories | Articulating suturing device and method |
US6964668B2 (en) | 1999-03-04 | 2005-11-15 | Abbott Laboratories | Articulating suturing device and method |
US6716932B2 (en) | 2000-08-16 | 2004-04-06 | Tyco Healthcare Group Lp | High consistency absorbable polymeric resin |
AU8298201A (en) * | 2000-08-17 | 2002-02-25 | Tyco Healthcare | Sutures and coatings made from therapeutic absorbable glass |
US7029480B2 (en) * | 2001-01-24 | 2006-04-18 | Abott Laboratories | Device and method for suturing of internal puncture sites |
US7160309B2 (en) * | 2002-12-31 | 2007-01-09 | Laveille Kao Voss | Systems for anchoring a medical device in a body lumen |
US7462188B2 (en) * | 2003-09-26 | 2008-12-09 | Abbott Laboratories | Device and method for suturing intracardiac defects |
US7449024B2 (en) | 2003-12-23 | 2008-11-11 | Abbott Laboratories | Suturing device with split arm and method of suturing tissue |
US7378144B2 (en) * | 2004-02-17 | 2008-05-27 | Kensey Nash Corporation | Oriented polymer implantable device and process for making same |
US20100191292A1 (en) * | 2004-02-17 | 2010-07-29 | Demeo Joseph | Oriented polymer implantable device and process for making same |
EP1734159B1 (de) * | 2004-03-18 | 2009-12-16 | Kureha Corporation | Filament aus polyglycolsäureharz und verfahren zu seiner herstellung |
US8083754B2 (en) | 2005-08-08 | 2011-12-27 | Abbott Laboratories | Vascular suturing device with needle capture |
WO2007019016A1 (en) | 2005-08-08 | 2007-02-15 | Abbott Laboratories | Vascular suturing device |
US7883517B2 (en) | 2005-08-08 | 2011-02-08 | Abbott Laboratories | Vascular suturing device |
US9456811B2 (en) | 2005-08-24 | 2016-10-04 | Abbott Vascular Inc. | Vascular closure methods and apparatuses |
US8920442B2 (en) * | 2005-08-24 | 2014-12-30 | Abbott Vascular Inc. | Vascular opening edge eversion methods and apparatuses |
US20070060895A1 (en) | 2005-08-24 | 2007-03-15 | Sibbitt Wilmer L Jr | Vascular closure methods and apparatuses |
US8574244B2 (en) * | 2007-06-25 | 2013-11-05 | Abbott Laboratories | System for closing a puncture in a vessel wall |
EP2393523A4 (de) | 2009-02-06 | 2014-03-19 | Osseous Technologies Of America | Biphasische kollagenmembran oder kapsel für die geführte geweberegeneration |
US8353967B2 (en) * | 2009-08-10 | 2013-01-15 | Osseous Technologies Of America | Self-supporting collagen tunnel for guided tissue regeneration and method of using same |
US9370353B2 (en) | 2010-09-01 | 2016-06-21 | Abbott Cardiovascular Systems, Inc. | Suturing devices and methods |
US8663252B2 (en) | 2010-09-01 | 2014-03-04 | Abbott Cardiovascular Systems, Inc. | Suturing devices and methods |
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US3297033A (en) * | 1963-10-31 | 1967-01-10 | American Cyanamid Co | Surgical sutures |
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