DE2062604A1 - Im Körper resorbierbares chirurgisches Material - Google Patents

Im Körper resorbierbares chirurgisches Material

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DE2062604A1
DE2062604A1 DE19702062604 DE2062604A DE2062604A1 DE 2062604 A1 DE2062604 A1 DE 2062604A1 DE 19702062604 DE19702062604 DE 19702062604 DE 2062604 A DE2062604 A DE 2062604A DE 2062604 A1 DE2062604 A1 DE 2062604A1
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Allan Kenneth Deerhurst Wilmington Del. Shneider (V.StA.)
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    • C08ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08GMACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
    • C08G63/00Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carboxylic ester link in the main chain of the macromolecule
    • C08G63/02Polyesters derived from hydroxycarboxylic acids or from polycarboxylic acids and polyhydroxy compounds
    • C08G63/06Polyesters derived from hydroxycarboxylic acids or from polycarboxylic acids and polyhydroxy compounds derived from hydroxycarboxylic acids
    • C08G63/08Lactones or lactides
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    • A61B17/06Needles ; Sutures; Needle-suture combinations; Holders or packages for needles or suture materials
    • A61B17/06166Sutures
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    • A61L17/00Materials for surgical sutures or for ligaturing blood vessels ; Materials for prostheses or catheters
    • A61L17/06At least partially resorbable materials
    • A61L17/10At least partially resorbable materials containing macromolecular materials
    • A61L17/12Homopolymers or copolymers of glycolic acid or lactic acid
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    • A61B2017/00004(bio)absorbable, (bio)resorbable, resorptive

Description

Im Körper resorbierbares chirurgisoh.es Material
In der deutschen Offenlegungsschrift 1 492 427 sind im Körper resorbierbare chirurgische Artikel, insbesondere Nahtmaterial in Form von Fäden, beschrieben, die aus einem Milchsäure-Homopolymerisat mit einer bei 25° C an einer 0,1-gewichtsprozentigen Lösung in Benzol bestimmten inhärenten Viscosität von mindestens 1,0 bestehen und bei 5 Minuten langem Eintauchen in Wasser von 77° C eine Schrumpfung von weniger als 15 $> erleiden. Solche Fäden werden durch Schmelzspinnen des betreffenden Polymerisats durch Düsen mit einer Lochgrösse von etwa 0,"5 bis 1,8 mm, Orientieren der ersponnenen Fäden durch Verstrecken bei Temperaturen von 80 bis 130° C auf das mindestens Vierfache, insbesondere auf das Fünf- bis Zehnfache, und anschliessendes Erhitzen in gespanntem Zustande auf 60 bis 150 G hergestellt.
Dieses bekannte chirurgische Nahtmaterial weist gegenüber dem als resorbierbares Nahtmaterial bekannten Katgut die Vorteile auf, dass es ohne ungünstige Gewebsreaktionen resorbiert wird,
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das Bakterienwachsturn nicht begünstigt, nicht unter feuchten Bedingungen aufbewahrt zu werden braucht und im Körper form- bzw. raumbestandig ist.
Gegenstand des Patents 1 642 111 (Patentanmeldung P 16 42 111. 7-41) ist eine weitere Ausbildung des aus der deutschen Offenlegungsschrift 1 492 427 bekannten chirurgischen Materials, gemäss der das Material aus orientierten Fäden aus Milchsäure-Copolymeren besteht, die bis zu 15 wiederkehrende Einheiten der allgemeinen Formel
R1 0
.' -(R)nTO-C-O-
R"
enthalten, worin R einen niederen Alkylenrest bedeutet, m den Wert 0 oder 1 hat, R1 ein Wasserstoffatom oder einen niederen Alkylrest^und R", das gleich oder verschieden von R' sein kann, für m = 0 ein Wasserstoffatom oder einen Alkylrest mit bis zu 22 Kohlenstoffatomen und für m - 1 ein Wasserstoff atom oder einen niederen Alkylrest bedeutet, wobei das Polylactid vor der Orientierung durch eine bei 25° C an einer 0,1-gewichtsprozentigen lösung in Benzol bestimmte inhärente Viscosität von mindestens 1,0 und durch einen Gewichtsverlust von mindestens 20 fi bei 100-stündiger Behandlung mit siedendem Wasser gekennzeichnet ist und die Fäden eine Zugfestigkeit von 1760 bis 7000 kg/cm bei einem Durchmesser von 2,5 μ bis 1,143 mm aufweisen.
Vorzugsweise werden die Fäden gemäss dem genannten Patent
durch Verst:
orientiert.
durch Verstrecken bei 70 bis 140° C auf das bis zu Elffache
Das genannte Patent betrifft ferner ein chirurgisches Nahtmaterial in Form einer geflochtenen Struktur aus Fäden der oben beschriebenen Art, bei der mindestens 50 fi der Fäden ori ent!e rt s ind.
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Es wurde nun gefunden, dass man ein "besonders wertvolles chirurgisches Material aus einem Lactid-Glykolid-Oopolymeren mit einer bei 25° C an einer 0,1-gewichtsprozentigen Lösung in einem geeigneten Lösungsmittel bestimmten inhärenten Viscosität von mindestens 1,0 erhält, welches bei 100-stündiger Behandlung mit siedendem Wasser einen Gewichtsverlust von mindestens 20 $> erleidet und eine Zugfestigkeit von 1760 bis 7000 kg/cm aufweist, wenn das Copolymerisat zu 60 bis weniger als 85 Molprozent aus wiederkehrenden, von einer optisch aktiven Form der Milchsäure abgeleiteten Einheiten und zu mehr als 15 bis 40 Molprozent aus wiederkehrenden, von Glycolsäure abgeleiteten Einheiten besteht.
In Form von Fäden weist das chirurgische Material gemäss der Erfindung eine ausgezeichnete Raumbeständigkeit im Körpergewebe auf, und bei einem empirischen Test, bei dem die Fäden 24 Stunden in Was'ser von 37° C eingetaucht werden, erleidet es vorzugsweise eine Schrumpfung um weniger als 10 i*·
Die aus, den Copolymerisaten gemäss der Erfindung ersponnenen Fäden können nach dem Orientieren einer Wärmebehandlung in gespanntem Zustande bei 60 bis 150° 0 unterworfen und dann in gespanntem Zustande auf Raumtemperatur (25° C) erkalten gelassen werden. Die Wärmebehandlung braucht nur 0,5 bis 5 Minuten zu dauern, kann aber auch eine Woche dauern.
Ein Faden, der diesem Schrumpfungstest bei 37° 0 genügt, erleidet praktisch keine Schrumpfung, wenn er als Nahtmaterial in Berührung mit Körpergeweben verwendet wird. Die Bedingungen dieses Tests sind so gewählt, dass man in vitro ein schnelles Mass für die Raumbeständigkeit der Fäden gewinnt, aus dem auf ihren V/ert als Nahtmaterial geschlossen werden kann. Die Bedingungen, unter denen die Fäden verstreckt werden, haben einen Einfluss auf die Schrumpfung. Ferner wurde gefunden, dass diejenigen Fäden, die innerhalb 24 Stunden bei 37° C kaum eine Schrumpfung erleiden, auch nach dem Implan-
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tieren in den tierischen Körper kaum einer Schrumpfung unterliegen.
Die Fäden gemäsa der Erfindung kennzeichnen sich ferner durch ihr Hydrolyseverhalten und ihre Resorbierbarkeit. Beim Behandein mit siedendem Wasser für einen Zeitraum von 100 Stunden erleiden sie einen Gewichtsverlust von mindestens 20 $ und vorzugsweise von mindestens etwa 50 $>, Bei 50 Stunden langem Behandeln mit siedendem Wasser erleiden die Copolymerisate einen Gewichtsverlust von mindestens etwa 8 j£ und vorzugswei-* se von mindestens etwa 35 $.
Durch Änderung der Menge dea Gomonomeren lässt sich die Geschwindigkeit der Hydrolyse (Resorption) des Nahtmaterials beeinflussen. Im Gegensatz zu den sehr unterschiedlichen Resorptionsgeschwindigkeiten von Katgut ist die Resorption der Polylaotid-Gopolym'eren unabhängiger von der Stelle im Körper, an der sie verwendet werden, und vom Zustand des Patienten. . Da die Hydrolysegeschwindigkeit eines jeden Copolymerisate bei einer bestimmten Temperatur, z.B. bei 37° G, konstant ist, kann die Resorption beispielsweise durch Verwendung verschiedener Copolymerisate beschleunigt werden« Die Besorptionsgeschwindigkeit der.L(-)-Lactid-Glykolid-GopolyHierisate nimmt mit steigendem Gehalt an Glykolideinheiten in der Polymerisatkette zu.
Die hohe Zugfestigkeit ist eine sehr erwünschte Eigenschaft von chirurgischem Nahtmaterial. Die Fäden gemäss der Erfindung zeichnen sich durch eine Zugfestigkeit von mindestens 1760 und vorzugsweise von mehr als 2800 kg/om aus. Sie kön» nen unter Umständen sogar Zugfestigkeiten von 7000 kg/om und mehr aufweisen. Ihre Knotenfestigkeit, ausgedrückt in kg Zug, übersteigt die Mindestgrenzen, die für resorbierbares Nahtmaterial in der U.S. Pharmacopoeia festgelegt sind, nämlich von Oj057 kg für einen Faden von 25 bis 50 μ Dicke bis 11,34 kg für einen Faden von-0,9 "bis 1,0 mm Dicke.-
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Die Copolymerisatfäden gemäss der Erfindung können für sich allein oder zusammen mit nicht resorbierbaren Päden, z.B. solchen aus Polyamid, Polypropylen, Polyacrylnitril, PoIyäthylenterephthalat oder Polytetrafluoräthylen, zu schlauch- oder röhrenförmigen Gebilden gewebt, geflochten oder gewirkt werden, die sioh zur chirurgischen Ausbesserung von Arterien, Venen, Gängen, ,Speiseröhren und dergleichen eignen. Die Herstellung von schlauchförmigen Gebilden, bei denen die Schlauchwand aus resorbierbaren und nicht-resorbierbaren Fäden besteht, ist in den USA-Patentschriften 3 304 557, 3 108 und 3 463 158 beschrieben. Da die Copolymerisatfäden gemäss der Erfindung thermoplastisch sind, können solche röhrenförmigen Implantate bei erhöhten !Temperaturen auf einem Dorn gebogen werden, worauf sie beim Erkalten auf Raumtemperatur ihre Biegung beibehalten.
Schlauchförmige Gebilde aus Polylaotidfäden, die gegen radiale Kompression und Ausdehnung widerstandsfähig sind, können hergestellt werden, indem man die Röhre aus dem Polylactid-Copolymerisat mit Polypropylenfäden schraubenförmig umwickelt und das Polypropylen dann verschmilzt, so dass sich die schraubenförmigen Windungen mit den Polylactid-Copolymerisatfäden in der äusseren Oberfläche des röhrenförmigen Gebildes vereinigen, wie es in der USA-Patentschrift 3 479 670 beschrieben ist.
Die Polymerisate gemäss der Erfindung eignen sich auch zur Herstellung von gegossenen Folien und anderen festen chirurgischen Hilfsmitteln, wie für sklerale Krümmungsprothesen. So kann man zylinderförmige Stifte, Schrauben, Yerstärkungsplatten usw. durch spanabhebende Bearbeitung aus den gegossenen Gopolymerisaten herstellen, und die Resorptionsfähigkeil; derartiger Teile in vivo hängt von der Zusammensetzung und dem Molekulargewicht des Polymerisats ab.
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Zur weiteren Erläuterung der Erfindung wird auf die Zeichnungen Bezug genommen, in denen bevorzugte Ausführungsformen dargestellt sind.
Pig. 1 ist eine perspektivische Ansicht einer Kombination aus Nadel und Nahtmaterial.
Pig. 2 ist eine perspektivische Ansicht der Kombination aus Nadel und Nahtmaterial in einem hermetisch geschlossenen Behälter.
Fig. 3 zeigt eine Schraube, die durch spanabhebende Bearbei-> tung aus dem Polymerisat gemäss der Erfindung hergestellt worden ist.
Pig. 4· ist ein Querschnitt durch ein Verbundgarn, welches Päden verschiedener Zusammensetzung enthält.
> V 1
Pig. 5 ist eine Draufsicht auf ein Gewirk.
Zur Herstellung der Päden gemäss der Erfindung ist es wesentlich, Oopolymerisate zu verwenden, die aus hochgradig gereinigten Ausgangsstoffen hergestellt worden sind. Zur Erzielung ausgezeichneter Ergebnisse soll das !(-)-Lactid z.B. einen Schmelzpunkt von mindestens 96° C und eine spezifische Rotation von mehr als -295 aufweisen. Die Polymerisation erfolgt durch Erhitzen der Monomeren über ihren Schmelzpunkt, jedoch unter etwa 215° C, in Gegenwart eines Oxids oder einer Verbindung eines mehrwertigen Metalls unter wasserfreien Bedingungen in einer inerten Atmosphäre.
Besonders geeignet als Katalysatoren sind Zinkoxid, Zinkcarbonat, basisches Zinkcarbohat, Diäthylzink, Titan-, Magnesiumoder Bariumverbindungen, Bleioxid und Zinn(II)-caprylat.
Menge und Art des Katalysators bestimmen die Temperatur und die Zeitdauer, die erforderlich sind, um ein zur Verarbeitung zu Päden geeignetes Copolymerisat zu erhalten. Die Katalysator-
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menge braucht unter Umständen nur 0,001 Gewichtsprozent zu betragen, kann aber unter Umständen auch 2 Gewichtsprozent betragen. Je weniger Katalysator man verwendet, desto langer dauert die Erzeugung eines Polymerisats von gegebener inhärenter Viscosität, und umgekehrt. Bei Verwendung von Katalysator-' mengen von 0,02 bis 1 Gewichtsprozent sind diese Bedingungen gewöhnlich am besten aufeinander abgestimmt.
Im allgemeinen ist es zweckmässig, das Reaktionsgemisch bei der Polymerisation ständig zu rühren, um ein homogenes Copolymerisat bei guten Umätzen zu erhalten, und die Umsetzung in zwei Stufen durchzuführen, wobei in der ersten Stufe bei niedrigerer Temperatur gearbeitet wird als in der zweiten oder AbSchlussstufe. Auch andere Verfahren, z.B. die in den USA-Patentschriften 2 703 316 und 2 758 987 beschriebenen Verfahren, können zur Herstellung der Copolymerisate angewandt werden.
Nachstehend sei ein Verfahren zur Herstellung von Copolymerisaten, ,die sich zur Verarbeitung zu Fäden gemäss der Erfindung eignen, kurz beschrieben: Ein gründlich getrockneter, mit Rührstab, Stickstoffeinleitungsrohr und mit wasserfreiem Magnesiumsulfat oder Calciumchlorid gefülltem Trockenrohr ausgestatteter Reaktionskolben wird mit mehrmals aus Tetrachlorkohlenstoff umkristallisiertem Lactid und dem bzw. den übrigen Comonomeren beschickt. Über wasserfreiem Magnesiumsulfat oder Calciumchlorid getrockneter Stickstoff wird unmittelbar über das Reaktionsgemisch geleitet, und man beginnt mit dem Erhitzen und Rühren. Wenn die Temperatur des Reaktionsgemisches 100° C erreicht hat, wird das Stickstoffeinleitungsrohr durch ein Thermometer ersetzt, und man setzt ein Oxid oder Salz eines Metalles der Gruppe II mit einer Ordnungszahl von 12 bis 56 oder Bleioxid in Mengen von 0,001 bis 2 Gewichtsprozent zu. Im Falle der Copolymerisation mit einem flüssigen Comonomeren, wird dieses vorzugsweise erst zugesetzt, wenn das Laotid geschmolzen ist. Man erhitzt weiter,
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bis das Copolymerisat eine bei 25 0 an einer 0,1-prozentigen Lösung in Benzol bestimmte inhärente Viscosität von mindestens 1 erreicht hat. Dies kann je nach dem Katalysator einige Minuten bis 25 Stunden oder langer dauernu
Das so erhaltene Copolymerisat kann zweckmässig in kleine Stücke zerschnitten, in einem geeigneten Lösungsmittel, wie Benzol, Toluol oder Xylol, gelöst und durch Eingiessen der Lösung in ein grosses Volumen eines Nichtlösungsmittels für das Polymerisat, zweckmässig Hexan, wieder ausgefällt werden» Das ausgefällte Polymerisat wird dann abfiltriert, in einen Mischer überführt und mit einem Nichtlösungsmittel versetzt« Der Mischer wird'in Gang gesetzt, und sobald sich ein homogenes Gemisch gebildet hat, wird dieses filtriert» Man lässt das Polymerisat auf dem Filter trocknen und überführt es dann in einen Yakuumofen. Nach dem Trocknen Übernacht bei 100° 0 wird das Polymerisat aus dem Ofen herausgenommen und auf Raumtemperatur erkalten gelassen»
Die Copolymerisate können durch Schmelzspinnen oder durch Trockenspinnen aus Lösung zu Fäden verarbeitet werden«, Wenn es sich um mehrfädige Garne handelt, braucht der Durchmesser des Einzelfadens nur 25 μ zu betragen, wenn es sich um Nahtmaterial aus einem sehr dicken Monofil handelt, kann der Fadendurchmesser sogar 1,14 mm betragen. Im allgemeinen haben die Fäden jedoch Durchmesser von nicht mehr als 0,5 bis 0,64 mm. Bevorzugt werden Monofile mit Durchmessern von 0,025 bis 0,5 mm und mehrfädige Garne, bei denen die Einzelfäden Durchmesser von weniger als 6,4 bis 76 μ haben®
Die Fäden können als Einzelfäden oder als Mehrfachfäden ersponnen und verstreckt werden. Um mehrfädige Geflechte als Nahtmaterial herzustellen, kann man sowohl Monofile als auch Fadengruppen verwenden.
Zum Spinnen von Monofilen eignen sich Spinndüsenöffnungen von 0,127 mm oder mehr, z.B. bis 3»8 mm. Beim Spinnen aus Lb-
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sung kann die Lösung in eine bis zum oder über den Siedepunkt des Lösungsmittels erhitzte Atmosphäre oder in ein Nichtlösungsmittel für das Polymerisat, wie Hexan, versponnen werden.·
Nach dem Spinnen werden die Polylactid-Copolymerisatfäden durch Verstrecken orientiert, um ihre Zugfestigkeit zu verbessern. Das Verstrecken der Fäden (bleibende Dehnung).erfolgt bei Temperaturen zwischen 50 und 140 0, vorzugsweise zwischen 90 und 135° C, und das bevorzugte Reckverhältnis beträgt 3:1 bis 11:1. Das Verstrecken kann in einer Stufe oder in mehreren Stufen an der Luft oder in einem Bad erfolgen, welches ein flüssiges Niohtlösungsmittel für das Polymerisat, wie Glycerin oder Wasser, enthält. Durch das Verstrecken nehmen die Zug- μ festigkeit und die durch den Röntgenorientierungswinkel bestimmte molekulare Orientierung bedeutend zu.
Nach dem Verstrecken können die Fäden wärmebehandelt werden. Zu diesem Zweck können die von einer Zuführungswalze zu einer Aufnahmewalze laufenden orientierten Fäden zwischen beiden Walzen erhitzt werden, wobei die Aufnahmewalze mit der gleichen bis zu einer um 4 ^ geringeren Geschwindigkeit rotiert als die Zuführungswalze. Im ersten Falle, bei gleicher Umdrehungsgeschwindigkeit, findet praktisch keine Schrumpfung statt, während im zweiten Falle eine Schrumpfung um 4 # der ■ Länge stattfindet. Infolge dieser Wärmebehandlung erleiden die Fäden, wenn sie als Nahtmaterial verwendet werden, unter φ der Wirkung von Körperflüssigkeiten praktisch keine Schrumpfung.
Statt die Copolymerisate zu Fäden zu verspinnen, kann man sie auch zu Folien vergiessen oder strangpressen, die dann gereckt und wärmebehandelt werden. Die so behandelten Folien können zur Verwendung als Nahtmaterial in schmale Streifen geschnitten werden. Das bevorzugte Nahtmaterial wird jedoch aus Fäden hergestellt.
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Wie Pig« 1 zeigt, kann man ein Ende des Copolymtrisatfadens 12, der als Nahtmaterial verwendet werden soll, in eine ausgebohrte Nadel 13 einsetzen und durch Einschnüren darin befestigen, so dass man eine Kombination aus Nadel und Nahtmaterial erhält. -
Zum Unterschied von Katgut werden Fäden aus den Copolymerisa™ ten gemäss der Erfindung durch Feuchtigkeit geschädigt» Des- ■ halb werden sie hermetisch dicht verpackt. Eine bevorzugte Packung ist in Pig. 2 dargestellt. Hier befindet sich in der chirurgischen Packung 14 eine Wicklung aus einem chirurgischen Nähfaden 12, dessen eines Ende an der Nadel 13 befestigt ist. Nadel und Nähfaden befinden sich in einer Vertiefung 16, die evakuiert oder mit einem trockenen Gas, wie Stickstoff, gefüllt ist. Die Packung wird aus zwei Stücken Aluminiumfolie oder aus einem Stück Aluminiumfolie und einem Stück Kunststoff hergestellt, die 'an der Linie 18 heissverschweisst oder mit einem Klebstoff zusammengeklebt werden, so dass man einen hermetisch dichten Hohlraum erhält und der Inhalt der Packung von der Aussenatmosphäre isoliert ist.
Mehrfädige Garne, die ausser den Öopolymerisatfäden nicht-resorbierbare Fäden aus Polyester, Polytetrafluoräthylen, Polyamid usw. enthalten, eignen sich zur Herstellung von Gefässimplantaten. Ein solches mehrfädiges Garn ist in Fig. 4 dargestellt, wo die nicht-resorbierbaren Fäden durch die schraffierten Querschnitte 19 angedeutet sind. Die Fäden 20 der Fig. 4 sind aus den oben beschriebenen Lactid-Copolymerisäten ersponnen. Die relativen Anteile an resorbierbaren Fäden 20 und nicht-resorbierbaren Fäden 19 können variiert werden, um Gewebe oder röhrenförmige -Implantate mit dem gewünschten Resörptionsvermögen zu erhalten. Verfahren zum Weben und Biegen von Gefässprothesen sind in der TJSA-Patentschrift 3 096 560 beschrieben.
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Mischtextilien aus resorbierbaren und nicht-resorbierbaren Beatandteilen, die durch Weben, Wirken oder nach der'Vliesstofftechnik hergestellt sind, sind in den USA-Patentschriften 3 108 357 und 3 463 158 beschrieben. Ähnliche Methoden können zur Herstellung von chirurgischen Hilfsmitteln angewandt werden, wobei nicht-resorbierbare Fäden mit resorbierbaren Fäden aus Lactid-Gopolymerisaten kombiniert werden. Der chirurgische Wert von "Zweikomponentenfäden" aus resorbierbaren und nicht-resorbierbaren Bestandteilen ergibt sich aus der USA-Patentschrift 3 463 158. Monofile aus Lactid-Copolymerisaten können durch Wirken zu resorbierbaren Textilstoffen mit dem in Fig. 5 dargestellten Aufbau verarbeitet werden, die sich chirurgisch zum Ausbessern von Brüchen und zum Abstützen der Leber, der Niere und anderer Innenorgane eignen.
Die Erzeugnisse gemäss der Erfindung eignen sich für alle chirurgischen Anwendungszwecke, bei denen ein resorbierbares Hilfsmittel oder eine resorbierbare Stütze erforderlich ist, z.B. zur Herstellung von chirurgischem Maschenwerk, resorbierbaren Stapelfasern, künstlichen Sehnen oder Knorpelmaterial, sowie für andere Anwendungszwecke, bei denen eine zeitweilige Hilfe beim Heilen verlangt wird. Sie können auch mit Vorteil zum Ausbessern von Brüchen und zum Verankern von Organen verwendet werden, die sich gelockert haben.
Dem Nahtmaterial können geringe Mengen an inerten Zusätzen, wie Farbstoffen und Weichmachern, zugesetzt werden, indem diese nach bekannten Verfahren mit den Copolymerisaten gemischt werden. Man kann verschiedene Weichmacher verwenden, wie z.B. Grlyceryltriacetat, Äthvlbenzoat und Diäthylphthalat; bevorzugt werden jedoch für die Lactid-Glykolid-Copolymerisate gemäss der Erfindung als Weichmacher Dibutylphthalat und Bis-2-methoxyäthylphthalat.. Die Menge des Weichmachers kann 1 bis 40 Gewichtsprozent des Polymerisats betragen. Der Weichmacher macht nicht nur die Fäden biegsamer und leichter hantierbar, sondern er erleichtert auch, das Spinnen. Als "inert" werden hier Stof-
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fe bezeichnet, die gegenüber dem Polymerisat chemisch indifferent sind und keine nachteiligen Wirkungen auf lebendes Gewebe haben.
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Abgewogene Mengen L(-)-Laotid mit einem Schmelzpunkt von 98 bis 99° O und einer spezifischen Drehung (Natrium-D-Linie bei 25° ö) von -295 bis -300° und Glykolid (P = 82,8-84,5° C) werden in den nachstehend angegebenen Mengen miteinander gemischt und in ein zylinderförmiges Rohr eingegeben, in dem sich Zinn(II)-caprylat als Katalysator und ein Magnetrührstab befinden. Das Gefäss wird verschlossen, auf 110 mm Hg evakuiert und 96 Stunden unter Rühren auf 105° G erhitzt. Man erhält einen festen zylinderförmigen Körper aus Copolymerisat. In allen Fällen beträgt die Katalysatormenge 0,0039 Mol (0,1580 g), und das Verhältnis von Monomeren zum Katalysator (A/I) beträgt 1500.
Die umgesetzten Mengen und die molprozentualen Anteile der Oq-Bionomer-en dieses Beispiels ergeben sich aus der folgenden Tabelle!
Tabelle I
Glykolid Mol Kol-fo Lactid Mol
Mol-# g Ό,116 80 g 0,46
20 13,3 0,163 75 66,6 0,49
25* 19,1 0,17 70 71,4 0,41
30 20,2 0,20 65 58,4 0,38
35 23,6 0,23 60 54,7 0,35
40 26,7 0,26 55 50,4 0,32
45 30,2 0,29 50 46,1 0,29
50 33,6 0,34 46 41,8 0,28
54 39,2 0,41 30 40,1 0,17.
70 47,1 25,1
* 0,1780 g Katalysator verwendet.
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Eine ähnliche Versuchsreihe wird mit Tetraphenylzinnblei als Katalysator "bei einem A/I-Verhältnis von 2000 mit ähnlichen Ergebnissen durchgeführt.
Ein jedes Copolymerisat (von 20 bis 70 Molprozent Glykolid) wird unter Druck bei Temperaturen von 10 bis 220° C durch eine 0,889 mm weite Öffnung versponnen. Der ersponnene Faden hat · einen Durchmesser von 0,838 bis 0,914 mm und wird auf das Fünffache seiner ursprünglichen Länge verstreckt. Beim Verstrecken wird der Faden auf 70 bis 85° C erhitzt.
So erhält man feste elastische Fäden mit einer ausgezeichneten Zugfestigkeit und Trockenknotenfestigkeit, deren physikalische Eigenschaften sich aus der folgenden Tabelle ergeben:
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Tabelle
MbI-Jf Glykolid 20 20 25 30 30 35 40 40 45 50 50 60
* PH
0
K/S =
Durch
messer,
mn
Zugfestig
keit (ge
rade), kg
Durch
messer,
ram
ÜDrocken-
knoten-
festig-
keit, kg
Katalysator K/S*
O
0,404 4,34 0,391 2,70 . , Ph* 0,62
0,315 2,99 0,333 2,05 0* 0,68
0,373 4,15 0,386 3,00 0 0,73
0,368 3,94 0,386 1,89 Ph 0,48
0,384 4,21 0,384 2,50 0 0,60
0,371 4,63 0,368 2,62 0 0,56
0,363 3,80 0,361 2,79 Ph 0,75
0,361 4,63 0,363 2,51 0 0,54
0,358 5,17 0,358 2,59 0 0,50
0,376 4,54 0,373 3,25 Ph O?72
0,358 5,08 0,351 2,76 0 0,54
0,361 2,39 0,356 2,26 Ph 0,94 I
I
Tetraphenylzinn; A/I-Yerhältnis·= 2000
Zinn(II)~caprylat; A/l-Terhältnis = 1500
Verhältnis der Trockenknotenfestigkeit zur Zugfestigkeit (gerade)
ISJ CD CT) ΓΌ CD CD
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Das biologische Verhalten der gemäss diesem Beispiel hergestellten !(-O-Lactid-Glykolid-Copolymeren ist in Tabelle III zusammengefasst. Nahtmaterialstücke aus diesem Oopolymeren werden Ratten subkutan implantiert und nach verschiedenen Zeiträumen herausgenommen, um die Änderungen in der Zugfestigkeit und im Durchmesser zu bestimmen. Sine grosse Zunahme im Durohmesser des Nahtmaterials nach der Implantation zeigt eine Schrumpfung (Raumunbeständigkeit) an.
T Molprosent Glykolid a b e 4 lie III 0 1 der Imp! 2 .antation 10 1 5_
20; Zugfestigkeit, kg 0 Tage nach ,58 3,99 5 ,95 1, 81
20; Durchmesser, mm 4 ,376 0,391 2,59 1 ,417 0, 366
25; Zugfestigkeit, kg 0 ,58 3,99 0,396 0 ,50 o, 91
25; Durchmesser, ιnim 4 ,381 0,399 1,81 1 ,396 0, 378
30; Zugfestigkeit, kg 0 ,67 4,22 0,391 0 ,36 o, 82
30; Durchmesser, mm 4 ,384 0,467 2,00 1 ,597 o, 615
35; Zugfestigkeit, kg 0 ,58 2,72 0,577 0 - -
35; Durchmesser, mm 4 ,315 0,660 0,73 -
40; Zugfestigkeit, kg 0 ,35 1,54 0,886 ,0 -
40; Durchmesser, mm 4 ,356 0,859 1,45 0 ,968 -
50; Zugfestigkeit, kg 0 ,49 1,50 0,950 0 ,0 -
50; Durchmesser, mm 2 ,381 0,904 0,64 0 ,057 fm
60; Zugfestigkeit, kg 0 ,54 1,27 1,001 1 -
60; Durchmesser, mm Bei: ,358 0,767 0,09 mm
3 ρ i e 1 0,925
54,7 Gewichtsteile (0,38 Mol) L(-)-Lactid mit einem Schmelzpunkt von 98-99° 0 und einer spezifischen Rotation (Natrium-D-Linie bei 25° C) von -295 bis -300° werden in einem trockenen Kolben aus schwerschmelzbarem Glas, der einen Magnetrührstab enthält, unter trockenem Stickstoff mit 23,6 Gewichtsteilen (0,20 Mol) Glykolid (P = 82,8-84,5° 0) und 0,0039 Mol
- 15 -
1 0 9 8 4 8 / 1 R 7 Λ
(0,158 Gewichtsteilen) Zinn(II)-oaprylat gemischt. Das Verhältnis von Monomeren zu Katalysator (A/l) beträgt 1500. Der Glaskolben wird verschlossen, auf 110 mm Hg evakuiert und 96 Stunden unter Rühren auf 105° 0 erhitzt. Man erhält ein festes Copolymerisat,
Das so erhaltene Lactid-Glykolid-Copolymerisat mit einem Glykolidgehalt von 35 Molprozent wird unter Druck bei erhöhter Temperatur durch eine 0,889 mm weite Düse versponnen und der Paden auf das Fünffache seiner ursprünglichen Länge verstreckt. Beim Verstrecken wird der Paden auf 70 bis 85° C erhitzt. Das biologische Verhalten dieses Oopolymerisats ergibt eich aus Tabelle IV,
Tabelle IV
Tage nach der Implantation
1 v JL _L JL JLSL 15
Zugfestigkeit, kg 4,54 4,04 1,91 1,41 0,18· Zugfestigkeit, kg/cm?
χ 109 4,218 3,747 1,772 1,308 0,169
Dieses 35 Molprozent Glykolideinheiten enthaltende Copolymerisat kann durch Strangpressen zu einem Stab verarbeitet werden, der durch Verstrecken auf das Dreifache bei erhöhter Temperatur orientiert werden kann. Der so erhaltene Stab hat
eine Zugfestigkeit von mehr als 1758 kg/cm .
Die Erfindung wurde zwar in ihrer Anwendung auf die Herstellung von Monofilen beschrieben? die Erzeugnisse gemass der Erfindung können aber auch in Porm von mehrfädigen Garnen hergestellt werden, die zu einem Nahtmaterial verflochten werden können. Zum Verflechten geeignete Päden mit Durchmessern im Bereich von 6,35 bis 76 μ können durch Trockenspinnen eines in einem geeigneten Lösungsmittel gelösten·L(-)-Lactid-Copolymerisats hergestellt werden. Die Herstellung eines gefloohtenen Nahtmaterials der Grosse 2/0 aus einem mehrfädigen Garn
- 16 109848/167 4
ΕΤΗ 340 fs 20626OA
durch Trockenspinnen eines L(-)-Iactid~Copolymerisats ist in dem folgenden Beispiel erläutert.
Beispiel 3
Ein Langhalsrundkolben aus schwerschraelzbarem Glas wird sorgfältig gereinigt, mit der Flamme getrocknet, evakuiert und zweimal mit trockenem Stickstoff ausgespült. Der Kolben wird unter trockenem Stickstoff mit den folgenden Reaktionsteilnehmern beschickt;
231,42 Teile Glykolid (i1 = 82,8-84,5° 0) . 30,19 533,52 Teile L(-)-Lactid (P = 98-99° C) 69,61 Gew.-# 1,5558 Teile Zirih(II)-caprylat 0,20
Der Kolben wird auf 125 mm Hg evakuiert und 66 Stunden auf 105° C erhitzt. Das so erhaltene Polymerisat (inhärente Viscosität einer 0, jl-*prozentigen Lösung in Chloroform = 3,2-3,40 wird in trockenem, über Phosphorpentoxid destilliertem 1,1,2-Triohloräthan zu einer klaren, 8-gewichtsprozentigen Lösung (Gesamtviscosität 1600 Poise) gelöst.
Die Spinnmasse (die 8-prozentige Lösung) wird auf 90° C erhitzt und durch eine 10-Loch-Spinndüse mit Lochöffnungen von 0,127 mm (Verhältnis der Kapillarenlänge zum Durchmesser ] = 2,4) mit einer Geschwindigkeit von 3 ml/Minute in eine 4,57 m lange und 15,2 cm weite erhitzte Säule versponnen. Die Temperatur in der erhitzten Säule ändert sich von 128° 0 am . Boden bis 142° C am Kopf, und die Säule wird mit heissem Stickstoff (131-134° C) mit einer Geschwindigkeit von 141,6 l/ Minute ausgespült. Die ersponnenen Päden werden mit einer linearen Geschwindigkeit von 45,7 m/Minute auf eine Haspel aufgespult. Die inhärente Visoosität des Padenmaterials beträgt 3,4, woraus sich ergibt, dass das Copolymerisat sich beim Spinnen nicht zersetzt hat. Die Copolymerisatfäden sind glänzend und haben die folgenden physikalischen Eigenschaft en»
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ΕΤΗ 340 j|
Zugfestigkeit 1,0 g/den
Bruchdehnung 530 ^
Youngscher Modul 24 g/den.
Die Fäden enthalten etwa 1,5 arestliches Lösungsmittel.
Das Garn wird dann auf das Sechsfache gefacht, so dass es aus 60 Fäden besteht, und beim Durchlaufen durch einen mit Stickstoff gespülten Röhrenofen mit einer Zufuhrungsgeschwindigkeit von 7,62 m/Minute bei 75° 0 auf das 4,5-fache verstreokt. Die ao hergestellten verstreckten Garne haben die folgenden physikalischen Eigenschaften:
Zugfestigkeit 2,8-3*3 g/den
Bruchdehnung 26 fS
Youngscher Modul 50 g/den.
Die Einzelfäden haben eine Zugfestigkeit von etwa 4,8-5,0 g/ den, eine Bruchdehnung von 38 $ und einen Youngschen Modul von 45 g/den. Das Garn wird zu einem geflochtenen Nahtmaterial der Grosse 2/0 verarbeitet, in einer trockenen Atmosphäre in einen hermetisch geschlossenen Behälter verpackt und durch Bestrahlung mit Gammastrahlen von einer Kobalt-Strahlungsquelle sterilisiert. Das Resorptionsvermögen dieses geflochtenen Nahtmaterials in vivo in Ratten ist in Tabelle V angegeben*
Tabelle Y
Zugfestigkeit (x 10 kg/cm ), Tage nach dem Implantieren Tage 0 _1 ' 5 10 15
Zugfestigkeit 2,531 3,304 2,601 2^250 2,110
Aus einem Vergleich der Tabellen IV und V ergibt sich, das© das aus dem durch Trockenspinnen aus einem geeigneten Lösungsmittel (Beispiel 3) hergestellten Garn erhaltene geflochtene Nahtmaterial in vivo aeine Zugfestigkeit langer beibehält als ein aus der Schmelze ersponnenes Monofil de* gleichen Zusam-
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ΕΤΗ 340 M
mensetzung (Beispiel 2). Das aus den durch !Trockenspinnen hergestellten Fäden geflochtene Nahtmaterial zeigt in vivo eine
um so viel bessere Zugfestigkeit, dass der Gehalt an Glykolideinheiten in dem Lactid-Copolymerisat auf 40 Molprozent
(34,8 Gewichtsprozent Glykolid; 65,2 Gewichtsprozent L-Iactid) erhöht werden kann. Ein Copolymerisat-Nahtmaterial dieser Zusammensetzung (40 Molprozent Glykolid + 60 Molprozent L-Lactid) hat eine ähnliche Zugfestigkeit und ein ähnliches Eesorptionavermögen wie Katgut.
IV
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Claims (13)

Patentansprüche
1. Im Körper resorbierbares chirurgisches Material aus einem Lactid-Glykolid-Oopolymeren mit einer bei 25° 0 an einer 0»1-gewichtsprozentigen Lösung in einem geeigneten Lösungsmittel bestimmten inhärenten Viscosität von mindestens 1,0, welches bei 100-stündiger Behandlung mit siedendem Wasser einen Gewichtsverlust von mindestens 20 $ erleidet und eine Zugfestigkeit von 1760 bis 7000 kg/cm2 aufweist, dadurch gekennzeichnet, dass das öopolymerisat zu 60 bis weniger als 85 Molprozent aus wiederkehrenden, von einer optisoh aktiven Form der Milchsäure abgeleiteten Einheiten und zu mehr als 15 bis 40 Molprozent aus wiederkehrenden, von Glykolsäure abgeleiteten Einheiten besteht.
2» Chirurgisches Material nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass es ein orientierter laden von 0,013 bis 1,14 mm Durchmesser ist.
3. Chirurgisches Nahtmaterial nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Faden durch Verstrecken bis zum Elffachen bei etwa 50 bis 140° C orientiert worden ist.
4. Chirurgisches Nahtmaterial naoh Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, dass es nach dem Orientieren einer Wärme-
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behandlung bei Temperaturen von etwa 60 bis 150° 0 unterworfen worden ist.
5. Chirurgisches Material nach Anspruch 1 bis 4» dadurch gekennzeichnet, dass es einen inerten Farbstoff und/oder Weichmacher enthält, |
6. Chirurgisches Material nach Anspruch 1 bis 4, daduroh gekennzeichnet, dass es 2-Methoxyäthylphthalat als Weichmacher enthält·
7. Chirurgisches Material nach Anspruch 1 bis 'S in Form eines gewirkten oder gewebten Maschenwerks.
8. Chirurgisches Material nach Anspruch 1 bis 6 in Form eines gewirkten oder gewebten ScMLauohes.
9. ChirurgischesjMaterial nach Anspruch 1 in Form eines Stabes.
10. Chirurgisches Material nach Anspruch 1 in Form einer gereckten und wärmebehandelten Folie.
11. Chirurgisches Material nach Anspruch 1 und 3 bis 6, daduroh gekennzeichnet, dass es in Form eines Geflechts aus Fäden mit Durohmessern von 0,0064 bis 0,076 mm vorliegt, von denen mindestens 50 # orientiert sind, und das eine Zugfestigkeit von 1760 bis 7000 kg/om2 aufweist.
12. Chirurgisches Material nach Anspruch 11., daduroh gekennzeichnet, dass das Geflecht zehn Tage nach der Implantation in den tierischen Körper eine Zugfestigkeit von mindestens 1050 kg/cm aufweist.
13. Chirurgisches Material nach Anspruch 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass es in einer trockenen Atmosphäre in einem hermetisch geschlossenen Behälter verpackt vorliegt·
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ft 206260A
14u Ch.irurgisoh.es Material nach Anspruch 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass es in einem evakuierten, h,ermetigen geschlossenen Behälter verpackt vorliegt.
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SE (1) SE361599B (de)
ZA (1) ZA71808B (de)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3422160A1 (de) * 1983-06-16 1984-12-20 American Cyanamid Co., Wayne, N.J. Verfahren zur modifizierung eines chirurgischen strukturelements aus einem bio-resorbierbaren polymeren
DE3348008C2 (de) * 1982-10-22 1988-10-13 United States Surgical Corp., Norwalk, Conn., Us
DE4012602A1 (de) * 1990-04-20 1991-10-31 Ethicon Gmbh Resorbierbare implantat-kordel
US6387363B1 (en) 1992-12-31 2002-05-14 United States Surgical Corporation Biocompatible medical devices

Families Citing this family (319)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3875937A (en) * 1963-10-31 1975-04-08 American Cyanamid Co Surgical dressings of absorbable polymers
US3739773A (en) * 1963-10-31 1973-06-19 American Cyanamid Co Polyglycolic acid prosthetic devices
US3887699A (en) * 1969-03-24 1975-06-03 Seymour Yolles Biodegradable polymeric article for dispensing drugs
US3797499A (en) * 1970-05-13 1974-03-19 Ethicon Inc Polylactide fabric graphs for surgical implantation
US4008303A (en) * 1971-08-30 1977-02-15 American Cyanamid Company Process for extruding green polyglycolic acid sutures and surgical elements
US3736646A (en) * 1971-10-18 1973-06-05 American Cyanamid Co Method of attaching surgical needles to multifilament polyglycolic acid absorbable sutures
US3867190A (en) * 1971-10-18 1975-02-18 American Cyanamid Co Reducing capillarity of polyglycolic acid sutures
US3839297A (en) * 1971-11-22 1974-10-01 Ethicon Inc Use of stannous octoate catalyst in the manufacture of l(-)lactide-glycolide copolymer sutures
US3799169A (en) * 1972-05-11 1974-03-26 Ethicon Inc Lateral release suture
US3923729A (en) * 1972-07-28 1975-12-02 Union Carbide Corp Biodegradable transplanter containers
US3921333A (en) * 1972-07-28 1975-11-25 Union Carbide Corp Transplanter containers made from biodegradable-environmentally degradable blends
US3867324A (en) * 1972-07-28 1975-02-18 Union Carbide Corp Environmentally degradable-biodegradable blend of an oxyalkanoyl polymer and an environmentally degradable ethylene polymer
US3852913A (en) * 1972-07-28 1974-12-10 Union Carbide Corp Shaped biodegradable containers from biodegradable thermoplastic oxyalkanoyl polymers
US3919163A (en) * 1972-07-28 1975-11-11 Union Carbide Corp Biodegradable containers
US3901838A (en) * 1972-07-28 1975-08-26 Union Carbide Corp Environmentally degradable biodegradable blends of a dialkanoyl polymer and an environmentally degradable ethylene polymer
US3931068A (en) * 1972-07-28 1976-01-06 Union Carbide Corporation Blends of biodegradable thermoplastic oxyalkanoyl polymer, a naturally occurring biodegradable product, filler and plastic additive
US3929937A (en) * 1972-07-28 1975-12-30 Union Carbide Corp Biodegradable shaped articles from a material comprising a particulate addition polymer in a matrix of a thermoplastic oxyalkanoyl polymer
US3932319A (en) * 1972-07-28 1976-01-13 Union Carbide Corporation Blends of biodegradable thermoplastic dialkanoyl polymer, a naturally occurring biodegradable product, a plastic additive and a filler
US3898986A (en) * 1972-12-27 1975-08-12 Alza Corp Biotransformable intrauterine device
US3971367A (en) * 1972-12-27 1976-07-27 Alza Corporation Intrauterine device having means for changing from uterine-retentive shape to nonuterine-retentive shape
US3982543A (en) * 1973-04-24 1976-09-28 American Cyanamid Company Reducing capillarity of polyglycolic acid sutures
US4033938A (en) * 1974-01-21 1977-07-05 American Cyanamid Company Polymers of unsymmetrically substituted 1,4-dioxane-2,5-diones
US4027676A (en) * 1975-01-07 1977-06-07 Ethicon, Inc. Coated sutures
US4057537A (en) * 1975-01-28 1977-11-08 Gulf Oil Corporation Copolymers of L-(-)-lactide and epsilon caprolactone
US4045418A (en) * 1975-01-28 1977-08-30 Gulf Oil Corporation Copolymers of D,L-lactide and epsilon caprolactone
US4006747A (en) * 1975-04-23 1977-02-08 Ethicon, Inc. Surgical method
US4052988A (en) * 1976-01-12 1977-10-11 Ethicon, Inc. Synthetic absorbable surgical devices of poly-dioxanone
US4186448A (en) * 1976-04-16 1980-02-05 Brekke John H Device and method for treating and healing a newly created bone void
US4105034A (en) * 1977-06-10 1978-08-08 Ethicon, Inc. Poly(alkylene oxalate) absorbable coating for sutures
US4137921A (en) * 1977-06-24 1979-02-06 Ethicon, Inc. Addition copolymers of lactide and glycolide and method of preparation
US4185637A (en) * 1978-05-30 1980-01-29 Ethicon, Inc. Coating composition for sutures
DE2917446A1 (de) * 1979-04-28 1980-11-06 Merck Patent Gmbh Chirurgisches material
SE424401B (sv) * 1979-06-06 1982-07-19 Bowald S Blodkerlsprotes
US4273920A (en) * 1979-09-12 1981-06-16 Eli Lilly And Company Polymerization process and product
US4343931A (en) * 1979-12-17 1982-08-10 Minnesota Mining And Manufacturing Company Synthetic absorbable surgical devices of poly(esteramides)
US4529792A (en) * 1979-12-17 1985-07-16 Minnesota Mining And Manufacturing Company Process for preparing synthetic absorbable poly(esteramides)
DE3176533D1 (en) * 1980-10-20 1987-12-23 American Cyanamid Co Modification of polyglycolic acid to achieve variable in-vivo physical properties
US4338926A (en) * 1980-11-21 1982-07-13 Howmedica, Inc. Bone fracture prosthesis with controlled stiffness
US4716964A (en) * 1981-08-10 1988-01-05 Exxon Production Research Company Use of degradable ball sealers to seal casing perforations in well treatment fluid diversion
US4513746A (en) * 1981-10-09 1985-04-30 United States Surgical Corp. Instrument for applying plastic-like surgical fastening devices
US4379138A (en) * 1981-12-28 1983-04-05 Research Triangle Institute Biodegradable polymers of lactones
NL8202893A (nl) * 1982-07-16 1984-02-16 Rijksuniversiteit Biologische verdraagbaar, antithrombogeen materiaal, geschikt voor herstellende chirurgie.
NL8202894A (nl) * 1982-07-16 1984-02-16 Rijksuniversiteit Polyesterhoudend filamentmateriaal.
US5110852A (en) * 1982-07-16 1992-05-05 Rijksuniversiteit Te Groningen Filament material polylactide mixtures
US4700704A (en) * 1982-10-01 1987-10-20 Ethicon, Inc. Surgical articles of copolymers of glycolide and ε-caprolactone and methods of producing the same
US4452973A (en) * 1982-11-12 1984-06-05 American Cyanamid Company Poly(glycolic acid)/poly(oxyethylene) triblock copolymers and method of manufacturing the same
US4438253A (en) 1982-11-12 1984-03-20 American Cyanamid Company Poly(glycolic acid)/poly(alkylene glycol) block copolymers and method of manufacturing the same
US4443430A (en) * 1982-11-16 1984-04-17 Ethicon, Inc. Synthetic absorbable hemostatic agent
FI69402C (fi) * 1983-09-20 1986-02-10 Materials Consultants Oy Osteosyntesanordning
US4594407A (en) * 1983-09-20 1986-06-10 Allied Corporation Prosthetic devices derived from krebs-cycle dicarboxylic acids and diols
US4481353A (en) * 1983-10-07 1984-11-06 The Children's Medical Center Corporation Bioresorbable polyesters and polyester composites
EP0342278B1 (de) * 1984-03-06 1996-09-04 United States Surgical Corporation Ein Verfahren zur Herstellung von zwei-Phasen-Zusammensetzungen für absorbierbare chirurgische Ausrüstungen
CA1236641A (en) * 1984-07-06 1988-05-10 Motoaki Tanaka Copolymer of lactic acid and glycolic acid and method for producing same
US4646741A (en) * 1984-11-09 1987-03-03 Ethicon, Inc. Surgical fastener made from polymeric blends
US4754745A (en) * 1984-11-21 1988-07-05 Horowitz Bruce S Conformable sheet material for use in brachytherapy
US4697575A (en) * 1984-11-21 1987-10-06 Henry Ford Hospital Delivery system for interstitial radiation therapy including substantially non-deflecting elongated member
US4644038A (en) * 1985-09-30 1987-02-17 A. E. Staley Manufacturing Company Unsaturated poly (alpha-hydroxy acid) copolymers
US5061281A (en) * 1985-12-17 1991-10-29 Allied-Signal Inc. Bioresorbable polymers and implantation devices thereof
US4750910A (en) * 1986-01-22 1988-06-14 Mitsui Toatsu Chemicals, Incorporated Indigo blue-colored bioabsorbable surgical fibers and production process thereof
US5904717A (en) * 1986-01-28 1999-05-18 Thm Biomedical, Inc. Method and device for reconstruction of articular cartilage
US4763642A (en) * 1986-04-07 1988-08-16 Horowitz Bruce S Intracavitational brachytherapy
US4744365A (en) * 1986-07-17 1988-05-17 United States Surgical Corporation Two-phase compositions for absorbable surgical devices
US4839130A (en) * 1986-07-17 1989-06-13 United States Surgical Corporation Process of making an absorbable surgical device
JPS6368155A (ja) * 1986-09-11 1988-03-28 グンゼ株式会社 骨接合ピン
US4800219A (en) * 1986-12-22 1989-01-24 E. I. Du Pont De Nemours And Company Polylactide compositions
US4981696A (en) * 1986-12-22 1991-01-01 E. I. Du Pont De Nemours And Company Polylactide compositions
US4766182A (en) * 1986-12-22 1988-08-23 E. I. Du Pont De Nemours And Company Polylactide compositions
US4795459A (en) * 1987-05-18 1989-01-03 Rhode Island Hospital Implantable prosthetic device with lectin linked endothelial cells
US5037429A (en) * 1987-08-26 1991-08-06 United States Surgical Corporation Method for improving the storage stability of a polymeric braided suture susceptible to hydrolytic degradation and resulting article
US5226912A (en) * 1987-08-26 1993-07-13 United States Surgical Corporation Combined surgical needle-braided suture device
US5366081A (en) * 1987-08-26 1994-11-22 United States Surgical Corporation Packaged synthetic absorbable surgical elements
US5306289A (en) * 1987-08-26 1994-04-26 United States Surgical Corporation Braided suture of improved characteristics
US5051272A (en) * 1988-07-19 1991-09-24 United States Surgical Corporation Method for improving the storage stability of a polymeric article susceptible to hydrolytic degradation and resulting article
US5222978A (en) * 1987-08-26 1993-06-29 United States Surgical Corporation Packaged synthetic absorbable surgical elements
NL8702563A (nl) * 1987-10-28 1989-05-16 Cca Biochem B V Polymeer lactide, werkwijze voor het bereiden van een dergelijk polymeer lactide, alsmede een samenstelling, die een dergelijk polymeer lactide bevat.
FR2623402B1 (fr) * 1987-11-19 1994-04-29 Solvay Article en polymere d'acide lactique utilisable notamment comme prothese biodegradable et procede pour sa realisation
US4902515A (en) * 1988-04-28 1990-02-20 E. I. Dupont De Nemours And Company Polylactide compositions
US5641505A (en) * 1988-06-27 1997-06-24 Astra Tech Aktiebolag Porous flexible sheet for tissue separation
US6323307B1 (en) 1988-08-08 2001-11-27 Cargill Dow Polymers, Llc Degradation control of environmentally degradable disposable materials
US5424346A (en) * 1988-08-08 1995-06-13 Ecopol, Llc Biodegradable replacement of crystal polystyrene
US5216050A (en) * 1988-08-08 1993-06-01 Biopak Technology, Ltd. Blends of polyactic acid
US5502158A (en) * 1988-08-08 1996-03-26 Ecopol, Llc Degradable polymer composition
US5767222A (en) * 1988-08-08 1998-06-16 Chronopol, Inc. Degradable polydioxaneone-based materials
US5180765A (en) * 1988-08-08 1993-01-19 Biopak Technology, Ltd. Biodegradable packaging thermoplastics from lactides
US5252642A (en) * 1989-03-01 1993-10-12 Biopak Technology, Ltd. Degradable impact modified polyactic acid
US5444113A (en) * 1988-08-08 1995-08-22 Ecopol, Llc End use applications of biodegradable polymers
US5610214A (en) * 1988-12-29 1997-03-11 Deknatel Technology Corporation, Inc. Method for increasing the rate of absorption of polycaprolactone
ATE224185T1 (de) * 1988-12-29 2002-10-15 Genzyme Corp Absorbierbare mischung für gesteuerte abgabe
US4932962A (en) * 1989-05-16 1990-06-12 Inbae Yoon Suture devices particularly useful in endoscopic surgery and methods of suturing
US5218087A (en) * 1989-06-22 1993-06-08 Gunze Limited Method for modifying medical materials of lactic acid polymers
US5359831A (en) * 1989-08-01 1994-11-01 United States Surgical Corporation Molded suture retainer
US5129906A (en) * 1989-09-08 1992-07-14 Linvatec Corporation Bioabsorbable tack for joining bodily tissue and in vivo method and apparatus for deploying same
JP2907996B2 (ja) * 1989-11-08 1999-06-21 三井化学株式会社 釣り糸
US5201738A (en) * 1990-12-10 1993-04-13 Johnson & Johnson Orthopaedics, Inc. Biodegradable biocompatible anti-displacement device for prosthetic bone joints
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
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
US5217485A (en) * 1991-07-12 1993-06-08 United States Surgical Corporation Polypropylene monofilament suture and process for its manufacture
BE1005080A3 (fr) * 1991-07-19 1993-04-13 Solvay Soc Anomyme Film souple, elastique et biodegradable en polymere a base d'acide lactique pouvant notamment convenir pour la realisation de pansements medicaux.
US5232648A (en) * 1991-07-19 1993-08-03 United States Surgical Corporation Bioabsorbable melt spun fiber based on glycolide-containing copolymer
JPH0539381A (ja) * 1991-08-08 1993-02-19 Mitsui Toatsu Chem Inc 生分解性ポリマー組成物
US5464450A (en) * 1991-10-04 1995-11-07 Scimed Lifesystems Inc. Biodegradable drug delivery vascular stent
JP2619760B2 (ja) * 1991-12-25 1997-06-11 グンゼ株式会社 骨治療用具及びその製造法
US5258488A (en) * 1992-01-24 1993-11-02 Cargill, Incorporated Continuous process for manufacture of lactide polymers with controlled optical purity
US6005067A (en) * 1992-01-24 1999-12-21 Cargill Incorporated Continuous process for manufacture of lactide polymers with controlled optical purity
US5247059A (en) * 1992-01-24 1993-09-21 Cargill, Incorporated Continuous process for the manufacture of a purified lactide from esters of lactic acid
US5142023A (en) * 1992-01-24 1992-08-25 Cargill, Incorporated Continuous process for manufacture of lactide polymers with controlled optical purity
US6326458B1 (en) 1992-01-24 2001-12-04 Cargill, Inc. Continuous process for the manufacture of lactide and lactide polymers
US5314446A (en) * 1992-02-19 1994-05-24 Ethicon, Inc. Sterilized heterogeneous braids
US5225485A (en) * 1992-03-03 1993-07-06 United States Surgical Corporation Polyetherimide ester suture and its method of manufacture and method of use
US5294469A (en) * 1992-06-17 1994-03-15 Mitsui Toatsu Chemicals, Incorporated Industrial woven fabric and composite sheet comprising same
US5348026A (en) * 1992-09-29 1994-09-20 Smith & Nephew Richards Inc. Osteoinductive bone screw
DE69322155T2 (de) * 1992-10-02 1999-08-19 Cargill Inc Papier mit einer beschichtung aus schmelzstabilem polymer und dessen verfahren zur herstellung
ATE199944T1 (de) * 1992-10-02 2001-04-15 Cargill Inc Schmelzstabiles lactidpolymergewebe und verfahren zu seiner herstellung
US6005068A (en) 1992-10-02 1999-12-21 Cargill Incorporated Melt-stable amorphous lactide polymer film and process for manufacture thereof
US5338822A (en) * 1992-10-02 1994-08-16 Cargill, Incorporated Melt-stable lactide polymer composition and process for manufacture thereof
US5242910A (en) * 1992-10-13 1993-09-07 The Procter & Gamble Company Sustained release compositions for treating periodontal disease
US5236444A (en) * 1992-10-27 1993-08-17 United States Surgical Corporation Absorbable polymers and surgical articles made therefrom
TW333456B (en) * 1992-12-07 1998-06-11 Takeda Pharm Ind Co Ltd A pharmaceutical composition of sustained-release preparation the invention relates to a pharmaceutical composition of sustained-release preparation which comprises a physiologically active peptide.
US5403346A (en) * 1992-12-31 1995-04-04 Loeser; Edward A. Self-affixing suture assembly
US5632753A (en) * 1992-12-31 1997-05-27 Loeser; Edward A. Surgical procedures
US5319038A (en) * 1993-02-09 1994-06-07 Johnson & Johnson Orthopaedics, Inc. G35 Process of preparing an absorbable polymer
US5288516A (en) * 1993-02-11 1994-02-22 E. I. Du Pont De Nemours And Company Process of producing bioabsorbable filaments
US5476465A (en) * 1993-04-21 1995-12-19 Amei Technologies Inc. Surgical cable crimp
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
US5447725A (en) * 1993-06-11 1995-09-05 The Procter & Gamble Company Methods for aiding periodontal tissue regeneration
CA2127636C (en) * 1993-07-21 2009-10-20 Cheng-Kung Liu Plasticizers for fibers used to form surgical devices
US6005019A (en) * 1993-07-21 1999-12-21 United States Surgical Corporation Plasticizers for fibers used to form surgical devices
US5542594A (en) * 1993-10-06 1996-08-06 United States Surgical Corporation Surgical stapling apparatus with biocompatible surgical fabric
CA2175049A1 (en) * 1993-10-28 1995-05-04 Timothy Ringeisen Improved process and device for treating and healing a bone void
US5460592A (en) 1994-01-24 1995-10-24 Amersham Holdings, Inc. Apparatus and method for making carrier assembly for radioactive seed carrier
US5639466A (en) * 1994-02-24 1997-06-17 Chronopol, Inc. Method for packaging foodstuffs
US5569250A (en) * 1994-03-01 1996-10-29 Sarver; David R. Method and apparatus for securing adjacent bone portions
US5431679A (en) * 1994-03-10 1995-07-11 United States Surgical Corporation Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom
US5981825A (en) * 1994-05-13 1999-11-09 Thm Biomedical, Inc. Device and methods for in vivo culturing of diverse tissue cells
US5833695A (en) 1994-07-13 1998-11-10 Yoon; Inbae Surgical stapling system and method of applying staples from multiple staple cartridges
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
US6096431A (en) 1994-07-25 2000-08-01 Toppan Printing Co., Ltd. Biodegradable cards
US5670614A (en) * 1994-08-25 1997-09-23 United States Surgical Corporation Method of increasing the plasticity and/or elasticity of polymers via supercritical fluid extraction and medical devices fabricated therefrom
US6206908B1 (en) 1994-09-16 2001-03-27 United States Surgical Corporation Absorbable polymer and surgical articles fabricated therefrom
CA2158420C (en) 1994-09-16 2007-05-01 Mark S. Roby 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
US5637631A (en) * 1994-11-17 1997-06-10 Mitsui Toatsu Chemicals, Inc. Preparation process of degradable polymer
US5702656A (en) * 1995-06-07 1997-12-30 United States Surgical Corporation Process for making polymeric articles
JP3517855B2 (ja) * 1995-10-03 2004-04-12 トヨタ自動車株式会社 ポリ乳酸系樹脂組成物
US20020169485A1 (en) 1995-10-16 2002-11-14 Neuropace, Inc. Differential neurostimulation therapy driven by physiological context
US6944501B1 (en) 2000-04-05 2005-09-13 Neurospace, Inc. Neurostimulator involving stimulation strategies and process for using it
CA2195384C (en) 1996-01-19 2007-06-05 Kung Liu Cheng Absorbable polymer blends and surgical articles fabricated therefrom
FI105040B (fi) * 1996-03-05 2000-05-31 Neste Oy Polylaktidikalvot
US5871502A (en) * 1996-04-08 1999-02-16 Ethicon, Inc. Process for manufacturing a polypropylene monofilament suture
US5844067A (en) * 1996-04-18 1998-12-01 Erneta; Modesto Process for producing absorbable segmented copolymers with a substantially uniform sequence distribution
US5756651A (en) * 1996-07-17 1998-05-26 Chronopol, Inc. Impact modified polylactide
US6071618A (en) * 1996-10-11 2000-06-06 Cryovac, Inc. Process for increasing the solubility rate of a water soluble film
US6191236B1 (en) 1996-10-11 2001-02-20 United States Surgical Corporation Bioabsorbable suture and method of its manufacture
EP0959873B1 (de) * 1996-12-20 2006-03-01 ALZA Corporation Gelzusammensetzungen und verfahren
US6692499B2 (en) 1997-07-02 2004-02-17 Linvatec Biomaterials Oy Surgical fastener for tissue treatment
US6007565A (en) * 1997-09-05 1999-12-28 United States Surgical Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom
EP0908142B1 (de) 1997-10-10 2006-05-03 Ethicon, Inc. Geflochtenes nahtmaterial mit verbesserter Knotenfestigkeit
US5889075A (en) * 1997-10-10 1999-03-30 United States Surgical Corporation Irradiated surgical suture and method for making same
US6277927B1 (en) 1997-11-26 2001-08-21 United States Surgical Corporation Absorbable block copolymers and surgical articles fabricated therefrom
US5935127A (en) * 1997-12-17 1999-08-10 Biomet, Inc. Apparatus and method for treatment of a fracture in a long bone
JPH11203837A (ja) 1998-01-16 1999-07-30 Sony Corp 編集システムおよび編集方法
AU3812099A (en) 1998-04-01 1999-10-18 Bionx Implants Oy Bioabsorbable surgical fastener for tissue treatment
US5993475A (en) * 1998-04-22 1999-11-30 Bristol-Myers Squibb Co. Tissue repair device
US6264674B1 (en) 1998-11-09 2001-07-24 Robert L. Washington Process for hot stretching braided ligatures
US6206883B1 (en) 1999-03-05 2001-03-27 Stryker Technologies Corporation Bioabsorbable materials and medical devices made therefrom
EP2305324B1 (de) 1999-03-25 2014-09-17 Metabolix, Inc. Medizinische Geräte und Anwendungen aus Polyhydroxyalkanoat-Polymeren
EP1175176B1 (de) * 1999-04-07 2010-09-22 Endonetics, Inc. Implantierbare beobachtungssonde
ES2298153T3 (es) 1999-04-09 2008-05-16 Medi Physics, Inc. Procedimiento y aparato para cargar sistemas de distribucion de semillas de braquiterapia.
US6783529B2 (en) 1999-04-09 2004-08-31 Depuy Orthopaedics, Inc. Non-metal inserts for bone support assembly
US6296645B1 (en) 1999-04-09 2001-10-02 Depuy Orthopaedics, Inc. Intramedullary nail with non-metal spacers
US6045571A (en) * 1999-04-14 2000-04-04 Ethicon, Inc. Multifilament surgical cord
US6368346B1 (en) 1999-06-03 2002-04-09 American Medical Systems, Inc. Bioresorbable stent
US6325810B1 (en) 1999-06-30 2001-12-04 Ethicon, Inc. Foam buttress for stapling apparatus
US6273897B1 (en) 2000-02-29 2001-08-14 Ethicon, Inc. Surgical bettress and surgical stapling apparatus
US6473639B1 (en) 2000-03-02 2002-10-29 Neuropace, Inc. Neurological event detection procedure using processed display channel based algorithms and devices incorporating these procedures
US7592017B2 (en) * 2000-03-10 2009-09-22 Mast Biosurgery Ag Resorbable thin membranes
US20030211974A1 (en) * 2000-03-21 2003-11-13 Brodbeck Kevin J. Gel composition and methods
US6466822B1 (en) 2000-04-05 2002-10-15 Neuropace, Inc. Multimodal neurostimulator and process of using it
US6808527B2 (en) 2000-04-10 2004-10-26 Depuy Orthopaedics, Inc. Intramedullary nail with snap-in window insert
ATE407960T1 (de) 2000-08-16 2008-09-15 Tyco Healthcare Absorbierendes polymerharz mit hoher konsistenz
AU8298201A (en) * 2000-08-17 2002-02-25 Tyco Healthcare Sutures and coatings made from therapeutic absorbable glass
CZ20031217A3 (en) * 2000-11-01 2004-04-14 Medi-Physics, Inc. Method of making a radioactive member for use in brachytherapy
US6529774B1 (en) 2000-11-09 2003-03-04 Neuropace, Inc. Extradural leads, neurostimulator assemblies, and processes of using them for somatosensory and brain stimulation
EP1545705A4 (de) 2000-11-16 2010-04-28 Microspherix Llc Flexibler und/oder elastischer brachytherapie-seed oder strang
US6719935B2 (en) 2001-01-05 2004-04-13 Howmedica Osteonics Corp. Process for forming bioabsorbable implants
US20020188342A1 (en) * 2001-06-01 2002-12-12 Rykhus Robert L. Short-term bioresorbable stents
EP1403322A4 (de) * 2001-06-13 2005-12-28 Kao Corp Weichmacher für polyesterharze
US6645618B2 (en) 2001-06-15 2003-11-11 3M Innovative Properties Company Aliphatic polyester microfibers, microfibrillated articles and use thereof
GB0116341D0 (en) * 2001-07-04 2001-08-29 Smith & Nephew Biodegradable polymer systems
US7067611B2 (en) * 2001-07-10 2006-06-27 Kureha Corporation Polyhydroxycarboxylic acid and its production process
US6743505B2 (en) * 2001-07-27 2004-06-01 Ethicon, Inc. Bioabsorbable multifilament yarn and methods of manufacture
US6747121B2 (en) 2001-09-05 2004-06-08 Synthes (Usa) Poly(L-lactide-co-glycolide) copolymers, methods for making and using same, and devices containing same
US7029490B2 (en) 2001-09-13 2006-04-18 Arthrex, Inc. High strength suture with coating and colored trace
US6820318B2 (en) 2001-11-02 2004-11-23 Ideamatrix, Inc. System for manufacturing interstitial radiation therapy seed strands
US7074291B2 (en) * 2001-11-02 2006-07-11 Worldwide Medical Technologies, L.L.C. Delivery system and method for interstitial radiation therapy using strands constructed with extruded strand housings
US7060020B2 (en) * 2001-11-02 2006-06-13 Ideamatrix, Inc. Delivery system and method for interstitial radiation therapy
US7094198B2 (en) 2001-11-02 2006-08-22 Worldwide Medical Technologies, Llc Delivery system and method for interstitial radiation therapy using seed elements with ends having one of projections and indentations
US6761680B2 (en) * 2001-11-02 2004-07-13 Richard A. Terwilliger Delivery system and method for interstitial radiation therapy using seed strands constructed with preformed strand housing
US6786858B2 (en) 2001-11-02 2004-09-07 Ideamatrix, Inc. Delivery system and method for interstitial radiotherapy using hollow seeds
JP2003138140A (ja) * 2001-11-05 2003-05-14 Kyowa Yuka Co Ltd 軟質化剤
GB0202233D0 (en) * 2002-01-31 2002-03-20 Smith & Nephew Bioresorbable polymers
US6890649B2 (en) * 2002-04-26 2005-05-10 3M Innovative Properties Company Aliphatic polyester microfibers, microfibrillated articles and use thereof
US20040082748A1 (en) * 2002-05-01 2004-04-29 Jonn Amy T. Continuous process for the preparation of absorbable multifilament fibers and the use thereof
JP3742842B2 (ja) * 2002-06-17 2006-02-08 独立行政法人産業技術総合研究所 生分解性ポリ乳酸樹脂組成物
US7112214B2 (en) * 2002-06-25 2006-09-26 Incisive Surgical, Inc. Dynamic bioabsorbable fastener for use in wound closure
US20120145765A1 (en) 2002-06-25 2012-06-14 Peterson James A Mechanical method and apparatus for bilateral tissue fastening
US8074857B2 (en) * 2002-06-25 2011-12-13 Incisive Surgical, Inc. Method and apparatus for tissue fastening with single translating trigger operation
US6726705B2 (en) * 2002-06-25 2004-04-27 Incisive Surgical, Inc. Mechanical method and apparatus for bilateral tissue fastening
US7950559B2 (en) * 2002-06-25 2011-05-31 Incisive Surgical, Inc. Mechanical method and apparatus for bilateral tissue fastening
US7300787B2 (en) * 2002-07-05 2007-11-27 Archer-Daniels-Midland Company Lactobacillus strains and use thereof in fermentation for L-lactic acid production
US8048444B2 (en) * 2002-07-31 2011-11-01 Mast Biosurgery Ag Apparatus and method for preventing adhesions between an implant and surrounding tissues
EP1545389B1 (de) * 2002-07-31 2020-04-22 Mast Biosurgery AG Gerät zur prävention von adhäsionen zwischen einem implantat und dem umgebenden gewebe
US7704520B1 (en) * 2002-09-10 2010-04-27 Mast Biosurgery Ag Methods of promoting enhanced healing of tissues after cardiac surgery
US7148315B2 (en) * 2002-10-23 2006-12-12 Ethicon, Inc. Monomer addition techniques to control manufacturing of bioabsorbable copolymers
EP1596765A2 (de) * 2003-02-10 2005-11-23 Smith & Nephew, Inc. Resorbierbare vorrichtungen
US20060083767A1 (en) * 2003-02-27 2006-04-20 Kai Deusch Surgical prosthesis having biodegradable and nonbiodegradable regions
JP4190918B2 (ja) * 2003-03-11 2008-12-03 シャープ株式会社 真空処理装置
US7322928B2 (en) 2003-03-17 2008-01-29 Medi-Physics, Inc. Products and methods for brachytherapy
US20040254419A1 (en) * 2003-04-08 2004-12-16 Xingwu Wang Therapeutic assembly
US20070010702A1 (en) * 2003-04-08 2007-01-11 Xingwu Wang Medical device with low magnetic susceptibility
US6997862B2 (en) * 2003-05-13 2006-02-14 Ideamatrix, Inc. Delivery system and method for interstitial radiation therapy using seed strands with custom end spacing
NL1023720C2 (nl) * 2003-06-23 2004-12-28 Univ Eindhoven Tech Werkwijze voor het wijzigen van de transporteigenschappen van een materiaal, werkwijze voor het vrijmaken van een werkstof uit een implantaat, evenals implantaat met werkstof.
US20100266663A1 (en) * 2003-09-10 2010-10-21 Calhoun Christopher J Tissue-treating implantable compositions
US7141354B2 (en) * 2003-09-30 2006-11-28 Dai Nippon Printing Co., Ltd. Photo radical generator, photo sensitive resin composition and article
US20050080314A1 (en) * 2003-10-09 2005-04-14 Terwilliger Richard A. Shielded transport for multiple brachytheapy implants with integrated measuring and cutting board
WO2005053552A1 (en) * 2003-12-01 2005-06-16 Smith & Nephew, Inc. Humeral nail with insert for fixing a screw
GB0329654D0 (en) * 2003-12-23 2004-01-28 Smith & Nephew Tunable segmented polyacetal
WO2005120462A2 (en) * 2004-06-07 2005-12-22 Callisyn Pharmaceuticals, Inc. Biodegradable and biocompatible crosslinked polymer hydrogel prepared from pva and/or peg macromer mixtures
US8012402B2 (en) 2008-08-04 2011-09-06 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Tube expansion process for semicrystalline polymers to maximize fracture toughness
US20110066222A1 (en) * 2009-09-11 2011-03-17 Yunbing Wang Polymeric Stent and Method of Making Same
US8747878B2 (en) * 2006-04-28 2014-06-10 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of fabricating an implantable medical device by controlling crystalline structure
US7971333B2 (en) 2006-05-30 2011-07-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Manufacturing process for polymetric stents
US8778256B1 (en) 2004-09-30 2014-07-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Deformation of a polymer tube in the fabrication of a medical article
US7731890B2 (en) * 2006-06-15 2010-06-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods of fabricating stents with enhanced fracture toughness
US8747879B2 (en) 2006-04-28 2014-06-10 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of fabricating an implantable medical device to reduce chance of late inflammatory response
US8501079B2 (en) 2009-09-14 2013-08-06 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Controlling crystalline morphology of a bioabsorbable stent
US20140107761A1 (en) 2004-07-26 2014-04-17 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Biodegradable stent with enhanced fracture toughness
US20060020330A1 (en) * 2004-07-26 2006-01-26 Bin Huang Method of fabricating an implantable medical device with biaxially oriented polymers
US8268228B2 (en) * 2007-12-11 2012-09-18 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Method of fabricating stents from blow molded tubing
US20080091277A1 (en) * 2004-08-13 2008-04-17 Kai Deusch Surgical prosthesis having biodegradable and nonbiodegradable regions
ATE545384T1 (de) * 2004-08-13 2012-03-15 Mast Biosurgery Ag Chirurgische prothese mit biologisch abbaubaren und nichtabbaubaren regionen
US8173062B1 (en) 2004-09-30 2012-05-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Controlled deformation of a polymer tube in fabricating a medical article
US8043553B1 (en) 2004-09-30 2011-10-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Controlled deformation of a polymer tube with a restraining surface in fabricating a medical article
US7875233B2 (en) * 2004-09-30 2011-01-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of fabricating a biaxially oriented implantable medical device
US7410488B2 (en) 2005-02-18 2008-08-12 Smith & Nephew, Inc. Hindfoot nail
US8840876B2 (en) * 2005-05-19 2014-09-23 Ethicon, Inc. Antimicrobial polymer compositions and the use thereof
US8100939B2 (en) * 2005-07-15 2012-01-24 Incisive Surgical, Inc. Mechanical method and apparatus for sequential tissue fastening
US8187159B2 (en) 2005-07-22 2012-05-29 Biocompatibles, UK Therapeutic member including a rail used in brachytherapy and other radiation therapy
US7736293B2 (en) 2005-07-22 2010-06-15 Biocompatibles Uk Limited Implants for use in brachytherapy and other radiation therapy that resist migration and rotation
US20080119877A1 (en) * 2005-08-12 2008-05-22 Kai Deusch Surgical prosthesis having biodegradable and nonbiodegradable regions
JP2009504929A (ja) * 2005-08-18 2009-02-05 スミス アンド ネフュー ピーエルシー 高強度デバイス及び複合材料
US20100062035A1 (en) * 2005-09-15 2010-03-11 Aesculap Ag & Co. Kg Biocompatible Antimicrobial Filament Material
US8093420B2 (en) * 2005-10-12 2012-01-10 Bezwada Biomedical, Llc Functionalized amino acids and absorbable polymers therefrom
US8318973B2 (en) 2005-10-21 2012-11-27 Bezwada Biomedical, Llc Functionalized sinapic acid and methyl sinapate
US8292920B2 (en) * 2005-11-10 2012-10-23 Tyco Healthcare Group Lp Sickle needle and method
US8007526B2 (en) * 2005-12-01 2011-08-30 Bezwada Biomedical, Llc Difunctionalized aromatic compounds and polymers therefrom
US7935843B2 (en) 2005-12-09 2011-05-03 Bezwada Biomedical, Llc Functionalized diphenolics and absorbable polymers therefrom
US9849216B2 (en) 2006-03-03 2017-12-26 Smith & Nephew, Inc. Systems and methods for delivering a medicament
US7964210B2 (en) * 2006-03-31 2011-06-21 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Degradable polymeric implantable medical devices with a continuous phase and discrete phase
JP5538881B2 (ja) 2006-04-25 2014-07-02 テレフレックス・メディカル・インコーポレイテッド リン酸カルシウムポリマー複合材料および方法
US7988611B2 (en) 2006-05-09 2011-08-02 Biocompatibles Uk Limited After-loader for positioning implants for needle delivery in brachytherapy and other radiation therapy
US20070265487A1 (en) * 2006-05-09 2007-11-15 Worldwide Medical Technologies Llc Applicators for use in positioning implants for use in brachytherapy and other radiation therapy
US20070290412A1 (en) * 2006-06-19 2007-12-20 John Capek Fabricating a stent with selected properties in the radial and axial directions
US7740791B2 (en) * 2006-06-30 2010-06-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of fabricating a stent with features by blow molding
US20090216063A1 (en) * 2008-01-29 2009-08-27 Biocompatibles Uk Limited Bio-absorbable brachytherapy strands
US8771162B2 (en) 2010-04-23 2014-07-08 Eckert & Ziegler Bebig S. A. Spacers for use in brachytherapy, radiotherapy, and other medical therapy
US8367108B2 (en) 2006-09-01 2013-02-05 Bezwada Biomedical, Llc Functionalized non-phenolic amino acids and absorbable polymers therefrom
US7878964B1 (en) 2006-09-07 2011-02-01 Biocompatibles Uk Limited Echogenic spacers and strands
US7874976B1 (en) 2006-09-07 2011-01-25 Biocompatibles Uk Limited Echogenic strands and spacers therein
CN102274552B (zh) * 2006-11-30 2017-03-01 史密夫和内修有限公司 纤维增强的复合材料
EP2131808A1 (de) * 2007-03-01 2009-12-16 Bioneedle Technologies Group B.V. Implantat mit destrukturisierter stärke
EP2115008B1 (de) * 2007-03-01 2019-09-18 De Staat der Nederlanden, vert. door de Minister van Volksgezondheid, Welzijn en Sport, namens de Minister, Projectdirectie ALT, het INTRAVACC Auf offener stärke basierendes, biologisch abbaubares material
US20080249563A1 (en) * 2007-04-04 2008-10-09 Peterson James A Method and apparatus for tissue fastening
WO2008129245A1 (en) * 2007-04-18 2008-10-30 Smith & Nephew Plc Expansion moulding of shape memory polymers
WO2008131197A1 (en) 2007-04-19 2008-10-30 Smith & Nephew, Inc. Multi-modal shape memory polymers
ATE505220T1 (de) * 2007-04-19 2011-04-15 Smith & Nephew Inc Graft-fixierung
US20080269540A1 (en) * 2007-04-27 2008-10-30 Worldwide Medical Technologies Llc Seed cartridge adaptor and methods for use therewith
US7666342B2 (en) * 2007-06-29 2010-02-23 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Method of manufacturing a stent from a polymer tube
WO2009029716A1 (en) 2007-08-28 2009-03-05 Ramot At Tel Aviv University Peptides inducing a cd4i conformation in hiv gp120 while retaining vacant cd4 binding site
US8217134B2 (en) * 2007-08-30 2012-07-10 Bezwada Biomedical, Llc Controlled release of biologically active compounds
US8048980B2 (en) 2007-09-17 2011-11-01 Bezwada Biomedical, Llc Hydrolysable linkers and cross-linkers for absorbable polymers
US20090099579A1 (en) * 2007-10-16 2009-04-16 Tyco Healthcare Group Lp Self-adherent implants and methods of preparation
US20090181068A1 (en) * 2008-01-14 2009-07-16 Dunn Richard L Low Viscosity Liquid Polymeric Delivery System
WO2009127009A1 (en) * 2008-04-18 2009-10-22 Commonwealth Scientific And Industrial Research Organisation Condensation polymers
US8309132B2 (en) * 2008-05-16 2012-11-13 Bezwada Biomedical, Llc Bioabsorbable polyesteramides and uses thereof
KR101035870B1 (ko) * 2008-10-07 2011-05-20 한국생산기술연구원 벌키 구조를 가지는 생분해성 멀티필라멘트 가연사, 그의 제조방법 및 그를 이용한 의료용 용도
AU2009303331B2 (en) 2008-10-11 2014-07-17 Rutgers, The State University Of New Jersey Phase-separated biocompatible polymer compositions for medical uses
US20100244304A1 (en) * 2009-03-31 2010-09-30 Yunbing Wang Stents fabricated from a sheet with increased strength, modulus and fracture toughness
US8888828B2 (en) 2009-07-16 2014-11-18 Covidien Lp Composite fixation device
US8119704B2 (en) * 2009-07-21 2012-02-21 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Implantable medical device comprising copolymer of L-lactide with improved fracture toughness
WO2011014859A1 (en) 2009-07-31 2011-02-03 Rutgers, The State University Of New Jersey Biocompatible polymers for medical devices
EP2486081B1 (de) 2009-10-11 2018-12-05 Rutgers, The State University of New Jersey Biokompatible polymere für medizinische vorrichtungen
WO2011088229A2 (en) * 2010-01-13 2011-07-21 The Regents Of The University Of Michigan Active self-healing biomaterial system
US8219171B2 (en) * 2010-03-16 2012-07-10 Given Imaging Ltd. Delivery device for implantable monitor
US8323678B2 (en) * 2010-04-29 2012-12-04 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Implantable medical devices comprising poly[l-lactide-co-(3,6-dialkyl-1,4-dioxane-2,5-dione)]
US8370120B2 (en) 2010-04-30 2013-02-05 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Polymeric stents and method of manufacturing same
US10335366B2 (en) 2010-05-31 2019-07-02 Laboratorios Farmacéuticos Rovi, S.A. Risperidone or paliperidone implant formulation
US10350159B2 (en) 2010-05-31 2019-07-16 Laboratories Farmacéuticos Rovi, S.A. Paliperidone implant formulation
US10285936B2 (en) 2010-05-31 2019-05-14 Laboratorios Farmacéuticos Rovi, S.A. Injectable composition with aromatase inhibitor
HRP20211853T1 (hr) 2010-05-31 2022-03-04 Laboratorios Farmaceuticos Rovi, S.A. Sastavi in situ injekcijskih biorazgradivih implantata
US10881605B2 (en) 2010-05-31 2021-01-05 Laboratorios Farmaceuticos Rovi, S.A. Methods for the preparation of injectable depot compositions
DK2394664T3 (en) 2010-05-31 2016-09-12 Laboratorios Farmacéuticos Rovi S A Antipsychotic injectable depot composition
US10463607B2 (en) 2010-05-31 2019-11-05 Laboratorios Farmaceutics Rofi S.A. Antipsychotic Injectable Depot Composition
CN103179959A (zh) 2010-10-20 2013-06-26 帝斯曼知识产权资产管理有限公司 含悬挂亲水基的可生物降解的组合物和相关器械
AU2013214799B2 (en) 2012-02-03 2016-05-12 Rutgers, The State Of University Of New Jersey Polymeric biomaterials derived from phenolic monomers and their medical uses
US11472918B2 (en) 2012-02-03 2022-10-18 Rutgers, The State University Of New Jersey Polymeric biomaterials derived from phenolic monomers and their medical uses
US9080263B2 (en) 2012-02-10 2015-07-14 Novus Scientific Ab Multifilaments with time-dependent characteristics, and medical products made from such multifilaments
EP2732832A3 (de) 2012-11-14 2015-07-01 Universitair Medisch Centrum Groningen (UMCG) Arzneimittelabgabevorrichtung mit einem Wirkstoff und einem wärmeempfindlichen Polymermaterial
JP2017505817A (ja) 2014-02-04 2017-02-23 アボット カーディオバスキュラー システムズ インコーポレイテッド コーティングに対するnovolimusの結合が最小限になるように、novolimusとラクチドとをベースにするコーティングを有する薬物送達足場またはステント
US9844377B2 (en) 2014-04-25 2017-12-19 Incisive Surgical, Inc. Method and apparatus for wound closure with sequential tissue positioning and retention
US9788827B2 (en) * 2014-09-24 2017-10-17 Ethicon, Inc. Method and means to attach anchor suture onto mesh implants
WO2016103224A2 (en) 2014-12-23 2016-06-30 Rutgers, The State University Of New Jersey Biocompatible iodinated diphenol monomers and polymers
US10774030B2 (en) 2014-12-23 2020-09-15 Rutgers, The State University Of New Jersey Polymeric biomaterials derived from phenolic monomers and their medical uses
USD752219S1 (en) 2015-01-02 2016-03-22 Incisive Surgical, Inc. Tissue fastening instrument
US10596330B2 (en) 2015-08-26 2020-03-24 Medtronic Xomed, Inc. Resorbable, drug-eluting submucosal turbinate implant device and method
US10085747B2 (en) 2015-09-11 2018-10-02 Incisive Surgical, Inc. Surgical fastening instrument
WO2019140438A1 (en) 2018-01-15 2019-07-18 Sands Steven Saam Hybrid intramedullary rods

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2703316A (en) * 1951-06-05 1955-03-01 Du Pont Polymers of high melting lactide
US2668162A (en) * 1952-03-20 1954-02-02 Du Pont Preparation of high molecular weight polyhydroxyacetic ester
NL99836C (de) * 1954-10-20
US3225766A (en) * 1962-03-26 1965-12-28 Grace W R & Co Method of making absorbable surgical sutures from poly beta hydroxy acids
US3297033A (en) * 1963-10-31 1967-01-10 American Cyanamid Co Surgical sutures
FR1425333A (fr) * 1963-11-08 1966-01-24 Du Pont Préparation de polylactides de poids moléculaire élevé

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3348008C2 (de) * 1982-10-22 1988-10-13 United States Surgical Corp., Norwalk, Conn., Us
DE3390259C2 (de) * 1982-10-22 1993-04-01 United States Surgical Corp
DE3422160A1 (de) * 1983-06-16 1984-12-20 American Cyanamid Co., Wayne, N.J. Verfahren zur modifizierung eines chirurgischen strukturelements aus einem bio-resorbierbaren polymeren
DE4012602A1 (de) * 1990-04-20 1991-10-31 Ethicon Gmbh Resorbierbare implantat-kordel
US6387363B1 (en) 1992-12-31 2002-05-14 United States Surgical Corporation Biocompatible medical devices

Also Published As

Publication number Publication date
FI52523B (de) 1977-06-30
NO132784C (de) 1976-01-07
FR2088548A1 (de) 1972-01-07
NO132784B (de) 1975-09-29
CH573752A5 (de) 1976-03-31
FR2088548B1 (de) 1975-09-26
BR7100190D0 (pt) 1973-04-19
SE361599B (de) 1973-11-12
JPS4936597B1 (de) 1974-10-02
FI52523C (fi) 1977-10-10
ZA71808B (en) 1971-11-24
NL7103263A (de) 1971-11-16
BE758156R (fr) 1971-04-28
US3636956A (en) 1972-01-25
CA982007A (en) 1976-01-20

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