FI121883B - Muovattava, biohajoava materiaali - Google Patents
Muovattava, biohajoava materiaali Download PDFInfo
- Publication number
- FI121883B FI121883B FI20075212A FI20075212A FI121883B FI 121883 B FI121883 B FI 121883B FI 20075212 A FI20075212 A FI 20075212A FI 20075212 A FI20075212 A FI 20075212A FI 121883 B FI121883 B FI 121883B
- Authority
- FI
- Finland
- Prior art keywords
- mol
- molecular weight
- caprolactone
- epsilon
- material according
- Prior art date
Links
- 239000000463 material Substances 0.000 title claims description 97
- PAPBSGBWRJIAAV-UHFFFAOYSA-N ε-Caprolactone Chemical compound O=C1CCCCCO1 PAPBSGBWRJIAAV-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 45
- 239000007943 implant Substances 0.000 claims description 42
- 238000006116 polymerization reaction Methods 0.000 claims description 29
- 239000000178 monomer Substances 0.000 claims description 27
- 239000003054 catalyst Substances 0.000 claims description 26
- 229920001519 homopolymer Polymers 0.000 claims description 20
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 claims description 19
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 claims description 18
- VXUYXOFXAQZZMF-UHFFFAOYSA-N titanium(IV) isopropoxide Chemical compound CC(C)O[Ti](OC(C)C)(OC(C)C)OC(C)C VXUYXOFXAQZZMF-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 18
- 229920001610 polycaprolactone Polymers 0.000 claims description 11
- 239000004632 polycaprolactone Substances 0.000 claims description 11
- 238000009826 distribution Methods 0.000 claims description 10
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 8
- 239000000560 biocompatible material Substances 0.000 claims description 7
- 239000000203 mixture Substances 0.000 claims description 6
- FPCJKVGGYOAWIZ-UHFFFAOYSA-N butan-1-ol;titanium Chemical compound [Ti].CCCCO.CCCCO.CCCCO.CCCCO FPCJKVGGYOAWIZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 5
- 239000012567 medical material Substances 0.000 claims description 5
- 230000000399 orthopedic effect Effects 0.000 claims description 5
- 239000007787 solid Substances 0.000 claims description 5
- 239000010440 gypsum Substances 0.000 claims description 4
- 229910052602 gypsum Inorganic materials 0.000 claims description 4
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 claims description 4
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 claims description 4
- 241001465754 Metazoa Species 0.000 claims description 3
- 239000005313 bioactive glass Substances 0.000 claims description 3
- 239000000945 filler Substances 0.000 claims description 3
- 229910052588 hydroxylapatite Inorganic materials 0.000 claims description 3
- 238000002347 injection Methods 0.000 claims description 3
- 239000007924 injection Substances 0.000 claims description 3
- XYJRXVWERLGGKC-UHFFFAOYSA-D pentacalcium;hydroxide;triphosphate Chemical compound [OH-].[Ca+2].[Ca+2].[Ca+2].[Ca+2].[Ca+2].[O-]P([O-])([O-])=O.[O-]P([O-])([O-])=O.[O-]P([O-])([O-])=O XYJRXVWERLGGKC-UHFFFAOYSA-D 0.000 claims description 3
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 claims description 3
- 210000002435 tendon Anatomy 0.000 claims description 3
- 230000017423 tissue regeneration Effects 0.000 claims description 3
- 239000003814 drug Substances 0.000 claims description 2
- 229940079593 drug Drugs 0.000 claims description 2
- 229920006158 high molecular weight polymer Polymers 0.000 claims description 2
- 239000005556 hormone Substances 0.000 claims description 2
- 229940088597 hormone Drugs 0.000 claims description 2
- 239000000155 melt Substances 0.000 claims description 2
- 238000002844 melting Methods 0.000 claims description 2
- 230000008018 melting Effects 0.000 claims description 2
- 238000007172 homogeneous catalysis Methods 0.000 claims 1
- 230000001788 irregular Effects 0.000 claims 1
- 230000001737 promoting effect Effects 0.000 claims 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 14
- 239000007791 liquid phase Substances 0.000 description 7
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 6
- 230000007547 defect Effects 0.000 description 4
- 238000002156 mixing Methods 0.000 description 4
- 229920003229 poly(methyl methacrylate) Polymers 0.000 description 4
- 239000004926 polymethyl methacrylate Substances 0.000 description 4
- 238000003756 stirring Methods 0.000 description 4
- 239000011149 active material Substances 0.000 description 3
- 239000007789 gas Substances 0.000 description 3
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 3
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 3
- 229920000747 poly(lactic acid) Polymers 0.000 description 3
- 230000001681 protective effect Effects 0.000 description 3
- 229910052719 titanium Inorganic materials 0.000 description 3
- 239000010936 titanium Substances 0.000 description 3
- -1 titanium alkoxide Chemical class 0.000 description 3
- PJRSUKFWFKUDTH-JWDJOUOUSA-N (2s)-6-amino-2-[[2-[[(2s)-2-[[(2s,3s)-2-[[(2s)-2-[[2-[[(2s)-2-[[(2s)-6-amino-2-[[(2s)-2-[[(2s)-2-[[(2s)-2-[(2-aminoacetyl)amino]-4-methylsulfanylbutanoyl]amino]propanoyl]amino]-3-hydroxypropanoyl]amino]hexanoyl]amino]propanoyl]amino]acetyl]amino]propanoyl Chemical compound CSCC[C@H](NC(=O)CN)C(=O)N[C@@H](C)C(=O)N[C@@H](CO)C(=O)N[C@@H](CCCCN)C(=O)N[C@@H](C)C(=O)NCC(=O)N[C@@H](C)C(=O)N[C@@H]([C@@H](C)CC)C(=O)N[C@@H](C)C(=O)NCC(=O)N[C@@H](CCCCN)C(=O)N[C@@H]([C@@H](C)CC)C(=O)N[C@@H](C)C(=O)N[C@@H](CCCCN)C(=O)N[C@@H](C(C)C)C(=O)N[C@@H](C)C(=O)N[C@@H](CC(C)C)C(=O)N[C@@H](CCCCN)C(=O)N[C@@H](C)C(=O)N[C@@H](CC(C)C)C(N)=O PJRSUKFWFKUDTH-JWDJOUOUSA-N 0.000 description 2
- 238000006065 biodegradation reaction Methods 0.000 description 2
- 239000002639 bone cement Substances 0.000 description 2
- 238000011049 filling Methods 0.000 description 2
- JJTUDXZGHPGLLC-UHFFFAOYSA-N lactide Chemical compound CC1OC(=O)C(C)OC1=O JJTUDXZGHPGLLC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 210000003041 ligament Anatomy 0.000 description 2
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 2
- 108010021753 peptide-Gly-Leu-amide Proteins 0.000 description 2
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 2
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 2
- 230000001954 sterilising effect Effects 0.000 description 2
- 238000004659 sterilization and disinfection Methods 0.000 description 2
- 229910052723 transition metal Inorganic materials 0.000 description 2
- 208000010392 Bone Fractures Diseases 0.000 description 1
- AEMRFAOFKBGASW-UHFFFAOYSA-N Glycolic acid Polymers OCC(O)=O AEMRFAOFKBGASW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229920000954 Polyglycolide Polymers 0.000 description 1
- 229910000831 Steel Inorganic materials 0.000 description 1
- RTAQQCXQSZGOHL-UHFFFAOYSA-N Titanium Chemical compound [Ti] RTAQQCXQSZGOHL-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000002253 acid Substances 0.000 description 1
- 238000013019 agitation Methods 0.000 description 1
- 150000004703 alkoxides Chemical group 0.000 description 1
- 238000004873 anchoring Methods 0.000 description 1
- 239000003242 anti bacterial agent Substances 0.000 description 1
- 229940088710 antibiotic agent Drugs 0.000 description 1
- 230000004071 biological effect Effects 0.000 description 1
- 239000013060 biological fluid Substances 0.000 description 1
- 239000012620 biological material Substances 0.000 description 1
- 210000002805 bone matrix Anatomy 0.000 description 1
- 238000012662 bulk polymerization Methods 0.000 description 1
- 229910000394 calcium triphosphate Inorganic materials 0.000 description 1
- 229910052799 carbon Inorganic materials 0.000 description 1
- 125000004432 carbon atom Chemical group C* 0.000 description 1
- 210000000845 cartilage Anatomy 0.000 description 1
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 1
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 1
- 150000001875 compounds Chemical class 0.000 description 1
- 238000001816 cooling Methods 0.000 description 1
- 229920001577 copolymer Polymers 0.000 description 1
- 125000004122 cyclic group Chemical group 0.000 description 1
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 1
- 238000006731 degradation reaction Methods 0.000 description 1
- 230000018109 developmental process Effects 0.000 description 1
- 239000006185 dispersion Substances 0.000 description 1
- 239000004815 dispersion polymer Substances 0.000 description 1
- 238000004090 dissolution Methods 0.000 description 1
- 238000005553 drilling Methods 0.000 description 1
- 239000003844 drug implant Substances 0.000 description 1
- 230000004821 effect on bone Effects 0.000 description 1
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 1
- 238000001879 gelation Methods 0.000 description 1
- 239000002815 homogeneous catalyst Substances 0.000 description 1
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 description 1
- 239000004615 ingredient Substances 0.000 description 1
- 239000003999 initiator Substances 0.000 description 1
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 1
- 210000003127 knee Anatomy 0.000 description 1
- 150000002596 lactones Chemical class 0.000 description 1
- 239000010410 layer Substances 0.000 description 1
- 230000001009 osteoporotic effect Effects 0.000 description 1
- RFWLACFDYFIVMC-UHFFFAOYSA-D pentacalcium;[oxido(phosphonatooxy)phosphoryl] phosphate Chemical compound [Ca+2].[Ca+2].[Ca+2].[Ca+2].[Ca+2].[O-]P([O-])(=O)OP([O-])(=O)OP([O-])([O-])=O.[O-]P([O-])(=O)OP([O-])(=O)OP([O-])([O-])=O RFWLACFDYFIVMC-UHFFFAOYSA-D 0.000 description 1
- 239000012071 phase Substances 0.000 description 1
- 230000000379 polymerizing effect Effects 0.000 description 1
- OGHBATFHNDZKSO-UHFFFAOYSA-N propan-2-olate Chemical compound CC(C)[O-] OGHBATFHNDZKSO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000035484 reaction time Effects 0.000 description 1
- 230000000246 remedial effect Effects 0.000 description 1
- 238000007634 remodeling Methods 0.000 description 1
- 238000007789 sealing Methods 0.000 description 1
- 238000007711 solidification Methods 0.000 description 1
- 230000008023 solidification Effects 0.000 description 1
- 239000010959 steel Substances 0.000 description 1
- 239000002344 surface layer Substances 0.000 description 1
- 229910000811 surgical stainless steel Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000002341 toxic gas Substances 0.000 description 1
- 150000003624 transition metals Chemical class 0.000 description 1
- LGQXXHMEBUOXRP-UHFFFAOYSA-N tributyl borate Chemical compound CCCCOB(OCCCC)OCCCC LGQXXHMEBUOXRP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000000273 veterinary drug Substances 0.000 description 1
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
Classifications
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
- C08G—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED OTHERWISE THAN BY REACTIONS ONLY INVOLVING UNSATURATED CARBON-TO-CARBON BONDS
- C08G63/00—Macromolecular compounds obtained by reactions forming a carboxylic ester link in the main chain of the macromolecule
- C08G63/02—Polyesters derived from hydroxycarboxylic acids or from polycarboxylic acids and polyhydroxy compounds
- C08G63/06—Polyesters derived from hydroxycarboxylic acids or from polycarboxylic acids and polyhydroxy compounds derived from hydroxycarboxylic acids
- C08G63/08—Lactones or lactides
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/14—Macromolecular materials
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/14—Macromolecular materials
- A61L27/18—Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/02—Inorganic materials
- A61L27/12—Phosphorus-containing materials, e.g. apatite
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/40—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material
- A61L27/44—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix
- A61L27/446—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix with other specific inorganic fillers other than those covered by A61L27/443 or A61L27/46
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
- A61L27/54—Biologically active materials, e.g. therapeutic substances
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
- A61L27/58—Materials at least partially resorbable by the body
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Medicinal Chemistry (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Transplantation (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Dermatology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Inorganic Chemistry (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- Composite Materials (AREA)
- Materials Engineering (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Polymers & Plastics (AREA)
- Organic Chemistry (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Polyesters Or Polycarbonates (AREA)
Description
5
Muovattava, biohajoava materiaali
Esillä oleva keksintö koskee patenttivaatimuksen 1 johdanto-osan mukaista biohajoavaa implanttimateriaalia.
Tämän kaltainen implantti käsittää yleensä biologisesti hajoavaa epsilon-kaprolaktonipoly-meeriä.
Esillä oleva keksintö koskee myös patenttivaatimuksen 9 johdanto-osan mukaista mene-10 telmää epsilon-kaprolaktonipolymeerin valmistamiseksi sekä materiaalista valmistettuja implantteja ja kipsejä sekä lääketieteellisiä materiaaleja.
Ortopediassa käytetään usein erilaisia implanttimateriaaleja. Saatavilla on lukuisia biologisesti yhteensopivia implantteja, esimerkiksi nivelen korvaamiseksi, tyypillisesti koko lon-15 kan ja polven korvaamiseksi. On olemassa myös implantteja luun osien korvaamiseksi ja luun vikojen hoitamiseksi, ja käytettäväksi pehmytkudoksen hoitamiseksi, muiden implanttien, jänteiden ja nivelsiteiden jne. kiinnittämiseksi. Esimerkkeihin sellaisista implanteista kuuluvat sauvat ja levyt, sekä kiinnitystarvikkeet, kuten ruuvit, piikit, langat ja metallilan-gat. Implanttimateriaalit voidaan jakaa karkeasti kahteen ryhmään niiden biologisen ha-20 joamiskyvyn perusteella, nimittäin biologisesti vakaisiin (hajoamattomiin materiaaleihin), kuten titaani, kirurginteräs ja luusementti, ja biohajoaviin, jotka hajoavat osittain tai täysin ihmis- tai eläinkehon biologisessa ympäristössä. Yleisimpiin biohajoaviin implanttimateri-aaleihin kuuluvat polylaktidi (PLA), polyglykolidi (PGLA) ja polykaprolaktoni (PCL). Näistä biologisesti hajoavista materiaaleista valmistettuja kaupallisesti saatavilla olevia o 25 implantteja käytetään nykyisin esimuovatuissa muodoissa, esimerkiksi ruuveina, levyinä, cm verkkoina tai lankoina (ompeleet, metallilangat).
o i C\l
CM
x Nykyisin saatavilla olevat muovattavat, itsestään kiinteytyvät aineet, joita suositellaan luu-
CL
vikojen hoitamiseksi, luun poistettujen osien korvaamiseksi, luumatriisissa olevien onte-cm 30 loiden täyttämiseksi, perustuvat esimerkiksi kalsiumtrifosfaattiin tai hydroksiapatiittiin. Ne o eivät ole riittävän kovia tai jäykkiä käytettäväksi ruuvikiinnikkeenä tai kiinnitysapuna.
CM
Yleisin itselujittuva tai itsestään kiinteytyvä materiaali, luusementti, muodostuu pääasiassa poly(metyylimetakrylaatista) (PMMA). On olemassa vähintään kaksi ilmeistä ongelmaa, jotka liittyvät sen käyttämiseen: ensiksi myrkyllisiä kaasuja vapautuu valmistamisen aika- 2 na ja toiseksi materiaalin kiinteytyminen on eksoterminen reaktio, joka voi kehittää niin paljon lämpöä, että ympäröivään kudokseen voi aiheutua paikallinen vaurio. PMMA ei ole biologisesti hajoava materiaali, kuten jotkin sovellukset vaativat. Koska se on kovempaa kuin luu, sillä voi olla myös hankaava vaikutus luuhun in vivo. Tavallisesti korjaavat toi-5 menpiteet ovat vaikeita asentamisen ja kovettamisen jälkeen, koska PMMA on erittäin kova yhdiste. Se on myös niin kovaa, että jopa sen poraaminen on vaikeaa kovettumisen jälkeen.
Edellä olevia tarkoituksia varten olevia biologisesti hajoavia materiaaleja ei ole kaupalli-10 sessa käytössä. Yksi syy on se, että tunnettujen biologisesti hajoavien materiaalien mekaaniset ominaisuuden ja sulatyöstettävyys eivät ole aina riittäviä vaativiin sovelluksiin. Sen mukaisesti tarvitaan täysin ja säädeltävästi biologisesti hajoava materiaali, joka voidaan helposti muokata käytännöllisesti mihin tahansa muotoon sekä epäsäännöllisten muotoisten onteloiden täyttämiseksi ja tavanomaisten kiinnitysvälineiden tuottamiseksi.
15
Esillä olevan keksinnön tavoitteena on poistaa ainakin osa tunnettuun tekniikkaan liittyvistä ongelmista ja saada aikaan uusi biologisesti hajoava implantti sekä menetelmä materiaalien tuottamiseksi, jotka ovat sopivia implantteja ja sellaisten materiaalien lääketieteellisiä käyttöjä varten. Keksinnön kohteena on erityisesti saada aikaan implanttimateriaali, jota 20 voidaan kuumentaa ja pehmittää sovellusta varten ja joka jäähtyessään kiinteytyy mekaanisesti kestäväksi kiinteäksi implantiksi, joka hajoaa biologisessa ympäristössä noin 1 kuukaudesta korkeintaan kahteen vuoteen ajanjakson kuluessa. On myös tärkeää, että levitetyn materiaalin pintakerrosta voidaan muovata helposti uudestaan alkukovettumisen jälkeen. Tämä on joskus tarpeellista tilan aikaansaamiseksi ympäröiviä kudoksia ja muita implant- S 25 teia varten.
cm J
CM
o c\j Esillä oleva keksintö perustuu havaintoon, että epsilon-kaprolaktonin homopolymeereistä x on mahdollista tuottaa biologisesti hajoavia materiaaleja, joilla on erinomaiset mekaaniset
CL
ominaisuudet ja hyvä muovattavuus. Epsilon-kaprolaktonimonomeerien käyttäminen ko-cm 30 monomeereinä biologisesti hajoavissa materiaaleissa, jotka sisältävät merkittäviä määriä N· o laktidia ja/tai LGA-monomeerejä, on sinänsä tunnettua. Alalla ei kuitenkaan ole ehdotusta, cm että epsilon-kaprolaktonihomopolymeerit sellaisinaan olisivat sopivia luiden ja luuvikojen korvausimplantteina ja luussa ja pehmytkudoksessa olevien vikojen hoitamiseksi.
3
Siksi esillä olevassa keksinnössä saadaan aikaan implanttimateriaaleja, jotka perustuvat epsilon-kaprolaktonihomopolymeereihin. Tällaisten homopolymeerien polymeerin luku-keskimääräinen moolimassa on noin 30.000 g/mol - 60.000 g/mol ja viskositeetti on 1000 - 2000 Pas 60 °C:ssa, materiaali on steriloidussa muodossa ja se on manuaalisesti muovat-5 tavissa 60 °C:ssa tai sitä alemmissa lämpötiloissa.
Nämä polymeerit voidaan valmistaa menetelmällä, jossa epsilon-kaprolaktonimonomeerit saatetaan kosketuksiin titäänialkoksidikatalyytin kanssa nestefaasissa kohotetussa lämpötilassa. Implanttimateriaalit ovat käyttökelpoisia lukuisissa lääketieteellisissä ja eläinlääke-10 tieteellisissä sovelluksissa. Erityisen mielenkiintoista on uuden materiaalin käyttäminen biologisissa materiaaleissa, kuten luussa, olevien epäsäännöllisen muotoisten onteloiden täyttämiseksi.
Täsmällisemmin esillä olevan keksinnön mukaiselle muovattavalle, biologisesti hajoavalle 15 implantille on pääasiassa tunnusomaista se, mikä on esitetty patenttivaatimuksen 1 tun-nusmerkkiosassa.
Keksinnön mukaiselle menetelmälle on tunnusomaista se, mikä on esitetty patenttivaatimuksen 9 tunnusmerkkiosassa.
20
Keksinnön mukaiselle implantille on tunnusomaista se, mikä on esitetty patenttivaatimuksen 11 tunnusmerkkiosassa ja keksinnön mukaiselle lääketieteelliselle kipsille ja vastaavasti lääketieteelliselle materiaalille se, mikä on esitetty patenttivaatimusten 18 ja vastaavasti 19 tunnusmerkkiosissa.
5 25
CM
cm Keksinnöllä saavutetaan huomattavia etuja. Näin ollen uudet materiaalit ovat helposti c\j muovattavia, kuten selitetään yksityiskohtaisemmin, ja niitä voidaan käyttää lukuisissa x sovelluksissa, joissa materiaalia täytyy muovata välittömästi ennen käyttöä. Materiaaleilla
CL
on myös sellaiset erinomaiset ominaisuudet, että niitä voidaan käyttää lähtö/kiinni-cm 30 tysmateriaaleina ruuveja ja proteesia varten. Koska materiaalia valmistetaan helposti suu- o rissa määrissä, se on myös sopiva käytettäväksi ihmis- tai eläinkehon ulkopuolella muovat-
C\J
tavana ja kovettuvana tukena tavanomaisten lääkekipsin tilalla.
4
Uusi implantti voidaan levittää ruiskeella tai levittämällä se sulassa tilassa, ja se kovettuu jäähtyessään. Materiaalin kovuutta ja kimmoisuutta voidaan säätää säätelemällä polymeerin molekyyli painoa ja molekyylipainojakaumaa. Lisäksi implantin biologista yhteensopivuutta, huokoisuutta ja liukoisuutta/liukenemista biologisiin nesteisiin ja biologiseen ym-5 päristöön voidaan muokata liittämällä varsinaiseen implanttiin esimerkiksi bioaktiivista lasia, liukoisia kuituja, antibiootteja ja muita biologisesti yhteensopivia ja aktiivisia materiaaleja.
Seuraavaksi keksintöä tutkitaan lähemmin yksityiskohtaisen selityksen ja lukuisten työ-10 esimerkkien avulla.
Kuvio 1 on kaaviomainen kuvaus esillä olevien materiaalien käyttämisestä luuonteloiden täyttämiseksi, jolloin saadaan aikaan sopiva matriisi ortopedisten kiinnitysvälineiden kiinnittämiseksi, kuten ruuvien ja nastojen, 15 kuviossa 2 esitetään molekyylipaino (Mn) monomeeri/katalyytti-suhteen funktiona ja kuviossa 3 esitetään polydispersiteetti-indeksi (M) monomeeri/katalyytti-suhteen funktiona.
Esillä oleva muovattava, biologisesti hajoava lääketieteellinen materiaali käsittää epsilon-20 kaprolaktonihomopolymeeriä. Kuten edellä on lyhyesti selitetty, tavallisesti voidaan käyttää mitä tahansa epsilon-kaprolaktonipolymeeriä, mutta on edullista käyttää homopolymee-riä, jolla on järkevän laaja molekyylipainojakauma. (Seuraava kohta on siirretty sivun 3 ensimmäisestä kappaleesta tähän): Siksi homopolymeerin polymeeridispersiteetti-indeksi (PM) on tyypillisesti vähintään 1,2, erityisesti edullisten sovellutusmuotojen mukaisesti o 25 homopolymeerien, joita käytetään biologisesti hajoavissa, muovattavissa implanttimateri- oj aaleissa, PD1 on vähintään 1,4, edullisesti vähintään 1,5 ja erityisesti vähintään 1,6 tai suu- c\j rempi. Yhdessä sovelluksessa polydispersiteetti-indeksi on edullisesti vähintään 1,2, erityi- x sesti vähintään 1,4. Erityisen mielenkiintoisia sovelluksia ovat homopolymeerien kanssa,
CL
joiden PDI on 1,5 tai enemmän, edullisesti suurempi kuin 1,55, edullisesti noin 1,6-5.
c\i 30
LO
1^.
o On keksitty, että epsilon-kaprolaktonihomopolymeerit antavat muovattavuuden yhdistel-
CM
män suhteellisen matalissa lämpötiloissa ja kovetetun materiaalin jäykkyyden ja lujuuden kiinteytyessään, mikä avaa mahdollisuuden käyttää sitä erityisesti biologisesti hajoavana 5 täyttömateriaalina. Myös erilaisia lankoja (ompeleita) ja kalvoja voidaan kuitenkin valmistaa helposti.
Sopivan materiaalin keskimääräinen molekyylipaino (Mn) on noin 30 000 - noin 60 000 5 g/mol. Materiaalin, jolla on edullinen viskositeetti (vrt. alla) noin 1 000 - 2 000 Pas 60 °C:ssa, hankkimisen suhteen keskimääräinen molekyylipaino noin 30 000 - 60 000 g/mol on erityisesti edullinen.
Esillä oleva materiaali on tyypillisesti lineaarinen polymeeri, mikä tarkoittaa, että polyme-10 roitumisen aste vastaa edellä olevaa molekyylipainoa ja sen määrä on noin 50-2 000, erityisesti noin 100- 1 000, edullisesti noin 200 - 500.
Edelleen edullisen sovellutusmuodon mukaisesti materiaalilla on epäsymmetrinen mole-kyylipainojakauma. Käytännössä on erityisen edullista käyttää polymeeriä, jossa pienen 15 molekyylimassan polymeeriosuus on suurempi kuin suuren molekyy limassan polymeerin.
Vielä toisen edullisen sovellutusmuodon mukaisesti polykaprolaktonilla on laaja molekyy-limassajakauma, mikä käytännössä tarkoittaa, että vähintään 5 mooli-%:lla polykaprolak-tonista on molekyylipaino alle 25 000 g/mol ja vähintään 5 mooli-%:lla polykaprolaktonis-20 ta on molekyylipaino alle 60 000 g/mol. Keksinnön tällä sovellutusmuodolla voi olla erittäin laaja mo lekyy lipainojakauma (Mn-väli 114 g/mol - 200 000 g/mol). Tyypillisesti po-lykaprolaktoniin (PCL) on yhdistetty pienen molekyylipaino n PCL-osuus, esimerkiksi ollen keskimääräinen molekyylipaino pienempi kuin < 25 000 g/mol, mikä antaa hyvän muovattavuuden ominaisuudet ja PCL:n, jolla on suuri molekyylipaino (esimerkiksi PCL > o 25 60 000 g/mol), hyvän mekaanisen kestävyyden.
i C\l o c\i Uusien materiaalien ominaisuudet ovat mielenkiintoisia, mitä tulee niiden mekaanisiin c\i x ominaisuuksiin ja biologiseen hajoamiseen. Materiaali on tyypillisesti käsin muovattavissa
CL
lämpötilassa 60 °C tai alle. Näin ollen yhden sovellutusmuodon mukaisesti keksinnön mu-c\j 30 kainen implantti levitetään sulafaasissa lämpötilassa noin 50 - 60 °C, ja se kovettuu biolo- o gisissa lämpötiloissa noin 35 - 43 °C mekaanisesti kestäväksi kiinteäksi implantiksi. Se
C\J
voidaan levittää käsin tai laitteella, esimerkiksi ruiskeella.
Sulasovellusta varten viskositeetti 60 °C:ssa pitäisi olla alle 10 000 Pas ja edullisesti alle 6 5 000 Pas. Erityisesti edullinen alue on 1 000 - 2 000 Pas.
Esillä oleva keksintö käsittää myös menetelmän epsilon-kaprolaktonihomopolymeerin valmistamiseksi, jonka polymeeridispersioindeksi on suurempi kuin 1,5. Tämä menetelmä 5 käsittää vaiheet, joissa polymeroidaan epsilon-kaprolaktonimonomeerit titaani- isopropoksidikatalyytin läsnä ollessa. On edullista jatkaa polymeroimisreaktiota, siten että saadaan polymeeri, jonka keskimääräinen molekyylipaino on vähintään 5 000 g/mol, edullisesti keskimääräinen molekyylipaino on noin 30 000 - 60 000 g/mol, kuten edellä on kuvattu.
10
Tavanomaiseen tapaan epsilon-kaprolaktonihomopolymeeri täytyy steriloida ennen im-planttimateriaalina biologisessa ympäristössä käyttämistä. Sterilointi voidaan suorittaa lämpökäsittelyllä, säteilytyksellä tai kemiallisesti, kuten on sinänsä tunnettua. Sterilointi voidaan suorittaa välittömästi ennen materiaalin käyttämistä, tai polymeerimateriaali voi-15 daan steriloida sopivaan pakkaukseen ennen sulkemista.
Esillä olevassa keksinnössä käytetyt materiaalit voidaan valmistaa tavanomaisilla polyme-rointimenetelmillä. Niinpä epsilon-kaprolaktonimonomeerien polymerisoiminen voidaan suorittaa sulassa faasissa tai nestefaasissa tavanomaisena massapolymerointina saattamalla 20 monomeeri kosketuksiin kohotetussa lämpötilassa homogeenisen katalyytin kanssa. Jotta tuotetaan materiaalia, jolla on laaja molekyylipainojakauma, käytetään katalyyttiä, joka käsittää siirtymämetallialkoksidia. Sopivasti siirtymämetalli on titaanialkoksidi, jossa on 1 - 6 hiiliatomia. Sellaisten alkoksidiryhmien edullisia sovellutusmuotoja ovat isopropoksidi ja n-butoksidi. Yksi erityisesti mielenkiintoinen katalyytti on titaani-isopropoksidi. Tätä 0 25 katalyyttiä voidaan käyttää muiden syklisten hydroksyylihappomonomeerien polymeroimi- cm seksi, esimerkiksi myös laktidihomopolymeerien valmistamiseksi. Toinen esimerkki sopi- i c\j vasta katalyytistä on titaani-n-butoksidi.
CC
CL
Katalyytin määrä on noin 0 001 - 1 % laskettuna epsilon-kaprolaktonin tilavuuden perus-oj 30 teella. Säätämällä monomeeri-katalyytti-suhdetta on mahdollista säädellä materiaalin me- o kaanista ja biologisia ominaisuuksia.
CM
Keksinnön yhteydessä saadut tulokset osoittavat, että edullinen katalyytti, titaani-isopropoksidi, tuottaa pääasiassa homopolymeeriä, jolla on järkevän laaja molekyylipainoja- 7 kauma (PDI on suurempi kuin 1,5). On mahdollista jopa edelleen laajentaa jakaumaa lisäämällä asteittain monomeeriä.
Biologinen hajoaminen on tärkeä piirre, koska implantti on ei-elävä osa elävän kehon sisäl-5 lä. Kuten on tunnettua, implanttien ei pitäisi hajota liian nopeasti, tyypillisesti toivottava hajautumisaika vaihtelee useista kuukausista jopa vuosiin. Aina sen mukaan, mihin kohtaan implantti sijoitetaan, hajoamisaika voi edullisesti olla 6 kuukaudesta 14 kuukauteen. On todettu, että tällaiset hajoamisajat ovat saavutettavissa uusilla materiaaleilla.
10 Epsilon-kaprolaktonimonomeerien polymeroitumislämpötila on suurempi kuin 50 °C, edullisesti noin 90 - 160 °C. On mahdollista suorittaa polymeroiminen alennetussa paineessa tai ylipaineessa, vaikka ympäristön paine on edullinen. Polymeroinnin ei-vaativien olosuhteiden valossa on mahdollista jopa suorittaa polymeroiminen leikkaussalis-sa/huoneessa.
15
Materiaalit, jotka ovat samanlaisia kuin titaani-isopropoksidikatalyytin kanssa polyme-risoimalla saatavat, voidaan valmistaa myös tunnetuilla polymeroimismenetelmillä, esimerkiksi säätelemällä epsilon-kaprolaktonimonomeerin syöttöä polymeroinnin aikana. Samanlaisia materiaaleja voidaan saada myös sekoittamalla sopivasti erilaisia kaupallisesti 20 saatavilla olevia PCL-polymeerejä.
Edellä selitettyä materiaalia voidaan käyttää lääkeimplanteissa biologisen kudoksen uudistumisen edistämiseksi. Sellainen materiaali voidaan edelleen sekoittaa muiden aineosien kanssa, kuten polylaktidin ja PGLA:n. Käytettessä muiden polymeerien kanssa tai lohoko-o 25 kopolymeerin lohkona esillä olevan epsilon-kaprolaktonihomopolymeerin osuus on silti cm vähintään 20 mooli-% kokonaismateriaalikoostumuksesta, edullisesti esillä oleva homopo- i c\j lymeeri muodostaa vähintään 50 mooli-% implanttimateriaalista, erityisesti vähintään 75 x mooli-% ja edullisesti vähintään 85 mooli-%.
χ J
CL
C\J
cm 30 On kuitenkin keksitty, että materiaalin vahvuus ja työstettävyys, erityisesti taipuisuus, i^.
o jäykkyys ja vahvuus yhdistelmänä muovattavuuden kanssa ovat sellaisia, että sitä voidaan
CM
käyttää implantin yksinomaisena matriisiosa-aineksena.
8
Tyypillisiä sovelluksia ovat ihmisen tai kehon kirurginen, lääketieteellinen, hammaslääketieteellinen tai eläinlääketieteellinen hoitaminen. Esillä olevien materiaalien erityisiä etuja ovat, että niitä voidaan käyttää suhteellisen matalissa lämpötiloissa käyttämällä suojakaa-suja ja ympäristön lämpötilassa.
5
Implanttimateriaali voidaan työstää ortopediseksi välineeksi, mahdollisesti ruuvin, piikin, nastan, aluslaatan, langan tai teräslangan muotoon. Materiaali voidaan levittää myös rungoksi luun korjaamista varten yhdessä biologisesti aktiivisten materiaalien kanssa, kun alla selitetään, ja sitä voidaan käyttää elastisten matojen tai kudosten tuottamiseksi ruston, ni-10 velsiteen tai j änteen korj aarnista varten.
Materiaali voidaan tuottaa edelleen kiinteän lohkon muodossa materiaalin levyn muodossa, joka voidaan muodostaa esivalittuun muotoon sulattamalla materiaali, joka levitetään sulassa tilassa ja annetaan kiinteytyä. Erityisesti mielenkiintoinen sovellutusmuoto käsittää 15 materiaalia, joka levitetään epäsäännöllisen muotoisiin onteloihin täyteaineena ja jota voidaan käyttää matriisina ruuvien tai nastojen kiinnittämiseksi tai muina ortopedisinä kiinnitys- ja koij alistapoina.
Siirtymällä nyt mukana olevaan piirustukseen, tavanomainen levy 3/ruuvi 4 -kiinnittä-20 minen luunmurtumissa tuetaan tyypillisesti ainoastaan pitkien luiden kovakuorikerroksiin 1, kuten on osoitettu kahdella nuolella vasemmalla puolella. Ruuvikiinnityksen rajoitettu voima on yleinen ongelma levyn kiinnittämisessä, erityisesti kun sitä käytetään osteopo-roottisessa luussa 2.
o 25 Sitä vastoin esillä olevan keksimän avulla kiinnittämistä ruuvia 5 varten voidaan suuresti
(M
c\j lisätä. Esillä olevan keksinnön mukainen materiaali voidaan ruiskuttaa luun 1 sisälle, jossa i c\j se täyttää ontelon. Kovettuessaan tätä materiaalia 6 on helppo porata ruuvin vääntämiseksi x sisään. Luonnollisesti muita kiinnitysvälineitä voidaan myös työntää täyttömas- sa/ankkurointi-imp lantin 6 sisään.
οΰ 30
LO
o Kuten on selitetty johdannossa, on olemassa muita edellä olevan kaltaisia ankkurointime-
CM
netelmiä, mutta niissä käytetään ei-resorboituvia materiaaleja, jotka voivat olla haitallisia joissakin tilanteissa jatkuvasti uudelleenmuokkautuvan luukudoksen sisällä, tai niitä on vaikeaa työstää ja muotoilla.
9
Muiden biologisten polymeerien rakenteellisten osa-ainesten lisäksi esillä oleva materiaali voidaan sekoittaa muiden biologisesti yhteensopivien materiaalien kanssa, jotka eivät välttämättä ole biologisesti hajoavia. Sellaisen biologisesti yhteensopivan materiaalin osuus on tyypillisesti noin 0,1 - 99, edullisesti noin 0,1 - 50 %, erityisesti noin 1 - 30 %, laskettuna 5 seoksen kokonaispainosta. Biologisesti yhteensopivia materiaaleja voivat olla biologisesti aktiivinen materiaali, joka valitaan luusiirremateriaalien joukosta, kuten bioaktiivinen lasi ja hydroksiapatiitti, lääkkeet ja hormonit.
Biologisesti yhteensopivia materiaaleja voivat olla myös inertit materiaalit, jotka vahvista-10 vat implanttia.
Seuraavat ei-rajoittavat esimerkit valaisevat keksintöä.
Esimerkki 1 15
Epsilon-kaprolaktonimateriaali tuotettiin kuumentamalla 50 ml ε-kaprolaktonia 140 °C:ssa sekoituksen alaisena. Lisätään titaani-isopropoksidia (katalyytti) 130 mikro litran määrässä suoraan kuumaan kaprolaktoninestefaasiin. Polymeroituminen etenee 5 minuutissa tilaan, jossa seos alkaa geeliytyä. Sitten polymeeri siirretään uuniin, jossa sitä pidetään yön yli 20 100:ssa, kunnes muuntumisen aste on 99 %. Tuotteen molekyylipaino oli Mn = 60 000 - 70 000 g/mol ja PDI = 1,7 - 2,0.Reaktio suoritettiin suojaavassa ilmakehässä.
Esimerkki 2 0 25 Edeltä määritelty määrä, 3 ml, ε-kaprolaktonia kuumennettiin 100 °C:seen. Lisättiin 130 oj mikrolitraa titaani-isopropoksidia ja polymeroiminen käynnistettiin. Lisättiin hitaasti lisää c\j 47 ml kaprolaktonia sellaisella tavalla, että pidettiin materiaali nesteenä koko ajan (noin 6 1 minuutin aikana). Kun materiaali oli geeliytynyt, se siirrettiin uuniin, jossa sitä pidettiin
CL
100 °C:ssa, kunnes muuntuminen oli noussut 99 %:iin. Tällä tavalla PDI voitiin nostaa
(M
oj 30 noin 2:een pitämällä samalla molekyylipaino (Mn) arvossa noin 60 000 g/mol. Tämä reak- o tio suoritettiin ilman suojakaasua avoimessa reaktioastiassa.
(M
10
Esimerkki 3
Edeltä määritetty määrä, 20 ml, ε-kaprolaktonia kuumennettiin 100 °C:seen. Lisättiin titaa-ni-isopropoksidia 65 mikrolitran määrässä polymeroitumisen käynnistämiseksi. Noin 1 5 minuutin jälkeen lisättiin toinen 65 mikrolitran erä katalyyttiä. Kun viskositeetti äkillisesti suureni, lisättiin hitaasti lisää 20 ml kaprolaktonia, jotta pidettiin materiaali nestemäisessä tilassa koko ajan. Geeliytymisen jälkeen materiaali siirrettiin uuniin, jossa sitä pidettiin 100 °C:ssa, kunnes muuntuminen oli noussut 99 %:iin. Tällä tavalla PDI voitiin nostaa suuremmaksi kuin 2, samalla kun pidettiin molekyylipaino (Mn) arvossa noin 60 000 g/mol.
10 Tämä reaktio suoritetaan ilman suojakaasua avoimessa reaktioastiassa.
Esimerkit 4-7
Toistamalla esimerkkien 1-3 menetelmät valmistettiin lukuisia kaprolaktonihomopoly-15 meerikoostumuksia, joiden ominaisuudet on esitetty taulukossa 1.
Taulukko 1
Polymeroimincn Suoja- Mn PDI Viskositeetti Vahvuus kaasu 60 °C:ssa 40 °C:ssa
Esimerkki 4 kyllä 60 000 g/mol 1,7 10 000Pas 420 Mpa 120 μΐ katalyyttiä 40 ml monomeeriä
Esimerkki 5 kyllä 50 000 g/mol 1,8 2 700 Pas 422 Mpa o 150 μΐ katalyyttiä cg 40 ml monomeeriä o i______
Esimerkki 6 kyllä 40 000 g/mol 1,7 860 Pas 460 MPa g 200 μΐ katalyyttiä
CL
40 ml monomeeriä gJ Esimerkki 7 ei 40 000 g/mol 1,8 700 Pas 400 Mpa I'-- § 200 μΐ katalyyttiä
(M
40 ml monomeeriä 11
Kaikissa esimerkeissä reaktio lämpötila oli 100 ja reaktioaika noin 30 minuuttia. Katalyytti lisättiin kolmena yhtä suurena annoksena 2 minuutin välein (0 min, 2 min ja 4 min).
Esimerkki 8 5
Epsilon-kaprolaktonimateriaali tuotettiin kuumentamalla (44 ml) e-kaprolaktonia 140 °C:ssa sekoituksen alaisena (avoinna ilmaan). 10 minuutin esikuumentamisen aikana liuoksen lämpötila nousi 123 °C:seen ja veden määrä liuoksessa pieneni vähemmäksi kuin 10 ppm. Titaani-isopropoksidia (katalyytti) lisätään 140 μ1:η määrä suoraan kuumaan kapro-10 laktoninestefaasiin. Polymeroituminen oli mahdollista aloittaa sekä tislatulla että tislaamat-tomalla monomeerillä. Polymeroimiscn aikana lämpötila kohosi yli 160 °C:een. Polymeroituminen etenee 5 minuuttia tilaan saakka, jossa sekoittaminen pysähtyy. 10 minuutin polymeroimisen jälkeen monomeerin muuntumisen aste on yli 95 %. Tuotteen molekyyli-paino oli Mn = 57 000 g/mol ja PDI = 1,52. Polymerointitoimenpide voidaan suorittaa eri 15 monomeeri/ initiaattori-suhteilla.
Esimerkki 9
Epsilon-kaprolaktonimateriaali tuotettiin kuumentamalla (10 ml) e-kaprolaktonia 120 20 °C:ssa sekoituksen alaisena (avoinna ilmalle). Lisätään titaani-n-butoksidia (katalyytti) 200 μ1:η määrässä suoraan kuumaan kaprolaktoninestefaasiin. Lisättiin hitaasti vielä 33 ml kap-rolaktonia materiaalin pitämiseksi nestemäisessä tilassa koko ajan. Polymeroituminen etenee 5 minuuttia tilaan saakka, jossa sekoittaminen pysähtyy. 10 minuutin polymeroimisen jälkeen monomeerin muuntumisen aste on yli 96 %. Tuotteen molekyylipaino oli Mn = δ 25 36 000 g/mol ja PDI = 1,68.
(M ° J
(M
0 cm Esimerkki 10
(M
cc Q_
Epsilon-kaprolaktonimateriaali tuotettiin kuumentamalla (52 ml) e-kaprolaktonia 120 δ 30 °C:ssa sekoituksen alaisena (avoinna ilmalle). Lisättiin titaani-n-butoksidia (katalyytti) 140 o mikrolitran määrässä suoraan kuumaan kaprolaktoninestefaasiin polymeroitumisen käyn- c\i nistämiseksi. Noin 5 minuutin jälkeen lisättiin toinen 200 mikrolitran erä katalyyttiä. Polymeroituminen etenee 5 minuuttia tilaan saakka, jossa sekoittaminen pysähtyy. 20 minuu- 12 tin polymeroimisen jälkeen monomeerin muuntumisen aste on yli 96 %. Tuotteen mole-kyylipaino oli M„ = 34 000 g/mol ja PD1 = 1,75.
Esimerkki 11 5
Epsilon-kaprolaktonimateriaali tuotettiin kuumentamalla (55 ml) ε-kaprolaktonia 120 °C:ssa sekoituksen alaisena (avoinna ilmalle). Lisätään titaani-n-butoksidia (katalyytti) 200 μ1:η määrässä suoraan kuumaan kaprolaktoninestefaasiin. Polymeroitumisen aikana lämpötila nousee yli 150 °C:n. Polymeroituminen etenee 10 minuuttia tilaan saakka, jossa se-10 koittaminen pysähtyy. Monomeerin muuntumisen aste on yli 95 %. Tuotteen molekyyli-paino oli Mn = 51 500 g/mol ja PD1 = 1,69.
Polymeroitumisen tulokset on kuvattu kuvioissa 1 ja 2, jotka osoittavat molekyylipainon ja PDI:n kehittymisen monomeeri/katalyytti-suhteen mukaan (katso esimerkki 8).
15
Kaupallisten polymeerien analyysi osoitti, että niiden PDI:t ovat 1,4 tai vähemmän. Sellaisiin materiaaleihin verrattuna esillä oleva materiaalit antavat paremman muovattavuuden 60 °C:ssa (viskositeetti alle 1 000 Pas), samalla kun sillä on jopa 25 % suurempi kovuus ja vetolujuus. (Voima, joka tarvittiin sauvan pidentämiseen 3 kertaa 2 mm:iin, oli yli 400 20 MP a).
δ
CM
CM
O
CM
CM
X
cc
CL
CM
CM
LO
1^
O
O
CM
Claims (19)
1. Muovattava, bio hajoava lääketieteellinen materiaali, joka käsittää epsilon-kaprolaktoni-homopolymeerin, tunnettu siitä, että 5. polymeerin lukukeskimääräinen moolimassa on noin 30.000 g/mol - 60.000 g/mol ja viskositeetti on 1000 - 2000 Pas 60 °C:ssa, - materiaali on steriloidussa muodossa ja - se on manuaalisesti muovattavissa 60 °C:ssa tai sitä alemmissa lämpötiloissa.
2. Patenttivaatimuksen 1 mukainen materiaali, tunnettu siitä, että epsilon- kaprolaktoni-homopolymeerin polydispersiteetti-indeksi on suurempi kuin 1,5.
3. Patenttivaatimuksen 2 mukainen materiaali, tunnettu siitä, että homopolymeerin polydispersiteetti-indeksi on suurempi kuin 1,55, edullisesti noin 1,6 - 5. 15
4. Jonkin patenttivaatimuksen 1-3 mukainen materiaali, tunnettu siitä, että sillä on epäsymmetrinen moolimassajakauma.
5. Patenttivaatimuksen 4 mukainen materiaali, tunnettu siitä, että se sisältää suurem-20 man osan alemman moolimassa polymeeriä kuin korkean moolimassan polymeeriä.
6. Jonkin patenttivaatimuksen 1-5 mukainen materiaali, tunnettu siitä, että se käsittää polykaprolaktonia, jolla on laaja moolimassajakauma, jolloin polykaprolaktonista ainakin 5 mooli-%:lla on moolimassa, joka on pienempi kuin 25.000 g/mooli ja ainakin 5 moo- o 25 li-%:lla on moolimassa, joka on suurempi kuin 60.000 g/mooli. i (M O c\j
7. Jonkin edellisen patenttivaatimuksen mukainen materiaali, tunnettu siitä, että se x voidaan levittää ruiskeella. X CL C\J oj 30
8. Jonkin edellisen patenttivaatimuksen mukainen materiaali, tunnettu siitä, että se on o muovattavissa siten, että sillä voidaan täyttää epäsäännöllisen muotoiset kolot. (M
9. Menetelmä sellaisen patenttivaatimuksen 1-8 mukaisen epsilon-kaprolaktoni-homopolymeerin valmistamiseksi, jonka polydispersiteetti-indeksi on suurempi kuin 1,5, t u n ne 11 u siitä, että epsilon-kaprolaktonin monomeerejä polymeroidaan titaani-isopropoksidi tai titaani-n-butoksidikatalyytin ja ympäröivän ilman läsnä ollessa ja poly- 5 merointia jatketaan, kunnes saadaan materiaali, jonka lukukeskimääräinen moolimassa on noin 30.000 g/mol - 60.000 g/mol, jolloin epsilon-kaprolaktonimonomeerit polymeroidaan homogeenisellä katalyysillä käyttämällä 0,001 - 1 % katalyyttiä, laskettuna epsilon-kaprolaktonin tilavuudesta, lämpötilassa, joka on korkeampi kuin 50 °C, ympäristön paineessa. 10
10. Patenttivaatimuksen 9 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että epsilon-kaprolaktonimonomeerit polymeroidaan 90 - 160 °C:ssa ympäristön paineessa.
11. Lääketieteellinen implantti biologisen kudoksen uusiutumisen edistämiseksi, t u n -15 n e 11 u siitä, että se käsittää jonkin patenttivaatimuksen 1-8 mukaisen materiaalin.
12. Patenttivaatimuksen 11 mukainen lääketieteellinen implantti, tunnettu siitä, että se koostuu oleellisesti jonkin patenttivaatimuksen 1-8 mukaisesta materiaalista.
13. Patenttivaatimuksen 11 tai 12 mukainen lääketieteellinen implantti käytettäväksi ihmi sen tai eläimen kehon kirurgiseen, lääke- tai hammaslääketieteelliseen tai eläinlääketieteelliseen käyttöön.
14. Jori kiri patenttivaatimuksen 11-13 mukainen lääketieteellinen implantti, tunnettu o 25 siitä, että se käsittää kiinteä materiaalipalan tai -kappaleen, joka voidaan muotoilla ennalta cm valittuun muotoon sulattamalla materiaalia, jota käytetään sulana ja jonka sitten annetaan i cm kiinteytyä. x tr CL
15. Patenttivaatimuksen 14 mukainen lääketieteellinen implantti, tunnettu siitä, että CM cm 30 se käsittää kiinteän materiaalipalan, joka voidaan muotoilla ihmisen kudokseen, kuten luu- o hun tai mstoon muodostuneiden epäsäännöllisesti muotoutuneiden onkaloiden täyttämi- CM seen.
16. Jonkin patenttivaatimuksen 11-15 mukainen lääketieteellinen implantti, tunnettu siitä, että se käsittää 0,1-99 % bio yhteensopivia materiaaleja tai näiden seoksia, jotka on sekoitettu biohajoavan materiaalin kanssa, laskettuna seoksen kokonaismäärästä.
17. Patenttivaatimuksen 16 mukainen lääketieteellinen implantti, tunnettu siitä, että bioyhteensopivat materiaalit ovat luuta oksastavia materiaaleja, kuten bioaktiivista lasia tai hydroksiapatiittia, lääkeaineita tai hormoneja.
18. Lääketieteellinen kipsi tai ulkoinen, ennalta muotoiltu tuki luiden ja jänteiden tukemi-10 seksi kudoksen uusiutumisessa tai nivelten liikkeen ohjaamiseksi, tunnettu siitä, että se käsittää jonkin patenttivaatimuksen 1-8 mukaisen materiaalin.
19. Lääketieteellinen materiaali, tunnettu siitä, että se käsittää jonkin patenttivaatimuksen 1-8 mukaisen materiaalin ja on applikoitavissa epäsäännöllisen muotoisiin onka- 15 loihin täyteaineeksi, jolloin sitä voidaan käyttää ruuvien tai tappien tai muiden ortopedisten kiinnitys- ja korjausvälineiden kiinnittämisen matriisina. δ (M CVJ cp (M CVJ X cc CL CVJ cvj LO o o CVJ
Priority Applications (10)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FI20075212A FI121883B (fi) | 2007-03-30 | 2007-03-30 | Muovattava, biohajoava materiaali |
| US12/593,224 US20100113642A1 (en) | 2007-03-30 | 2008-03-31 | Mouldable, biodegradable material |
| CN200880010404A CN101668551A (zh) | 2007-03-30 | 2008-03-31 | 可成型的生物可降解材料 |
| KR1020097022800A KR20090125219A (ko) | 2007-03-30 | 2008-03-31 | 몰딩 가능하고 생분해 가능한 재료 |
| PCT/FI2008/050155 WO2008119889A2 (en) | 2007-03-30 | 2008-03-31 | Mouldable, biodegradable material |
| CA002682090A CA2682090A1 (en) | 2007-03-30 | 2008-03-31 | Mouldable, biodegradable material |
| JP2010500311A JP2010523168A (ja) | 2007-03-30 | 2008-03-31 | 生分解性の成形可能材料 |
| RU2009134037/15A RU2009134037A (ru) | 2007-03-30 | 2008-03-31 | Формуемый, биодеградируемый материал |
| EP08736804A EP2173394A2 (en) | 2007-03-30 | 2008-03-31 | Mouldable, biodegradable material |
| AU2008234746A AU2008234746A1 (en) | 2007-03-30 | 2008-03-31 | Mouldable, biodegradable material |
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FI20075212A FI121883B (fi) | 2007-03-30 | 2007-03-30 | Muovattava, biohajoava materiaali |
| FI20075212 | 2007-03-30 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| FI20075212L FI20075212L (fi) | 2008-10-01 |
| FI121883B true FI121883B (fi) | 2011-05-31 |
Family
ID=39545053
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| FI20075212A FI121883B (fi) | 2007-03-30 | 2007-03-30 | Muovattava, biohajoava materiaali |
Country Status (10)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US20100113642A1 (fi) |
| EP (1) | EP2173394A2 (fi) |
| JP (1) | JP2010523168A (fi) |
| KR (1) | KR20090125219A (fi) |
| CN (1) | CN101668551A (fi) |
| AU (1) | AU2008234746A1 (fi) |
| CA (1) | CA2682090A1 (fi) |
| FI (1) | FI121883B (fi) |
| RU (1) | RU2009134037A (fi) |
| WO (1) | WO2008119889A2 (fi) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CA2938576A1 (en) | 2015-08-12 | 2017-02-12 | Howmedica Osteonics Corp. | Methods for forming scaffolds |
| US11331191B2 (en) | 2015-08-12 | 2022-05-17 | Howmedica Osteonics Corp. | Bioactive soft tissue implant and methods of manufacture and use thereof |
| EP3782658B1 (en) | 2016-05-02 | 2024-04-10 | Howmedica Osteonics Corp. | Bioactive soft tissue implant and methods of manufacture and use thereof |
| CN105822058A (zh) * | 2016-05-24 | 2016-08-03 | 山西金辰绿环建筑技术有限公司 | 一种多链杆连接技术的eps模块 |
| CN113181426B (zh) * | 2019-08-31 | 2022-03-08 | 立心(深圳)医疗器械有限公司 | 具有骨修复能力的人工骨复合材料的制备方法 |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5066231A (en) * | 1990-02-23 | 1991-11-19 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Dental impression process using polycaprolactone molding composition |
| US5641501A (en) * | 1994-10-11 | 1997-06-24 | Ethicon, Inc. | Absorbable polymer blends |
| AU3795395A (en) * | 1994-11-30 | 1996-06-06 | Ethicon Inc. | Hard tissue bone cements and substitutes |
| FI965067A0 (fi) * | 1996-12-17 | 1996-12-17 | Jvs Polymers Oy | Implantmaterial som kan plastiseras |
| GB9717433D0 (en) * | 1997-08-19 | 1997-10-22 | Univ Nottingham | Biodegradable composites |
| US20050009687A1 (en) * | 2003-05-02 | 2005-01-13 | Verkade John G. | Titanium alkoxide catalysts for polymerization of cyclic esters and methods of polymerization |
| WO2005077321A1 (de) * | 2004-02-13 | 2005-08-25 | Kettenbach Gmbh & Co. Kg | Dentalmaterial auf basis von alkoxysilylfunktionellen polyethern |
-
2007
- 2007-03-30 FI FI20075212A patent/FI121883B/fi not_active IP Right Cessation
-
2008
- 2008-03-31 CA CA002682090A patent/CA2682090A1/en not_active Abandoned
- 2008-03-31 CN CN200880010404A patent/CN101668551A/zh active Pending
- 2008-03-31 WO PCT/FI2008/050155 patent/WO2008119889A2/en active Application Filing
- 2008-03-31 JP JP2010500311A patent/JP2010523168A/ja active Pending
- 2008-03-31 KR KR1020097022800A patent/KR20090125219A/ko not_active Withdrawn
- 2008-03-31 AU AU2008234746A patent/AU2008234746A1/en not_active Abandoned
- 2008-03-31 US US12/593,224 patent/US20100113642A1/en not_active Abandoned
- 2008-03-31 RU RU2009134037/15A patent/RU2009134037A/ru not_active Application Discontinuation
- 2008-03-31 EP EP08736804A patent/EP2173394A2/en not_active Withdrawn
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| WO2008119889A2 (en) | 2008-10-09 |
| JP2010523168A (ja) | 2010-07-15 |
| EP2173394A2 (en) | 2010-04-14 |
| AU2008234746A1 (en) | 2008-10-09 |
| CN101668551A (zh) | 2010-03-10 |
| KR20090125219A (ko) | 2009-12-03 |
| FI20075212L (fi) | 2008-10-01 |
| CA2682090A1 (en) | 2008-10-09 |
| RU2009134037A (ru) | 2011-05-10 |
| WO2008119889A3 (en) | 2009-06-11 |
| US20100113642A1 (en) | 2010-05-06 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Bonzani et al. | Synthesis of two-component injectable polyurethanes for bone tissue engineering | |
| US6124373A (en) | Bone replacement compound comprising poly(polypropylene fumarate) | |
| EP1142597B1 (en) | Biodegradable moldable surgical material | |
| US7186759B2 (en) | Biologically active material | |
| Yaszemski et al. | In vitro degradation of a poly (propylene fumarate)-based composite material | |
| Muggli et al. | Crosslinked polyanhydrides for use in orthopedic applications: degradation behavior and mechanics | |
| JP4897699B2 (ja) | ポリカプロラクトンとポリ（プロピレンフマレート）とのブロックコポリマー | |
| WO1998026814A1 (en) | Plasticizable implant material | |
| JP5527968B2 (ja) | ポリ（カプロラクトンフマレート）、ポリ（エチレングリコールフマレート）およびそれらのコポリマーに基づく親水性／疎水性ポリマーネットワーク | |
| US20080293845A1 (en) | Biodegradable Implant Polymers and Composites | |
| FI121883B (fi) | Muovattava, biohajoava materiaali | |
| Méndez et al. | Injectable self-curing bioactive acrylic-glass composites charged with specific anti-inflammatory/analgesic agent | |
| Prieto et al. | Injectable foams for regenerative medicine | |
| CN104511056A (zh) | 一种骨损伤修复固定器械及其制备方法 | |
| WO2006108202A1 (de) | Polymerisierter formkörper | |
| WO2012176224A1 (en) | Bio-mimetic and biodegradable polymeric cement | |
| Motta et al. | In vitro and in vivo studies on devices of poly (l-co-d, l lactic acid)-co-TMC for bone repair | |
| Lach et al. | Biocomposites and biomaterials | |
| Henslee et al. | Characterization of an injectable, degradable polymer for mechanical stabilization of mandibular fractures | |
| Gresser et al. | Bone cement, Part 1: Biopolymer for avulsive maxillofacial repair | |
| Amestoy Muñoz | Materiales compuestos multifuncionales para aplicaciones médicas: uso de sulfato de bario y nanotubos de carbono con poliésteres bioabsorbibles | |
| Akram | Polymers in Orthopedic Surgery | |
| Ho | Injectable biodegradable poly (ester-co-ether) methacrylate monomers for bone tissue engineering and drug delivery applications | |
| Nocita | Biodegradable Polyesters Blends for biomedical applications. A Comprehensive Study on the Preparation and Characterization of Poly (lactide)/Poly (ε-caprolactone) Physical and Reactive Blends | |
| Jimenez-Almonte | Crosslinking Parameters and Cytotoxicity of Injectable Polypropylene fumarate–co–Polycaprolactone (PPF-co-PCL) Copolymer for Bone Tissue Engineering |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PC | Transfer of assignment of patent |
Owner name: INJECTOBONE FINLAND OY Free format text: INJECTOBONE FINLAND OY |
|
| PC | Transfer of assignment of patent |
Owner name: ONBONE OY Free format text: ONBONE OY |
|
| FG | Patent granted |
Ref document number: 121883 Country of ref document: FI |
|
| MM | Patent lapsed |