ES2198729T3 - Nuevo material compuesto basado en plastico y su uso. - Google Patents
Nuevo material compuesto basado en plastico y su uso.Info
- Publication number
- ES2198729T3 ES2198729T3 ES98933664T ES98933664T ES2198729T3 ES 2198729 T3 ES2198729 T3 ES 2198729T3 ES 98933664 T ES98933664 T ES 98933664T ES 98933664 T ES98933664 T ES 98933664T ES 2198729 T3 ES2198729 T3 ES 2198729T3
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- composite material
- material according
- component
- bioactive
- plastic
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- 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
- A61L27/40—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
- A61L27/46—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix with phosphorus-containing inorganic fillers
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Materials Engineering (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Dermatology (AREA)
- Medicinal Chemistry (AREA)
- Inorganic Chemistry (AREA)
- Transplantation (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Composite Materials (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Compositions Of Macromolecular Compounds (AREA)
- Laminated Bodies (AREA)
Abstract
La invención se refiere a un material compuesto pretendido para uso médico, en particular quirúrgico o terapéutico. Según la invención, el material compuesto comprende un componente termoplástico plastificable en el intervalo de temperaturas de -10 a +100ºC que está compuesto sustancialmente por hidroxiácidos o unidades estructurales derivadas de derivados de hidroxiácidos, el peso molecular del cual está en el intervalo de 10.000 a 1.000.000 g/mol, y que se degrada en el cuerpo típicamente en un periodo en el intervalo de unos pocos días a varios años, y que en su estado sólido es un plástico o material gomoso resistente mecánicamente, un componente bioactivo que es un vidrio bioactivo, un xerogel bioactivo, un material cerámico bioactivo, coral o un producto basado en coral, o un material de vidrio cerámico bioactivo. La invención se refiere también al uso del nuevo material compuesto y a productos preparados con el mismo.
Description
Nuevo material compuesto basado en plástico y su
uso.
Esta invención se refiere a un material compuesto
que contiene un componente bioactivo basado en plástico y está
destinado a uso médico, en particular quirúrgico o terapéutico.
Para elucidar los antecedentes de la invención y
el estado de la técnica, las publicaciones empleadas, a las que se
hace referencia posteriormente, se verán al incorporarse en la
descripción de la invención posteriormente.
Los materiales compuestos conocidos previamente
constituido por un componente plástico y un componente bioactivo
incluyen combinaciones de hidroxi-apatita y
metil-metacrilato (referencias bibliográficas
(1)-(5)).
Sin embargo, no se ha empleado un termoplástico,
plastificable a una temperatura relativamente baja, como el
componente plástico en los materiales compuestos conocidos
mencionados anteriormente.
El objeto de la invención es proporcionar un
material compuesto novedoso que está destinado a uso médico, en
particular uso quirúrgico o terapéutico, y que contiene un
componente termoplástico y puede elaborarse a máquina y moldearse en
una forma resistente a la carga y resistente al choque, coherente y
similar a una pieza.
Es un objeto particular proporcionar un material
compuesto que pueda plastificarse a una temperatura relativamente
baja.
También es un objeto de la invención proporcionar
un material compuesto que sea moldeable durante un cierto período
incluso después de que su temperatura haya bajado por debajo de la
temperatura de endurecimiento del componente plástico.
Es otro objeto de la invención en particular
proporcionar un material compuesto en el que la biodegradabilidad,
temperatura de plastificación y velocidad de endurecimiento del
componente plástico puedan controlarse separadamente.
Las características de la invención se dan en la
reivindicación 1. Un material compuesto de acuerdo con la invención
se caracteriza porque comprende
- -
- un componente termoplástico, plastificable en un intervalo de temperatura de -10ºC ... +100ºC, que está constituido sustancialmente por hidroxiácidos o unidades estructurales derivadas de derivados de hidroxiácidos, que tiene un peso molecular en el intervalo de 10.000 - 1.000.000 g/mol, y que se degrada en el cuerpo típicamente en un período que va de pocos días a varios años, y que en su estado sólido es un plástico o material cauchoide, mecánicamente resistente y
- -
- un componente bioactivo, que es un xerogel bioactivo.
El término ``médico'' se entiende en el amplio
significado de la palabra y de este modo también cubre aplicaciones
dentales y veterinarias.
Por componente bioactivo empleado en el material
compuesto de acuerdo con la presente invención se entiende un
material que reacciona en las condiciones fisiológicas del cuerpo.
El componente bioactivo puede tener una o más propiedades
siguientes:
capaz de unirse a tejidos, bioreabsorbible, capaz
de unirse/reabsorbible, que libera agentes activos, mineralizante,
biocompatible, y antimicrobiano. El componente bioactivo es un
xerogel bioactivo. El concepto de bioactividad se discute en, por
ejemplo, la tesis doctoral de Heikkilä (Ref.1).
En un material compuesto de acuerdo con la
invención, el componente bioactivo está presente como partículas
separadas unas de otras. La palabra ``partícula'' en este texto
cubre partículas de diferentes tamaños y formas, tales como fibras,
piezas sólidas o porosas, varillas, micropartículas y perlas de
vidrio.
\newpage
Por xerogel se entiende un gel seco, que se
describe en la bibliografía (9,11). Los xerogeles de sílice son
óxidos de silicio parcialmente hidrolizados. Se pueden producir
geles de óxido hidrolizado por procedimiento
sol-gel, que se ha empleado para la producción de
cerámica y materiales de vidrio durante muchos años.
El procedimiento sol-gel se basa
en la hidrólisis de alcóxidos de metal y una polimerización
posterior de los hidróxidos de metal. Según progresa la reacción de
polimerización, se forman cadenas adicionales, anillos y redes
tridimensionales, y se forma un gel, constituido por agua, el
alcohol del grupo alcoxi y el mismo gel. El ``sol'' puede también
contener otros aditivos, tales como ácidos o bases, que se emplean
para la catálisis de la reacción. Si después se eliminan el alcohol
y el agua del gel por lavado y evaporación, se obtiene un
xerogel.
La polimerización de los grupos OH restantes
continúa durante el secado. La polimerización continúa por un
tiempo largo incluso después de la gelificación. Esto se llama
envejecimiento. Cuanto más procede la polimerización, más estable
se vuelve el gel o xerogel. A temperatura ambiente, sin embargo, la
polimerización de hecho se para después de una maduración de unos
pocos días, y el xerogel no se vuelve completamente inerte. Si se
sube la temperatura, la reacción de polimerización puede
acelerarse, el gel se vuelve más estable y ocurre el encogimiento,
y aparecen tensiones internas en el xerogel en un grado mayor.
Si se sube la temperatura hasta un nivel
suficientemente alto (aprox. 1000ºC para geles de sílice
monolíticos), el gel o xerogel se vuelve un óxido puro y no se
dejan grupos OH en el material. Sin embargo, en el caso de óxidos
puros, la velocidad de reacción en disolución es muy lenta. Si se
añaden los óxidos junto con otros iones, tales como Na, K, Mg o Ca,
la velocidad de reacción puede aumentar grandemente.
Klein et al. describieron que cuando se emplean
como implantes, los geles de sílice sinterizados a una temperatura
más baja causaban una fuerte reacción celular en macrófagos y en
limpocitos.
El componente termoplástico empleado en la
presente invención, plastificable en un intervalo de temperatura de
-10ºC ... +100ºC, puede ser de un grado variable biodegradable o
incluso bioactivo. El término ``biodegradable'' cubre todos los
plásticos que no son inertes. Este grupo de este modo incluye todos
los plásticos bioreabsorbibles (que se degradan bajo la acción de
células) y plásticos biodegradables (que se degradan bajo el efecto
de simple humedad). El empleo de un material compuesto determinará
si es conveniente seleccionar un plástico que sea biodegradable a
una velocidad más baja o más rápida.
Son adecuados tipos biodegradables de plásticos
para la mayoría de los usos del material compuesto de acuerdo con
la invención. Un componente plástico biodegradable desaparece a una
velocidad deseada o es casi estable biológicamente, y de este modo
promueve el contacto con el contacto con el tejido y la reacción
del tejido deseada del componente bioactivo. El plástico del
material compuesto de este modo guarda las partículas del componente
bioactivo en su sitio pero no previene necesariamente el material
bioactivo de entrar en contacto con el fluido tisular. Desde que el
componente plástico se descompone gradualmente, el agua del fluido
tisular entra por difusión en contacto con el componente bioactivo.
Igualmente, se pueden difundir iones y aditivos activos liberados
del material bioactivo a través del plástico y afectar sus
entornos. El entorno y/o tejido superficial en contacto crece,
llenando el vacío formado por la degradación del plástico. Por
último el componente plástico se descompone completamente y libera
cualquier posible componente bioactivo que permanezca.
Alternativamente, el componente plástico puede
ser casi inerte. Un material compuesto constituido por un material
bioactivo y un plástico inerte pueden, si eventualmente el material
compuesto se rompe, repararse por sí mismo en el entorno
fisiológico bajo la afectación mineralizante del componente
bioactivo.
La temperatura de plastificación adecuada (=
temperatura de endurecimiento) del plástico empleado se determina
también de acuerdo con el uso pretendido del material compuesto.
Son adecuados plásticos plastificables en un intervalo de
temperatura de 5ºC ... 70ºC, preferentemente 37ºC ... 55ºC, para la
mayoría de los usos del material compuesto de acuerdo con la
presente invención.
Son especialmente adecuados plásticos que tienen
una temperatura de plastificación cerca de la temperatura corporal.
La aplicación del producto en estado plástico no causará de este
modo daño térmico en el tejido. También, aditivos, tales como
proteínas, posiblemente mezcladas con el material compuesto
permanecerían no dañadas en conexión con la preparación y aplicación
del producto. Si se requiere que el producto implantado en el
tejido sea blando, es posible seleccionar un componente plástico
que tenga una temperatura de plastificación un poco más baja que la
temperatura corporal. Tal producto puede aplicarse de forma dura,
después se hará blanda en el tejido.
Hay, sin embargo, aplicaciones en las que se
desea una muy baja (por debajo de -10ºC) temperatura de
endurecimiento del plástico. Un ejemplo es una situación en la que
se desea aplicar una pieza o un componente dentro a una temperatura
baja, después dicha pieza o componente se activa según se eleva la
temperatura.
La temperatura de plastificación del componente
plástico puede controlarse muy precisamente, es decir aprox. \pm1
... \pm2ºC.
Son especialmente adecuados plásticos que
endurecen relativamente lentamente, que son plásticos que son
moldeables durante un cierto período, es decir aprox. 15 s ... 30
min., preferentemente 1 ... 10 min. incluso después de que la
temperatura del plástico se haya bajado hasta una temperatura
considerablemente más baja que su temperatura de endurecimiento. Por
la expresión ``considerablemente más baja'' se entiende en este
texto varios grados Celsius, adecuadamente aprox. 10 ... 15ºC. Si
el plástico es de un tipo que endurece lentamente tal como este, no
es muy crítico incluso si su temperatura de endurecimiento es
relativamente alta, es decir por encima de 55ºC. El comportamiento
descrito anteriormente se basa en la lenta movilidad de moléculas
de polímero grandes, en cuyo caso el endurecimiento ocurriría un
tiempo después de que haya enfriado la pieza.
Se conocen previamente tipos de plástico
fisiológicamente adecuados, plastificables a temperatura
relativamente baja. Se pueden mencionar poli(orto ésteres)
(J. Heller, (6,7)) como un ejemplo.
Un plástico especialmente adecuado es un
copolímero que se basa en unidades estructurales tales como un
hidroxiácido; un derivado de un hidroxiácido tal como un éster
cíclico o un hidroxiácido, es decir lactona; o un carbonato
cíclico, tal como carbonato de trimetilo. Los ácidos L-, D- y
DL-lácticos; L-, D- y DL-lactidas;
y epsilon-caprolactona son unidades estructurales
altamente adecuadas.
Un componente plástico que es un copolímero
basado en unidades estructurales de L-lactida y
epsilon-caprolactona es especialmente adecuado para
este uso. La composición del copolímero varía típicamente en el
intervalo
\frac{epsilon-caprolactona}{L-lactida}
= 2/98 ...
98/2
y el peso molecular M del copolímero está en el
intervalo de 10.000 ... 1.000.000 g/mol, adecuadamente en el
intervalo de 30.000 ... 300.000 g/mol.
Se conoce que la polimerización de lactonas y
carbonatos cíclicos puede llevarse a cabo por polimerización
catalítica por apertura anillo. El catalizador empleado puede
elegirse a partir de muchas opciones conocidas, y es típicamente un
compuesto organometálico, tal como octoato de estaño (II) o
trietilaluminio. El control del peso molecular en la polimerización
de este tipo se basa en la selección óptima de la temperatura de
polimerización y del período. También es posible emplear así
llamados compuestos iniciadores, siendo algunos ejemplos típicos de
ellos alcoholes multivalentes tal como glicerol. En la
polimerización, las cadenas de polímero crecen, empezando a partir
de grupos -OH del compuesto iniciador, en cuyo caso el peso
molecular será más bajo a mayor cantidad de iniciador presente. Es
posible afectar la forma de la molécula que se forma por la
estructura del alcohol multivalente. De este modo, por ejemplo, el
glicerol forma una molécula de tipo peine y
penta-eritritol una molécula de tipo estrella. La
polimerización que abre el anillo de lactona se describe en, por
ejemplo, la referencia bibliográfica (8).
Se describen los copolímeros anteriormente
mencionados
L-lactida/epsilon-caprolactona
basados en unidades estructurales de hidroxiácidos en la patente
No. WO 9826814.
El control de la temperatura de moldeo del
componente plástico, es decir el material polímero, destinado al
material compuesto de acuerdo con la invención se basa por un lado
en la selección de la proporción de monómero en las sustancias
iniciales y por otro lado en el control del peso molecular en la
copolimerización. Ambos factores juntos afectan a la temperatura de
moldeo del copolímero obtenido, y de este modo solamente ciertas
combinaciones producen el resultado deseado. Un ejemplo de una tal
composición es un copolímero que contiene
poli-L-lactida 20% en peso y
\epsilon-caprolactona 80% en peso. Si el peso
molecular de este copolímero es aprox. 30.000 g/mol, se obtiene
típicamente una temperatura de moldeo de aprox. 40ºC. Si, sin
embargo, el peso molecular de dicho copolímero es aprox. 300.000
g/mol, se obtiene una temperatura de moldeo de aprox. 48ºC. Por el
control del peso molecular y de la composición, se obtiene de
cualquier forma un material compuesto con una temperatura de moldeo
en el intervalo de -10ºC ... +100ºC.
En muchas aplicaciones, se desea que el implante
de material se degrade de una manera controlada, o reversiblemente,
tenga propiedades mecánicas que lo hagan estable por al menos un
cierto período. La primera etapa en la biodegradabilidad de los
polímeros del presente tipo es la hidrólisis que corta las cadenas
de polímeros hasta que el tamaño de molécula está a un nivel al que
las funciones enzimáticas del cuerpo son capaces de convertir los
productos de degradación en compuestos naturales para el
cuerpo.
En términos de velocidad de degradación, la
hidrofilia del polímero es crucial. De este modo, en los
copolímeros que se discuten es posible controlar su velocidad de
degradación hidrolítica al controlar la composición de monómero, y
por lo tanto también la hidrofilia, y esta, de acuerdo con lo que se
ha dicho anteriormente, afecta directamente la degradación del
material en el cuerpo.
En términos de la invención, es esencial que, si
la composición del material es solamente o casi solamente
\epsilon-caprolactona, siendo el balance, por
ejemplo, L-lactida, DL-lactida,
D-lactida o carbonato de dimetilo, el polímero es
casi estable en el cuerpo, o se degrada muy lentamente, típicamente
en el curso de un número de años.
Por la selección de una composición de monómero y
el control simultáneo del peso molecular promedio del copolímero
por medio de los parámetros de preparación, es posible explotar la
buena biocompatibilidad conocida previamente de
poli(hidroxiácidos). Por otro lado, una versión cerosa del
material copolímero de acuerdo con la invención puede volverse muy
rápidamente degradable al controlar del peso molecular promedio y
la composición monómera, como se ha presentado anteriormente. En
este caso el período de degradación en el cuerpo es típicamente de
unos pocos días hasta unas pocas semanas.
La velocidad de degradación de un copolímero que
contiene poli-L-lactida y
\epsilon-caprolactona puede controlarse por medio
de la composición, por lo que cuando el contenido de lactida por
encima de 60% en peso, el polímero se degrada en un perído de menos
de un mes y cuando el contenido de lactida está por debajo de 20%
en peso el período de degradación es más de medio año. La velocidad
de degradación puede ajustarse sin pasos entre estos valores por el
control de la composición.
La resistencia a la compresión de un componente
plástico en estado sólido es más de 10 Mpa y su fuerza de tracción
a la rotura más de 10 Mpa. El material es plástico o cauchoide.
El componente plástico y/o el componente
bioactivo del material compuesto de acuerdo con la invención puede
también contener uno o más aditivos. Ejemplos que se pueden
mencionar de tales aditivos incluyen los elementos Ca, Na, P, B, Al,
Zn, K, F, Si, Mg, Cl y Ti y sus compuestos tales como óxidos;
fármacos, proteínas, proteoglicanos, azúcares, factores de
crecimiento, hormonas, enzimas, colágeno y antioxidantes. Es, por
supuesto, el empleo del material compuesto lo que determina la
selección del aditivo o aditivos.
El material compuesto de acuerdo con la invención
puede formar una pieza densa o porosa. La estructura del material
compuesto deseada se obtiene por control de la proporción del
componente plástico al componente bioactivo. La proporción de
mezcla del componente plástico al componente bioactivo puede
controlarse dentro de límites bastante amplios, es decir la
concentración del componente bioactivo puede variar en un intervalo
de 1 ... 98% en peso del material compuesto. Si la concentración
del componente bioactivo es muy alta, se obtiene una estructura de
material compuesto en la que el componente plástico forma un ligante
entre las partículas del componente bioactivo. En este caso se
obtiene un material compuesto rígido que se parece a un terrón de
azúcar. Si la concentración del componente bioactivo es más baja,
es decir menos de 60% en peso, se obtiene un material compuesto
similar a plástico que puede ser blando o elástico cuando se
desee.
El material compuesto puede ser, por ejemplo, un
revestimiento, membrana, red, hilo, fibra, polvo, o una pieza tal
como una placa, una perla, un tubo, un clavo, una varilla o un
adhesivo.
El material compuesto de acuerdo con la invención
puede también prepararse en conexión con su uso, inmediatamente
antes de situarse en el tejido (por ejemplo, un hueso o un diente).
En este caso el material compuesto se prepara al ``fundir'' el
componente plástico y el componente bioactivo juntos.
Sobre la base del material compuesto de acuerdo
con la invención, también es posible preparar un material compuesto
multi-capa, tal como una membrana
multi-capa, de modo que los componentes plásticos de
las diferentes capas plastifiquen a diferentes temperaturas. Un
material compuesto multi-capa puede también estar
constituido por diferentes capas en las que la biodegradabilidad de
los componentes plásticos es diferente. La capa superficial, o parte
de la capa superficial (un lado, un área del borde) de un implante
hecho de un material compuesto multi-capa puede de
este modo ser más rápidamente o más lentamente biodegradable que
las capas más profundas del implante.
El material compuesto de acuerdo con la invención
puede también contener huecos o canales. Opcionalmente también es
posible hacer los así llamados canales de nutrición en el material
compuesto durante una operación según se instala el material
compuesto.
El material compuesto de acuerdo con la invención
puede emplearse para preparar productos idóneos para varios usos,
estando algunos ejemplos en los siguientes grupos: aplicaciones
para hueso o cartílago, aplicaciones para diente y mandíbula,
revestimientos de cartílago y aplicaciones para tejidos blandos.
Las aplicaciones para hueso incluyen, por ejemplo, material que
rellena hueso o cartílago, un producto destinado a reparar huesos
largos, una placa para reparar la parte trasera del ojo o huesos
faciales, cemento para hueso, un adhesivo para unir el producto a
un tejido o tejidos, un revestimiento de implante, una pieza para
reparar la columna vertebral, y una placa para el cráneo. Los
ejemplos de aplicaciones para diente y mandíbula incluyen material
para rellenar el diente temporal, material para rellenar la raíz
del diente temporal o permanente, un producto parodontal, un
producto para instalar en la cavidad que permanece después de la
extracción de un diente, cemento para diente, cemento para diente
temporal, material para corona temporal, revestimiento de implante
de diente, carril indicador de oclusión, pasta quirúrgica y
material para molde, que puede ser, por ejemplo, una pasta, anillo
o hilo que se sitúa en la bolsa gingival. Un tejido que guía la
membrana o tubo que es aplicable a hueso, pudiéndose mencionar
también diente o áreas de tejido blando. Otras aplicaciones
incluyen ropa protectora, venda para herida, cinta adhesiva, y un
vehículo para agentes activos y otras estructuras biológicas (hueso
autogénico y alogénico) y para fármacos.
El material compuesto adecuado o materiales
compuestos se eligen de acuerdo con el uso del producto final.
Según el componente bioactivo, se puede señalar
que el material compuesto basado en un gel bioactivo es
especialmente muy adecuado para productos finales cuyo propósito es
liberar un agente activo (por ejemplo, factor de crecimiento,
hormona, citostático, etc.) para el tratamiento o prevención de una
enfermedad. Un material compuesto basado en gel también es adecuado
para uso en aplicaciones en las que se desea la mineralización y la
formación de la unión del hueso. Un material compuesto basado en
gel también es adecuado para el refuerzo de productos (el empleo de
fibras de gel para el refuerzo de plástico, grapas para hueso,
clavos para hueso y tornillos para hueso, membranas, tejido de
tendón, materiales de relleno, rellenos de hueso, etc.).
Los materiales plásticos pueden ser plásticos o
cauchoides, y sus áreas de uso están dividas de modo que los
materiales similares a plástico se emplearán principalmente para
propósitos de relleno y los similares a goma principalmente para
propósitos de liberación. Por supuesto, de nuevo son posibles todo
tipo de mezclas, y la selección del plástico se determina
principalmente en base a los requerimientos mecánicos.
Se puede tomar el material rellenador de hueso
empleado para el tratamiento de una fractura de un cóndilo
articular como un ejemplo de material. En el tratamiento de una
fractura de cóndilo, se requiere que el material tenga fuerza
mecánica suficiente con el fin de ser capaz de soportar el hueso
cortical durante el proceso de cicatrización. Debe ser moldeable
para rellenar una cavidad en el poro del hueso. Debe liberar
compuestos inorgánicos y/u orgánicos que promueven el crecimiento
del hueso y mineralización para al menos la duración del proceso de
cicatrización. Otro ejemplo es la fractura de un hueso largo. En el
tratamiento de la fractura, el material puede emplearse para fijar
(pegar) los extremos del hueso entre sí en la fractura. Un tercer
ejemplo es la fijación de fragmentos pequeños fracturados al hueso
principal en, por ejemplo, una fractura de cartílago.
Debiéndose a los requerimientos presentados
anteriormente, la matriz del polímero de un material compuesto debe
ser plástica y fundirse al estado fluido a aprox. 42ºC. Su tiempo
de degradación debería ser en general aprox. 1-6
meses, dependiendo de la diana 1-3 años. El otro
componente del material debe ser un xerogel que contiene P, Ca
producido por sol-gel, en una forma fibrosa o
granular, en una cantidad de aprox. 60-70% en peso
del material; esto promueve la mineralización del hueso y la unión
del hueso al material. Un tercer componente puede ser un xerogel
producido por sol-gel que contiene factor de
crecimiento, promoviendo la regeneración del hueso en una cavidad
del hueso u otra deficiencia del hueso.
La siguiente tabla (Tabla 1) muestra los
requerimientos establecidos sobre un material compuesto de acuerdo
con la invención como una función de la forma del fármaco:
| inyectable | implantable | similar a aguja | |
| similar a varilla | |||
| matriz de polímero | cauchoide | plástico o cauchoide | plástico |
| temperatura de | polímero funde a | temperatura de | temperatura de |
| moldeo | 45ºC | moldeo dependiente | moldeo dependiente |
| baja viscosidad | del fármaco | del fármaco | |
| gel | secado por | partícula, fibra o | fibra |
| atomización | monolito, | ||
| dependiendo de la | |||
| forma de la pieza |
Los coplímeros se prepararon a partir de monómero
de \epsilon-caprolactona
(\epsilon-CL), >99% de pureza, Fluka Chemika
No. 21510, lote 335334/1 794, y D,L-lactida
(D,L-LA), Purac, lote DF386H. El catalizador
empleado fue octoato de estaño (II)
(2-etil-hexanoato estannoso, SnOct),
95% de pureza, Sigma Nº. s-3252, lote 112H0248. El
iniciador empleado fue glicerol, 99,5% de pureza, Fluka BioChemika
Nº 49767, lote 42489/2 1094.
Había tamiz molecular (añadido el 15 de Febrero,
1995) presente en la \epsilon-caprolactona
empleada, y la botella se guardó, protegida de la luz, a 23ºC.
La D,L-lactida se purificó por
recristalización en tolueno (p.e. 110ºC) en una proporción en peso
1:2 tolueno/lactida. La lactida disuelta en tolueno caliente se
vertió de un matraz de fondo redondo a un vaso. La lactida disuelta
en tolueno se dejó recristalizando toda la noche a 23ºC. Después de
filtración (papel de filtro medio rápido) la lactida recristalizada
se secó a baja presión durante 4 d a +40ºC, siendo la presión 4
mbar. Se repitieron las mismas etapas. De este modo, se empleó una
segunda D,L-lactida recristalizada, almacenada en un
desecador en un frigorífico a +4ºC, en las pruebas de
polimerización.
El octoato estannoso y glicerol se emplearon como
tal. Se almacenaron protegidos de la luz a +23ºC.
Durante la noche previa la lactida para emplear
en la polimerización se situó en una cámara de vacío a +40ºC bajo
una presión de 4 mbar. Se ensambló el reactor de dos secciones
(volumen aprox. 0,7 l) requerido para la polimerización. En
conexión con el ensamblaje del reactor, se revisó el estado de la
junta de teflón del reactor. Se aseguraron el propio cierre de las
secciones superior e inferior del reactor al emplear un dispositivo
de cierre hecho de alambre de acero. Se aplicó grasa para válvula
ligeramente a las superficies superiores internas de las juntas
esmeriladas del reactor.
El baño de aceite empleado para el calentamiento
del reactor se ajustó a 140ºC. La temperatura del aceite varió
durante la polimerización en 5ºC arriba o abajo del valor
establecido. Primero, se pesaron aprox. 10 g de la lactida en un
vaso pequeño (precisión 0,0001 g). El octoato estannoso y el
glicerol se pesaron y pipetearon sobre la lactida empleando una
pipeta Pasteur. Después el vaso con sus contenidos se vertió en la
sección más baja del reactor. El resto de la lactida se pesó al
emplear otra balanza (precisión 0,01 g). La
\epsilon-caprolactona también se vertió o pipeteó
sobre la lactida.
Se añadió un agitador magnético al reactor antes
del cierre de las mitades del reactor. El reactor se situó en un
baño, y la velocidad de agitación se estableció a 250 min^{-1}.
El reactor se enjuagó con argón (Aga, calidad grado S, 99,99%)
durante aprox. 15 min. El argón se dirigió al reactor vía un cierre
de glicerol. Finalmente la superficie exterior del reactor se tapó
con papel de aluminio. La velocidad de agitación se reestableció a
125 min^{-1} cuando el copolímero que se formaba empezó a
volverse viscoso.
La Tabla 2 muestra un sumario de las pruebas de
copolimerización de la
\epsilon-caprolactona/D,L-lactida
(\epsilon-CL/D,L-LA) y los
resultados de los análisis de los productos. En todas la pruebas de
polimerización la temperatura fue 140ºC y el tiempo de
polimerización 24h.
Los valores de peso molecular de los copolímeros
obtenidos, determinados por cromatografía de permeación de gel GPC,
mostrados en la Tabla 2, son el peso molecular promedio en número
M_{n}, el peso molecular promedio en peso M_{w}, y
polidispersabilidad PD, obtenidos como la proporción M_{n}/M_{w}
de los valores anteriores. La misma Tabla 2 muestra las
temperaturas de moldeo T_{m}, determinadas por calorimetría de
escaneo diferencial (DSC), de los productos de polimerización
obtenidos.
| Ejemplo | proporción | conc.- | conc.- | \bar{M}_{n} | \bar{M}_{w} | T_{m} |
| \epsilon-CL/D,L- | SnOct | glicerol | ||||
| LA | 10^{-3} g/mol | 10^{-3} g/mol | ºC | |||
| mol/mol | mol/mol | |||||
| 1 | 100/0 | 0,0001 | 0,005 | 45 | 60 | 56 |
| 2 | 80/20 | 0,0001 | 0,005 | 40 | 60 | 42 |
| 3 | 100/0 | 0,0001 | 0,25 \hskip5pt | 4,3 | 5,2 | 35 |
| 4 | 60/40 | 0,0001 | 0,001 | 20 | 40 | 38 |
\newpage
La Tabla 2 muestra los polímeros producto típicos
y sus propiedades.
En la determinación de los valores del peso
molecular por medio de GPC, se prepararon las muestras al disolver
15 mg de la muestra en 10 ml de cloroformo. Las columnas empleadas
fueron columnas de Polymer Laboratories Ltd, que tenían un tamaño
de poro de 10^{2}-10^{5} \ring{A}. Los
ejemplos se analizaron al emplear un IR, es decir índice de
refracción, detector fabricado por Waters, siendo el tiempo de la
prueba 55 min. a una velocidad de flujo de 1 ml/min. Para la
determinación de los pesos moleculares de las muestras, se empleó
una curva de calibración experimental trazada por medio de patrones
de poliestireno (PS) de Polymer Laboratories Ltd. Ya que los
valores a y valores K experimentales de la ecuación de
Mark-Houwink no están disponibles para los
copolímeros, los pesos moleculares en la Tabla 2 no son los pesos
moleculares absolutos de las muestras sino los valores relativos,
comparados con los patrones PS.
En las determinaciones DSC, se calentó una
muestra de 5-10 g a una velocidad de 10ºC/min. en
la celda calorimétrica. Con el fin de obtener la misma historia
térmica para todas las muestras, las muestras se calentaron por
encima de su temperatura de moldeo, a una temperatura por encima de
+80ºC, y se enfriaron hasta aprox. -50ºC, los valores T_{m},
mostrados en la Tabla 2, se registraron a partir de la curva del
segundo calentamiento.
1. Heikkilä, J., Bioactive glass as a bone
substitute in experimental and clinical bone defects, doctoral
dissertation. University of Turku 1996.
2. Aho, A. J. & Heikkilä, J.
T., Bone substitutes and related materials in chemical orthopaedics
in Advances in Tissue Banking (Vol. 1), Phillips, Y. O.,
Versen, R., Strong, M., Nather, A. (eds.), World Scientific
1997, pp. 73-107.
3. Hench, L. L., Bioactive glass and
tissue regeneration, in Bioceramics, Kokubo et al.,
(eds.). Pergamon press 1996, pp.
3-6.
4. Ikada, Y., Bone-related
polymeric biomaterials, in bioceramics, Kokubo et
al., (eds.). Pergamon press 1996, pp.
15-18.
5. Bondfield, W., Composite Biomaterials,
in Bioceramics, Kokubo et al., (eds.). Pergamon
press 1996, pp. 11-13.
6. Heller, J., Development of
poly(ortho esters): a historical overview,
Biomaterials, 11 (1990),
659-665.
7. Heller, J., Roshos, K. V.,
Duncan, R., Use of poly(ortho esters) in the
controlled release of therapeutic agents, Macroimol. Chem.,
Macromol. Symp. 70/71 (1993),
163-171.
8. I Ylikangas, ``The polymerization of
epsilon-caprolactone with satannous catalysts'',
Polymer Technology Publications, Series Nº. 15, Helsinki University
of Technology 1993, 1-23.
9. C Jeffrey Brinker & George W
Scherer ``Sol-Gel Science- The Physics and
Chemistry of Sol-Gel Processing''. Academic
Press, Inc, San Diego, CA 92101, 1990.
10. Ö H Andersson & K H
Karlsson ``Corrosion of bioactive glass under various in
vitro conditions''. Advances in Biomaterials Nº. 8,
Elsevier (Amsterdam) 1990.
11. C. P. A. T. Klein et al.,
Biomaterials (1995) 16:715-719.
Claims (16)
1. Un material compuesto destinado a uso médico,
en particular uso quirúrgico o terapéutico, caracterizado
porque comprende
- un componente termoplástico plastificable en el
intervalo de temperatura -10ºC...+100ºC, que está constituido
sustancialmente por hidroxiácidos y unidades estructurales
derivadas de derivados de hidroxiácidos, y del que el peso
molecular está en el intervalo 10.000-1.000.000
g/mol, y que se degrada en el cuerpo típicamente en un período que
va de unos pocos días a varios años, y que en su estado sólido es
un plástico o material cauchoide, mecánicamente resistente,
- un componente bioactivo, que es un xerogel
bioactivo.
2. El material compuesto de acuerdo con la
reivindicación 1, caracterizado porque el componente
plástico es plastificable en el intervalo de temperatura
5ºC...70ºC, preferentemente en el intervalo de temperatura
37ºC...55ºC.
3. El material compuesto de acuerdo con las
reivindicaciones 1 ó 2, caracterizado porque el componente
plástico plastificado permanece moldeable durante un cierto período
incluso después de que la temperatura del material compuesto haya
bajado a una temperatura que es considerablemente más baja que la
temperatura de endurecimiento de dicho componente plástico.
4. El material compuesto de acuerdo con la
reivindicación 1, 2, ó 3, caracterizado porque el componente
plástico es biodegradable de una manera controlada en el intervalo
de tiempo 1 semana-3 años.
5. El material compuesto de acuerdo con la
reivindicación 4, caracterizado porque la unidad estructural
es un ácido L-, D-, ó DL-láctico; una L-, D- ó
DL-lactida; o
epsilon-caprolactona.
6. El material compuesto de acuerdo con la
reivindicación 5, caracterizado porque el componente
plástico es un copolímero basado en unidades estructurales de
L-lactida y
epsilon-caprolactona.
7. El material compuesto de acuerdo con la
reivindicación 6, caracterizado porque
\frac{epsilon-caprolactona}{L-lactida}
= 4/1 en
peso
8. El material compuesto de acuerdo con la
reivindicación 7, caracterizado porque el peso molecular del
copolímero es aprox. 30.000-300.000 g/mol.
9. El material compuesto de acuerdo con
cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado
porque el componente bioactivo está presente como partículas
separadas en el material compuesto.
10. El material compuesto de acuerdo con la
reivindicación 9, caracterizado porque las partículas
separadas son fibras, piezas porosas, micropartículas o perlas de
vidrio.
11. El material compuesto de acuerdo con
cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado
porque el componente plástico y/o el componente bioactivo contiene
uno o más aditivos.
12. El material compuesto de acuerdo con
cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado
porque el componente plástico y el componente bioactivo forman una
pieza densa.
13. El material compuesto de acuerdo con
cualquiera de las reivindicaciones 1-11,
caracterizado porque el componente plástico forma una pieza
porosa.
14. Una mezcla destinada a la preparación del
material compuesto de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 1-13, caracterizado porque
el componente plástico de acuerdo con las reivindicaciones
1-13 y el componente bioactivo en la mezcla están
en forma de polvo.
15. Un revestimiento, membrana, red, polvo,
fibra, hilo, adhesivo, o una pieza tal como una placa, perla, tubo,
clavo o varilla, preparados a partir del material compuesto de
acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones
1-13.
16. El uso de un material compuesto de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 1-13 para la
preparación de cualquiera de los siguientes productos:
- una aplicación para hueso o cartílago, tal como
un material de relleno para hueso o cartílago, un producto
destinado a la reparación de huesos largos, una placa para la
reparación de la parte trasera del ojo o huesos faciales, un
cemento para hueso, un adhesivo para unir el producto a un tejido o
tejidos, un revestimiento de implante, una pieza para reparar la
columna vertebral, y una placa para el cráneo,
- una aplicación para diente o mandíbula, tal
como un material de relleno para diente temporal, un material de
relleno para la raíz del diente temporal o permanente, un producto
parodontal, un producto para situar en la cavidad dejada por un
diente extraído, cemento para diente, cemento para diente temporal,
material para corona temporal, un revestimiento para implante de
diente, un carril indicador de oclusión, una pasta quirúrgica, y un
material para molde, que puede ser, por ejemplo, una pasta, anillo
o hilo para fijar en la bolsa gingival,
- un revestimiento de cartílago
- un tejido que guía membrana o tubo,
- una ropa protectora, una venda para herida, o
una cinta adhesiva,
- un vehículo para un agente activo, tal como un
fármaco, o para alguna otra estructura biológica.
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FI972890A FI972890L (fi) | 1997-07-08 | 1997-07-08 | Uusi muovipohjainen komposiitti ja sen käytt¦ |
| FI972890 | 1997-07-08 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| ES2198729T3 true ES2198729T3 (es) | 2004-02-01 |
Family
ID=8549212
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| ES98933664T Expired - Lifetime ES2198729T3 (es) | 1997-07-08 | 1998-07-06 | Nuevo material compuesto basado en plastico y su uso. |
Country Status (8)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6353038B1 (es) |
| EP (1) | EP0994736B1 (es) |
| AT (1) | ATE241396T1 (es) |
| AU (1) | AU8340798A (es) |
| DE (1) | DE69815106T2 (es) |
| ES (1) | ES2198729T3 (es) |
| FI (1) | FI972890L (es) |
| WO (1) | WO1999002201A1 (es) |
Families Citing this family (20)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6764690B2 (en) * | 1996-05-29 | 2004-07-20 | Delsitech Oy | Dissolvable oxides for biological applications |
| IT1311576B1 (it) | 1999-10-25 | 2002-03-13 | Ghimas Spa | Dispositivo medico invasivo, in particolare per la rigenerazionetissutale guidata. |
| FI108403B (fi) * | 2000-02-25 | 2002-01-31 | Yli Urpo Antti | Yksil÷n kudosrekonstruktioon soveltuva materiaali |
| FI20001696L (fi) * | 2000-07-21 | 2002-01-22 | Jvs Polymers Oy | Biologisesti aktiivinen materiaali |
| DE10111449A1 (de) * | 2001-03-09 | 2002-09-26 | Schott Glas | Verwendung von bioaktivem Glas in Zahnfüllmaterial |
| US7303817B2 (en) | 2001-10-24 | 2007-12-04 | Weitao Jia | Dental filling material |
| US7204875B2 (en) * | 2001-10-24 | 2007-04-17 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Dental filling material |
| US7204874B2 (en) | 2001-10-24 | 2007-04-17 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Root canal filling material |
| US7211136B2 (en) * | 2001-10-24 | 2007-05-01 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Dental filling material |
| US20030201237A1 (en) * | 2002-04-26 | 2003-10-30 | Grichar Charles Newton | Shale shakers |
| US7484625B2 (en) * | 2003-03-13 | 2009-02-03 | Varco I/P, Inc. | Shale shakers and screens with identification apparatuses |
| US7169405B2 (en) * | 2003-08-06 | 2007-01-30 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Methods and devices for the treatment of intervertebral discs |
| EP1872806A1 (en) * | 2006-06-28 | 2008-01-02 | Vivoxid Oy | Implant, its uses and methods for making it |
| EP2032182A2 (en) * | 2006-06-28 | 2009-03-11 | Vivoxid Oy | Implant containing a source of oxygen |
| EP3009477B1 (en) | 2006-07-20 | 2024-01-24 | Orbusneich Medical Pte. Ltd | Bioabsorbable polymeric composition for a medical device |
| US8691321B2 (en) | 2006-10-20 | 2014-04-08 | Orbusneich Medical, Inc. | Bioabsorbable polymeric composition and medical device background |
| US7959942B2 (en) | 2006-10-20 | 2011-06-14 | Orbusneich Medical, Inc. | Bioabsorbable medical device with coating |
| US8231010B2 (en) * | 2006-12-12 | 2012-07-31 | Varco I/P, Inc. | Screen assemblies and vibratory separators |
| GB0717516D0 (en) * | 2007-09-07 | 2007-10-17 | Imp Innovations Ltd | Bioactive nanocomposite material |
| DE102013100529A1 (de) * | 2013-01-18 | 2014-07-24 | Bredent Gmbh & Co. Kg | Verankerungselement und Verfahren zur Herstellung |
Family Cites Families (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4595713A (en) * | 1985-01-22 | 1986-06-17 | Hexcel Corporation | Medical putty for tissue augmentation |
| US4645503A (en) * | 1985-08-27 | 1987-02-24 | Orthomatrix Inc. | Moldable bone-implant material |
| DE3826915A1 (de) * | 1988-08-09 | 1990-02-15 | Henkel Kgaa | Neue werkstoffe fuer den knochenersatz und knochen- bzw. prothesenverbund |
| DE4120325A1 (de) | 1991-06-20 | 1992-12-24 | Merck Patent Gmbh | Implantatwerkstoff |
| FR2689400B1 (fr) | 1992-04-03 | 1995-06-23 | Inoteb | Materiau pour prothese osseuse contenant des particules de carbonate de calcium dispersees dans une matrice polymere bioresorbable. |
| AU3795395A (en) * | 1994-11-30 | 1996-06-06 | Ethicon Inc. | Hard tissue bone cements and substitutes |
| US6027742A (en) * | 1995-05-19 | 2000-02-22 | Etex Corporation | Bioresorbable ceramic composites |
| US5641502A (en) * | 1995-06-07 | 1997-06-24 | United States Surgical Corporation | Biodegradable moldable surgical material |
| DE69628632T2 (de) * | 1995-09-14 | 2004-04-29 | Takiron Co. Ltd. | Osteosynthetisches material, verbundwerkstoff für implantate und verfahren zu ihrer herstellung |
| US5830480A (en) * | 1996-05-09 | 1998-11-03 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Stabilization of sol-gel derived silica-based glass |
| US5964807A (en) * | 1996-08-08 | 1999-10-12 | Trustees Of The University Of Pennsylvania | Compositions and methods for intervertebral disc reformation |
| FI965067A0 (fi) * | 1996-12-17 | 1996-12-17 | Jvs Polymers Oy | Implantmaterial som kan plastiseras |
| FI980528A7 (fi) * | 1998-03-09 | 1999-09-10 | Bioxid Oy | Uusi prepreg |
-
1997
- 1997-07-08 FI FI972890A patent/FI972890L/fi unknown
-
1998
- 1998-07-06 DE DE69815106T patent/DE69815106T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1998-07-06 AT AT98933664T patent/ATE241396T1/de active
- 1998-07-06 AU AU83407/98A patent/AU8340798A/en not_active Abandoned
- 1998-07-06 EP EP98933664A patent/EP0994736B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-07-06 WO PCT/FI1998/000572 patent/WO1999002201A1/en not_active Ceased
- 1998-07-06 ES ES98933664T patent/ES2198729T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1998-07-06 US US09/446,630 patent/US6353038B1/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US6353038B1 (en) | 2002-03-05 |
| AU8340798A (en) | 1999-02-08 |
| FI972890A0 (fi) | 1997-07-08 |
| DE69815106D1 (de) | 2003-07-03 |
| EP0994736B1 (en) | 2003-05-28 |
| EP0994736A1 (en) | 2000-04-26 |
| FI972890A7 (fi) | 1999-01-09 |
| WO1999002201A1 (en) | 1999-01-21 |
| ATE241396T1 (de) | 2003-06-15 |
| FI972890L (fi) | 1999-01-09 |
| DE69815106T2 (de) | 2003-12-18 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| ES2198729T3 (es) | Nuevo material compuesto basado en plastico y su uso. | |
| ES2326790T3 (es) | Material biologicamente activo. | |
| JP3107514B2 (ja) | ヒドロゲル形成性で自己溶媒和性の吸収性ポリエステルコポリマー、およびそれを含有する組成物 | |
| Hu et al. | Biodegradable poly (lactic acid-co-trimethylene carbonate)/chitosan microsphere scaffold with shape-memory effect for bone tissue engineering | |
| US7309232B2 (en) | Methods for treating dental conditions using tissue scaffolds | |
| ES2286391T3 (es) | Composiciones y dispositivos medicos que utilizan ceras polimericas bioabsorbibles. | |
| FI81010C (fi) | Stoedstruktur foer bentransplantat. | |
| AU653498B2 (en) | Biodegradable system for regenerating the periodontium | |
| US20040115240A1 (en) | Composite for attaching, growing and/or repairing of living tissues and use of said composite | |
| AU2001279839A1 (en) | Biologically active material | |
| JP3549161B2 (ja) | 誘導組織再生用特に歯根膜における生体再吸収性膜の製造方法 | |
| Demina et al. | Biodegradable nanostructured composites for surgery and regenerative medicine | |
| Chen et al. | Reconstruction of calvarial defect using a tricalcium phosphate-oligomeric proanthocyanidins cross-linked gelatin composite | |
| AU775040B2 (en) | Composites | |
| ES2299776T3 (es) | Membrana de barrera. | |
| ES2981552T3 (es) | Implante óseo | |
| RU2009134037A (ru) | Формуемый, биодеградируемый материал | |
| WO2000018443A1 (en) | Melt-mouldable composites | |
| AU2023200543B2 (en) | A Bone Implant | |
| Ho | Injectable biodegradable poly (ester-co-ether) methacrylate monomers for bone tissue engineering and drug delivery applications | |
| Mabrouk et al. | Author's Accepted Manuscript | |
| Sezer | Preparation and Characterization of Biodegradable Composite Systems as Hard Tissue Supports: Bone Fillers, Bone Regeneration Membranes and Scaffolds | |
| Jr et al. | Development of ureasil–polyether membranes for guided bone regeneration |