Продукция

Оценка биосовместимости группы товаров Bioretec ActivaPin™

Содержание

Оценка биосовместимости группы товаров ActivaPin....................................................................................1

1 Предмет оценки .......................................................................................................................................................1

2 Поиск и отбор материала для критической статьи..........................................................................................1

3 Характер контакта тканей.....................................................................................................................................1

4 Описание материала ..............................................................................................................................................2

5 Описание технологии производства ...................................................................................................................2

6 Биологическая оценка согласно ISO (Международной Организации по Стандартизации) 10993-1.....2

6.1 Цитотоксичность (ISO 10993-5) .............................................................................................................2

6.2 Сенсибилизация (ISO 10993-10) ............................................................................................................3

6.3 Раздражение (ISO 10993-10) .................................................................................................................4

6.4 Внутрикожная реактивность (ISO 10993-10) ........................................................................................4

6.5 Системная (острая) токсичность (ISO 10993-11) ..................................................................................4

6.6 Подострая токсичность (ISO 10993-11) ...................................................................................................5

6.7 Генотоксичность (ISO 10993-3) ..............................................................................................................5

6.8 Имплантация (ISO 10993-6) ....................................................................................................................6

6.9 Совместимость крови (ISO 10993-4) ..................................................................................................... 7

6.10 Хроническая токсичность (ISO 10993-11) ......................................................................................... 7

6.11 Канцерогенность (ISO 10993-3) ............................................................................................................7

6.12 Репродуктивная и  развивающаяся токсичность (ISO 10993-9) ...................................................... 8

6.13 Биодеградация (ISO 10993-9) .............................................................................................................. 9

6.13.1 Принципы разложения сополимеров PLGA (полимолочная-когликолевая кислота)..................... 9

6.13.2 Испытание деградации в пробирке .................................................................................................. 9

7 Критическая статья по клиническому использованиюPLGAсополимеров......................................... 15

7.1 Условия клинического использования ориентированного биологически разлагающегося полимера …. 15

7.2 Поли-L-лактидная кислота (PLLA) и полигликолевая кислота (PGA) ......................................... 15

7.3 80L (лактид) /20G (гликолид) PLGA ................................................................................................... 17

7.4 82L/18G PLGA ....................................................................................................................................... 17

7.5 85L/15G PLGA ....................................................................................................................................... 17

7.6 Резюме по критической статье по клиническому использованию ......................................................... 18

8 Биоабсорбирующиеся средства фиксации при внутрисуставных симптомах ........................................ 19

8.1 Резюме по биоабсорбирующимся материалам при внутрисуставных симптомах................................... 21

9 Заключение

10 Ссылки

 

 

Оценка биосовместимости группы товаров ActivaPin™

 

1 Предмет оценки

Данная оценка проведена с целью определить биосовместимость группы товаров Bioretec ActivaPin™. Оценка учитывает материал и технику производства группы продуктов Bioretec ActivaPin™ и состоит из тестирования и обзора литературы. Оценка соответствует нормативам, заявленным Международной Организацией по Стандартизации (ISO) 10993-1 (2004).

 

2 Поиск и отбор материала для критической статьи

Материал для критической статьи был найден в интернете и архивах компаний Bioretec и NERAC. Все источники достоверны и выбраны по релевантности по вопросу биосовместимости лактида, гликоля и их сополимеров при их использовании для фиксации кости. В дополнение в оценку были включены документы по фиксации хрящевой ткани.  

 

3 Характер контакта тканей

Группа товаров BioretecActivaPin используется при фиксации переломов кости, остеотомии, артродезе и костно-хрящевых переломах при наличии соответствующей иммобилизации. Таким образом, характер контакта тканей распределяет продукты the Bioretec ActivaPin™ по категориям в качестве имплантатов, главным образом соприкасающихся с костью. Края имплантатов также могут вступать в контакт с мягкими тканями. Продолжительность контакта – постоянная. Из-за характера контакта тканей продуктов Bioretec ActivaPin™ может быть применима биологическая оценка.

 

4 Описаниематериала

Мономеры полимолочная-когликолевая кислоты - l-молочная кислота и гликолевая кислота, которые являются частью химии клеток млекопитающих. Продукты Bioretec ActivaPin™ изготовлены из поли-L-лактид-когликолида, содержащего 85% L-лактида и 15% гликолида. Коммерчески доступный, соответствующий медицинским стандартам полимер, произведенный Boehringer Ingelheim Pharma KG (Type code: LG857S) используется в качестве сырья. Полилактид и полигликолид использовались в качестве сырья для биоабсорбирующихся имплантатов уже около 20 лет.  Клинически биоабсорбирующиеся имплантанты, изготовленные из L-лактид-когликолида, применяются в хирургии уже около 10 лет. Пропорция, наиболее часто используемая при изготовлении биоабсорбирующихся имплантантов из поли-L-лактид-когликолида, находится между 80L (лактид)/20G (гликолид) и 85L/15G.

 

5 Описание технологии производства

Процесс производства продуктов Bioretec ActivaPin™ состоит из экструзии расплава полимера, ориентации благодаря вытягиванию и обработке, что клинически признано методами пригодными для производства биоабсорбирующихся имплантантов повышенной прочности. Технология производства ничего не добавляет материалу и не меняет его химический состав. Гамма излучение используется для стерилизации продуктов Bioretec ActivaPin™. Гамма излучение – это метод стерилизации, который уже более 10 лет успешно используется при коммерческом производстве штифтов для фиксации кости, изготовленных из PLLA и PLGA, для клинического использования. Благодаря хорошей способности проникновения гамма излучение является надежным способом стерилизации биоабсорбирующихся полимеров. Доза гамма излучения в 25 килогрей, использующаяся при стерилизации продуктов Bioretec ActivaPin™, в случайном порядке замедляет полимерную цепь материала, снижая ценность продукта в искусственных условиях с 3,5 – 4,0 дц/г до 1,3-1,8 дц/г. Не было замечено признаков перекрестной связи, признаков гелеобразных частиц в растворе хлороформа или неожиданного увеличения в показателях в пробирке.

 

6 Биологическаяоценкасогласно ISO (МеждународнойОрганизациипоСтандартизации) 10993-1

ISO 10993-1 описывает тесты необходимые для оценки биосовместимости материала, заготовки и медицинского прибора. Тесты разделены на тесты на цитотоксичность, сенсибилизацию, раздражение, внутрикожную реактивность, системную (острую) токсичность, подострую токсичность, генотоксичность, имплантацию, совместимость крови, хроническую токсичность, канцерогенность, репродуктивную и  развивающуюся токсичность, биодеградацию.

 

6.1 Цитотоксичность (ISO 10993-5)

В соответствии с ISO 10993-5 технология культуры клеток используется для определения лизиса клеток, сдерживания клеточного роста и других свойств биоматериалов, а также их извлечения и влияния медицинских приборов на клетки. Существуют три основные категории доступных способов тестирования, а именно тест на извлечение, тест на непосредственный контакт, тест на непрямой контакт. Цитотоксичность определяется при помощи микроскопа с помощью вычисления качественных параметров, таких как общая морфология, вакуолизация, разделение, лизис клетки и целостность мембраны, а также таких как количество клеток, протеина, освобождение ферментов, освобождение витального красителя, снижение витального красителя или любые другие измеряемые параметры, указывающие на статус клеток. Предлагается следующая классификация:

0 Не цитотоксичный

1 Среднецитотоксичный

2 Умеренно цитотоксичный

3 Тяжело цитотоксичный

Тест на элюцию минимальной поддерживающей среды был проведен в лаборатории Нельсона с целью установить цитотоксичность извлекаемых из продуктов Bioretec ActivaPin™ веществ. Применяется способ тестирования, использующий извлекаемые вещества, а не непосредственный контакт, так как у продуктов  ActivaPin™ нет в распоряжении плоской поверхности для надежных исследований методом непосредственного контакта. Натуральная латексная резина использовалась для позитивного контроля, а полипропилен для негативного. Период извлечения  24-25 часов при температуре 37°C использовался для добычи образца экстракта. Инкубационный период экстракта составляет 72 часа при температуре 37°C. Лизис клетки и округление клеток были определены как мера определения цитотоксичности. Негативный и позитивный контроль доказали функциональные возможности системы тестирования. Все три образца были не цитотоксичны. Образец отвечает требованиям фармакопеи США при условии, что реактивность меньше или равна 2 (умеренная реактивность). Тест на элюцию минимальной поддерживающей среды, проведенный для группы продуктов Bioretec ActivaPin™,  не выявил признаков цитотоксичности. Подробности теста представлены в отчете лаборатории Нельсона.

Ди Торо выяснил, что поведение основных остеобластов человека, искусственно выращиваемых в прямом контакте с поли(DL-лактид-ко-гликолид) 75:25 (PLGA 75:25) и поли(DL-лактид-когликолид) 50:50 (PLGA 50:50) и с экстрактами сополимеров в течение 14 дней. В своем исследовании они оценили жизнеспособность, разрастание и морфологию клетки, а также измерили фосфатазу щелочную и остеокальцин с целью оценки биосовместимости пластины из полимолочной-когликолевой кислоты,   полученной методом прессования в форме. Ими не было обнаружено никакого негативного влияния полимеров полимолочной-когликолевой кислоты на морфологию, жизнеспособность и разрастание клетки. Наоборот было заключено, что остеобласты человека могут срастаться, расти и размножаться в пробирке при наличии изученных сополимеров полимолочной-когликолевой кислоты.

 Игнатиус оценил острую токсичность поли(L-лактид-ко-гликолид) 90:10 и поли(L,D/L лактид) 70:30 и экстракты полимеров. Они не обнаружили признаков цитотоксичности полимеров во время теста на диффузию в агаре и фильтр теста на фибробластах мышей, но они заметили снижения митохондриальной активности в зависимости от концентрации и синтез ДНК и с экстрактами полимеров, полученных при температуре 70oC с помощью анализа культуры тетразолия, и с измерением репликации ДНК. Основываясь на результатах из пробирки, они предположили, что изученные полимеры обладают удовлетворительной биосовместимостью.

 

6.2 Сенсибилизация (ISO 10993-10)

В соответствии с ISO 10993-10 этот раздел испытаний оценивает возможности медицинского оборудования, материалов на сенсибилизацию при контакте. Методы испытания, используемые для определения сенсибилизации и раздражения, - это тест на раздражение кожи животных, кожи человека и отложенный тест на повышенную чувствительность. Так как продукты Bioretec ActivaPin™ являются имплантируемыми средствами фиксации кости, тесты на сенсибилизацию, проведенные на коже, не представляют собой нормально продемонстрированное использование средств. Так как продуктом деградации полимеров являются первоначальные мономеры (гликолевая и молочная кислота) полимера и их мономеры не изменяются, а во время производства к продуктам Bioretec ActivaPin™ ничего не добавляется, материал и продукты его деградации могут обладать только минимальным потенциалом сенсибилизации. Статья по клиническому использованию сополимеров PLGA при изготовлении средств фиксации кости не выявила никаких проблем сенсибилизации, вызванных этими полимерами, использованными по назначению.  Также тест на имплантацию, проведенный на ActivaPin™ в околопозвоночной мускуле кролика, (смотреть главу 6.8) не выявил никаких неожиданных признаков сенсибилизации в течение 84 дней периода имплантации.

 

6.3 Раздражение (ISO 10993-10)

В соответствии с ISO 10993-10 эти тесты оценивают возможность появления раздражения от медицинского оборудования, материалов и их экстрактов.  Наиболее частые места имплантации в зависимости от зоны применения считаются кожа, глаза и слизистая мембрана. Так как продукты Bioretec ActivaPin™ являются имплантируемыми средствами фиксации кости, тест на раздражение, проведенный на коже, глазах или слизистой мембране не достаточно ясно демонстрируют реакцию ткани на применение продуктов группы  Bioretec ActivaPin™. Так как продуктом гидролитической деградации полимеров являются первоначальные мономеры полимера и их мономеры являются частью нормальной химии клеток млекопитающих, а мономеры не изменяются, и во время производства к продуктам Bioretec ActivaPin™ ничего не добавляется, материал и продукты его деградации не обладают значительным потенциалом к вызыванию раздражения. Отчет по клиническому использованию сополимеров PLGA в хирургии и 84-дневный тест на имплантацию, проведенный на ActivaPin™ в околопозвоночной мускуле кролика, (смотреть главу 6.8) не вызвал опасений по поводу раздражения, вызванного этими полимерами.

 

6.4 Внутрикожнаяреактивность (ISO 10993-10)

В соответствии с ISO 10993-10 эти тесты направлены на проверку местной реакции ткани на экстракты медицинского оборудования. Данный тест применяется в том случае, если тест на раздражение, описанный выше, не подходит. Тест проводится благодаря внутрикожному введению экстракта тестируемого материала. Так как область применения продуктов Bioretec ActivaPin™  - это фиксация кости, внутрикожная инъекция не имеет отношения к их обычному клиническому использованию. Статья по клиническому использованию полимеров PLA и PGA или сополимеров PLGA показывает, что скопление жидкости или образование свища во время деградация (обычно в период лечения кости) в оборудовании могут происходить во внутрикожных тканях. Выдающееся из поверхности кости положение имплантата может увеличивать риск скопления жидкости или образования свища из-за механического натяжения подкожных тканей. Для устранения небольшого скопления жидкости не требуется оперативного лечения, а только холодные компрессы и анальгетики. При лечении свища необходимы надрезы и антибиотики. Так как продуктом гидролитической деградации полимеров являются первоначальные мономеры полимера, а мономеры являются частью нормальной химии клеток млекопитающих, и они не изменяются, и во время производства к продуктам Bioretec ActivaPin™ ничего не добавляется, материал и продукты его деградации не склонны вызывать внутрикожную реактивность.

 

6.5 Системная (острая) токсичность (ISO 10993-11)

В соответствии с ISO 10993-11 эти  тесты оценивают потенциальные вредные воздействия материала или оборудования в период до 24 часов. Эти тесты могут быть включены в тесты на подострую и субхроническую токсичность, а в также тест на имплантацию. Рекомендуется при оценке также рассматривать тест на пирогенность. Испытания могут проводиться на оборудовании или на экстрактах. Рекомендованные процедуры теста на острую токсичность включают в себя оральное, кожное, внутривенное, внутрибрюшинное применение и применение в качестве ингаляции. Ни один из этих методов не относится к применению фиксации кости. Так как продуктом гидролитической деградации полимеров являются первоначальные мономеры полимера и эти мономеры являются частью нормальной химии клеток млекопитающих, а мономеры не изменяются, и во время производства к продуктам Bioretec ActivaPin™ ничего не добавляется, материал и продукты его деградации не склонны вызывать системные токсичные реакции при таком низком уровне деградации, который демонстрируют продукты Bioretec ActivaPin™. В соответствии с рассмотренной литературой более чем 10-летний клинический опыт в работе с оборудованием по фиксации кости также поддерживает нетоксическую природу полимеров. Тест на пирогенность продуктов ActivaPin™ был проведен лабороторией Нельсона с использованием ЛАЛ-теста (лизат амебоцитов Limulus). Тест выполняется на образце экстракта, следуя инструкциям Администрации по контролю за продуктами питания и лекарствами США (21 свод федеральных постановлений США часть 58). Обнаруженные уровни эндотоксина ниже предела обнаружения в 0.0050 EU/mL или 0.050 EU/оборудование. Разрешенный уровень составляет 20.0 EU/ оборудование и 2.15 EU/ оборудование особенно для оборудования, находящегося в контакте со спинномозговой жидкостью. По результатам теста можно сделать вывод, что продукты Bioretec ActivaPin™ не показывают признаков пирогенности. Подробности теста описаны в приложенном отчете.

 

6.6 Подострая токсичность (ISO 10993-11)

Эти  тесты оценивают потенциальные вредные воздействия материала или оборудования в течение периода, превышающего 24 часов, но меньшего чем 10% от вероятной продолжительности жизни испытываемого животного. Эти тесты могут быть пропущены для материалов с хроническими токсичными показателями. Так как продуктом гидролитической деградации полимеров являются первоначальные мономеры полимера, и эти мономеры являются частью нормальной химии клеток млекопитающих, а мономеры не изменяются, и во время производства к продуктам Bioretec ActivaPin™ ничего не добавляется, материал и продукты его деградации не склонны вызывать подострые и субхронические токсичные реакции при таком низком уровне деградации, который демонстрируют продукты Bioretec ActivaPin™. В соответствии с рассмотренной литературой более чем 10-летний клинический опыт в работе с оборудованием по фиксации кости также поддерживает недостаток подострых и субхронических токсических реакций на сополимеры PLGA.

 

6.7 Генотоксичность (ISO 10993-3)

При этих тестах используется культура клеток млекопитающих и немлекопитающих или другие методы с целью определить мутации генов, изменения в структуре и количестве хромосом и другие токсичности ДНК и генов, вызванные оборудованием. Тест в пробирке предшествует тесту в организме. Тест в организме проводится только после положительных результатов теста в пробирке. В ISO 10993-3 указано, что тест на генотоксичность не обязателен для медицинского оборудования и их деталей, сделанных из материалов известных отсутствием генотоксичности. Мономеры PLGA - l-молочная и  гликолевая кислота, что является частью нормальной химии клеток млекопитающих. Гидролитическая деградация сополимеров PLGA вырабатывает только очень схожие мономеры. Производство продуктов Bioretec ActivaPin™ ничего не добавляет в материал и не меняет его химию. Сополимеры PLGA также насчитывают долгую историю безопасного преклинического и клинического использования в хирургии в качестве биоразлагаемых средств фиксации кости. Принимая во внимание хорошо известную химию материала, признанные технологии производства и огромный клинический опыт в хирургии использования различных сополимеров PLGA, продукты Bioretec ActivaPin™ должны быть безопасным с точки зрения генотоксичности биоабсорбирующимся средством фиксации.

 

6.8 Имплантация (ISO 10993-6)

Тест на имплантацию оценивает местные патологические воздействия оборудования на живую ткань в крупном и микроскопическом масштабе. Место имплантации должно выбираться в зависимости от предполагаемого места применения. Тест на имплантацию может также включать в себя тесты на системную токсичность, на подострую, субхроническую и хроническую токсичность. Выбранное место имплантации должно быть характерно для финального применения. Срок действия теста подразделяется на две категории: период до 12 недель и период более 12 недель. Виды животных выбираются на основе предположительной продолжительности жизни и возможных биологических различий в биологических реакциях на определенный тест или материал. Размер, форма и состояние поверхности контрольного оборудования должны быть схожы со статьей теста. Биологическая реакция должна быть оценена макро и микроскопически. Микроскопическая оценка должна охватывать по крайней мере исследование по образованию фиброзных капсул, воспаление, дегенерацию как изменения в морфологии, количестве и распространение полиморфно-ядерных лейкоцитов, лимфоцитов, плазмацитов, эозинофильных гранулоцитов, макрофагоцитов и многоядерных клеток, а также она должна охватывать некроз как ядерные обломки и/или разрушение стенки капилляров, обломки материала, проникновение жира, гранулему и врастание ткани для пористых имплантатов. Тест на внутримышечную имплантацию с помощью ActivaPin™ 1.5 мм был проведен на околопозвоночной мышце кролика. Тест направлен на проверку реакций ткани на продукты Bioretec ActivaPin™ и на исключение возможности непредвиденных реакций ткани. В качестве эталона использовался полиэтилен высокой плотности. 5 частей испытываемого материала были вживлены в левую околопозвоночную мышцу, а еще 5 в правую околопозвоночную мышцу трех новозеландских кроликов. Кролики были убиты 84 дня спустя, и околопозвоночная мышща была отделена от позвоночника. Во время исследования не было обнаружено аномальных клинических признаков. Три элемента контроля и один тестовый были обнаружены в подкожных тканях, а не в мускуле. В микроскопической оценке был обнаружен фрагмент инородного неопознанного двулучепреломляющегося материала. Метод порезки тестовых элементов не был детально представлен, но он, вероятно, вызвал появление инородных осколков. Пыль от хирургических перчаток под микроскопом выглядит как двулучепреломляющие частицы. Лаборатория не смогла предоставить дополнительную информацию об этих частицах. Однако они заявили, что, проводя лабороторные исследования, можно часто встретить подобные фрагменты. Наблюдение под микроскопом привело к 7.6 для тестовых частей и 5.1 для эталонного образца, таким образом, подсчитанная оценка раздражения составила 2.5, что говорит о нераздражительности. Подробная информация о тесте может быть найдена в отчете.  

Существует несколько отчетов по реакции ткани на сополимеры PLGA, вживленные в кость животного. Эпплей изучал пластины и винты Lactosorb из 82L/18G сополимеров PLGA в черепе зрелого кролика. На 20 кроликах была проведена трепанация черепа. Костный трансплантат фиксируется пластиной толщиной 2.0 мм, 10 мм шириной и 15 мм длиной с помощью винтов 2.0 мм в диаметре и 5 мм в длину. Наблюдалась практически незначительная реакция отторжения в течение разложения полимерного материала. Полное разложение и биоабсорбция займет 12 месяцев. Разложение не вызвало заметных воспалительных реакций, хотя имплантаты были расположены прямо под тонким слоем кожи. Таинен изучил биосовместимость винтов Bionx BioSorb PDX на черепах кроликов. Их сравнили с титановыми винтами Stratek Medical AG. Оба типа винтов были установлены в черепе кролика по одному с каждой стороны сагиттального шва. Винт  Bionx BioSorb PDX сделан из 80L/20G PLGA. Внешний диаметр винта составил 1.5 мм, а длина 4 мм. Однако винт был урезан вдвое с целью избежания риска повреждения твердой мозговой оболочки. Длина титанового винта составила 2 мм, а диаметр 1.2 мм. Послеоперационное лечение достигло 72 недель. Макроскопически прооперированное место зажило у всех животных. Микроскопическая оценка выявила схожую, но более сильную реакцию отторжения на винты PLGA по сравнению с титановыми винтами. Капсула волокнистой соединительной ткани окружила имплантаты начиная с 8 недели. Образование капсулы началось раньше, и она становилась толще в случае с винтами PLGA, чем с титановыми винтами. Наблюдалось различие в подготовке образцов: металлический винт был удален из кости до подготовки образца, так как титан невозможно порезать доступными способами. Удаление винта могло повлиять на показатели около места расположения имплантатов (возможна потеря ткани при удалении имплантата). Макрофагоциты были найдены около обоих имплантатов на 4 неделе. Гигантские клетки были обнаружены на 8 неделе. Остеобластическая активность была замечена начиная с 4 недели около ходового винта PLGA. Остеобластическая активность снизилась к концу испытания. Расщепление винта PLGA было впервые замечено на 16 неделе. Пенистые макрофагоциты с внутриклеточными фрагментами PLGA были впервые замечены на 52 неделе. В конце эксперимента на 72 неделе в пенистых макрофагоцитах было отмечено присутствие еще нескольких частиц PLGA. Место положения имплантата было по большей части заполнено жировыми и волокнистыми тканями. Начиная с 16 недели на уголках винтов были замечены костные островки, но винт PLGA не был заменен костью в течение 72 недель. В заключение можно сказать, что биосовместимость винтов PLGA хорошая, вызывая лишь небольшую воспалительную реакцию ткани. Винты PLGA не полностью ресорбировались за 72 недели.

 

6.9 Совместимость крови (ISO 10993-4)

Эти тесты оценивают воздействие медицинского оборудования на кровь и ее компоненты.  ISO 10993-1 не предполагает проведение этих тестов для имплантатов в кость.

 

6.10 Хроническаятоксичность (ISO 10993-11)

Эти тесты оценивают потенциально вредные воздействия материала или оборудования во время периода равного по крайней мере 10% от предполагаемой продолжительности жизни испытуемого животного. Мономеры PLGA - l-молочная и  гликолевая кислота, что является частью нормальной химии клеток млекопитающих. Гидролитическая деградация сополимеров PLGA вырабатывает только очень схожие мономеры. Производство продуктов Bioretec ActivaPin™ ничего не добавляет в материал и не меняет его химию. Сополимеры PLGA также насчитывают долгую историю безопасного преклинического и клинического использования в хирургии в качестве биоразлагаемых средств фиксации кости. Принимая во внимание хорошо известную химию материала, признанные технологии производства? Малопримечательное исследование, проведенное для ActivaPin™ на околопозвоночной мышце кролика и огромный клинический опыт в хирургии использования различных сополимеров PLGA, продукты Bioretec ActivaPin™ должны быть безопасным с точки зрения хронической токсичности биоабсорбирующимся средством фиксации.

 

6.11 Канцерогенность (ISO 10993-3)

Эти тесты определяют потенциал медицинского оборудования вызывать опухоль. Хроническая токсичность и канцерогенность могут быть проверены одним тестом. Тест на канцерогенность необходимо провести только в случае наличия данных из других источников, которые наводят на эту идею. Было найдено два документа с описанием канцерогенности PLLA. Не было обнаружено никаких сведений о канцерогенности PLGA. Накамура проверил потенциал PLLA к вызыванию опухолей, подкожно вживив стерильные пластины (20x10x1 мм) из сформированного под давлением оксида этилена в спины 50 крыс. Контрольный элемент был того же размера и формы, что и полиэтиленовая пластина. Послеоперационное лечение длилось 2 года. В течение 2 года послеоперационного лечения опухоли образовались у 22 крыс в группе PLLA и у 23 в группе полиэтилена (всего было 145 особей).

В группе не было обнаружено возникновения опухолей. Известно, что инородное тело может вызвать рак у этого образца животного только из-за их геометрической формы и места имплантации вне зависимости от химии.  

У людей наблюдались случаи возникновения опухолей из-за инородного тела. Развитие опухоли, вызванное металлическими имплантатами, у человека занимает 20-30 лет. 1 год – это примерно половина жизни крысы Вистара в условиях исследования, описанного выше, которое точно следует клиническому опыту временного промежутка образования опухоли из-за инородного тела у человека по отношению к его продолжительности жизни.   

Хопперт изучил деградацию PLLA в искусственных условиях на крысах и на удивление обнаружил 2 опухоли у 72 крыс через 20-23 месяца после имплантации. Образцы PLLA были размером 2x3x25 мм и 2x3x3 мм и были вживлены в мышцу в спине крысы. В исследовании были задействованы три типа пластин: залитые под давлением пластины с высоким и средним молекулярным весом и блочно полимеризованные пластины. Образцы были стерилизованы оксидом этилена. В исследовании не учавствовала контрольная группа, так как первоначальной задачей было сравнить деградацию различных образцов PLLA. Авторы также отметили, что образование опухоли больше зависит от геометрической формы имплантатов и места вживления, чем от химии образца.

Из этих данных следует, что образцы PLLA могут вызвать образование опухоли у крысы наравне и с другими материалами, если  место имплантации, форма и размер имплантата благоприятны для образования опухолей. Однако биоразлагающиеся материалы обладают преимуществом перед биостойкими материалами, так как они разлагаются и абсорбируются намного быстрее, чем происходит образование опухоли у человека. В огромном объеме клинических данных по имплантатам PLGA мы не смогли обнаружить упоминаний об образовании опухоли у человека, связанном с имплантатами, изготовленными из сополимеров PLGA.

Продукты гидролитической деградации, а именно молочная и гликолевая кислота, являются частью химии клеток млекопитающих и не обладают потенциалом к образованию опухолей. Биоабсорбция материала устраняет риск длительной реакции отторжения, которая может вызвать образование опухоли у человека. Принимая во внимание эти факты, можно отказаться от дальнейшего испытания продуктов Bioretec ActivaPin™ на канцерогенность и заключить, что продукты Bioretec ActivaPin™ являются безопасным способом фиксации с точки зрения канцерогенности.

 

6.12 Репродуктивная и  развивающаяся токсичность (ISO 10993-9)

Эти тесты оценивают потенциальное воздействие медицинского оборудования на репродуктивную функцию, развитие эмбриона, раннее предродовое и послеродовое развитие. Эти тесты должны проводится только если оборудование обладает потенциальным эффектом на репродуктивный потенциал.

В литературе не было обнаружено сведений о влиянии материала на развитие эмбриона и репродуктивную функцию. Продукты Bioretec ActivaPin™ не влияют на репродуктивный потенциал человека, таким образом, нет необходимости проводить такие тесты.

6.13 Биодеградация (ISO 10993-9)

Эти тесты определяют процесс абсорбции, распределения, биотрансформации и удаления выщелачиваемых веществ и продуктов деградации медицинского оборудования.

 

6.13.1 Принципы разложения сополимеров PLGA (полимолочная-когликолевая кислота)

В своей статье Холлингер верно описывает механизм деградации сополимеров PLGA среди других совместимых с тканью биоабсорбирующихся материалов, применяющихся при восстановлении кости. По его мнению сополимеры PLGA деградируют гидролитически в ходе неопределенного гидролитического расщепления, что означает, что вода беспорядочно разрушает любое сложное эфирное соединение в полимерной цепи. Гидролиз идет вслед за абсорбцией воды в материал в условиях ткани. Из-за низкой первоначальной кристалличности продуктов Bioretec ActivaPin™ гидролиз происходит аллогенно в материале. Материал разделяется гидролизом. Макрофаги и гигантские клетки могут фагоцитировать полилактид и полигликолид, если размер части составляет 10-80 микрометров. Дальнейшая гидролитическая деградация будет проходить в лизосомах клеток. Небольшие количества растворимых продуктов деградации могут также проникнуть в межклеточное вещество без фагоцитоза с помощью разложения. Конечные продукты деградации гидролизированного сополимера PLGA – это молочная и гликолевая кислота. Молочная и гликолевая кислота являются обычным метаболитом клеток млекопитающих. Молочная кислота – продукт разложения глюкозы в работающих мышцах скелета. Молочная кислота далее включается в цикл трикарбоновых кислот (цикл Кребса) производит энергию практически во всех живых клетках млекопитающих и впоследствии выделяется легкими в виде углекислого газа. Гликолевая кислота – это метаболит синтеза белка и производства энергии в клетках млекопитающих. На молекулы гликолевой кислоты действует гликолят оксидаза, и гликолевая кислота превращается в глиоксилат, который вступает в реакцию с глицин трансаминаза и вызывает образование глицина. Глицин может использоваться для синтеза белка или серина, который может быть задействован в цикле трикарбоновых кислот после превращения в соль или эфир пировиноградной кислоты. Соответственно выделение молочной и гликолевой кислоты в теле человека несколько отличаются: молочная кислота превращается в соль или эфир пировиноградной кислоты с помощью дегидрогеназа молочной кислоты. Пируват включется в цикл Кребса  через ацетилирование коэнзима-А. Цикл Кребса проходит в митохондрии клеток. Цикл Кребса производит энергию для функционирования клеток в основном в форме аденозинтрифосфата. Конечный продукт единиц молочной кислоты в дополнение к энергии – это углекислый газ и вода. Большинство итоговых продуктов деградации PLA выделяются через респираторную систему и только незначительная часть выходит через мочу и кал. Гликолевая кислота ферментивно превращается в глиоксилат с помощью гликолат оксидаза, или гликолид может также выделятся через мочу. Глиоксилат превращается в глицин глицин трансаминаза. Глицин используется в синтезе серина. Серин преобразовывается в соль или эфир пировиноградной кислоты, которые могут включиться в цикл Кребса, как описано выше в случае молочной кислоты. 

  

6.13.2 Испытаниедеградациивпробирке

Bioretec провел тест продуктов Bioretec ActivaPin™ на гидролиз, как описано в отдельном отчете по испытаниям. Изображение 1 ниже представляет сопротивление сдвигу как функцию во время гидролиза для ActivaPin™ 1.5 мм и ActivaPin™ 3.2 мм.

 

 сопротивление сдвигу ActivaPinTM 1.5 мм и ActivaPinTM 3.2 мм

Изображение 1 В искусственных условиях сопротивление сдвигу ActivaPin™ 1.5 мм и ActivaPin™ 3.2 мм (Графические вертикальные знаки показывают величину погрешности)

Изображение 2 ниже представляет измеренную характеристическая вязкость во время этапа в пробирке.

 

 

 характеристическая вязкость ActivaPin 1.5 мм и 3.2 мм

Изображение 2 В искусственных условиях характеристическая вязкость ActivaPin 1.5 мм и 3.2 мм (Графические вертикальные знаки показывают величину погрешности)

Характеристическая вязкость материала уменьшается практически линейно до 26 недели. После 26 недели уменьшение характеристической вязкости замедляется. Экстраполяция кривой характеристической вязкости может быть использована в качестве грубой оценки конечного времени деградации имплантата в искусственных условиях. Экстраполяция, основанная на данных, полученных в искусственных условиях в течение 52 недель, говорит, что период деградации составляет около 90 недель. Изменение в темпе деградации примерно на 26 неделе скорее всего вызвано рекристаллизацией материала. Изображение 3 представляет энтальпию плавления ActivaPin™ 1.5 и 3.2 мм.

 

Сравнение энтальпий плавления Bioretec ActivaPins™ в искусственных условиях.

0,0

10,0

20,0

30,0

40,0

50,0

60,0

70,0

0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100

Время (неделя)

Энтальпия плавления (Дж/г)

1.5 мм Act ivaPin™

3.2 мм Act ivaPin™

 

Изображение 3 Кристалличность (Энтальпия плавления)

Согласно литературе повышенная кристалличность связана с более быстрой деградацией аморфной фазы материала и с рекристаллизацией частично деградированного материала. Кристаллизация материала ускоряется с помощью возрастающейся подвижности олигомерных полимерных цепей благодаря увеличению молекулярного веса. Теоретически энтальпия плавления 100% кристаллической структуры PLGA не представляется возможной. Теоритически энтальпия плавления PLLA составляет 93.7 Дж/г, а у PGA этот показатель равен 206.6 Дж/г. Максимальная доля кристалличности в образцах насчитывает 30-70%. После 104 недель гидролиза морфология ActivaPin™ 3.2 мм, покрытого золотом, была описана микроскопом JEOL JSM-T100 при ускоряющем напряжении в 15 киловольт. Обследование остатков полимеров после 104 недель гидролиза не показало признаков кристаллизации материала иглами (Изображение 5).

 

 Микроснимок остатков ActivaPinTM 3.2 мм

Изображение 4 Микроснимок остатков ActivaPin™ 3.2 мм после 104 недель гидролиза (увеличение x1000)

Большая потеря материала является хорошим показателем поздней стадии деградации биоабсорбирующегося материала. Изображение 5 представляет крупную потерю данных ActivaPin™ 1.5 мм и ActivaPin™ 3.2 мм в искусственных условиях.

 

 Большая потеря как функция периода гидролиза ActivaPinTM 1.5 мм и ActivaPin 3.2 мм

Изображение 5 Большая потеря как функция периода гидролиза ActivaPin™ 1.5 мм и ActivaPin 3.2 мм

Материал имплантата начинает терять массу практически после 26 недели гидролиза. Потеря массы продолжается до 104 недели гидролиза, тогда как только менее 10% первоначальной массы имплантата остается на тот момент времени. Экстраполяция потери массы доходит до нуля с помощью спуска двух последних точек измерений, время деградации составило 110-115 недель. Отношение мономера лактида  к мономеру гликолиду было проанализировано с использованием ЯМР спектрометра. Отношение лактида к гликолиду в образцах в начале испытаний, на 39 и 104 неделе, подсчитанное по интегралам вершин в ЯМР-спектре представлено в таблице 1.

 

Table 1: Отношение лактида к гликолиду и содержание лактида в полимере, основанное на 1H ЯМР анализе на 0, 39 и 104 неделях проведения испытаний в искусственных условиях.

 

Образец                                        Лактид /Гликолид       Содержание лактида (%)

ActivaPin™ 3.2 mm (0 week)               5.7                                           84.1

ActivaPin™ 3.2 mm (39 week)             8.9                                           89.2

ActivaPin™ 3.2 mm (104 week)           25.3                                         95.8

 

Содержание гликолида в полимере, кажется, снижается. Однако гликолид все еще остается в материале после 2 лет испытаний в искусственных условиях, которые производят ускоряющий эффект на конечный процесс биодеградации полимера по сравнению с чистой PLLA. При оценке времени окончания деградации в искусственных условиях на основе показателей в пробирке было отмечено, что деградации на позднем этапе содействует клеточные механизмы ткани.

            Ланд сравнил деградацию в естественных условиях и деградацию PLGA 85L/15G в теле пациента. Уровень деградации был медленнее у пациента в соответствии с показателями характеристической вязкости. Полная деградация имплантатов из PLGA у пациента прошла за 1 год. Грубая экстраполяция на основе данных в искусственных условиях показала 0 дл/г характеристической вязкости на 27 неделе для винтов PLGA 85L/15G и пластин, использовавшихся при фиксации черепно-челюстно-лицевых костях. На основе теста в искусственных условиях, проведенном для ActivaPin™ и сравнения с тестом в теле пациента можно сделать вывод, что продукты Bioretec ActivaPin™ полностью деградируют в искусственных условиях за 2 года.

Небольшая реакция отторжения считается нормальной при биоабсорбции, но она не должна слишком быстро развиваться, чтобы избежать клинические симптомы. Образование свища иногда описывают как клинически видимую реакцию отторжения на имплантаты из поли-гидрокси кислоты. В последней фазе деградации (расщепление и образование обломков) наблюдается быстрая деградация PGA. Очевидно уровень деградации настолько быстр, что клетки не могут метаболизировать все части, которые высвобождают гликолевая кислота в среду.  Это увеличивает осмотическое давление внутри волокнистой капсулы, окружающей деградирующий имплантат. Когда осмотическое давление становится достаточно высоким, оно открывает рубец кожной ткани и гелеобразные остатки имплантата выбрасываются струей. Образование свища происходит очень редко при использовании имплантатов PLGA и PLA, так как они настолько медленно деградируют, что с помощью соответствующей модели имплантата и техники операции метаболизм ткани может устранить остатки имплантата до слишком большого скопления осколков. В случае крайне высокого молекулярного веса имплантатов PLLA после полимеризации, скопление жидкости наблюдалось в течение 2-3 лет после операции. В таких случаях вероятнее всего скопление жидкости вызвано стойкими кристаллическими частицами, освобожденными из медленно полимеризирующегося, высоко кристаллического, крайне высокого молекулярного веса материала полимера во время последней фазы деградации, когда аморфный материал полностью деградировал. Некоторые исследователи полагают, что кислотные продукты деградации не вызывают скопления жидкости и образования свищей. Однако этап извлечения из свища был измерен в случае с имплантатами PGA, и было отмечено, что они скорее немного щелочные, чем кислотные, это показало, что происходит формирование (реакция  щелочная фосфатаза) новой прочной кости.

Лэндс сообщил об одной клинически обнаруженной реакции отторжения средней тяжести в группе из 20 пациентов и о 139 приборов для лечения остеосинтеза с использованием винтов 85L/15G PLGA и пластин, стерилизованных гамма лучами. Часть исследования выполнялась с винтами 82L/18G PLGA, но авторы не проводили различия между продуктами. Реакция отторжения произошла через 1 месяц после операции. Известно, что самый критический момент наступает, когда молекулярный вес настолько мал, что может произойти образование осколков и распад полимера. В таком случае характерологическая вязкость материала все еще составляет больше 1 дл/г после 1 месяца деградации в теле пациента. На этой стадии материал все еще механически прочен и не растворим. Авторы утверждают, что массовая потеря происходит в искусственных условиях при характерологической вязкости равной 0.15-0.20 дл/г. Поэтому в таком случае реакция отторжения не может быть вызвана образованием обломков и распадом. Возможной причиной может являться размещение двух довольно больших плит (толщина 2 мм) рядом друг с другом под тонким мягким покровом мягких тканей на восходящей ветви. Пациент страдал анорексией и никотиновой зависимостью, что могло повлиять на поглощающую способность ткани.

Для того чтобы оценить самый критический период для возможных реакций отторжения  была собрана информация о PLLA, PGA и PLGA. Реакция отторжения PLLA была отмечена через 2-3 года. Реакция отторжения PGA произошла в первые 3 месяца. Ландэс заметил единственную реакцию отторжения на 85L/15G PLGA через 1 месяц. Так как деградация продуктов Bioretec ActivaPin™ происходит несколько медленнее, чем деградация винтов и пластин PLGA CMF, возможная реакция отторжения на продукты Bioretec ActivaPin™ не должна проявиться в первый месяц. С другой стороны конечная деградация продуктов Bioretec ActivaPin™ products может ожидаться примерно в первые два года в искусственных условиях, результат был получен на основе сравнения деградации в искусственных условиях продуктов Bioretec ActivaPin™ и продуктов Synthes CMF и объединении итогов с деградацией продуктов Synthes CMF в искусственных условиях, предложенной Ландэсом. Физическое расщепление продуктов Bioretec ActivaPin™ начинается на 26 неделе в искусственных условиях и становится заметной на 39 неделе. Самый высокий риск возможной клинически видимой реакции отторжения продуктов Bioretec ActivaPin™ происходит, когда начинается расщепление материала и тело начинает абсорбировать материал. Эта фаза деградации начинается примерно на  30 неделе и завершается примерно за 1 год.

 

7 Критическая статья по клиническому использованию PLGA –сополимеров

 

7.1 Условия клинического использования ориентированного биологически разлагающегося полимера

Ориентированные биоразлагающиеся синтетические материалы из полимера полилактида и полигликолида использовались при фиксации переломов и остеотомий в ортопедии и травматологии с 1984 года в Центральной Больнице Университета Хельсинки. «Биоабсорбирующаяся фиксация в травматологии и ортопедии» - это книга профессора Роканена из Центральной Больницы Университета Хельсинки, предназначенная для хирургов и других медицинских работников, имеющих дело с биодеградирующимися имплантатами. Книга описывает 37 общих показаний и техник операции для фиксации перелома и остеотомии с помощью биодеградирующихся имплантатов в ортопедии и травматологии, а также делится опытом и знаниями о биодеградирующихся имплататах, основанных на 6500 прооперированных животных, 3430 прооперированных пациентах и более чем 1100 публикаций, включая 27 диссертаций. В основном в исследовании были использованы штифты и винты. Материалы имплантата – ориентированные полилактиды (PLLA), полигликолиды (PGA) и поли(L-лактид-ко-гликолид) сополимер (PLGA). Эти имплантаты были изготовлены с помощью экструзии, вытягивания, обработке и/или формирования под давлением. Эти исследования привели к улучшению или прежнему уровню восстановления чем при традиционной металлической фиксации. В дополнение биоабсорбирующиеся фиксаторы не требуют операции при удалении оборудования.

            В двух статьях Ашамахи исследует использование биодеградируемых полимеров для фиксации кости в черепно-челюстно-лицевой хирургии. Авторы заключают, что, несмотря на довольно низкую степень реакции отторжения на ориентированные имплантаты PLLA в ортопедии (0.1%), наиболее подходящие материалы для фиксации кости при черепно-челюстно-лицевой травме и пластической хирургии – ориентированные сополимеры L- и D-лактид (PLDLA) и PLGA из-за их оптимальных свойств деградации. Эти материалы не вызвали значительной реакции отторжения и абсорбировались быстрее, чем PLLA, что особенно важно в педиатрической черепно-челюстно-лицевой хирургии, чтобы избежать нарушения роста, длительные осложнения и дискомфорт.

 

7.2 Поли-L-лактидная кислота (PLLA) и полигликолевая кислота (PGA)

По мнению Роканена биоабсорбирующиеся фиксаторы из ориентированной PLLA или PGA использовались при фиксации переломов и остеотомий с 1984 по 2000 год у 3200 пациентов в отделении ортопедии и травматологии Университета Хельсинки. В основном использовались винты и штифты. Постоперативный клинический курс прошел без происшествий у 90% пациентов, тогда как у 4% было обнаружено бактериальное инфекционное заражение раны, у других 4% были проблемы с фиксацией.

Было 2% случаев неинфекционной реакции отторжения. Таким пациентам вживляли оборудование PGA и ни у одного из пациентов с имплантатами PLLA не было обнаружено инфекционной реакции отторжения. Однако такая воспалительная реакция ткани не повлияла на функциональный или рентгенологический исход лечения. Эти имплантаты были произведены благодаря экструзии, вытягиванию, обработке и/или формированию под давлением.

В исследовании фиксации переломов дистального отдела лучевой кости Блос обнаружил, что биоабсорбирующиеся штифты и винты, изготовленные из ориентированной PLLA, требуют использования зажимов при определенных случаях переломов дистального отдела лучевой кости. Их исследование в Университете при больнице в Луисвилл началось с переломов дистального отдела лучевой кости и вследствие положительных результатов за 2 года развилось до изучения более сложных переломов. Количество пациентов, участвовавших в исследовании не известно. Не были зафиксированы нарушения. Эти имплантаты были произведены благодаря экструзии, вытягиванию, обработке и/или формированию под давлением.

            Бостман описал биосовместимость биоабсорбирующихся фиксаторов, изготовленных из PLLA и PGA и применяемых в ортопедии. Случаи реакции отторжения составили 5% для PGA и меньше в случае с PLLA. Случаи реакции отторжения на штифты и винты PLLA варьируется от 0 до 0.2%. В одном исследовании фиксации переломов лодыжки с помощью крупных пластин и винтов PLLA случаи реакции отторжения составили 46.7%. Позже проблема была решена благодаря сокращению массы пластин. Было отмечено, что в большинстве случаев реакция ткани клинически незаметна.

            Бергсма и Розема пишут о поздней реакции ткани на полемизированные пластины и винты PLLA, использованные у 10 пациентов, страдающих от смещенной нестабильной фиксации перелома скулы. 4 из 10 пациентов вернулись в отделение 3 года спустя из-за опухоли в месте имплантации. 1 пациент скончался год спустя, но причины смерти не были связаны с травмой или имплантацией. Оставшиеся 5 пациентов попросили вернуться в центр. Все пациенты страдали от опухоли в зоне имплантации. Был проведен тест на биопсию. Не было обнаружено ясных причин опухоли. Гидролитически стабильные иглообразные кристаллические частицы были обнаружены снаружи и внутри клеток, но не было отмечено значительных повреждений клеток. В основном реакция была мягкой, однако, кажется, она вызвала клинические симптомы.

            Авторы пришли к выводу, что только наличие частиц вызовет реакцию отторжения и клинические симптомы, как в случае с продуктами изнашивания суставных протезов. Однако в случае с продуктами изнашивания суставных протезов происходит заметное разрушение клеток, что не было обнаружено в этом исследовании, несмотря на обширное гистологическое исследование. Авторы рекомендовали использовать материалы, которые не расщепляются на высоко кристаллические частицы, для того чтобы избежать длительного периода деградации и клинически обнаруженной опухоли.

            Клинические отчеты других исследователей описывают лечение без особых происшествий или с небольшим процентом (ниже 1 процента) опухолей и скопления жидкости при использовании имплантатов PLA у сотен пациентов. Таким образом, очевидно, что Бергсма собрал несколько факторов риска воедино (слишком крупные пластины под недостаточным количеством кожной ткани, крупные отверстия от сверл в кости для больших винтов, увеличивающих травму при операции и крайне высокий молекулярный вес, медленно полимезирующийся материал PLLA с высокой кристалличностью, во время деградации производящий иглообразные продукты рекристаллизации),  что и вызвало исключительно высокую долю побочных эффектов.

 

 

 

 

7.3 80L (лактид) /20G (гликоль) PLGA

Ашамахи описал результаты исследования ориентированных винтов, пластин и гвоздиков из сополимера 80L/20G PLGA в 165 случаях черепных и челюстно-лицевых травм. Насчитывалось 161 случаев у детей и 4 у взрослых. Хотя авторы рекомендовали фиксаторы PLGA 80/20 особенно для лечения детских травм, у взрослых был замечен лишь один случай осложнений, а именно раннее поверхностное заражение раны, что вероятно не было вызвано имплантатом. Уровень осложнений после операции составил 7.3%, тогда как осложнения не были связаны с проблемами биосовместимости биодеградируемых материалов, использованных при изготовлении фиксаторов. Со временем уровень осложнений снизился в связи с тем, что кривая обучения при использовании этих фиксаторов и выполнении операции с использованием усовершенствованных технологий. Максимальный период постоперативного лечения составил 3.5 года, а самый меньший 1.5 года. Не было обнаружено клинического подтверждения гранулемы или образования стерильного абсцесса. Имплантаты были произведены благодаря экструзии, вытягиванию, обработке и/или формированию под давлением.

Схожие фиксаторы по способу изготовления и назначению из 80L/20G PLGA: ?Bionx Implants SmartPin™ PDX (K003659)

 

7.4 82L/18G PLGA

Эпплей опубликовал результаты исследования по использованию биодеградируемых винтов и пластин из 82L/18G PLGA в детской черепно-лицевой хирургии. В исследовании приняли участие 1883 пациента, тогда как 88% данных пациентов были получены из прошлого. Время постоперативного лечения не сообщается. При операциях использовались пластины толщиной 1.5 мм, винты 1.5 мм и гладкие винты 1.5 мм. Уровень запоздалой реакции отторжения, связанной с имплантатами, составил 0.7%. Эти реакции происходили с 4-10 месяц после операции. Эти реакции были безболезненны и проходят без необходимости лечения за 2-4 недели. Только в одном случае был использован чрескожный дренаж.

В другом исследовании Эпплей оглашает результаты 44 случаев фиксации лицевых переломов у детей с помощью биодеградирующих винтов 1.5 и 2.0 мм и пластин 82L/18G PLGA.

Схожие фиксаторы по назначению из 82L/18G PLGA: Biomet Inc., Resorbable Bone Pins (K011522)

 

7.5 85L/15G PLGA

Ландес провел исследование, в котором сравнил деградацию пластин и штифтов из 85L/15G PLGA и 70L/30D,L PLA для фиксации переломов и остеотомий верхней и нижней челюсти в искусственных условиях и в организме. Винты 2.0 мм были введены под давление, а пластины 1.2 x 6 мм были сформированы под давлением. 20 пациентам имплантировали 85L/15G PLGA, а 60 пациентам 70L/30D,L PLA. 25% пациентов прошли эксплантацию имплантатов через 3, 6, 9, 18 и 24 месяца после операции. Средний возраст пациентов составил 33 года (26-55 лет). Деградация материала отслеживалась в организме и в пробирке с использованием измерения характерологической вязкости для определения молекулярного веса, дифференциальной сканирующей каломитрии для установления температуры стеклования и кристаллизации, а также тест на определение механических свойств. Показатели молекулярного веса, высчитанные из измерений характерологической вязкости, не достоверны, так как постоянная Марка-Хоувинка для чистого PLLA использовалась для обоих полимеров, а не постоянная, предназначенная для этих полимеров. Однако показатели характерологической вязкости достоверны и могут использоваться для сравнения в этом и других исследованиях. Процент кристаллизации, высчитанный из измерений дифференциальной сканирующей каломитрии, также оказался неверными, так как теоретически теплота плавления 100% кристаллического материала, использовавшегося для подсчетов, являлась величиной чистой PLLA, а не конкретной величиной конкретного полимера. Гектометр PLLA составляет 93.1 Дж/г, тогда как гектометр PGA равен 206.58 Дж/г. Величина для сополимеров вероятно отличается от составляющей величины. Истинная теплота плавления может быть вычислена из результатов.

Результаты теста представлены в виде показателей предела прочности при растяжении, вместо показателей прочности на растяжение при изгибе, что является нелогичным. Таким образом, показателям абсолютной прочности не стоит доверять, но изменениям в механических свойствах во время теста в пробирке, представленные в виде изначальной прочности можно доверять. Показатели прочности могут быть измерены только в образцах в организме, так как образцы разрушаются, когда отделяются от тканей. Все имплантаты казались нетронутыми через 3 месяца нахождения в организме, но разрушились во время удаления.  На 12 месяце образцы 85L/15G PLGA в организме встретились в единичном случае, они были зернистые.  Образцы разрушались от контакта с ними. Показатели характерологической вязкости снизились в организме, а затем и в пробирке, указывая на более медленную деградацию в искусственных условиях, чем в организме. Изначальный показатель характерологической вязкости был равен 1.38 дл/г. За 6 месяцев он достиг отметки 0.49 дл/г в организме и 0.10 дл/г в искусственных условиях. На основании этих наблюдений авторы подсчитали, что время деградации 85L/15G PLGA составило около 1 года в организме. На 12 месяце в организме не было найдено достаточного количества 85L/15G PLGA для определения характерологической вязкости. Авторы обнаружили рост кристалличности в организме при использовании 85L/15G PLGA, но это не задерживало процесс разложения. Авторы упоминают, что у одного пациента развилась локальная опухоль, а также наблюдался дискомфорт при пальпации  места имплантации 70L/30D,L PLA через 4 месяца после операции, но это было успешно устранено благодаря холодным компрессам и анальгетикам. У пациентов, прооперированных оборудованием 85L/15G PLGA, не было клинических симптомов, а их кости успешно срослись.

            В другом исследовании Ландес описал свой 5-летний опыт остеосинтеза рассасывающейся пластины верхней и нижней челюсти, обращая особое внимание на клинически видимую реакцию отторжения, непрямую и прямую деградацию имплантата. Отчет по PLGA 85L/15D основан на 80 пациентах. В соответствии с результатами исследования PLGA 85L/15G деградирует за 1 год. Клинически видимые реакции отторжения наблюдались в 5% случаев. Реакции отторжения наблюдались в течение 3 месяцев после операции. Был отмечен случай временного остеолиза. Просверленные каналы оссифицировались на 24 месяц при использовании фиксации PLGA 85L/15G.

Схожие по назначению фиксаторы для черепно-лицевой и нижнечелюстной хирургии из 85L/15G PLGA:

?Синтез поли (L-лактид-ко-гликолид) рассасываемая система фиксации (K030069)

 

7.6 Резюме по критической статье по клиническому использованию

Недостатки использования полимеров, основанных на полилактиде или полигликолиде, при изготовлении биоабсорбирующихся средств фиксации кости – это небольшие реакции отторжения, которые обычно не влияют на процесс лечения. Они обычно наблюдаются на ранней стадии деградации в случае с чистой PGA и на поздней стадии в случае с PLLA, тогда как кратковременные реакции PGA относятся к сравнительно быстрой деградации гидрофильной PGA, высвобождающей кислотные продукты деградации, а длительные реакции PLLA относятся к медленной деградации, которая ведет к образованию устойчивых кристаллических частиц на поздней фазе деградации. PLGA – это идеальное сочетание этих двух материалов, так как PLGA деградирует медленнее, чем PGA в начале, но на поздней связи риск образования устойчивых частиц минимален или отсутствует. Биосовместимость PLGA была замечена в клинической практике и отображена в литературе по крайней мере касаемо поли(L-лактид-ко-гликолид) (80L/20G), (82L/18G) и (85L/15G).

8 Биоабсорбирующиеся средства фиксации при внутрисуставных симптомах

Продукты The Bioretec ActivaPin™ применяются при фиксации внутрисуставных переломов. На рынке существует несколько различных биодеградируемых продуктов, использующихся при фиксации внутрисуставных переломов. Валер изучил реакцию отторжения ориентированных штифтов PGA при фиксации внутрисуставных костно-хрящевых переломов среднего мыщелка 12 овец. Период послеоперативного лечения длился 104 недели. Две овцы пропали, но их рентгенограммы были включены в исследование.  Костное сращение было обнаружено в 11 из 12 колен. Через 4 недели произошло одно смещение. Рентгенограммы после операции выявили недостаточную фиксацию костно-хрящевого перелома и позже умеренные остеолитические изменения в месте, где располагался стержень. Остеолитические изменения наблюдались у всех животных. На 6 месяце появились первые признаки формирования новой кости на краю остеолиза. 8 из 10 колен показали гладкие суставные поверхности. У 6 колен образовался свищ. 6 месяцев спустя у трех овец наблюдалось утолщение колена и ворсинчатый вид синовиальной мембраны. Одно колено пострадало от воспаления среднего мыщелка, а еще у одного были замечены воспалительные изменения всего хряща с кистозным изменениями хрящевой поверхности и врастанием синовиальной мембраны. Авторы делают вывод, что, несмотря на все вышеперечисленные проблемы, стержни PGA являются надежным средством фиксации костно-хрящевых переломов. Эти реакции должны скорее восприниматься как нечто ожидаемое, а не как осложнения. Авторы также утверждают, что небольшие остеолитические изменения, вероятно, не повлияют на лечение перелома. Однако более серьезные остеолитические изменения могут повлиять на лечение, особенно если они проходят в самый активный период восстановления кости. Авторы предлагают проводить длительные тесты всех биодеградирующихся фиксаторов на внутрикостную и внутрисуставную совместимость до клинического использования.

Лаутиаинен изучил влияние штифтов PGA на растущую кость, поместив штифт внутрь сустава через канал в пластинке роста к диафизу бедра крысы. Штифт PGA 35 мм  в длину 1.1 мм  в диаметре был вживлен 58 крысам. Гистологическая оценка показала, что отверстие в канале имплантата стало, окружено волокнистым хрящом и соединительной тканью через 9 дней. Авторы отмечают, что необходимо довести имплантат до суставной поверхности. В течение 28 дней послеоперационного лечения не было замечено побочных эффектов. Имплантаты не вызвали нарушений роста. Также было отмечено образование новой кости.

Шаувекер описал восстановление 52 перелома лучевой головки с помощью 2-6 биоабсорбирующихся штифтов (PDS). Осложнения: 1 инфекция сустава и 3 смещения фрагментов. В 97% случаев наблюдалась хорошая или отличная подвижность локтя, а в 3% плохая. Не были замечены проблемы с внутрисуставной природой фиксации переломов. В целом результаты были положительные, а осложнений было немного.

Беккер использовал один штифт Biofix 4.5 мм для фиксации смещенного перелома лучевой головки 30-летнего мужчины. Штифт был помещен в канал 3.2 мм, что было меньше, чем размер заданный производителем. Меньшее сверло использовалось, для того чтобы достичь лучшей механической стабильности фиксации. Пациент приступил к работе через 10 недель после происшествия.

Кристенсен описал исследование по артроскопической фиксации перелома купола таранной кости 4 стадии при помощи штифтов Biofix PGA. Смещенный фрагмент переднелатерального края таранной кости расположен и зафиксирован штифтом 2 мм Biofix PGA артроскопически у 42-летней женщины, ведущей активный образ жизни и занимающейся спортом. После 6 недель иммобилизации последовали 3 недели частичных нагрузок. Через 3 месяца после операции пациент начала занятия спортом. Через 6 недель после операции появились признаки остеопороза фрагмента, но через 6 месяцев после операции рентген показал, что все в норме. Через 15 месяцев после операции у пациента не было никаких симптомов, и компьютерная томография показала, что фрагмент восстановился. На компьютерной томографии было все еще видно отверстие от штифта Biofix. Авторы рекомендуют артроскопическую технику, представленную в этом исследовании, и использование штифтов Biofix не только для внутрисуставных переломов колена, но и также для фиксации внутрисуставных переломов других суставов.

Дервин писал о 9 зрелых пациентах, страдающих от рассекающего остеохондрита колена, который лечился при помощи внутренней фиксации фрагментов с использованием ориентированных штифтов 2.0 мм Biofix PLLA. Время послеоперационного лечения длилось 2 – 4.6 years. У 8 из 9 пациентов были хорошие результаты на рентгеновском снимке, а у одного пациента перелом не сросся 26 месяце. У одного пациента произошло самопроизвольное истечение на 5 месяце. После аспирации и внутрисуставной инъекции стероидов такого не повторилось. Тяжелый непрерывный синовит не встретился ни в одном случае.

Кифер проводил исследование на 36 пациентах со средним периодом постоперационного лечения 32 месяца, которым зафиксировали внутрисуставной перелом при помощи 2-5 биоабсорбируемых штифтов 1.3 – 2.0 мм PDS. Всего было прооперировано 13 суставов в колене, 10 в верхней лодыжке, 4 в лучевой головке и один в тазобедренном суставе. Осложнения: заражение стафилококком эпидермиса, артрофиброз и 4 асептических воспаления. Последнее лечится реартроскопией и промыванием. Авторы признают, что биоабсорбируемые штифты являются подходящим методом повторной фиксации костно-хрящевых и хрящевых обломков. Они также утверждают, что после фиксации возможна функциональная реабилитация. Далее они объясняют, что клинические результаты ограничены травматическими дефектами хряща.  

Бостман сообщает о 10 серьезных осложнениях у 1223 пациентов. В исследовании использовались три ориентированных сверх прочных материала: PGA, PLLA и PLGA. К сожалению, для каждого материал не было представлено отдельной статистики, а только количество использованных имплантатов (76,9% PGA, 12,2% PLLA и 3,9% PLGA). Переломы лодыжки фиксировались биоабсорбирующимися штифтами и винтами с 1985 по 1994. У 6.1 % этих пациентов наблюдалась заметная воспалительная реакция отторжения, тогда как 0,8 % всех пациентов с имплантатами PGA страдали от таких серьезных осложнений, как постоянное повреждение суставов, которое в 2 случаях (0,2%) привело к артродезу лодыжки.

Эти пациенты стали первыми случаями использования биоабсорбируемых фиксаторов, таким образом, важно посмотреть за развитием этой области, за тем как изменились технологии и материалы за 9 лет исследований. Автор упоминает, что в группе PLLA не было случаев повреждения суставов. В группе PLGA из 48 человек также не возникло проблем.  

Автор заключает, что PGA не должна использоваться вблизи суставов из-за риска реакции отторжения, вызванной полимерными остатками. Доля реакции 6,1% достаточно велика для PGA, что заставляет отказаться от этого материала при использовании внутрисуставно. Материалы PGA первого поколения включали в себя цветные нити, что увеличивало долю реакций отторжения. Доля серьезных осложнений составила 0,8% и не может расцениваться как высокая. Безусловно, следует избегать любых осложнений. Утверждение автора о необходимости продолжения исследования длительных воздействий биоабсорбирующихся полимеров при внутрикостной и внутрисуставной фиксации не совсем верно,  так как основано на исследовании осложнений фиксаторов первого поколения (PGA), а не второго (PLLA) или третьего (PLGA), которые также участвовали в исследовании. Усовершенствование имплантатов – результат как раз такого исследования.

В дополнение к фиксации внутрисуставной кости биоабсорбирующиеся полимеры также успешно используются в различных составах и моделях имплантатов.

 

8.1 Резюмепобиоабсорбирующимсяматериалампривнутрисуставныхсимптомах

Насчитывается огромный опыт использования биоабсорбирующихся полимеров внутри суставов. Проблемы биосовместимости в основном относятся к использованию материалов PGA первого поколения, от клинического использования которых отказались в конце 1980-х. Следует отметить лишь несколько замечаний, связанных с проблемами с PLLA, тогда как с PLGA затруднений не возникло. Штифты из PLGA представлены на рынке уже более 10 лет. Сополимеры PLGA клинически доказали свою хорошую  биосовместимость. Противоречивые результаты в различных исследованиях ставят вопрос: Что является причиной различий в осложнениях? Важно, по крайней мере, провести надлежащую имплантацию достаточно глубоко в хрящ, так чтобы верхняя часть имплантата выдывалась из поверхности хряща. Выдающийся имплантат может вызвать механическое раздражение. Инструменты Bioretec созданы для внедрения имплантата под поверхность хряща, немного высовывая поршень из трубки инструмента.

 

9 Заключение

С точки зрения химии сополимеры PLGA для медицинского оборудования не содержат компонентов, которые могли бы негативно влиять на биосовместимость материала. Мономеры PLGA - l-молочная  и гликолевая кислота, которые являются частью нормальной химии клеток млекопитающих. Гидролитическая деградация сополимеров PLGA, проходящая в организме человека, производит только те же самые мономеры.

Процесс производства продуктов Bioretec ActivaPin™ ничего не добавляет в состав материала и не меняет его химию.

Испытание, проведенное для ActivaPin™  (Тест на цитотоксичность, пирогенность и имплантацию), не выявил неожиданных результатов по поводу биосовместимости продуктов Bioretec ActivaPin™. Результаты показали хорошую биосовместимость.

Статья по клиническому использованию материалов PLGA освещает успешный опыт, полученный при использовании различных сополимеров PLGA в биоабсорбирующихся фиксаторах кости в различных областях хирургии. Сополимеры PLGA преодолели проблему слишком быстрой деградации PGA и слишком медленной деградации PLLA, сочетая свойства деградации этих двух гомополимеров. Невозможно избежать реакции отторжения, так как организм использует ее для деградации и конечной абсорбции материала. Используя соответствующую модель имплантата и подходящую хирургическую практику, возможно избежать клинические проблемы, вызванные реакцией отторжения, в свою очередь спровоцированной деградацией материала биоабсорбирующегося имплантата.

            Существует также множество зафиксированных сведений об использовании биодеградирующихся полимеров при фиксации внутрисуставных переломов. Основные проблемы были связаны с использованием материалов первого поколения (цветных PGA) в 1980-е. Нами не было обнаружено отчетов с негативной оценкой использования PLGA при внутрисуставных переломах или фиксации остеотомии, хотя штифты и винты PLGA существуют на рынке уже более 10 лет.

            Бостман публикует статистику об осложнениях, выявленных среди 1223 пациентов, которая показывает, что в 6.1% случаев была отмечена реакция отторжения, тогда как реакция отторжения развилась в остеоартрит в 0,8% случаев. Артродез понадобился 0.2% пациентов. Основная доля таких пациентов была прооперирована при помощи штифтов PGA, в основном при помощи биодеградируемых цветных штифтов PGA первого поколения.

            Клинически доказано, что сополимеры PLGA намного более биосовместимы, чем PGA, при использовании продуктов Bioretec ActivaPin™ при фиксации остеотомий и внутрисуставных переломов ожидается очень низкая доля заметных реакций отторжения и остеоартрита.

Принимая во внимание хорошо известную химию сополимеров PLGA, правильную технологию производства продуктов Bioretec ActivaPin™ и большой клинический опыт использования различных сополимеров PLGA во многих областях хирургии, можно быть уверенным в безопасности и биосовместимости продуктов Bioretec ActivaPin™.

 

10 Ссылки

 

[1] Rokkanen P, B?stman O, Hirvensalo E, M?kel? A, Partio E, P?ti?l? H, Vihtonen K,

T?rm?l? P. Bioabsorbable Fixation in Traumatology and Orthopaedics, Second

edition. University of Helsinki Publication (2002) 1-26

[2] Ashammakhi N, Suuronen R, Tiainen J, T?rm?l? P, Waris T. Spotlight on Naturally

Absorbable Osteofixation Devices. The Journal of Craniofacial Surgery / Volume

14, Number 2 March (2003) 247-259

[3] Ashammakhi N, Peltoniemi H, Waris E, Suuronen R, Serlo W, Kellom?ki M,

T?rm?l? P, Waris T. Developments in Craniomaxillofacial Surgery: Use of Self-

Reinforced Bioabsorbable Osteofixation Devices. Plastic and Reconstructive

Surgery, July (2001) 167-181

[4] Rokkanen P, B?stman O, Hirvensalo E, M?kel? A, Partio E, P?ti?l? H, Vainionp??

S, Vihtonen K, T?rm?l? P. Bioabsorbable fixation in orthopaedic surgery and

traumatology. Biomaterials 21 (2000) 2607-2613

[5] Bloss B, Rogers T, Seligson D. Bioabsorbable Pins and Screws for the Fixation of

Distal Radial Fractures. Techniques in Orthopaedics (1998) 13(2) 153-159

[6] B?stman O, Pihlajam?ki H. Clinical biocompatibility of biodegradable orthopaedic

implants for internal fixation: a review. Biomaterials 21 (2000) 2615-2621

[7] Ashammakhi N, Renier D, Arnaud E, Marchac D, Nincovic M, Donaway D, Jones B,

Serlo W, Laurikainen K, T?rm?l? P, Waris T. Successful Use of Biosorb

Osteofixation Devices in 165 Cranial and Maxillofacial Cases: A Multicenter Report.

The Journal of Craniofacial Surgery / Volume 15, Number 4 July (2004) 692-702

[8] Eppley B, Morales L, Wood R, Pensler J, Goldstein J, Havlik R, Habal M, Losken A,

Williams K, Burstein F, Rozzelle A, Sadove M. Resorbable PLLA-PGA Plate and

Screw Fixation in Pediatric Craniofacial Surgery: Clinical Experience in 1883

Patients. Pediatric Craniofacial Surgery, Vol 114, No. 4 (2003) 850-856

[9] Eppley B. Use of Resorbable Plates and Screws in Pediatric Facial Fractures.

Journal of Oral Maxillofacial Surgery 63 (2005) 385-391

[10] Landes C, Ballon A, Roth C. In –Patient Versus In Vitro Degradation of P(L/DL)LA

and PLGA. J Biomed Mater Res Part B: Appl Biomater 76B (2006) 403-411

Biocompatibility Evaluation of

Bioretec ActivaPin™ Product Group

15.5.2008

Company Confidential. All rights are reserved.

Do not use or copy without written permission from Bioretec Ltd.

Page 32/34

[11] Hollinger J, Battistone G; Biodegradable Bone Repair Materials; Synthetic

Polymers and Ceramics, Clinical Orthopaedics and Related Research, Number 207

(1986) 290-305

[12] Rokkanen P, T?rm?l? P; Self-reinforced Bioabsorbable Polymeric Composites in

Surgery; Helsinki University publication (1995) p. 23 and 83

[13] Vert M.; New Insights on the Degradation of Bioresorbable Devices Based on

Lactid and Glycolic Acids; Biodegradable Implants in Orthopaedic Surgery, 2nd

International Workshop on Implants Materials (22-23.10.1990, Berlin, Germany),

Workshop publication (1990), p. 20-29

[14] Nakamura T, Shimizu Y, Okumura N, Matsui T, Hyon S, Shimamoto T;

Tumorgenicity of Poly-L-lactide (PLLA) plates compared with medical-grade

polyethylene; Journal of Biomedical Materials Research, vol. 28, (1994) p. 17-25

[15] Hoppert T, Pistner H, Stolte M, Muehling J; Sarkomausl?sung durch resorbierbares

Osteosynthesematerial bei der Ratte; Z. Ortop. 130 (1992) p. 244-247

[16] Final Report; Limulus Amebocyte Lysate Test; Nelson Laboratories Inc., USA

(2006)

[17] Eppley B, Reilly M; Degradation Characteristics of PLLA-PGA Bone Fixation

Devices; The Journal of Craniofacial Surgery, volume 8, number 2 (1997) p. 116-

120

[18] Tiainen J, Soini Y, T?rm?l? P, Waris T, Ashammakhi N; Self-Reinforced

Polylactide/Polyglycolide 80/20 Screws Take More Than 1 ? years to Resorb in

Rabbit Cranial Bone; Journal of Biomedical Material Research, part B: Applied

Biomaterials, 70B (2004) p. 49-55

[19] Final Report; Intramuscular Implant test; Nelson Laboratories Inc., USA (2006)

[20] Weiler A, Helling H, Kirch U, Zirbes T, Rehm K; Foreign-Body Reaction and the

Course of Osteolysis After Polyglycolide Implants for Fracture Fixation; The Journal

of Bone and Joint Surgery, 78-B (1996) p. 369-376

[21] Lautiainen I, Miettinen H, M?kel? A, Rokkanen P, T?rm?l? P; early effects of the

Self-reinforced PGA Implant on Growing Rats; Clinical Materials 00 (1994) p. 1-5

[22] Schauwecker H, Dreithaler B, Mueller C; The Reconstruction of Radial Head

Fractures with Resorbable Pins; Materials in Clinical Applications, 8th CIMTECworld

Ceramics Congress and Forum on New Materials, Florence, Italy (1994) p.

667-673

Biocompatibility Evaluation of

Bioretec ActivaPin™ Product Group

15.5.2008

Company Confidential. All rights are reserved.

Do not use or copy without written permission from Bioretec Ltd.

Page 33/34

[23] Becker D, Erhaltungsoperation bei Radiusk?pfchenfractur mittels Pinnung mit dem

resorbierbaren Material BIOFIX; Handchirurgie 20 (1988) p. 157-159

[24] Kristensen G, Lind T, Lavard P, Olsen P; Fracture Stage 4 of Lateral talar Treated

Arthroscopically Using Biofix for Fixation; The Journal of Arthroscopy and Related

Surgery 6 (3) (1990) p. 242-244

[25] Dervin G, Keene G, Chissel H; Biodegradable Rods in Adult Osteochodritis

Dissecans of the Knee; Clinical Orthopaedics and Related Research, Number 356

(1998) p. 213-221

[26] Kiefer H, Richter M; Clinical Results of Biodegradable Pins in Flake Fractures;

Materials in Clinical applications, 8th CIMTEC-World Ceramics Congress and

Forum of New Matrerials, Florence, Italy (1994) p. 655-658

[27] B?stman O; Osteoarthritis of the ankle after foreign-body reaction to absorbable

pins and screws; The Journal of Bone and Joint Surgery 80-B (1998) p. 333-338

[28] Toro R., Betti V., Spampinato S.; Biocompatibility and integrin-mediated adhesion

of human osteoblasts to poly(DL-lactide-co-glycolide) copolymers; European

Journal of Pharmaceutical Sciences 21 (2004) 161

[29] Ignatius A., Claes L.; In vitro biocompatibility of bioresorbable polymers: poly(L,DLlactide)

and poly(L-lactide-co-glycolide; Biomaterials 17 (1996) 831

[30] Landes C., Ballon A., Roth C.; Maxillary and Mandibular Osteosyntheses with

PLGA and P(L/DL)LA Implants: A 5-year Inpatient Biocompatibility and Degradation

Experience; Plastic and Reconstructive Surgery, June (2006) p. 2347-2360

[31] Final report, MEM Elution, Nelson Laboratories inc., USA (2006)

[32] Rokkanen P., B?stman O., Hirvensalo E., M?kel? E., Partio E., P?ti?l? H., Vihtonen

K., T?rm?l? P.; Bioabsorbable Fixation in Traumatology and Orthopaedics,

University of Helsinki, Finland, (2002), p. 28-31

[33] McGilvery R.W.; Biochemistry, W.B.Saunders Company, Philadelphia, USA,

(1970), pp. 534-542.

[34] Hollinger J.O.; Preliminary Report on the osteogenic potential of a biodegradable

copolymer of polylactide (PLA) and polyglycolide (PGA). J. Biomed. Mater. Res.

(1983) 17: p. 71-82

[35] Kulkarni R.K., Pani K.C., Neuman C., Leonard F.; Polylactic Acid for Surgical

implants; Arch. Surg. (1966), 93, pp. 839-843.

Biocompatibility Evaluation of

Bioretec ActivaPin™ Product Group

15.5.2008

Company Confidential. All rights are reserved.

Do not use or copy without written permission from Bioretec Ltd.

Page 34/34

[36] Bergsma J.E., Bruijn W.C., Rozema F.R., Bos R.R.M., Boering G.; Late

degradation tissue response to poly(L-lactide) bone plates and screws;

Biomaterials vol. 16 (1995) p. 25-31

[37] Rozema F.R., Bruijn W.C., Bos R.R.M., Boering G., Nijenhuis A.J., Pennings A.J.;

late Tissue Response to Bone-Plates and Screws of poly(L-Lactide) Used for

Fracture Fixation of the Zygomatic Bone; Biomaterial-Tissue Interfaces, Advances

in Biomaterials 10 (1992) p. 349-355

[38] Scakenraad J.M., Dijkstra P.J.; Biocompatibility of Poly (DL-Lactic Acid/Clycine)

Copolymers; Clinical Materials 7 (1991) p. 253-269

[39] Vert M., Christel P., Garreu H., Audion M., Chanavaz M., Chabot F.; Totally

Bioabsorbable Composite Systems for Internal Fixation of Bone Fractures;

Proceedings of the Second International Conference on Polymers in Medicine

(June 3-7, 1985, Capri, Italy), Biomedical and Pharmaceutical Applications, Plenum

Press (1986) p.263-275

[40] Fisher E., Sterzel H., Wegner G.; Investigation of the Structure of Solution Grown

Crystals of Lactide Copolymers by Means of Chemical Reactions; Kolloid-Zeitschrift

und Zeitschrift fuer Polymere 251 (1973) p.980-990

[41] Ginde R., Gupta R.; In Vitro Chemical Degradation of Poly(glycolic acid) Pellets and

Fibers; Journal of Applied Polymer Science 33 (1987) p. 2411-2429

[42] Report, In Vitro Testing of Bioretec ActivaPin Product Group; Bioretec Ltd. (2008)

[43] Report, NMR analysis of in vitro samples; TUT (2008)