ХИРУРГИЧЕСКАЯ ШОВНАЯ НИТЬ И СПОСОБ ЕЕ ПОЛУЧЕНИЯ Российский патент 2006 года по МПК A61L17/04 

Изобретение относится к хирургическим шовным материалам, а именно полифиламентным нерассасывающимся нитям для соединения мягких биотканей посредством наложения швов.

Известны монофиламентные нити в виде единственного волокна толщиной несколько сотен микрометров и полифиламентные нити из множества тонких волокон толщиной несколько микрометров каждое. В качестве основы нитей используются натуральные и синтетические материалы.

Монофиламентные нити характеризуются высокой прочностью и бионейтральностью, которой способствует отсутствие капиллярного и фитильного эффектов. Недостатком таких нитей является повышенная жесткость, что приводит к травмированию биотканей и ухудшает манипуляционные свойства, например вязку узлов.

Напротив, полифиламентные нити, получаемые скручиванием или плетением тонких волокон, обладают хорошими манипуляционными свойствами, но в сравнении с монофиламентными нитями их бионейтральность невысока, а также затруднена заправка кончика нити в иглу.

К натуральным материалам основы нитей относятся шелк / Буянов В.М., Егиев В.Н., Удотов О.А. Хирургический шов. Москва, Рапид-Принт, 1993, 100 с., С.4-9 /, вискоза / Юркштович Н.К., Чеховский А.К., Голуб Н.В., Капуцкий Ф.Н. Влияние условий окисления в системе оксид азота (IV) - тетрахлорметан на механические свойства вискозных нитей // Журнал прикладной химии, 2001, т.74, вып.10, С.1696-1700 /, твердая оболочка спинного мозга животных / Пат. России №2033187, 6 А 61 L 17/00. Хирургическая нить и способ ее получения, опубл. 1995 г.; Пат. России №2033810, А 61 L 17/00. Способ получения хирургической шовной нити, опубл. 1995 г. /, кетгут / Shadrin V.V., Teplikov A.V. Handling characteristics of surgical threads // Russian Journal of Biomechanics, 2001, т.5, №3, С.41-50 /. Достоинствами нитей на натуральной основе являются близкие значения усилий протягивания иглы и нити, низкая травматичность, минимальное число узлов для надежной фиксации при завязывании и высокая эластичность. Однако они характеризуются нестабильностью механических характеристик, биодеструкцией и возможностью инфицирования соединяемых тканей.

Нити на основе синтетических (как правило, полимерных) материалов, в частности полиэфиров / Пат. России №2066200, А 61 L 17/00. Хирургическая шовная нить, способ ее изготовления и устройство для осуществления способа, опубл. 1996 г. /, полиамида / А.с. СССР №1609212, D 01 F 11/04, А 61 L 17/00. Способ получения антимикробных нитей, опубл. 1994 г. /, полипропилена / А.с. СССР №1241554, А 61 L 17/00. Хирургический шовный материал на основе полимера и способ его получения, опубл. 1995 г. /, обладают значительной механической прочностью и биостойкостью, но характеризуются существенно различными усилиями протягивания иглы и нити. Однако монофиламентные синтетические нити имеют невысокие манипуляционные характеристики, а полифиламентные нити оказывают пилящее действие на соединяемые биоткани. Оплавление участка термопластичной синтетической нити для облегчения заправки в иглу согласно Пат. США №4832025, A 61 L 017/00. Термопластичная хирургическая шовная нить с оплавленным участком, опубл. 1989 г. не позволяет устранить отмеченные недостатки.

Указанные недостатки частично преодолены в натуральных и синтетических шовных материалах композиционного строения, состоящих из основы (сердечника) и модифицирующего покрытия, в качестве которого используют карбоксиметилцеллюлозу / Пат. России №2065752, A 61 L 17/00. Способ получения рассасывающейся хирургической нити, опубл. 1996 г. /, хитозан / А.с. СССР №94030883/ 14, А 61 L 17/00. Шовный материал, опубл. 1997 г. /, комбинацию слоев поливинилового спирта и хитозана / А.с. СССР №93054862/14, A 61 L 17/00. Шовный материал, опубл. 1996 г. /, сополимер N-винилпирролидона / Пат. России №2065753, А 61 L 17/00. Способ изготовления хирургических шовных материалов, опубл. 1996 г. /, полиуретан / Титова Г.Е. Тез. докл. 3 научн. симп. «Синтетические полимерные материалы медицинского назначения», Белгород-Днестровский, 1977, с.12. /, сополимеры капролактама / А.с. СССР №1609212, D 01 F 11/04, А 61 L 17/00. Способ получения антимикробных нитей, опубл. 1994 г.; Пат. США №6616687, МКИ А 61 В 017/04. Хирургическая шовная нить, опубл. 2003 г. /, полиэфир / Пат. США №4510934, МКИ A 61 L 017/00. Шовная нить, опубл. 1985 г. /, фторкаучук / Пат. России №1587726, А 61 L 17/00. Шовная хирургическая нить, опубл. 1990 г. - прототип/и др.

Недостатком покрытия с использованием хитозана / А.с. СССР №94030883/ 14, А 61 L 17/00. Шовный материал, опубл. 1997 г.; А.с. СССР №93054862/14 A 61 L 17/00. Шовный материал, опубл. 1996 г. / является его деструкция в организме, что затрудняет получение нерассасывающегося шовного материала; покрытие из сополимера N-винилпирролидона / Пат. России №2065753, A 61 L 17/00. Способ изготовления хирургических шовных материалов, опубл. 1996 г. / имеет низкую адгезию и прочность, а покрытие из полиуретана / Титова Г.Е. Тез. докл. 3 научн. симп. «Синтетические полимерные материалы медицинского назначения», Белгород-Днестровский, 1977, С.12 / недостаточно инертно к биологическим средам.

В патенте / А.с. СССР №1609212, D 01 F 11/04, А 61 L 17/00. Способ получения антимикробных нитей, опубл. 1994 г. / описана полифиламентная нить из поликапроамида с покрытием из сополимера капролактама, гексаметилендиаммонийадипионата и гексаметилендиаммонийфульфоизофталата с добавлением антибиотика. Однако используемые для формирования покрытия полимеры имеют полярные химические группы, вследствие чего нить демонстрирует сильный капиллярный эффект. Возможное инфицирование раны подавляется антибиотиком, который может вызвать аллергическую реакцию. Так как базовым компонентом покрытия служит сополимер капролактама, в качестве основы могут быть использованы только полиамидные нити. Аналогичные недостатки имеет хирургическая шовная нить с покрытием из гомополимера либо сополимера капролактама со стеаратом кальция / Пат. США №6616687, МКИ А 61 В 017/04. Хирургическая шовная нить, опубл. 2003 г. /.

В патенте / Пат. США №4510934, МКИ A 61 L 017/00. Шовная нить, опубл. 1985 г. / предложена композиционная нить с монофиламентным сердечником и наружным слоем в виде оплетки из биосовместимого полимера. Возможность удаления сердечника после формирования шва облегчает вязку узлов, однако такая конструкция нити значительно усложняет технологию ее получения и повышает стоимость.

Наиболее близким по технической сущности к предлагаемому решению является хирургическая нить / Пат. России №1587726, А 61 L 17/00. Шовная хирургическая нить, опубл. 1990 г. - прототип./, состоящая из сердечника из полиэфира и оболочки из фторкаучука, белой сажи, окиси магния, перекиси бензоила и пигмента при массовом соотношении сердечник:оболочка 1:0,5...4. Покрытие обладает повышенной адгезией к основе, прочностью и стойкостью к перегибам. Фторкаучук обладает наиболее высокой биоинертностью среди каучуков.

Однако прототип имеет следующие недостатки:

- использование большого количества пропиточного материала в соответствии с предлагаемым массовым соотношением «сердечник:оболочка» приводит к значительному увеличению толщины нити и ухудшению манипуляционных свойств;

- реакционно-способный агент (перекись бензоила) может не полностью использоваться в реакции сшивания, что снижает биоинертность оболочки.

Для получения нитей композиционного строения предложены различные способы формирования модифицирующих покрытий.

В известном способе / Пат. России №1776100, D 01 F 6/46, D 01 F 11/04, D 06 M 16/00, D 06 M 101:20, A 61 L 17/00. Способ получения биологически активных хирургических нитей, опубл. 1995 г. / предлагается формировать покрытие из хитозана из раствора последнего в уксусной кислоте, что сужает область применения нитей из полиэфира и ограниченного числа кислотоустойчивых полимеров, исключая возможность модификации шелка, полиамида и других материалов, нестойких к действию кислот. Кроме того, способ не обеспечивает проникание модификатора внутрь полифиламентной основы и покрытие отдельных волокон. Это приводит к монолитизации основы, что значительно увеличивает жесткость нити при изгибе и затрудняет вязку узлов. Аналогичный недостаток имеет способ / Титова Г.Е. Тез. докл. 3 научн. симп. «Синтетические полимерные материалы медицинского назначения», Белгород-Днестровский, 1977, С.12. /, по которому полиэфирные (лавсановые) нити модифицируют пропиткой основы полиуретановым каучуком.

Существуют способы, направленные на модификацию отдельных волокон полифиламентной нити. К ним относится окислительная модификация вискозной нити окислами азота / Юркштович Н.К., Чеховский А.К., Голуб Н.В., Капуцкий Ф.Н. Влияние условий окисления в системе оксид азота (IV) - тетрахлорметан на механические свойства вискозных нитей // Журнал прикладной химии, 2001, т.74, вып.10, С.1696-1700. /. Использование газофазной обработки значительно повышает равномерность модифицирования волокон как на поверхности, так и в глубине нити. Однако при окислении прочность нити снижается в 1,5-3 раза, вызывая необходимость увеличения ее толщины, что приводит к травматичности шва. Способ применим только для целлюлозных волокон - вискозы, хлопка и т.п.

В известном техническом решении / Пат. России №2065753, А 61 L 17/00. Способ изготовления хирургических шовных материалов, опубл. 1996 г. / исходную нить опускают в горячий (40...100°С) раствор полимерной композиции с выдержкой 1-15 часов и последующей сушкой. Недостатком способа является многостадийность и вероятность склеивания волокон.

Аналогично получают нить по патенту / А.с. СССР №1609212, D 01 F 11/04, А 61 L 17/00. Способ получения антимикробных нитей, опубл. 1994 г. /, по которому полифиламентную нить из поликапроамида пропускают через слабый (0,1-0,7%) спиртовой раствор сополимера капролактама, гексаметилендиаммонийадипионата и гексаметилендиаммонийфульфоизофталата, содержащий антибиотики. Избыток раствора удаляют отжимом, а затем сушат в две стадии при температуре около 70 и 140°С. Способ оптимизирован лишь для покрытия полиамидных нитей и не исключает склеивание волокон между собой с образованием квазимонофиламентной нити.

В патенте / Пат. России №1776100, D 01 F 6/46, D 01 F 11/04, D 06 M 16/00, D 06 M 101:20, A 61 L 17/00. Способ получения биологически активных хирургических нитей, опубл. 1995 г. / нить, полученную из расплава смеси полипропилена и полистирола, сульфируют раствором хлорсульфоновой кислоты в четыреххлористом углероде. Затем к нити прививают антибиотики и другие биологически активные вещества. Однако при этом снижается прочность и ухудшаются манипуляционные свойства нити из-за неизбежного охрупчивания полимера. Способ применим только для указанной в патенте смеси волокнообразующих полимеров.

Наиболее близким по технической сущности к предлагаемому техническому решению является способ модификации хирургических шовных нитей / Пат. России №1709620, А 61 L 17/00. Шовная хирургическая нить, опубл. 1994 г. - прототип./, согласно которому обработку осуществляют неравновесной низкотемпературной плазмой в среде аргона при давлении ниже атмосферного. В прототипе достигается достаточно равномерная обработка всех волокон нити без склеивания последних. Обработке могут подвергаться нити из любого материала. Под воздействием плазмы поверхность нити дополнительно очищается, что способствует ее стерильности.

Недостатком прототипа является отсутствие улучшения фрикционных свойств нити и снижение прочности полимерного материала нити под действием плазмы. Плазменная активация поверхности, улучшая смачивание, приводит к усилению капиллярного эффекта и снижению бионейтральности.

Задачами изобретения являются:

- снижение капиллярного эффекта и повышение бионейтральности полифиламентных нитей на различной (натуральной и синтетической) основе;

- повышение механической прочности нитей в биологической среде;

- снижение и выравнивание значений коэффициентов трения покоя и движения при скольжении нити по биоткани;

- улучшение манипуляционных свойств нитей;

- устранение деструкции и склеивания волокон материала основы в процессе модификации.

Решение указанных задач достигается тем, что согласно заявляемому техническому решению хирургическая шовная нить состоит из основы в виде монофиламентной или полифиламентной нити и покрытия из бионейтрального полимера, причем покрытие имеет каждое волокно, а материалом покрытия служит поли-пара-ксилилен в количестве 0,25-5% от массы основы.

Решение указанных задач достигается также обработкой монофиламентной или полифиламентной основы в среде газа при давлении ниже атмосферного, причем обработку проводят в среде пара-ксилилена при давлении 10-100 Па и температуре 10-30°С.

Используемый в качестве модификатора полимерный материал поли-пара-ксилилен (ППК), допущенный к применению для эндопротезирования, обладает высокой бионейтральностью. Полимеризация осуществляется из газовой среды, минуя жидкую фазу, что исключает дефекты покрытия, вызванные неравномерным смачиванием кромок и образованием менисков. В результате образуется конформное (равнотолщинное) покрытие даже на сильно развитой поверхности, включающей капилляры, выступы и волокна с характерным размером несколько микрометров. Фиксация поли-пара-ксилилена достигается в основном за счет обволакивания (капсулирования) отдельных волокон и в меньшей степени вследствие адгезии. Относительно слабая адгезия ППК и использование малого количества этого модифицирующего полимера препятствует склеиванию волокон и способствует уменьшению трения модифицированных нитей по биоткани. Таким образом, достигается оптимальная локализация функционального покрытия в виде тонкого барьерного слоя на каждом волокне, что обеспечивает решение задач изобретения.

На фиг.1 показана схема установки для нанесения покрытия; на фиг.2 показана схема испытания нитей на растяжение; на фиг.3 показаны диаграммы деформирования нити на основе шелка до и после модификации при наличии (штриховые линии) и отсутствии (сплошные линии) узлов; на фиг.4 показаны диаграммы деформирования нити на основе лавсана до и после модификации при наличии (штриховые линии) и отсутствии (сплошные линии) узлов; на фиг.5 показано влияние толщины покрытия на прочность при разрыве нитей из шелка в сухом и влажном состоянии; на фиг.6 показано влияние толщины покрытия на разрывную прочность нитей из капрона в сухом и влажном состоянии; на фиг.7 показана схема испытания нитей на трение; на фиг.8 показана типичная кинетика силы трения при страгивании и последующем протягивании; на фиг.9 показано влияние толщины покрытия на усилие страгивания нитей из лавсана в сухом и влажном состоянии; на фиг.10 показано влияние толщины покрытия на среднее усилие протягивания нитей из лавсана в сухом и влажном состоянии; на фиг.11 показана зависимость капиллярности от количества ППК, нанесенного на основу из капрона; на фиг.12 показана микрофотография капроновой нити без покрытия; на фиг.13 показана микрофотография капроновой нити с нанесенным ППК-покрытием в количестве 6 масс.%.

В соответствии с заявляемым техническим решением производилась модификация крученых нитей на основе шелка, полиамида (капрона) двух марок и полиэтилентерефталата (лавсана) с различной толщиной покрытия, соответствующей содержанию 1 и 4 масс.% ППК.

При нанесении поли-п-ксилиленового покрытия применялась установка, собранная на основе универсального вакуумного поста ВУП-4 (фиг.1). В состав установки входит предварительный вакуумный насос 1; высоковакуумный насос 2; система клапанов 3; азотная ловушка 4; вакуумная камера 5, соединенная с ионизационно-термопарным вакуумметром 6 типа ВИТ-2; система контроля толщины пленки 7; реактор 8; сублиматор 9, источник питания реактора 10 и источник питания сублиматора 11.

Нанесение покрытия производится следующим образом. Модифицируемый шовный материал в виде отрезков нитей 12 размещается в камере 5. При помощи предварительного вакуумного насоса 1 и высоковакуумного насоса 2 производится откачка воздуха до разрежения 10^-2 Па, регистрируемого вакууметром 6. Коммутация осуществляется при помощи системы клапанов 3. Защита газовой среды в камере от паров масла производится при помощи азотной ловушки 4. В реакторе 8 и камере 5 создается давление активного мономера (пара-ксилилена). Питание реактора 8 производится источником 10. Нагрев сублиматора осуществлялся электрическим способом от источника питания 11.

Регистрация толщины покрытия осуществляется при помощи измерительной системы 7. После формирования покрытия производится развакуумирование камеры 5 и извлечение модифицированных нитей.

Хирургические нити до и после модификации проходили испытания на биосовместимость in vivo. Сравнительные испытания на подопытных животных позволили установить уменьшение воспалительных реакций в зоне шва благодаря гидрофобизирующему действию весьма малых количеств ППК, практически исключающего капиллярный транспорт биологических жидкостей по нити. Исследования в биосредах, инфицированных микроорганизмами, показали значительное уменьшение фитильного эффекта. Это особенно заметно при модификации крученых шелковых нитей, которые из-за недостаточной бионейтральности выходят из употребления в практической хирургии.

Статическую прочность нитей при растяжении, в т.ч. с узлами, и усилие протягивания нитей в сухом и влажном состоянии до и после модификации определяли на испытательных стендах ComTen 94C и INSTRON 5567.

При испытании на разрыв образцы нитей закреплялись, как показано на фиг.2, в верхнем и нижнем захватах стенда при помощи эластичных прокладок, чтобы исключить проскальзывание и обрыв нити вблизи кромок захватов. Для оценки влияния на прочность узлов последние выполнялись в количестве десяти с интервалом 1 см. Устанавливалось начальное расстояние между захватами 6 см и скорость нагружения 1 см/мин.

Характерные диаграммы деформирования крученых нитей показаны на фиг.3, а результаты сравнения прочности нитей показаны на фиг.4 и 5. В частности, можно заметить, что узлы способствуют консолидации волокон, линеаризации диаграммы и предотвращению обрывов отдельных волокон до исчерпания прочности нити. Если наличие узлов заметно повышает прочность шелковой нити (фиг.4), то прочность синтетической нити на основе лавсана несколько уменьшается (фиг.5).

Сопоставление предельных нагрузок при растяжении до и после нанесения покрытия ППК различной толщины выполнено на фиг.6, где прочность сухой нити без покрытия принята за 100%. Видно, что модификация приводит к заметному повышению прочности нитей в сухом состоянии и, что более важно для нерассасывающихся хирургических нитей, ее сохранению в условиях намокания. Более заметен данный эффект для крученых нитей из шелка, у которого потеря прочности при увлажнении составляет около 25%. Это объясняется капсулирующим действием покрытия, препятствующего разупрочнению шелковых волокон под действием влаги, а также снижающего роль дефектов и вероятность повреждения периферийных волокон. Улучшение манипуляционных свойств нити подтверждается также на основании опыта выполнения швов модифицированными нитями на подопытных животных.

При проведении фрикционных испытаний регистрировалось усилие, необходимое для протягивания шовной нити по замшевой поверхности образца выделанной кожи, как имитатору живой биоткани (фиг.7). Испытания проводились следующим образом: между захватами в горизонтальном положении крепилась цилиндрическая оправка диаметром 40 мм, обернутая лоскутом кожи длиной 18 см. После закрепления конца нити в подвижном захвате испытательной машины производился один оборот вокруг оправки, а ко второму концу нити подвешивался груз массой 50 г. Скорость нагружения составляла 10 мм/мин.

Как показано на фиг.8 и 9, нанесение весьма тонкого покрытия ППК (массовая доля 1%) приводит к уменьшению силы трения нитей (для лавсана в 1,5 раза) в сухом и влажном состоянии как при страгивании, так и при протягивании. Стабильность фрикционной характеристики свидетельствует о том, что прочность покрытия достаточна для сохранения его сплошности при кратковременном скольжении по биоткани в условиях формирования хирургического шва.

Уменьшается также эффект страгивания (проявляющийся в том, что трение покоя превышает трение скольжения нити по биоткани), что улучшает манипуляционные свойства при выполнении шва (фиг.8). Облегчается вязка узлов, т.к. низкий предел текучести ППК способствует фиксации узла при его затягивании.

Увеличение массы покрытия ППК до 4% оказывает более заметное влияние на усилие страгивания в сухом состоянии и в меньшей степени - на усилие страгивания во влажной среде (фиг.9). Иной характер изменения усилия протягивания при увеличении толщины покрытия (фиг.10) обусловлен, по-видимому, сохранением минимального количества ППК как твердой смазки при кинетическом трении сухих нитей и его постепенным удалением при трении во влажной среде.

Снижение трения отмечается также субъективно при наложении швов и вязке узлов. В результате уменьшается степень травматичности шовного материала, в особенности шелка. В этом случае используются ценные манипуляционные свойства шелковой основы, которая надежно фиксируется всего двумя узлами и характеризуется стабильной прочностью.

При формировании ППК-покрытия резко снижается гидрофобность нити. На фиг.11 показана зависимость капиллярности, определенной по ГОСТ 3816-81 «Ткани текстильные, методы определения гигроскопических и водоотталкивающих свойств», от количества ППК, нанесенного на основу в виде хирургической нити №3 из полиамида (капрона). Аналогичные результаты получены и для других видов основы. Видно, что при содержании ППК свыше 0,25 масс.% капиллярность нити резко снижается, а при 1 масс.% ППК нить становится гидрофобной. На этом основании выбран нижний предел содержания ППК, равный 0,25 масс.%.

Верхняя граница массового содержания ППК в заявляемой хирургической нити, равная 5%, определяется двумя факторами. Первый заключается в том, что при таком содержании ППК формируется сплошное покрытие, консолидирующее волокна основы и превращающее исходную полифиламентную нить (фиг.12) в квазимонофиламентную (фиг.13), что является недостатком. Второй фактор обусловлен критерием «эффективность-стоимость» и заключается в резком удорожании получаемой нити, поскольку стоимость ППК в 100-200 раз превышает стоимость основы.

При формировании ППК-покрытия по заявляемому способу основными технологическими параметрами являются температура и давление мономера (пара-ксилилена).

При температуре подложки (основы) выше 30°С полимеризация пара-ксилилена прекращается. При низкой (менее 10°С) температуре резко возрастает скорость полимеризации и снижается равнотолщинность покрытия. Кроме того, охлаждение в вакууме тонкой нити с малой теплоемкостью затруднительно и ведет к удорожанию технологического процесса.

Повышение давления выше 100 Па приводит к потере равнотолщинности покрытия на волокнах вследствие высокой скорости полимеризации. При малых (менее 10 Па) давлениях скорость формирования покрытий очень мала, что приводит к снижению эффективности процесса.

Таким образом, применение заявляемого технического решения обеспечивает высокую бионейтральность, повышение прочности и улучшение манипуляционных свойств хирургических нитей на основе природных и синтетических материалов.

Изобретение относится к медицине и может быть использовано в хирургии для соединения мягких биотканей посредством наложения швов. Хирургическая шовная нить состоит из основы в виде монофиламентной или полифиламентной нити и покрытия из бионейтрального полимера, причем покрытие имеет каждое волокно, а материалом покрытия служит поли-пара-ксилилен в количестве 0,25-5% от массы основы. Монофиламентную или полифиламентную основу обрабатывают в среде газа при давлении ниже атмосферного, причем обработку проводят в среде пара-ксилилена при давлении 10-100 Па и температуре 10-30°С. Применение заявленного решения обеспечивает высокую бионейтральность, повышение прочности и улучшение манипуляционных свойств хирургических нитей на основе природных и синтетических материалов. 2 н.п. ф-лы, 13 ил.

1. Шовная хирургическая нить, состоящая из основы в виде нити и покрытия из полимера, отличающаяся тем, что в качестве нити используют монофиламентную или полифиламентную нить, покрытие имеет каждое волокно нити, а в качестве покрытия из полимера используют полипараксилилен в количестве 0,25-5% от массы основы.2. Способ получения шовной хирургической нити, включающий обработку основы в среде газа при давлении ниже атмосферного, отличающийся тем, что в качестве основы берут монофиламентную или полифиламентную основу, в качестве газа используют пара-ксилилен и обработку проводят при давлении 10-100 Па и температуре 10-30°С.