Среди нерассасывающихся шовных материалов одними из наиболее рациональных являются полипропиленовые (ПП) мононити, отличающиеся высокой биосовместимостью, хорошими прочностными показателями, устойчивостью к биодеградации, отсутствием капиллярно-фитильных свойств, надежной фиксацией хирургического узла. Благодаря своей гладкой поверхности и монолитности они оказывают минимальное травмирующее действие при проведении через ткани, обеспечивают хороший косметический эффект и уменьшают степень болевых ощущений при удалении швов. Однако характерная жесткость мононитей создает риск прорезания тканей при образовании раневого отека и затрудняет манипуляции с ними в процессе оперативного вмешательства.

Выпускаемая отечественной промышленностью техническая ПП мононить не может быть использована в качестве хирургического шовного материала из-за ее низкой эластичности и, как следствие, низкой прочности в узле, обычно не превышающей 50% от прочности мононити. Прочность в узле является основной характеристикой шовных материалов, определяющей надежность хирургического шва, и данный показатель заложен в нормативную документацию EP и USP [1, 2].

Потребности медицины в шовном материале, а также высокие требования, предъявляемые к физико-механическим свойствам хирургических нитей, обусловили необходимость разработки специальной технологии их получения. Улучшение свойств мононитей может быть достигнуто посредством их физической модификации, которую целесообразно совместить с технологическим процессом получения мононитей.

Формование мононитей осуществляли из изотакти- ческого полипропилена марки 21030. Использовалась рецептура стабилизации 16, допущенная к применению в медицине. Показатель текучести расплава полимера 2.54.0. Для производства ПП мононитей использован рас- плавный способ, реализованный по непрерывной технологической схеме на проходном агрегате итальянской фирмы “Ковема”.

Технологический процесс получения ПП мононитей состоит из следующих стадий: транспортировка и загрузка полимера, плавление полимера, формование (литье в ванну и предварительное вытягивание), термовытягивание, термофиксация, намотка на катушки и контроль физико-механических показателей, сортировка и упаковка. С целью лучшей визуализации мононитей на раневом фоне в нить вводили 0.2-0.3% допущенных в медицине пигментов - фталоцианинового голубого или зеленого. В этом случае гранулят перед загрузкой в питающий бункер экструдера опудривали пигментом в устройстве типа “пьяная бочка”.

Для получения ПП мононити с улучшенными эластическими и прочностными свойствами в работе изучали влияние технологических параметров на физико-механические свойства (прочность, удлинение, прочность и удлинение в узле) мононитей диаметром 0.1 и 0.2 мм. Такой выбор диаметра мононитей для систематических исследований обусловлен тем, что закономерности, которые будут выявлены для мононитей диаметром 0.1 мм, можно распространить для хирургических мононитей в диапазоне диаметров 0.070-0.099 и 0.100-0.149 (т.е. ЕР 0.7 и 1.0 или USP 6/0 и 5/0), а результаты, полученные для мононити диаметром 0.2 мм, - на зоны диаметров 0.150-0.199 и 0.200-0.249 (соответственно ЕР 1.5 и 2.0 или USP 4/0 и 3/0). Данный ассортимент имеет наибольшее применение в хирургии в качестве шовного материала. Кроме того, мононити этих диаметров используют для производства сетчатых эндопротезов, применяемых в реконструктивно-восстановительной хирургии мягких опорных тканей и пользующихся большим спросом в пластической хирургии.
Параметрами, определяющими структуру и свойства нитей, являются температура расплава, условия охлаждения, фильерная вытяжка, термопластификацион- ная вытяжка и термофиксация.

При исследовании влияния температуры расплава использовали неокрашенный полипропилен. Формование осуществляли с использованием фильеры с 52 отверстиями диаметром 1.0 мм, а также с 40 отверстиями диаметром 1.2 мм, дозирующего насосика с частотой вращения 75 мин^-1 и шнека с частотой 100 мин^-1, изменяя температуру расплава от 240 до 300°С. Температуру охлаждающей ванны поддерживали на уровне 30 °С, температуру зон вытяжки 125/135°С для нити диаметром 0.1 мм и 155/155°С для нити диаметром 0.2 мм, температуру зон термофиксации соответственно 135/135 и 140/140°С. Скорость станов при формовании нитей диаметром 0.1 и 0.2 мм поддерживали следующий: первого - 8 и 8.5 м/мин, второго - 64 и 66 м/мин, третьего - 75 и 73 м/мин, четвертого - 73 и 69 м/мин. Данные о влиянии температуры расплава на физико-механические показатели мононити представлены в табл.1.

Как видно из представленных данных, повышение до некоторого предела температуры расплава приводит к увеличению прочности мононити, в том числе в узле, что, вероятно, связано со снижением вязкости расплава и более равномерным его прогревом. В наибольшей степени это характерно для более тонких мононитей. При температуре расплава выше 260°С у мононитей диаметром 0.1 мм происходит существенное снижение прочностных показателей. Аналогичная тенденция просматривается у мононитей диаметром 0.2 мм при температуре выше 270°С. Очевидно, это связано с частичной деструкцией полипропилена в расплаве. Поскольку продолжительность пребывания полимера в экструдере меньше при формовании мононитей большего диаметра, температурная граница повышается до 270°С. Учитывая это, выбрана температура расплава 255-260°С для формования нитей диаметром 0.1 мм и 265-270°С для нитей диаметром 0.2 мм.

Температура охлаждающей ванны влияет на формирование надмолекулярой структуры и ориентацию структурных образований в свежесформованной мононити, что в дальнейшем может проявляться в процессах термопластификационного вытягивания и термофиксации, т.е. предопределяет физико-механические характеристики хирургических мононитей.

При исследовании влияния температуры охлаждающей ванны процесс получения нити диаметром 0.1 мм осуществляли при температуре расплава 255-260°С, а нити диаметром 0.2 мм - при температуре 265-270°С, изменяя температуру охлаждающей ванны в пределах от 25 до 50°С. Остальные параметры процесса аналогичны тем, которые использовали в предыдущем исследовании. Полученные результаты представлены в табл.2.

Как видно из данных табл.2, физико-механические показатели мононитей в определённой степени зависят от температуры охлаждающей ванны. Причём для нитей большого диаметра оптимальная температура охлаждающей ванны выше примерно на 10 град (температура расплава при формовании нити диаметром 0.2 мм также приблизительно на 10 град выше, чем нити диаметром 0.1 мм). При более высокой температуре внутренние участки не успевают охладиться в ванне, и у нити образуется эллипсоидное, а не круглое поперечное сечение. Впоследствии хирургические нити с таким сечением трудно заправить в каналы атравматической иглы и прочно соединить путём опрессовывания. На основании проведенных исследований выбраны температурные параметры охлаждающей ванны 25-30°С для нити диаметром 0.1 мм и 35-40°С для нити диаметром 0.2 мм, которые и использовали в дальнейшем.

На способность к вытягиванию, а также на свойства вытянутых ПП мононитей большое влияние оказывает ориентация полимера, достигнутая при формовании между фильерой и первым станом [3]. При низкой фильерной вытяжке происходит относительно слабая ориентация, и мононить получается с термодинамически малоустойчивой паракристаллической структурой. При высокой фильерной вытяжке образуется нить с относительно большой предварительной ориентацией, при этом возникает термодинамически устойчивая моноклинная структура. По мнению автора [3], для образования более прочных мононитей целесообразно получать невытянутые мононити с менее ориентированной структурой, образованию которой способствует низкая фильерная вытяжка.

При исследовании влияния скорости приема нити на первом стане (т.е. фильерной вытяжки) изменяли скорость приема от 6 до 10 м/мин. Получение мононити диаметром 0.1 и 0.2 мм осуществляли при следующих температурах: формования 260 и 270°С, охлаждающей ванны 30 и 40°С, зон вытяжки 125/135 и 155/155°С, термофиксации 135/135 и 140/140°С. Общая кратность термической вытяжки составляла 9.4 (вытяжка на первой стадии - 8, на второй - 1.4) и 8.6 (на первой стадии - 7.8, на второй - 0.8). Таким образом, в данном исследовании изменяется фильерная вытяжка при сохранении общей кратности вытяжки на вытяжных станах для каждого диаметра мононити. Полученные данные приведены в табл.3.

Из представленных данных можно сделать заключение, что для получения более прочных в хирургическом узле шовных материалов скорость приема на первом стане должна быть относительно небольшой. Это способствует более полному и равномерному охлаждению струи расплава с формированием мононити круглого поперечного сечения и упорядоченной аморфнокристаллической структурой.

Таким образом, прочность мононитей, в том числе в хирургическом узле, зависит от температуры формовочного расплава и охлаждающей ванны, а также от кратности фильерной вытяжки. В то же время при температуре выше 50°С и скорости первого стана более 8 м/мин струи расплава не успевают полностью охладиться в ванне, вследствие чего получается мононить с эллиптическим поперечным сечением.

Исследование влияния термической вытяжки осуществляли при формовании ПП мононитей в выбранных ранее условиях (температура расплава 260 и 270°С для мононитей диаметром 0.1 и 0.2 мм соответственно; охлаждающей ванны - 30 и 40°С; зон вытяжки - 125/135 и 155/155°С; терморелаксации - 135/135 и 140/140°С) при скорости приема на первом стане 6 и 7 м/мин, изменяя общую кратность вытяжки от 8 до 11. При этом изучали влияние соотношений кратности вытяжки на первом и втором станах. Полученные результаты представлены в табл.4 и 5.

Наиболее высокие прочностные показатели наблюдаются у мононити диаметром 0.1 мм при десятикратном вытягивании (10+0), однако лучшую прочность в узле имеет мононить, вытянутая при общей кратности вытяжки 9 (8.5+0.5). Наибольшая прочность мононити диаметром 0.2 мм достигается также при кратности вытяжки 10, но при соотношении кратностей 8:2. В узле лучшие прочностные характеристики имеют мононити с восьмикратной вытяжкой при соотношении 7:1. При увеличении кратности общей вытяжки для мононитей диаметром 0.1 и 0.2 мм (независимо от соотношения кратностей 1-й и 2-й вытяжек) наблюдается закономерное снижение разрывного удлинения, в том числе в узле.

Учитывая, что наиболее значимыми показателями хирургических мононитей являются прочность в узле, а также удлинение (чем оно больше, тем более податлива и эластична нить в процессе работы), нами выбрана общая кратность вытяжки 9 (при соотношении кратностей 1-й и 2-й вытяжки 8.5 + 0.5) для мононити диаметром 0.1 мм и 8 (7 + 1) для нити диаметром 0.2 мм.

Несомненное влияние на качество шовного хирургического материала на основе полипропилена должна оказывать температура вытягивания, поскольку она обеспечивает оптимальную интенсивность теплового движения, способствующую ориентации макромолекул. Исследования проводили, изменяя температуру вытягивания следующим образом: 120/125, 120/130, 125/135 и 130/140°С для мононити диаметром 0.1 мм и 135/145, 145/155, 155/155 и 155/165°С для мононити диаметром 0.2 мм. Остальные параметры оставались без изменения: температура расплава 260 и 270°С для мононитей диаметром 0.1 и 0.2 мм соответственно, охлаждающей ванны - 30 и 40°С; скорость приема на первом стане 6 и 7 м/мин; общая кратность вытяжки 9 (8.5 + 0.5) и 8 (7 + 1). Полученные результаты представлены в табл.6.

Как видно из представленных данных, с повышением температуры вытягивания наблюдается некоторое снижение относительной прочности мононитей при фактически неизменном удлинении. Относительная проч
ность в узле проходит через максимальное значение для мононитей диаметром 0.1 мм при температуре 1-й стадии вытяжки 120°С, 2-й - 130°С, а для мононити диаметром 0.2 мм - при температуре соответственно 145 и 155°С. Относительное разрывное удлинение в узле при этом существенно не изменяется. По результатам исследований выбрана температура вытягивания 120/130°С для мононити диаметром 0.1 мм и 145/155°С для мононити диаметром 0.2 мм.

Особенности технологического процесса получения мононити - резкое охлаждение поверхностных слоев и сохранение более высокой температуры во внутренних слоях - приводят к получению структурно неоднородной мононити [3]. Такая неоднородность по сечению мононити является причиной возникновения в ней местных перенапряжений и, как следствие, образования зародышей трещин, появления дефектных мест и т.д. Последующее вытягивание приводит к превращению дефектных мест в трещины.

В результате последующей термообработки снимаются напряжения в вытянутой нити, при этом, очевидно, происходит как бы “залечивание” микро- и макротрещин - уменьшение их размера и объема. Таким образом, в зависимости от продолжительности и температуры терморелаксации количество микро- и макротрещин в нити будет уменьшаться, что отразится на структуре и свойствах готовых мононитей.

Изучение процесса термофиксации мононитей без усадки и с усадкой проводили непосредственно в камерах термофиксации на агрегате “Ковема”. Конструкция аппарата обеспечивает возможность изменения усадки максимум до 10% и практически не позволяет варьировать продолжительность термофиксации, которая составляет доли секунды. Очевидно, что такая кратковременная терморелаксация лишь несколько снижает внутренние напряжения, но вряд ли затрагивает микро- и макродефекты структуры мононитей. В табл.7 представлены результаты термофиксации мононитей при различных температурах без усадки и с усадкой, которая для нитей диаметром 0.1 мм составляла 7.4%, а для нитей диаметром 0.2 мм - 6.3%.

Полученные данные указывают на то, что при термофиксации без усадки относительная разрывная нагрузка, в том числе в узле, проходит через максимум при 130°С для мононитей диаметром 0.1 мм и при 140°С для мононитей диаметром 0.2 мм. Что касается относительной разрывной нагрузки в узле и без узла при термофиксации с небольшой усадкой (6.3-7.4%), то какие-то определенные тенденции не прослеживаются. Аналогичная ситуация отмечена для относительного разрывного удлинения в узле и без узла при термофиксации мононитей с усадкой и без усадки.

Очевидно, что возможности изменения надмолекулярной структуры и улучшения свойств хирургических ПП мононитей при термофиксации на проходном высокоскоростном агрегате “Ковема” ограничены из-за кратковременности процесса и недостаточной продолжительности процессов релаксации.

С целью получения хирургической ПП мононити с повышенной прочностью в узле и пониженной жесткостью проводили дополнительную термообработку мононитей как без усадки, так и с усадкой 5, 10, 15 и 20%. При этом исследовали влияние температуры обработки в пределах от 140 до 170°С, продолжительности термообработки и усадки на свойства получаемых нитей. Физико-механические показатели исследуемых нитей представлены в табл. 8.

Термообработку хирургических мононитей различного диаметра осуществляли в термокамере, представляющей собой горизонтальную кварцевую трубу диаметром 100 и длиной 800 мм, обогреваемую электрическими спиралями. Нить, проходящая через термокамеру, закреплена с одной стороны неподвижно, а с другой - в подвижной каретке со стопором, позволяющей обеспечивать заданную усадку.

После термообработки оценивали диаметр получаемой нити с помощью толщиномера, прочность в узле и удлинение при разрыве - на разрывной машине РМ-50, жесткость нити при изгибе - на приборе ИЖ-3 [4, 5]. Влияние продолжительности термообработки без усадки на свойства получаемых нитей исследовали при температуре термообработки 140-165°С на мононити средней толщины 3/0(2). Установлено, что происходящие в мононитях при температуре термообработки от 140 до 160°С терморелаксационные процессы, приводящие к повышению прочности в узле, полностью реализуются в течение 2-3 мин.

В ходе дополнительной термообработки происходит, вероятно, релаксация напряжений в мононити, уменьшение объема и размера микро- и макродефектов структуры. При термобработке продолжительностью не более 10 мин существенно увеличивается плотность и уменьшается удельная поверхность ПП мононитей, что связано со снижением количества микро- и макротрещин [3]. Чем выше температура, тем глубже происходят релаксационные процессы. Дальнейшее повышение температуры и продолжительности термообработки может способствовать образованию новых трещин, основной причиной чего служит процесс кристаллизации полимера [3]. Существенное влияние на развитие микро- и макротрещин в мононити может оказывать термоокислительная деструкция полимера в нити.

В дальнейшем термообработку ПП мононитей различного условного номера без усадки осуществляли в течение 3 мин. Продолжительность термообработки с усадкой составляла от 15 до 30 с.

Исследование влияния температуры дополнительной термообработки на прочностные свойства мононитей показало, что для улучшения прочностных показателей нити с наибольшим диаметром требуется температура 160°С, в то время как для нитей условного номера 2/0, 3/0, 4/0, 5/0 достаточна температура 155°С. Вероятно, чем больше диаметр нити, тем более дефектная структура создается в процессе ее получения (при охлаждении в водяной ванне и термообработке) и тем больше микро- и, особенно, макротрещин образуется в ней по сравнению с нитью меньшего диаметра. Поэтому при дополнительной термообработке “залечивание” микропор у нитей большего диаметра происходит при более высокой температуре.

Учитывая это, дополнительную термообработку без усадки и с усадкой 5, 10, 15, 20% мононитей условного номера 0 проводили при температуре 160°С, а мононитей условного номера 2/0, 3/0, 4/0, 5/0 - при 155°С. Влияние термообработки на свойства хирургических ПП мононитей показано в табл.9. Как можно видеть, жесткость мононитей при термообработке во всех случаях уменьшается тем в большей степени, чем больше усадка нити. Наиболее мягкие нити получались при термообработке с усадкой 20%.

Представленные данные показывают, что для мононитей, термофиксированных с усадкой 20% в течение 30 с, жёсткость существенно снижается в зависимости от толщины (от 67.8% для мононитей условного номера 5/0 до 30.2% для мононитей условного номера 0). В тех же условиях термофиксация без усадки приводит к снижению жёсткости соответственно на 6.8 и 14.6% для мононитей указанных номеров. Прочность в узле мононитей условного номера от 0 до 5/0, термообработанных без усадки, увеличивается от 23.8 до 54.3%, а термообработанных с усадкой - от 21.5 до 62.8%.

• На основании результатов исследований были выбраны следующие режимы получения ПП хирургических мононитей с улучшенными манипуляционными и прочностными свойствами: