СПОСОБ ПОЛУЧЕНИЯ АНТИМИКРОБНОЙ ШОВНОЙ НИТИ
METHOD OF PRODUCING ANTIMICROBIAL SUTURE

Изобретение относится к области медицины, в частности к производству модифицированных антимикробных нитей на основе полиамида, используемых в качестве шовного хирургического материала.
Существует свыше 40 видов шовного хирургического материала, изготавливаемых как из натуральных, так и синтетических веществ.
К шовному материалу предъявляются следующие требования:
- он должен иметь гладкую и ровную поверхность (одинаковый по всей длине диаметр нити);
- быть эластичным и гибким (способным завязываться в узлы);
- быть прочным до момента образования рубца в тканях (образуется на 10-20-й день после операции);
- обладать атравматичностью (крученые и плетеные нити обладают шероховатой поверхностью, что травмирует ткани при их прохождении);
- обладать биодеградацией (способностью распадаться и выводиться из организма; причем скорость биодеградации не должна превышать скорость образования рубца);
- обладать биосовместимостью (отсутствие токсического, аллергенного, тератогенного действия);
- быть стойкими к одному из видов стерилизации.
Непрекращающийся поиск новых материалов, которые максимально приближены к этим требованиям, привел к созданию ряда направлений. Одним из наиболее развивающихся в настоящее время является разработка биологически активных материалов, способных оказывать комплексное воздействие на течение раневого процесса во всех его фазах, включая активизацию репаративных процессов с образованием полноценной рубцовой ткани [Аракелян А.Г., Пак С.А., Тетера С.А. Современные шовные материалы или как врачу оперирующей специальности сделать оптимальный выбор шовного материала. Харьков, 2004, с. 34]. При этом отмечается, что периодически обсуждаемая концепция создания единого универсального шовного материала для любого оперативного вмешательства принципиально несостоятельна. Каждая хирургическая операция требует использования адекватного шовного материала с учетом общего состояния и возраста пациента, наличия инфекции и воспалительного процесса, высокого риска тромбоза и так далее. Поэтому, одной из проблем, определяющих дальнейший прогресс современной медицины, является создание шовных материалов, наиболее рациональных в той или иной хирургической ситуации.
Несмотря на бурный прогресс в создании новых хирургических нитей, остаются нерешенными вопросы, касающиеся влияния этих нитей на окружающие ткани, заживление созданных с их помощью соединений, частоту развития местных инфекционных процессов [Е.М. Мохов, А.В. Жеребченко Биологически активные хирургические шовные материалы (Обзор литературы), Верхневолжский медицинский журнал, 2012, т. 10, вып. 4].
Для получения шовного материала с новыми улучшенными свойствами существуют несколько подходов. Первый - синтез новых химических соединений, из которых в последующем производятся хирургические нити. Второй - модификация уже имеющегося шовного материала, причем модифицировать можно как внутреннюю структуру (использование новых способов кручения, плетения), так и внешнюю поверхность шовного материала (нанесение различных типов покрытия). По мнению большинства разработчиков, наиболее перспективным, простым и эффективным способом придания шовному материалу качественно новых свойств является метод нанесения на хирургические нити различных типов покрытий.
В настоящее время требуется высокая антимикробная активность разрабатываемых шовных материалов, их положительное влияние на течение раневого процесса и репаративную регенерацию тканей асептических и инфицированных ран. В большинстве случаев, придание шовным материалам биологической активности достигается путем иммобилизации и закрепления в них лекарственных средств химической связью.
На сегодняшний день значительное количество хирургических нитей имеют различные виды покрытий, нанесенных на их поверхность с целью придания им новых, полезных свойств. Преимущественно модифицируются полифиламентные нити для устранения «пилящего эффекта», проявляемого в травматичности при проведении нити через ткани. В современных условиях для модификации шовного материала с целью придания ему специфических свойств (противовоспалительных, антисептических, стимулирующих репаративные процессы и др.) применяют различные методики связывания действующего лекарственного препарата либо непосредственно с веществом, из которого произведена нить, либо с материалом, используемым в качестве покрытия.
При разработке хирургического материала, способного служить не только конструкционным элементом, но и одновременно выполнять лечебные функции, немаловажную роль играет выбор материала-основы. От его природы, качества, реакции на него окружающих тканей и организма в целом, во многом зависит исход операции.
В современной медицине хорошим шовным материалом часто становятся синтетические нити, поскольку они имеют целый ряд преимуществ перед природными волокнами:
• высокие механические свойства и высокая прочность;
• специальное покрытие нити может устранить капиллярность и фитильность;
• повышается надежность хирургического узла;
• гибкость, эластичность, компактность и хорошие манипуляционные характеристики, обеспечивающие удобство в использовании;
• обеспечивают атравматичность при проведении через ткани;
• обеспечивают минимальную реакцию тканей, биосовместимы.
При этом синтетические нити обладают антимикробным действием за счет введения в их структуру антибиотиков, обеспечивающих сокращение сроков лечения и уменьшение частоты гнойно-воспалительных осложнений.
В большинстве случаев, биологически активный шовный материал представляет собой комплексную систему, включающую нить - основу, пленочное покрытие (матрицу) и лекарственный препарат, в которой составляющие ее элементы взаимосвязаны. Использование различных видов препаратов требуют разработки и применения соответствующих им полимерных матриц, обладающих адгезией к нити, поэтому успешное решение задачи создания биологически активного шовного материала комбинированного действия с многофункциональным назначением основывается также и на правильном выборе пленкообразующего полимера.
При создании биологически активных материалов, когда пленкообразующий полимер одновременно является матрицей-носителем лекарственного препарата (ЛП), он должен обладать дополнительными качествами:
- совместимостью с ЛП в растворе;
- достаточным водопоглощением, необходимым для транспортировки ЛП из пленки-матрицы в ткани организма;
- удерживать за счет образования химических или иных связей определенную долю ЛП на нити в заданный период времени (пролонгация биологической активности).
Следует также иметь в виду, что нить, как конечный продукт технологии придания ей биологической активности, должна быть безопасна, неконтаминирована, апирогенна и стерильна.
Несмотря на значительный прогресс в разработке новых биологически активных хирургических материалов, широкого практического применения они пока не имеют, т.к. некоторые из них не обладают всеми необходимыми качествами, а многие не выпускаются серийно из-за сложности и высокой себестоимости. Поэтому, разработка, испытание и применение новых антимикробных шовных материалов, обладающих преимуществами перед известными их разновидностями, считается одной из актуальных задач современной хирургии.
Одними из наиболее распространенных синтетических хирургических нитей, используемых при различных оперативных вмешательствах, являются не рассасывающиеся полиамидные (ПА) и полиэфирные (ПЭ) нити. Это связано с их относительной дешевизной, удобством в производстве, хорошими манипуляционными свойствами, а также возможностью успешно их модифицировать для придания биологической активности.
Существует множество способов введения биологически активных препаратов в волокнистые материалы, среди которых распространенным приемом придания волокнам биологической активности является химическая модификация - полимераналогичные превращения и привитая сополимеризация.
Технологические приемы, наиболее часто используемые для осуществления химической модификации волокон, состоят в подготовке волокон, обработке последних жидкими реагентами, их растворами, расплавами, эмульсиями или суспензиями, обычно, при повышенных температурах и в присутствии катализирующих или инициирующих систем. После завершения реакции волокнистые материалы отжимают, отмывают от остатков реагентов и продуктов реакции и высушивают.
Однако коммерческая реализация таких производств становится возможной только в том случае, когда продуктовые нити получают с высокой и длительной сохранностью антимикробной активности, изготовленные по наиболее простой и дешевой технологии.
Известна антимикробная шовная хирургическая нить комбинированного действия [Пат. RU 2237494, МПК A61L 17/00, А61В 17/06, 2004], представляющая собой ядро из полиамидной крученой или плетеной нити с оболочкой из сополиамида Е-капролактама и гексаметилендиаммонийадипината, содержащей добавку доксициклина и германийорганического соединения моногидрат-1-гидроксигерматрана. В техническом описании к указанному патенту раскрыт способ ее получения, включающий нанесение на полиамидную нить, при нормальной температуре и давлении, антимикробной композиции, состоящей из этилового спирта с растворенным в нем сополиамидом, доксициклином и моногидрат-1-гидроксигерматраном, отжим избыточной композиции и воздушную сушку с температурой воздуха 145-155°С. Время однократной пропитки нити композицией составляет несколько минут, в зависимости от линейных размеров пропиточной ванны и скорости протяжки нити через ванну.
Оболочка в антимикробной шовной хирургической нити выполняет двойную функцию:
1) является носителем и донором лекарственного препарата (ЛП);
2) позволяет получить компактную нить с гладкой атравматичной поверхностью, предотвращает разволокнение концов нити.
Доксициклин, применяемый в качестве антимикробного ЛП, позволяет получить нить с длительным максимальным выделением ЛП и большим антимикробным эффектом. Кроме того, он легче всасывается и выводится из организма.
Германийорганические соединения (ГОС) обладают стимулирующим действием на пролиферативно-репаративную функцию соединительной ткани, что способствует ускорению заживления ран, улучшению морфологических и биохимических свойств грануляциозно-фиброзной ткани в раневых дефектах, а также улучшению эпитализации тканей (Э.Я. Лукевиц, Т.К. Гар, Л.М. Игнатович, В.Ф. Миронов. Биологическая активность соединений германия. Рига, Зинатне, 1990, 191 с.).
Способность германия образовывать слабые координационные взаимодействия с биологически активными молекулами и лекарственными препаратами усиливает их действие и облегчает биотрансформацию в условиях живых организмов и, таким образом, оптимизирует протекание биологических и ферментативных процессов. Поэтому введение в оболочку антимикробной хирургической нити моногидрат-1-гидроксигерматрана ускоряет регенеративные свойства тканей и способствует быстрому ранозаживляющему действию нити.
Недостатком получаемой известным способом нити является то, что кинетика десорбции лекарственного препарата (ЛП), которым является доксициклин, из полученной нити в окружающую среду при ее применении не отвечает требованию высокой и длительной сохранности антимикробной активности. Действительно, в первые сутки эксплуатации нити выделяется до 95% введенного в нее лекарственного препарата («ударная доза»), а затем, в течение 2-4 суток выделяется 4-9% препарата («терапевтическая доза»). Оставшееся количество (около 1%) лекарственного препарата («поддерживающая доза») дозируется в рабочую зону 5-6 дней. При этом общее время пролонгированного действия препарата составляет 10-11 суток, что приводит к сокращению необходимых сроков проявления биологического эффекта.
Такая кинетика десорбции ЛП не может полностью исключить инфекционные осложнения, связанные с операционной раной, уже после операционных вмешательств, особенно при угрозе существования больничных инфекций.
Использование этилового спирта в качестве растворителя в антимикробной композиции, вносит необходимость очистки от него сушильного агента (воздуха) для последующей регенерации или уничтожения, что существенно удорожает технологию.
Кроме того, нить обладает недостаточными манипуляционными свойствами, имеет относительно большую жесткость, что затрудняет процесс вязания в узел.
Для достижения удовлетворительного уровня содержания ЛП в нити необходимо проводить до 3-х пропиток, что существенно снижает производительность установки, осложняет технологический процесс и повышает стоимость получаемой нити.
Наиболее близким по своей сущности и достигаемому эффекту к предлагаемому техническому решению является способ получения антимикробной шовной хирургической нити, раскрытый в техническом описании к Пат. RU 2309768, МПК A61L 17/00, A61L 17/10, 2007, принятому здесь за прототип, включающий пропитку полиамидной нити-основы полифиламентной структуры, при нормальной температуре и давлении, антимикробной композицией на водной основе, включающей хитозан с добавкой доксициклина и моногидрат-1-гидроксигерматрана, отжим избыточной антимикробной композиции и воздушную сушку с температурой воздуха 150÷250°С.
В указанном техническом решении удается достичь более высокой и длительной сохранности антимикробной активности хирургической нити, технически оцениваемой по остаточному содержанию ЛП в нити в период воздействия среды раны. В первые сутки эксплуатации нити из нее выделяется до 70% введенного лекарственного препарата (ЛП), затем в течение 3-4 суток выделяется около 20% препарата, т.е. время воздействия ударной дозы составляет около 4 суток, затем около 10% препарата выделяется в течение порядка 5 суток («терапевтическая доза»). Оставшееся количество лекарственного препарата (порядка 1%) десорбируется из нити в рабочую зону в течение 5-10 суток. Общее время пролонгированного действия препарата, как утверждают авторы известного патента, составляет 16-20 суток, причем время проявления ударной и терапевтической доз в рабочей зоне для нити составляет 10-11 суток.
В известном решении в качестве ядра используют полиамидную крученую или плетеную нить. Это позволяет увеличить прочность и понизить удлинение готовой нити, что делает ее более удобной в работе.
В качестве полимерного покрытия нити используют водо- и кислоторастворимый хитозан. При этом, использование воды в качестве основы антимикробной композиции, вместо этилового спирта, устраняет необходимость очистки от него сушильного агента (воздуха) для последующей регенерации или уничтожения, что существенно упрощает технологию.
Выполнение оболочки нити из хитозана многофункционально. Хитозан является одним из производных природного полисахарида - хитина. Уникальные свойства, приобретенные благодаря комплексообразованию, а также физиологическая активность при отсутствии токсичности, позволяют создавать, в сочетании с различными синтетическими полимерами, уникальные по своим свойствам материалы широкого спектра назначения, в том числе - медицинского. Создание на основе хитозана материалов медицинского назначения имеет благоприятные перспективы благодаря низкой токсичности, био- и гемосовместимости, биодеградации этого природного полимера, а также наличию реакционно-способных групп, обеспечивающих возможность его химических модификаций.
В известном техническом решении хитозан:
- выполняет функцию «носителя» и локального «донора» ЛП замедленного действия;
- придает полиамидной нити свойства монофиламентной компактной нити с гладкой атравматичной поверхностью и неразволокненными концами;
- усиливает действие лекарственных препаратов.
Кроме доксициклина, в качестве антибиотиков могут быть использованы ципрофлоксацин, митомицин и др.
Введение в оболочку хирургической нити антимикробного препарата доксициклина, способного к образованию химической связи со свободными амино- и гидроксильными группами хитозана, способствует пролонгации его деятельности и, следовательно, большей бактерицидной активности.
50
Моногидрат-1-гидроксигерматрана, используемый в известном техническом решении в качестве биологически активного вещества (БАВ) - это нетоксичное соединение (LD=8500 мг/кг), антиоксидант, иммуномодулятор, усиливает действие практически всех лекарственных препаратов (пат. RU 2104032, МПК A61K 47/22, 1998) обладает интерферонноиндуцирующим действием, снижает токсичность лекарственных средств и других токсинов (пат. RU 2104033, МПК A61K 47/22, 1998).
Введение в оболочку нити моногидрат-1-гидроксигерматрана в указанных количествах позволяет получить нить, обладающую способностью активизировать пролиферативно-репаративную функцию, влияющую на течение раневого процесса при оперативных вмешательствах и улучшающую эпителизацию тканей.
Шовный хирургический материал, содержащий полиамидную нить-основу, покрытую оболочкой из хитозана, содержащего доксициклин и моногидрат-1-гидроксигерматрана, обладает большей антимикробной активностью и большей длительностью ее проявления по сравнению с хирургической нитью комбинированного действия по Пат. RU 2237494.
Линейная скорость протяжки нити составляет 7-10 м/мин. Эти условия, по мнению авторов известного технического решения, полностью обеспечивают закрепление полимерного покрытия на нити и удаление растворителя (воды).
Недостатком известного технического решения является то, что ударная доза лекарственного препарата (ЛП) находится на сравнительно высоком уровне при короткой продолжительности ее воздействия, что указывает на значительную потерю ЛП в первые сутки применения хирургической нити. Кинетика диффузии ЛП в рабочую среду такова, что вызывает значительную неравномерность лекарственного воздействия на прилегающие к шву ткани и проявление биологического эффекта. Все это повышает фармакологическую нагрузку на организм, особенно, ослабленный оперативным вмешательством, в первые сутки после операции, и, вместе с тем, снижает эффективность терапевтических средств после выделения ударной дозы.
Наряду с высокой ударной дозой ЛП, антимикробная активность шовного материала в последующем оказывается недостаточно высокой для предотвращения возникновения инфекции области хирургического вмешательства, особенно, при угрозе нозокомиальных (больничных) инфекций среди госпитализированных пациентов и не может оказать положительного влияния на течение раневого процесса и репаративную регенерацию тканей асептических и инфицированных ран. Проблема послеоперационных воспалительных осложнений является одной из самых актуальных в хирургии. Сложность ситуации обусловлена тем, что осложнения заметно отягощают развитие основного заболевания, увеличивают время пребывания в стационаре, повышая стоимость лечения. Доказано, что инфицирование раны приводит к повышению длительности лечения в стационаре и поликлинике на величину от 7 до 20 дней.
Таким образом, одно из важнейших требований к биологически активным нитям - пролонгация выделения ЛП, или пролонгация десорбции ЛП во внешнюю среду (рану), выполняется не в полной мере.
Исходная нить-основа - это закупаемая тонкая нить на патроне, содержащая на поверхности технологический замасливатель, а также невидимые механические загрязнения. Перед обработкой антибактериальными составами все это необходимо удалить с нитей. С этой целью используют специальные запаривающие и моющие машины и подбирают реагенты для отмывки нитей. Такая подготовка нити-основы перед модифицированием приводит к возникновению значительных объемов жидких отходов, что, наряду с дополнительными капитальными затратами на оборудование, существенно удорожает технологию.
Кроме того, низкая скорость процессов, сопровождающих пропитку нити-основы и формирования плотной оболочки хитозана, содержащего химически связанный антибиотик и добавку БАВ, не позволяет получать хирургическую нить с высокой производительностью. Низкая линейная скорость протяжки нити (7-10 м/мин.), с учетом необходимости проведения до 3-х пропиток для достижения удовлетворительного начального уровня содержания ЛП и БАВ в нити, приводит к снижению производительности установки в целом. Это обстоятельство существенно затрудняет технологический процесс и повышает стоимость получаемой нити.
Таким образом, целью настоящего технического решения является устранение указанных выше недостатков и получение хирургической шовной нити с высокой и длительной сохранностью антимикробной активности по более простой и дешевой технологии с более высокой производительностью.
-1
Указанная цель достигается тем, что предложен способ получения антимикробной шовной хирургической нити, включающий пропитку полиамидной нити-основы полифиламентной структуры, при нормальной температуре и давлении, антимикробной композицией на водной основе, включающей хитозан с добавкой доксициклина и моногидрат-1-гидроксигерматрана, отжим избыточной антимикробной композиции и воздушную сушку с температурой воздуха 150÷250°С, отличающийся тем, что непосредственно перед пропиткой нити-основы и сразу после отжима, ее обрабатывают атмосферной плазмой коронного разряда с суммарной дозой иррадиации 2÷200 мА⋅м⋅с. В предпочтительных воплощениях предложенного способа соотношение доз иррадиации до пропитки и после отжима составляет величину от 0,05 до 0,5; для обработки плазмой используют отрицательную корону; обработку нити коронным разрядом проводят с двух и более сторон; кратность принудительного воздухообмена рабочего пространства зон плазменной обработки составляет величину от 5 до 50; антимикробная композиция представляет собой 5÷20% раствор высокомолекулярного хитозана с молекулярной массой 30000÷300000 в 1÷5%-й уксусной или янтарной кислоты, в котором содержится 5÷10% масс. доксициклина и 5÷15% масс. моногидрат-1-гидроксигерматрана.
-1
Отличительные признаки предложенного технического решения заключаются в том, что непосредственно перед пропиткой нити-основы и сразу после отжима, ее обрабатывают атмосферной плазмой коронного разряда с суммарной дозой иррадиации 2÷200 мА⋅м⋅с. В предпочтительных воплощениях предложенного способа соотношение доз иррадиации до пропитки и после отжима составляет величину от 0,05 до 0,5; для обработки плазмой используют отрицательную корону; обработку нити коронным разрядом проводят с двух и более сторон; кратность принудительного воздухообмена рабочего пространства зон плазменной обработки составляет величину от 5 до 50; антимикробная композиция представляет собой 5÷20% раствор высокомолекулярного хитозана с молекулярной массой 30000÷300000 в 1÷5%-й уксусной или янтарной кислоты, в котором содержится 5÷10% масс. доксициклина и 5÷15% масс. моногидрат-1-гидроксигерматрана.
Существо предложенного технического решения поясняется на следующих примерах.
Примеры
Получение антимикробной шовной хирургической нити проводили на установке, принципиальная схема которой представлена на Фиг. 1.
Установка состоит из разматывающего устройства 1 для разматывания нити-основы 2, системы направляющих роликов 3 для протяжки нити через установку, коронатора 4 для плазменной обработки исходной нити-основы, пропиточной ванны 5, содержащей антимикробную композицию 6, механизма отжима 7 для удаления из пропитанной нити избытков антимикробной композиции, коронатора 8 для плазменной обработки пропитанной нити, сушилки 9 с регулируемым электрообогревом, сматывающего устройства 10 для готовой хирургической нити, а также вытяжного вентилятора 11 для принудительной вентиляции рабочего пространства коронаторов.
В рабочем пространстве коронаторов 4 и 8 смонтировано по две, следующие друг за другом, пары электродов, развернутых в плане относительно друг друга на 180°, как показано на фиг. 1. Такое взаимное размещение электродов, когда коронирующие электроды расположены по обе стороны нити, дает возможность подвергать одинаковому плазменному воздействию обе противоположные поверхности нити, что позволяет получить более однородное (по толщине, структуре и химсоставу) покрытие. Для обработки нити с трех сторон требуется 3 пары электродов, развернутых в плане на 120°, и т.д. Однако, могут быть и иные конструктивные решения электродных систем, которые в настоящем техническом предложении не являются предметом для рассмотрения.
Для контроля температуры в аппаратах 4, 8 и 9 предусмотрены датчики температуры Tl, Т2 и Т3, соответственно.
Установка работает следующим образом.
С разматывающего устройства 1 нить-основа 2 по направляющим роликам 3 непрерывно поступает в коронатор 4, где проводят обработку нити-основы атмосферной плазмой коронного разряда. Термин «атмосферная плазма» означает, что давление в коронаторе близко к атмосферному, а состав плазменного газа соответствует составу атмосферного воздуха. Коронирующие электроды подключены к отрицательному полюсу источника высокого постоянного напряжения, поэтому возникаемый при этом коронный разряд называют «отрицательной короной». Источник высокого постоянного напряжения на схеме условно не показан.
Контроль температуры воздуха в рабочей зоне коронатора 4 осуществляют по показаниям датчика температуры Т1, установленного на выходе воздуха из коронатора. В случае превышения заданной температуры, увеличивают кратность воздухообмена рабочего пространства путем повышения расхода вытягиваемого воздуха с помощью регулирующего клапана 12, установленного на трубопроводе вытяжки. Термин «кратность воздухообмена» означает здесь отношение часового объема удаляемого или подаваемого воздуха к внутреннему объему рабочей зоны коронатора.
Из коронатора 4 нить-основа поступает в пропиточную ванну 5, содержащую жидкую антимикробную композицию 6. Проводят пропитку при нормальной температуре и давлении. Далее, пропитанная нить поступает в механизм отжима 7, где из нее механически удаляют избыток антимикробной композиции, возвращаемый затем обратно в ванну 5. Отжатая нить направляется в коронатор 8, где пропитанную нить обрабатывают атмосферной плазмой коронного разряда. Как и в коронаторе 4, используется система электродов, позволяющая проводить обработку нити с двух диаметрально противоположных сторон, хотя могут также быть использованы коронаторы, обеспечивающие обработку коронным разрядом с 3-х, 4-х и даже более сторон.
Контроль температуры воздуха в рабочей зоне коронатора 8 осуществляют по показаниям датчика температуры Т2, установленного на выходе воздуха из коронатора. В случае превышения заданной температуры, увеличивают кратность воздухообмена рабочего пространства коронатора путем повышения расхода вытягиваемого воздуха с помощью регулирующего клапана 13, установленного на трубопроводе вытяжки.
Из коронатора 8 нить попадает в сушилку 9 с регулируемым электрообогревом. Температура воздуха в сушилке контролируется по показаниям термодатчика Т3. За весь период исследований температуру Т3 в сушилке поддерживали на уровне 240°С. Далее, готовая хирургическая нить направляется на сматывающее устройство 10.
Вентилируемый воздух из рабочего пространства коронаторов 4 и 8, содержащий летучие продукты коронирования, отсасывают вентилятором 11 и направляют на очистку вентвыбросов (на схеме не показана).
В качестве исходной нити использовали полиамидную крученую нить (ТУ 6-13-00209556-167-2002) со следующими физико-механическими показателями:
Удельная разрывная нагрузка, гс/текс
45-55;
Удлинение при разрыве, %
15-25;
Сохранение прочности в узле, %
60-75;
Удлинение при разрыве в узле, %
12-20,
которые после нанесения на нить покрытия из хитозана, содержащего лекарственный препарат и моногидрат-1-гидроксигерматран, практически не изменялись.
Были выбраны нити Метрического размера (М) 4 (диаметр нити 0,400-0,499 мм), как самые распространенные в общей хирургии, т.е. для тех видов операций, где особенно актуальны вопросы активизации подавления микробного фактора и стимуляции репаративных процессов.
В качестве полимера-матрицы лекарственных препаратов был выбран хитозан пищевой (ТУ 9898-067-00047842-03) с молекулярной массой 290000.
Лекарственным препаратом (ЛП) служил доксициклина хлорид (ДЦ), а биологически активным веществом (БАВ) служило германийорганическое соединение (ГОС) моногидрат-1-гидроксигерматран.
У полученных нитей определяли массовое содержание в них компонентов, а затем исследовали десорбцию ДЦ и БАВ из нити в модельную среду. Исследование процесса десорбции из нити лекарственного препарата и БАВ in vitro проводили в условиях, моделирующих их выделение из нити во внутреннюю среду живого организма. Десорбция ЛП и БАВ заключается в выделении молекул ЛП и БАВ из полимера-носителя, их диффузии к поверхности оболочки нити и последующем переносе массы ЛП и БАВ от поверхности оболочки в модельную среду.
С этой целью 0,333 г биологически активной нити помещали в пробирку, после чего заливали 10 мл модельной жидкости (дистиллированной воды или 0,9%-ого водного раствора NaCl). Пробирки помещали в термошкаф и выдерживали при температуре 37±1°С в течение 1-30 суток. В исследованиях отток препаратов моделировали, ежедневно производя замену модельного раствора с одновременным отбором проб исследуемого материала. В образцах нити аналитически, по заранее разработанным методикам, проводилось определение остаточного содержания ЛП и БАВ. Данные по содержанию ЛП и БАВ в нити, % масс., по суткам выдержки, представлены в Таблице 1.
Антимикробная композиция представляла собой 10% раствор высокомолекулярного хитозана в 2%-ом водном растворе уксусной кислоты, в котором растворяли 5% масс. доксициклина и 5% масс. моногидрат-1-гидроксигерматрана. Полученной композицией пропитывали исходную полиамидную крученую нить-основу.
Пример 1
i
-1
Получение антимикробной хирургической нити проводили с выключенным коронатором 4, т.е. высокое напряжение подавалось только на коронатор 8. Доза иррадиации D, равная произведению линейной плотности тока i на время обработки T, составила величину 100 мА⋅м⋅с. Температуру Т3 в сушилке 9 поддерживали на уровне 240°С±5°С.Скорость протяжки нити через установку составляла 9,5 м/мин. Модифицирование нити проводили за один проход.
Пример 2
i
-1
Получение антимикробной хирургической нити проводили с выключенным коронатором 8, т.е. высокое напряжение подавалось только на коронатор 4. Доза иррадиации D, составила величину 100 мА⋅м⋅с. Температуру Т3 в сушилке 9 поддерживали на уровне 240°С±5°С.Скорость протяжки нити через установку составляла 85 м/мин. Модифицирование нити проводили за один проход.
Пример 3
i
-1
-1
-1
Получение антимикробной хирургической нити проводили со включенными коронаторами 4 и 8, т.е. высокое напряжение подавалось на оба коронатора. Суммарная доза иррадиации D, составила величину 100 мА⋅м⋅с, причем доза иррадиации, полученная нитью в коронаторе 4, т.е. до пропитки ее антимикробной композицией, составила величину 20 мА⋅м⋅с., остальную дозу (80 мА⋅м⋅с.) нить получила в коронаторе 8. Температуру Т3 в сушилке 9 поддерживали на уровне 240°С±5°С. Скорость протяжки нити через установку составляла 85 м/мин. Модифицирование нити проводили за один проход.
Пример 4
-1
-1
-1
Получение антимикробной хирургической нити проводили со включенными коронаторами 4 и 8, т.е. высокое напряжение подавалось на оба коронатора. Суммарная доза иррадиации D; составила величину 1,2 мА⋅м⋅с., причем доза иррадиации, полученная нитью в коронаторе 4, т.е. до пропитки ее антимикробной композицией, составила величину 0,2 мА⋅м⋅с., остальную дозу (1,0 мА⋅м⋅с.) нить получила в коронаторе 8. Температуру Т3 в сушилке 9 поддерживали на уровне 240°С±5°С. Скорость протяжки нити через установку составляла 85 м/мин. Модифицирование нити проводили за один проход. Отмечена неустойчивость короны и ее исчезновение.
Пример 5
i
-1
-1
-1
Получение антимикробной хирургической нити проводили со включенными коронаторами 4 и 8, т.е. высокое напряжение подавалось на оба коронатора. Суммарная доза иррадиации D, составила величину 255 мА⋅м⋅с, причем доза иррадиации, полученная нитью в коронаторе 4, т.е. до пропитки ее антимикробной композицией, составила величину 65 мА⋅м⋅с., остальную дозу (190 мА⋅м⋅с.) нить получила в коронаторе 8. Температуру Т3 в сушилке 9 поддерживали на уровне 240°С±5°С. Скорость протяжки нити через установку составляла 85 м/мин. Модифицирование нити проводили за один проход. У полученной нити отмечается ухудшение манипуляционных свойств (нить стала жестче, менее эластичной, со значительным «эффектом памяти», хуже вяжется в узлы). Коронный разряд в коронаторе 8 содержит стримеры, ток разряда теряет устойчивость.
Пример 6
Получение антимикробной хирургической нити проводили с обоими выключенными коронаторами 4 и 8, т.е. плазменная обработка не проводилась вовсе, как по прототипу. Температуру Т3 в сушилке 9 поддерживали на уровне 240°С±5°С. Скорость протяжки нити через установку составляла 9,5 м/мин. Модифицирование нити проводили за два прохода.
Кинетика процесса десорбции ЛП и БАВ из нити представлена в таблице.
i
-1
Как видно из примеров, обработка нити-основы, в соответствии с предложенным техническим решением (Пример 3), непосредственно перед пропиткой и сразу после ее отжима, атмосферной плазмой коронного разряда с суммарной дозой иррадиации D=2÷200 мА⋅м⋅с позволяет получить чрезвычайно устойчивое соединение нити-основы с хитозаном, а также надежно закрепить лекарственный препарат и моногидрат-1-гидроксигерматран в хитозановой оболочке, что обеспечивает высокую и длительную сохранность антимикробной активности получаемой нити.
Использование атмосферной плазмы коронного разряда для достижения указанной цели предложенного технического решения продиктовано следующими соображениями.
Плазменные технологии представляют особый интерес для активирования полимеров в связи с низкой поверхностной энергией последних и, как следствие этого - плохой способностью соединяться с другими материалами. Воздействие низкотемпературной плазмы позволяет в широких пределах изменять свойства поверхности полимеров и, тем самым, значительно расширяет сферу их применения.
Улучшение адгезионных свойств полимеров в результате плазменной обработки связано не только с очисткой поверхности от загрязнения, но и с образованием гидрофильных групп различной химической природы, обеспечивающих высокие адгезионные свойства модифицированных материалов. Модифицирование поверхности полимерных волокон нити приводит к повышению скорости пропитки нити-основания антимикробной композицией, что позволяет получать нить при высоких скоростях протяжки.
Структурно-химические превращения в поверхностном слое, вызванные воздействием плазмы, ведут к изменениям электрофизических, физико-механических, оптических и других свойств поверхности полимера, приводя к появлению у полимеров необходимых свойств.
Активирование плазмой, определенно, является не единственным средством, доступным для введения новых функциональных групп на поверхность, но, поскольку она не является инвазивной и свободной от химических реагентов, она гарантирует сохранение даже наиболее деликатных структур волокон.
Для биомедицинских применений предпочтительной является обработка низкотемпературной плазмой, поскольку возникаемый электрический разряд может поддерживаться при обычной комнатной температуре (290-330 К), исключая, таким образом, термическую деградацию термочувствительных материалов, к которым может относиться материал нити.
Несомненным достоинством плазменных технологий является и то, что получаемые продукты оказываются стерильными и часто не нуждаются в дополнительной очистке от микроорганизмов и их биопленок. Как уже было доказано [С.Yao, X. Li, К. Neoh, Z. Shi, E. Kang, Surface modification and antibacterial activity of electrospun polyurethane fibrous membranes with quaternary ammonium moieties, Journal of Membrane Science 2008; 320 (1), 259-267.], плазменная обработка, как таковая, может генерировать высоко антимикробные поверхности. Эффективность стерилизации обеспечивается совместным действием активных радикалов, интенсивно нарабатываемых в плазме, а также быстрых электронов и рентгеновского излучения, генерируемого при их торможении в плотной среде.
Кроме того, при использовании плазмы, нет никакой необходимости в специальных запаривающих и моющих машинах, а также моющих средствах для отмывки нитей. Известно, что любое летучее поверхностное загрязнение, которое подвергается воздействию низкотемпературной плазмы, удаляется за несколько секунд [P. Cools, N. De Geyter, Е. Vanderleyden, P. Dubruel, R. Morent, Surface Analysis of Titanium Cleaning and Activation Processes: Nonthermal Plasma Versus Other Techniques, Plasma Chemistry and Plasma Processing, 1-16.]. Такая «сухая отмывка» полностью исключает образование значительных объемов жидких отходов, что существенно упрощает и удешевляет технологию по'сравнению с прототипом.
В технологии отделки текстильных материалов хорошо известно использование плазмы пониженного давления. При этом, основные проблемы ее промышленного использования связаны с высокой стоимостью оборудования и сложностью согласования вакуумных процессов с традиционными жидкофазными. Частично эта проблема решена путем перехода к плазме атмосферного давления. При этом использование воздуха в качестве атмосферы плазменного разряда позволяет исключить сложное оборудование для подготовки и дозирования компонентов газовой смеси, подаваемой в камеру обработки нити, что существенно упрощает плазменную технологию.
Существует несколько видов газового разряда в плазме, из которых широкое распространение в качестве метода обработки поверхностей полимеров для улучшения взаимодействия (сцепления) с различного рода покрытиями получила обработка коронным разрядом (коронирование) [Polymer Engineering and Science, 20 (March 1980) no. 5, pp. 330-338.].
Коронный разряд - это характерная форма самостоятельного газового разряда, возникающего в резко неоднородных электрических полях. Главной особенностью этого разряда является то, что процессы ионизации электронами происходят не по всей длине промежутка между электродами, а только в небольшой его части вблизи электрода с малым радиусом кривизны (так называемого коронирующего электрода). Эта зона характеризуется значительно более высокими значениями напряженности поля, по сравнению со средними значениями для всего промежутка.
Активными компонентами плазмы коронного разряда, инициирующими химические реакции в поверхностных слоях волокон нити, являются свободные электроны, свободные атомы и радикалы, возбужденные частицы, УФ излучение и озон. Электроны, которые бомбардируют поверхность волокон нити с энергией, превышающей энергию химических связей, инициируют реакции, аналогичные радиационно-химическим. Особенности реакций при ударе тяжелых ионов, в отличие от электронного удара, связаны с возможностью передачи атомам или фрагментам полимерных молекул заметного импульса и с высокой плотностью удельных энергетических потерь. При коронировании в воздушной атмосфере имеют место вторичные реакции, связанные с выделением озона и процессами окисления.
Пролонгированная экспозиция плазме не только приводит к удалению адсорбированного загрязнения, о чем говорилось выше, но также вызывает травление верхних слоев поверхности материала [С. Constantine, D. Johnson, S. Pearton, U. Chakrabarti, A. Emerson, W. Hobson, A. Kinsella, Plasma etching of IH-V semiconductors in CH4/H2/Ar electron cyclotron resonance discharges, Journal of Vacuum Science & Technology B: Microelectronics and Nanometer Structures 1990; 8 (4), 596-606; а также F. Fracassi, R. d'Agostino, R. Lamendola, A. Filippo, C. Rapisarda, P. Vasquez, Plasma assisted dry etching of cobalt silicide for microelectronics applications, Journal of The Electrochemical Society 1996; 143 (2), 701-707.]. Но, поскольку биомедицинские текстильные материалы, в большинстве случаев, состоят из относительно мягких материалов и требуют, соответственно, более «мягких» условий плазменной обработки, эффект травления трудно наблюдаем и приводит лишь к нано-шероховатости на поверхности волокон.
Активированная поверхность нити-основы, обработанная плазмой перед пропиткой антимикробной композицией, приобретает уникальные свойства, образно говоря, становится «шероховатой на молекулярном уровне». Активированные молекулы полимера при последующей пропитке прочно сшиваются с компонентами антимикробной композиции, образуя неразрывное целое. Такое прочное соединение антимикробного покрытия в дальнейшем, попадая в среду хирургического шва, замедляет растворение и/или разрушение оболочки хитозана, замедляет распад связей, удерживающих ЛП и БАВ в полимере, пролонгируя, в результате, действие ЛП.
Поверхностная активация с помощью коронного разряда требует относительно несложного оборудования и дает после обработки однородную поверхность и воспроизводимые результаты. Коронный разряд (свечение ионизированного газа) легко контролировать, а система, создающая коронный разряд, является удобной в обслуживании и недорогой в эксплуатации. Коронаторы разных конструкций широко представлены на рынке оборудования для плазменной обработки полимерной продукции различных форм.
Обработка нити плазмой сразу после отжима из нее избыточного количества антимикробной композиции отличается от ее обработки плазмой до пропитки, поскольку волокна нити-основы, попадающие в область коронного разряда, оказываются покрытыми тонким слоем раствора полимера, содержащего ЛП и БАВ. Возникает несколько иная, так называемая «плазменно-растворная система».
В настоящий момент эффекты, протекающие в плазменно-растворных системах, не достаточно изучены, поэтому объяснение достигнутых результатов в предложенном техническом решении, носят предположительный характер.
Использование плазменно-растворных систем для модифицирования позволяет объединить возможности очень эффективного воздействия плазмы на полимерные материалы с традиционными преимуществами методов функционализации полимеров в растворах.
В жидкой фазе плазменно-растворных систем образуются долгоживущие активные агенты. Таковым является, в частности, пероксид водорода, который эффективно генерируется в растворах под воздействием разряда.
Следует отметить сходство изменений химического состава поверхностного слоя полимеров при модифицировании в плазменно-растворной системе и в окислительной плазме пониженного давления.
Дальнейшее сравнение различных плазменных методов обработки показывает, что плазменно-растворная обработка по достигаемым значениям поверхностной энергии и ее полярной составляющей не уступает обработке в традиционных газовых разрядах. Отмечается лишь, что изменение поверхностной энергии полимеров под воздействием плазмы пониженного давления, без раствора, происходит несколько быстрее, чем при обработке материала в системе плазма - раствор.
Несомненно также, что в зоне плазмы, находящейся вне раствора, генерируются химически активные частицы. Можно ожидать, что их набор близок к генерируемому в условиях плазменного разряда во влажном воздухе.
2
Очевидно, что за эффекты модифицирования полимерных волокон отвечают активные частицы, образующиеся в растворе под действием ионной бомбардировки. К концу физико-химической стадии взаимодействия ионизирующего излучения с раствором (около 10-12 с) в водной фазе образуются химически активные частицы (Н, ОН, О, Н). На химической стадии указанные частицы диффундируют от мест своего образования и реагируют друг с другом и с растворенными веществами.
Более того, в растворах, активированных под действием газовых разрядов, наблюдаются пост-эффекты: химические превращения продолжаются в растворе и после прекращения действия разряда [Титова Ю.В., Сергеева И.Н., Максимов А.И. Плазмоинициированная деструкция красителя метиленового синего в водном растворе // Сборник материалов 3-го Международного симпозиума по теоретической и прикладной плазмохимии. Т. 1. Иваново, 2002. С. 99-102.].
Все это указывает на высокую химическую активность системы «поверхность полимера-раствор полимера-плазма», образованной на стадии обработки нити после ее отжима.
Исследуя влияние различных факторов плазменной обработки на качественные показатели получаемых хирургических нитей, авторы предложенного технического решения, совершенно неожиданно, заметили существенное, по сравнению с прототипом, изменение кинетики десорбции ЛП и БАВ из получаемой нити, которое проявлялось только при сочетании плазменной обработки нити-основы с последующей обработкой пропитанной и отжатой нити.
Снижение количества выделяемого ЛП и БАВ в первые сутки (Пример 3), относительно прототипа (Пример 6), свидетельствует о том, что оболочка отдельных волокон нити и самой нити получается более стойкой к воздействию влажной среды шва, что, по всей вероятности, можно объяснить меньшим количеством микротрещин и др. микродефектов на оболочке. В то же время, относительно более высокое процентное содержание в нити остаточного ЛП и БАВ на протяжении длительного времени, свидетельствующее о высокой степени пролонгации действия, можно отнести к более прочному, химическому закреплению ЛП и БАВ как в оболочке, так и в поверхности полимера волокон. Высокая эффективность модифицирования поверхности волокон нити под действием плазмы, определяющая высокую скорость пропитки нити, позволяет проводить ее обработку за один проход при высоких скоростях протяжки.
Замедленное и слабое изменение поверхностной энергии нити, в случае обработки ее коронным разрядом только после отжима (Пример 1, без коронирования сухой нити-основы), не позволяет, по всей видимости, активировать поверхность волокон должным образом для последующего прочного отложения хитозанового слоя, содержащего ЛП и БАВ. Даже при сравнительно медленной протяжке, полученная нить имеет еще более худшие показатели кинетики десорбции, чем у прототипа (Пример 6). В способе по прототипу использовали 2 прохода, что и объясняет более высокое содержание ЛП и БАВ в прототипе.
Напротив, в случае обработки по предложенному способу (Пример 3), т.е. коронирования как до, так и после пропитки, сначала активируется поверхность волокон нити-основы, проходя при этом дополнительную очистку от поверхностных загрязнений и обеззараживание. Затем, после нанесения антимикробной композиции и отжима ее излишков, коронирование позволяет провести прочную «химическую фиксацию» как хитозанового полимера на поверхности волокна, так и компонентов композиции в хитозановой оболочке и, вполне вероятно, в поверхностном слое волокна нити-основы.
Следует особо отметить, что начальное содержание ЛП и БАВ в нити, достигаемого по предлагаемому способу за один проход при высоких скоростях протяжки, практически равно содержанию ЛП и БАВ в нити, получаемой за 2 прохода по прототипу. Этот результат, полученный в предлагаемом способе, может быть объяснен более эффективным смачиванием нити и «связыванием» хитозана и содержащихся в нем компонентов с поверхностью волокна нити, что обеспечивает достижение более выраженного пролонгированного действия лекарственных средств.
В результате такого синергического эффекта, полученного при обработке нити атмосферной плазмой коронного разряда как до, так и после пропитки антимикробной композицией, хирургическая шовная нить обретает высокую и длительную сохранность антимикробной активности.
В общем случае, эффект коронирования линейно зависит от силы тока разряда короны и времени воздействия короны на поверхность полимера. При коронировании пленочных материалов, листового пластика, текстиля за основную характеристику процесса принимают электрическую энергию коронного разряда, приходящуюся на единицу поверхности коронируемого материала. При коронировании же нитей, следует учитывать ток короны I, приходящийся на единицу длины коронирующего электрода L=(i=I/L, мА/м), и время обработки нити плазмой T, сек. Под временем обработки плазмой в предложенном техническом решении следует понимать время воздействия на нить потока плазмы (иррадиации). При этом комплексным энергетическим показателем процесса коронирования следует считать дозу иррадиации равную произведению линейной плотности тока i на время обработки T
i
-1
D=i⋅T, мАм⋅с
Ток коронного разряда пропорционален разности напряжений, приложенных к электродам, и подвижности образующихся в разряде ионов газа, он обычно невелик (доли мА на 1 см длины коронирующего электрода, вдоль которого протягивают нить).
-1
-1
Обработка нити плазмой коронного разряда до и после пропитки с суммарной дозой иррадиации в пределах 2÷200 мА⋅м⋅с является необходимой и достаточной для достижения цели изобретения. Суммарно дозы иррадиации менее указанного нижнего предела (<2 мА⋅м⋅с), как видно из Примера 4, не достаточно для достижения необходимой глубины модификации поверхностных слоев полимера нити-основы и химической фиксации ЛП и БАВ в полимерной матрице. Кроме того, при низких значениях плотности тока коронный разряд становится не устойчивым и может исчезнуть.
-1
В то же время, превышение верхнего предела дозы иррадиации (>200 мА⋅м⋅с), как видно из Примера 5, не только не приводит к высокой и длительной сохранности антимикробной активности, но существенно ухудшает манипуляционные свойства нити. Очевидно, коронирование в высоких дозах приводит к интенсивному травлению и изменению более глубоких слоев волокон нити, делая их более жесткими.
Более того, при попытке увеличения напряжения между электродами (для повышения тока и мощности разряда) коронный разряд, при достаточной мощности источника тока, переходит в искровой или дуговой разряды. Наступает так называемое искровое перекрытие коронного разряда, что может привести к разрушительным последствиям. Такой переход коронного разряда не является внезапным. Зародыши искрового канала - стримеры - возникают в коронном разряде задолго до пробоя. Стримеры могут наблюдаться визуально, что упрощает контроль коронирования.
Наиболее предпочтительным диапазоном соотношения доз иррадиации до пропитки и после отжима составляет величину от 0,05 до 0,5. Это означает, что, в любом случае, доза иррадиации после отжима нити, когда на поверхности филаментов остается пленка жидкости, как минимум в 2 раза выше дозы иррадиации, получаемой нитью до пропитки, и как максимум - в 20 раз. Добиться этого можно либо путем изменения величины плотности тока разряда i, при одном и том же времени обработки нити, либо наоборот, изменением времени обработки при одинаковой плотности тока. Однако, следует иметь в виду, что плотность тока разряда между электродами нельзя увеличивать слишком сильно, так как теплота, выделяющаяся при электрическом разряде, может отрицательно повлиять на качество нити, вызывая нежелательные изменения структуры.
Время обработки нити, в свою очередь, зависит от протяженности зоны иррадиации и обратно пропорционально скорости протяжки нити. Вполне понятно, что при одной и той же скорости протяжки на установке получения хирургической нити, для получения разных доз иррадиации до и после пропитки, необходимо иметь разную длину (или количество, при их одинаковой длине) коронирующих электродов. Если не менять конструкцию устройств коронирования, то для разных доз иррадиации потребуется прикладывать к электродным системам разные напряжения.
Одним из самых больших преимуществ обработки разрядами постоянного тока является то, что она является хорошо понимаемым способом, позволяющим высокий контроль процесса и его различных параметров.
Для положительной короны характерны стримеры, распускающиеся в разные стороны от острия коронирующего электрода, а при более высоком напряжении стримеры приобретают вид искровых каналов, существенно увеличивающих ток разряда. Напротив, отрицательная корона имеет характерное ровное свечение и легко поддается регулированию. При отрицательной короне пробивное напряжение выше, чем при положительной, поэтому коронирующие электроды устройств плазменной обработки нити в предложенном техническом решении присоединяют к отрицательному полюсу источника тока, а противоположные - к положительному (заземляют).
Обработку нити коронным разрядом в предложенном техническом решении проводят с двух и более сторон, во избежание неоднородности обработки. Неоднородность может возникнуть из-за того, что коронный газовый разряд, возникающий в резко неоднородных электрических полях, оказывает несколько различающееся по интенсивности воздействие на поверхностные слои нити. Это различие тем больше, чем толще нить, и для толстых нитей может привести к неоднородности обработки, ухудшающей потребительские свойства хирургической нити.
В предложенном техническом решении кратность принудительного воздухообмена рабочего пространства зон плазменной обработки составляет величину от 5 до 50, что является необходимым и вполне достаточным для предотвращения чрезмерного нагрева нити, возникающего при коронировании, особенно - при повышенных значениях дозы иррадиации. Интенсивность нагрева полимера при плазменной обработке полностью определяется действием самой плазмы. В отличие от плазмы пониженного давления, более высокие давления, в большинстве случаев, приводят к увеличению теплоотдачи от электродов к субстрату, делая это менее чем идеальной, ситуацию для обработки текстиля.
Воздухообмен в рабочем пространстве коронаторов необходим не только для предотвращения перегрева нити, но также для удаления из рабочего пространства продуктов взаимодействия плазмы с твердыми, жидкими и газообразными «участниками» плазменно-химического взаимодействия. Поэтому принудительный воздухообмен при работе установки необходим постоянно, с минимальной кратностью воздухообмена, не менее 5.
Использование в предложенном техническом решении антимикробной композиции заявленного состава (5÷20% раствор высокомолекулярного хитозана с молекулярной массой 30000÷300000 в 1÷5%-й уксусной или янтарной кислоты, в котором содержится 5÷10% масс. доксициклина и 5÷15% масс. моногидрат-1-гидроксигерматрана) позволяет достичь поставленные цели - увеличения пролонгированной антимикробной активности нити, что не может быть получено при более низких (как в прототипе) концентрациях ЛП и БАВ, по крайней мере, при однократном проходе. Для проявления лечебного эффекта хирургической нити достаточно содержание в ней антибиотика и БАВ по 0,05% масс. каждого, что для предложенного способа сохраняется до 30 суток. Меньшее количество антибиотика и БАВ не дает необходимого терапевтического эффекта.
С другой стороны, увеличение содержания БАВ в нити выше 15% масс., а антибиотика выше 7,0% масс., нецелесообразно, т.к. при увеличении их содержания не наблюдается дальнейшего ускорения пролиферативно-репаративной функции нити и усиления ее антимикробной активности. Верхний предел содержания хитозана продиктован сложностью его растворения при более высоких концентрациях.
Предложенный способ получения хирургической нити наиболее полно исследован с использованием указанного состава антимикробной композиции, однако, указанный состав не является лимитирующим и приводится здесь как наиболее подходящий для достижения целей, поставленных в предложенном техническом решении.
Таким образом, предложенное техническое решение позволяет получить хирургическую шовную нить с высокой и длительной сохранностью антимикробной активности по более простой и дешевой технологии с высокой производительностью.