Поиски новых хирургических шовных материалов не теряют актуальности, так как до сих пор у хирургов нет «идеального» хирургического шовного материала. Из выпускаемых в нашей стране и за рубежом хирургических шовных материалов абсолютное большинство является перманентным, т. е. после имплантации в ткань остается там на долгое время. С оставшимися в ткани шовными узлами связаны такие осложнения, как нагноение ран, образование свищей и полостей, так называемая шовная болезнь желудка, образование на швах камней в главном желчном протоке, после холецистэктомии, или в мочевом тракте и т. д. [1, 2]. Поэтому желательно, чтобы хирургический шов обеспечивал плотное приближение краев раны до ее заживления и после приобретения раной достаточной прочности исчезал из тканей - рассасывался [10].
В 40-60-х годах ХХ в. появилось большое количество работ, посвящённых проблеме поиска новых шовных материалов. Были предложены множество нитей, среди которых встречалось немало экзотических: конский волос, сухожильные нити крыс, кошек, кита, северного оленя, кенгуру, нити из аорты и твёрдой мозговой оболочки крупного рогатого скота, из нервов собаки, из человеческой пуповины.
Применялась также в качестве шовного материала и рыболовная леска. Однако недостатки этих материалов (сложность получения, реакция тканей, возможность инфицирования нити, механические качества) препятствовали их широкому внедрению в хирургическую практику.
В 1924 г. в Германии Герман и Хохль впервые получили поливиниловый спирт, который считается первым синтетическим шовным материалом. В 1927 г. в Америке Коротерс повторил открытие и назвал полученный материал нейлоном. В 30-х годах создаются еще два синтетических шовных материала - капрон (полиамид) и лавсан (полиэфир). Уже в конце 30-х и в 40-х годах эти материалы начали широко применяться в хирургии. В 1956 г. появился принципиально новый материал - полипропилен [1, 3].
В 40-х годах начинает проявляться интерес к нитям c покрытием. Промышленно начинает выпускаться «супрамид экстра» - крученый капрон с полимерным покрытием.
В 70-х годах создан материал, значительно превосходящий по инертности известные ранее, - политетрафторэтилен.
В 1968 г. на мировом рынке появился первый синтетический рассасывающийся шовный материал дексон, созданный фирмой «Davis&Geck» на основе полигликолида - полимера гликолевой кислоты. Дальнейшие исследования привели к созданию фирмой «Ethicon» в 1972 г. нового шовного материала на основе сополимера гликолевой и молочной кислот в соотношении 9:1 (полиглактин-910). Новый шовный материал был назван викрилом. Через некоторое время его качества были существенно улучшены с помощью специального полимерного покрытия, облегчающего проведение нити через ткани. В последующие годы были разработаны еще несколько синтетических рассасывающихся шовных материалов, таких как ПДС и ПДС II, монокрил, полисорб, максон. Эти материалы обладают рядом достоинств, что обусловливает их широкое использование в хирургии.
По характеру исходного сырья хирургические шовные рассасывающиеся нити можно систематизировать по группам:
Рассасывающиеся шовные материалы биологической природы.
Кетгутовые нити были созданы Галеном, популяризованы в 1840 г. Луиджи Порта (Luigi Porta) - профессором хирургии из Павии и в 1868 г. в Англии усовершенствованы путём хромирования Джозефом Листером. Кетгут был первым из известных рассасывающихся шовных материалов. Кетгутовая нить является наиболее реактогенной из всех применяемых сейчас нитей. Исследованию поведения кетгутовых нитей в организме посвящено множество работ. Показано, что скорость рассасывания кетгута в тканях организма значительно зависит от степени его дубления. В организме кетгут переваривается лизосомальными ферментами, продуцируемыми в основном макрофагами, мигрирующими в ткани вокруг шва [2]. Следовательно, в зависимости от вида ткани и места имплантации сроки потери прочности и рассасывания кетгута могут варьировать. Хотя снижение прочности кетгута происходит через 2-3 недели, а полное рассасывание - через 60 дней, описаны случаи уменьшения его прочности до заживления раны и, наоборот, обнаружение нитей в тканях через длительные периоды. Беспорядочное рассасывание кетгута отмечено в ранах мочевого пузыря. Значительное аллергезирующее действие и воспалительная реакция с массивной клеточной инфильтрацией вокруг нитей при наложении кетгутом кишечных анастамозов наблюдается в сроки 7-14 суток. После 14 суток интенсивность воспалительного процесса уменьшается, в области рубца развивается обезображивающий слизистую оболочку фиброз, нередко суживающий просвет кишки. При использовании кетгутовых нитей в урологии наблюдаются отек и суживание уретры. Это единственная нить, на которую получена реакция анафилактического шока. Применение кетгутовой нити можно считать операцией трансплантации чужеродной ткани. Все сказанное приводит к тому, что сейчас в хирургии нет показаний для применения кетгута [2].
Синтетические рассасывающиеся шовные нити:
Представитель из синтетических рассасывающихся хирургических шовных материал полигликолевая кислота - дексон - появился на мировом рынке в 1968 г., в 1972 г. - полиглактин-910 - викрил, в 1980 г. - полидиоксанон, в последние годы - политриметиленкарбонат - максон. Первым советским синтетическим рассасывающим хирургическим шовным материалом является окцелон, созданный на основе монокарбоксицеллюлозы. В последующие годы появились кацелон и римин [2].
Полигликолевая кислота является полимером гликолевой кислоты. Полиглактин-910 - полимер лактида и гликолидов с соотношением 1:9. Обе нити имеют плетеную структуру, так как из-за жесткости исходного материала невозможно изготовить монолитную шовную нить с хорошими манипуляционными свойствами (монолитные нити производят тонкими только для микрохирургии и офтальмологии). Дексон оказался отличным материалом для зашивания кожных ран, вызывая минимальную реакцию тканей. Некоторые исследователи не рекомендуют применять дексон, так как теряется прочность за 2 нед., при сшивании апоневроза, другие, применившие дексон у 300 больных, при сравнении с нерассасывающейся мононитью - проленом, нейлоном выявили одинаковую эффективность материалов, частоту инфицирования ран и развития грыж. Во всех отделах желудочно-кишечного тракта анастомозы, выполненные дексоном, прочнее анастомозов, выполненных кетгутом, причем дексон сохраняется на 2 нед. дольше, чем кетгут. При всех достоинствах дексона потеря прочности in vivo происходит довольно быстро, что не всегда удовлетворяет хирургов [2].
Полиглактин-910 или викрил - прочный шовный материал; его прочность на разрыв больше, чем у других природных или синтетических шовных материалов. Из нитей одного и того же номера полиглактин - наиболее прочный. Несмотря на свою прочность, полиглактин-910 очень эластичен. Даже в условиях инфицирования раны шов из викрила не теряет прочности. Материал зарекомендовал себя с хорошей стороны при закрытии ран брюшной стенки. Изучение прочности кожных ран, сшитых викрилом и другими нитями, выявило стабильную однородность показателей прочности до 21-х суток, после чего до 120 суток еще наблюдается увеличение прочности ран, ушитых викрилом, по сравнению с этим показателем при использовании нерассасывающихся нитей [8].
Существенным недостатком плетенных синтетических рассасывающихся нитей является высокий коэффициент трения, затрудняющий их завязывание и проведение через ткани.
В последнее время все большими темпами идет развитие биотехнологий, в том числе и медицинской биотехнологии. Изучение механизмов регенерации тканей и органов, поиск новых технологий, которые могли бы восстановить утраченную функцию какого-либо органа или системы, привели к появлению новых отраслей, возникших на стыке биотехнологии и медицины - тканевой инженерии, регенеративной медицины и органогенеза. Эти науки изучают создание органов и тканей de novo. В их основе лежит принцип трансплантации клеток на матрицах-носителях. Матрица-носитель или матрикс - представляет собой синтетический или биологический комплекс для обеспечения механической прочности конструкции с заданными свойствами, трехмерного ориентирования нанесенной на него клеточной культуры. Основными критериями биологически совместимой матрицы для создания тканеинженерной конструкции должны быть: отсутствие цитотоксичности, поддержание адгезии, фиксации, пролиферации и дифференцировки, помещенных на ее поверхность клеток, отсутствие эффекта поддержания воспаления, в том числе иммунного, достаточная механическая прочность в соответствии с назначением, биорезорбируемость обычными метаболическими путями, например, ферментативным или гидролизом [9].
Рецензенты:
Дамбаев Г. Ц., д-р мед. наук, профессор, заведующий кафедрой госпитальной хирургии с курсом онкологии Сибирского государственного медицинского университета, г. Томск.
Чернов В. Н., д-р мед. наук, профессор, заведующий кафедрой общей хирургии Ростовского государственного медицинского университета, г. Ростов-на-Дону.