外科植入物的制作方法

本發明涉及一種外科植入物，特別是用于腹壁閉合的外科植入物。

疝修復是最常見的外科手術之一，全球每年要進行大約640萬例該手術。每年，大約310萬例疝(48％)是借助于平坦網修復的。

已知在疝修復中可以使用由非吸收性(無吸收性)塑料材料聚丙烯或聚酯制成的植入網片，或由緩慢吸收性(再吸收性)材料polyglactin910(乙交酯和丙交酯比率9:1的共聚物)或聚卡普隆(乙交酯和己內酯的共聚物)制成的植入網片，或由非吸收性材料和吸收性材料的組合制成的植入網片。

然而，已知的網片植入物具有一些缺點。例如，它們相對較重，即，面積重量通常大于50g/m²，并且甚至主要為約100g/m²。因此，如果植入物不是吸收性的，則相對大量的外來物質永久地保留在體內。

這些性質可影響裝有這種植入物的患者的舒適度和移動性。此外，這種類型的網片通常包括相對小的孔，它們具有容易形成橋聯的缺點。

已知的網片植入物的另一個缺點是高各向異性，特別是當植入物包括針織織物結構的時候。這意味著在不同拉動方向上的(例如)力-伸長行為或撕裂行為(在單軸條紋拉伸試驗中測量)通常差別很大。各向異性也存在于所謂的“縫合線拔出強度”中。結果，可能發生植入物固定的問題，因為縫合線可能從網中拔出，導致轉位。已知植入物的各向異性行為的另一個問題是在單軸或精準應力之后網孔的塌縮。高應力導致所謂的有效孔表面的減少，這導致過度的外來物反應并隨后導致橋聯形成。

為了克服網片重量較重的缺陷(bard的網片、ethicon的網片)，一些已知的植入物是部分吸收性的(例如，ethicon的ethicon的ethicon的ii、seragwiessner的)，因為在吸收性部分被吸收之后，面積重量相對較低。然而，對于這些類型的植入網片，在網片的吸收性部分被吸收之后，剩余部分的縫合線拔出強度趨于較低。

ep0797962a公開了一種輕質區域性植入物，特別是用于腹壁閉合的外科植入物，包括由針織織物制成的柔性基礎結構，所述針織織物包括非吸收性或緩慢吸收性材料或這些材料的組合。基礎結構的針織織物被設計成，受力低于臨界時拉伸程度高于編織區域，并且受力高于臨界時拉伸程度低于編織區域。所述臨界力低于該組織區域所允許的最高負載。該基礎結構上還設置有硬化的合成吸收性材料，所述材料的吸收時間比基礎結構的吸收時間短。該植入物由ethicon公司以商品名銷售。

wo2011/042811a描述了可用于疝修復的等彈性多孔植入網片，該網片具有在生理負載下保持打開的孔。

用于疝修復的現有技術聚丙烯植入網片的性質由v.schumpelick等人于1999年在《chirurg》第70卷第422至430頁中進行了比較。

在us6737371、us2009/0149875a、us7900484和us5569273中公開了具有大致為六邊形或蜂窩狀網孔的植入網片。

本發明的目的是提供一種外科植入物，特別是用于腹壁閉合的外科植入物，該植入物表現出相對各向同性的機械性能，特別是關于縫合線拔出強度。

該目標通過具有權利要求1所述的特征的外科植入物來實現。本發明的有利型式遵循從屬權利要求。

根據本發明所述的外科植入物包括平面式柔性網狀基礎結構，該基礎結構包括以鉤編技術制成的針織織物。在該織物中，由閉合編鏈組織中制成的鏈(大致在經向上)形成網孔。在形成兩個相鄰網孔的相應公共側的部分中，相鄰的鏈通過至少一根內嵌緯向絲線彼此連接。內嵌緯向絲線在所述公共側的區域中穿插至少三個環路。也可以有三個以上的環路，例如五或七個環路。

術語“平面式”意指基礎結構是大致平坦的結構，但也可以彎曲到第三維度。此外，基礎結構可以折疊(例如)用以形成袋。植入物可以僅由基礎結構組成，但是也可以設想到其他部件(例如附接到基礎結構的膜等)。基礎結構的坯料可以具有任何形狀。并且基礎結構也有可能由一個以上的部分構成。

基礎結構的兩個相鄰網孔的公共側通過至少三個環路實現了良好的穩定，比現有技術中僅使用一個環路、導致相鄰網孔之間更多的點狀連接的植入物的網孔的情況更好。如果穿過根據本發明的外科植入物的網孔鋪設的縫合線在大致垂直于該公共側的方向上被拉動，則鏈的閉合編鏈組織結構將足夠堅固，以阻止縫合線因所考慮的網孔材料斷裂而被拔出。并且如果縫合線在大致平行于該公共側的方向(即在經向上)上被拉動，則因為公共側的區域也因至少三個環路的固定而不至于斷裂。與此相反，植入物無法很好地抵抗經向拉動。

因此，根據本發明的外科植入物中的縫合線拔出強度在很大程度上是各向同性的(在基礎結構的區域中)并且可以很高，并且植入物的機械性能通常趨于各向同性。包括植入物的變形或者甚至整個植入物的位錯在內，網孔的位錯導致的縫合線拔出將不再是問題。植入物在外科規程中可以輕松固定。

通常，當與現有技術的輕質網片(例如，植入物)相比時，根據本發明的外科植入物具有更高的操作性能和抗撕裂性。另外，改善的彈性(在網狀結構的環路和縱行方向上更高的各向同性拉伸表現)改善了對解剖條件的適應性。

根據本發明的外科植入物非常適合于疝修復。也可以設想其他應用，例如作為盆腔網片或乳房植入物。

在兩個相鄰網孔的相應公共側處，所述相鄰鏈可以通過兩根內嵌緯向絲線連接，一根通常沿著一條鏈，另一根通常沿著另一條鏈之后，其中兩根內嵌緯向絲線在所述公共側的區域中穿插至少三個環路。因此，例如，存在一根來自左側的內嵌緯向絲線和一根來自右側的內嵌緯向絲線，大體上形成鏡像對稱，并且在公共側的區域中的環路的總數大于只有一根內嵌緯向絲線的情況，這改善了植入物的整體穩定性。

作為迄今為止描述的織物技術的結果，網狀基礎結構的網孔可以具有大致六邊形的形狀。考慮到植入物大體上的各向同性性質，這樣是有利的。

在本發明的有利實施方案中，相對于縫合線拔出強度值中的較大值，在大致平行于兩個相鄰網孔的所述公共側的方向上(即大致經向上)測量的縫合線拔出強度和在大致垂直于該方向的方向上測量的縫合線拔出強度可以相差僅最多20％。下文進一步描述用于測量縫合線拔出強度的測試。簡而言之，將基礎結構樣品的一側通過三個縫合線環路固定到負荷傳感器，并且拉伸直到穿插有某一個縫合線環路的基礎結構的網孔破裂。

根據本發明的外科植入物的基礎結構可以包括非吸收性材料或緩慢吸收性材料或這些材料的組合。在本文中，緩慢吸收性材料被定義為一種吸收性材料，其具有至少60天的吸收時間，或在30天后強度在體內降低，從而導致至少為初始撕裂強度的10％的撕裂強度。非吸收性或緩慢吸收性材料的存在確保了基礎結構在較長時間內是穩定的，并且改善了愈合的成功率。

另選地或另外地，基礎結構可包括吸收性材料。吸收性材料可以在初始愈合過程中提供強度或額外的強度。之后，當植入物的增強效應不太重要時，吸收性材料在身體組織提供的環境中分解，使得吸收性材料最終消失。盡管吸收性材料對還包括非吸收性材料的基礎結構的強度沒有太大貢獻，但吸收性材料仍然可以改善外科手術期間植入物的操作性能，或者可以改善初始愈合過程。

通常，用于基礎結構的非吸收性或緩慢吸收性的材料是本領域所熟知的。合適的非吸收性物質包括，例如，聚烯烴(例如聚丙烯(ethicon的)或聚乙烯)、氟化聚烯烴(例如聚四氟乙烯(ptfe)或聚偏二氟乙烯)、聚偏二氟乙烯與偏二氟乙烯和六氟代丙烯共聚物的共混物(例如ethicon的)以及聚酯。緩慢吸收性材料的示例是用己內酯和乙交酯的共聚物(例如ethicon的)涂覆的乙交酯和丙交酯比率5:95的共聚物。非吸收性材料的其它示例為聚酰胺、聚氨酯、聚異戊二烯、聚苯乙烯、聚硅氧烷、聚碳酸酯、聚芳醚酮(peek)、聚甲基丙烯酸酯、聚丙烯酸酯、芳族聚酯、聚酰亞胺等。也可以設想這些物質的混合物和/或共聚物。

吸收性材料也是本領域所熟知的。示例是聚對二氧雜環己酮(ethicon的)、乙交酯和丙交酯的共聚物(特別是比率為90:10，ethicon的)以及乙交酯和ε-己內酯的共聚物(ethicon的)。其它示例為多羥基酸，聚丙交酯，聚乙交酯，丙交酯和三亞甲基碳酸酯的共聚物，乙交酯、丙交酯和三亞甲基碳酸酯的共聚物，聚羥基丁酸酯，聚羥基戊酸酯，聚己內酯等，包括它們的混合物和/或共聚物。材料的選擇取決于，例如，身體組織或合適的體外培養基中的吸收期。

例如，根據本發明的外科植入物的基礎結構可以包括由非吸收性或緩慢吸收性材料或其混合物制成的細絲交織而成的絲線以及由吸收性材料制成的細絲交織而成的絲線。在這種情況下，基礎結構可以由鉤針技術編織的此類絲線制成。植入后一段時間，吸收性的細絲將被吸收，但植入物的大體形狀和其性質的各向同性將會保留。

如果基礎結構包括非吸收性(和/或緩慢吸收性)材料以及吸收性材料，則植入物可被設計成使得其強度主要由非吸收性(和/或緩慢吸收性)材料決定。例如，在植入之后且吸收性材料分解之后，相對于對應的初始值，在大致平行或垂直于兩個相鄰網孔的公共側的方向上測量的縫合線拔出強度中的至少一個可以與相應的初始值相差僅小于25％，。在這種情況下，縫合線拔出強度降低的重要性較小。為了測試，吸收性材料分解后的狀態可以通過在合適的緩沖液中溫育植入物而在體外實現。

在本發明的有利實施方案中，相對于穿過一個網孔并且在植入前測量的一個縫合線環，在大致平行于基礎結構的兩個相鄰網孔的公共側的方向上測量的以及在大致垂直于該公共側的方向上測量的縫合線拔出強度均為至少15n。根據上述基礎結構的各向同性表現，這樣的值足以用于植入物的安全固定，并且即使是輕質的基礎結構也可以輕易地實現。用于測量縫合線拔出強度的測試如上所述并且將在下文中進行更詳細地描述。

優選地，網狀基礎結構的網孔具有至少3mm²的單個孔尺寸(有效面積)。這一面積相對較大，通常導致結構較為輕質，并克服了包括隨后的“橋聯形成”在內的過度異物反應的缺點。

根據本發明的外科植入物可以包括著色的標記。這種標記為外科醫生在操作植入物時提供幫助。在有利的實施方案中，以閉合編鏈組織制成的至少一對相鄰鏈具有不同于大多數鏈的顏色。通過這種方式，可以形成平行條紋的圖案，因而能夠以等距方式或以不等距的方式布置。

在下文中，將通過實施方案更詳細地描述本發明。附圖示于以下

圖1根據本發明的外科植入物的一個實施方案中，基礎結構的一部分的放大頂視圖，

圖2根據圖1的基礎結構的一部分的放大底視圖，并且

圖3根據圖1和圖2的基礎結構的織物結構的示意圖，其中(a)部分是在使用鉤編技術中穿插內嵌緯向絲線時，針的組合運動的示意圖，(b)部分是這些針的單獨運動的示意圖，并且(c)部分示出了兩個相鄰網孔的相應公共側處形成的連接。

圖1以放大頂視圖示出了外科植入物1的一個實施方案的基礎結構的一部分。由2表示的該基礎結構被設計為使用鉤編技術制成的針織織物。圖1所示的圖案延伸超出附圖的邊界，并且在該實施方案中，以相同的方式重復。基礎結構2形成包括多個網孔4的柔性外科網片。在該實施方案中，一個網孔的尺寸(相應開口的有效面積)為約4mm²。

網孔4由閉合編鏈組織，或稱鉤編技術，制成的鏈10確定。在圖1的取向中，鏈10大致上從圖的底部延伸到頂部，并且垂直于其延伸方向來回波動。

鏈10中隨機選擇的一對相鄰鏈由11和11'表示。在圖1中由彎曲托架指示的截面中，鏈11和11'形成兩個相鄰網孔14和14'的公共側12。在該公共側12的區域中，相鄰的鏈11和11'通過在三個環路17、17'和17"中延伸的內嵌緯向絲線16連接，并且由在三個環路19、19'和19"中延伸的另一內嵌緯向絲線18連接。為了清楚起見，內嵌緯向絲線16以深灰色表示，而內嵌緯向絲線18以中灰色表示。內嵌緯向絲線16和18通常分別沿著鏡像路徑跟隨鏈11'和11，并且除了網孔14和14'之外還參與多個各自成對的相鄰網孔4的連接。

從圖1中可以看出，其它鏈10也形成相鄰的網孔4的相應公共側，其中這些公共側通過兩根內嵌緯向絲線連接，每根絲線在所討論的公共側的區域中均形成三個環路。鉤編技術制成的這種構造使得外科植入物1的網狀基礎結構2中能夠安全地互連。

當縫合線環穿過一個在圖1的紙平面中閉合的網孔4時，縫合線可以大致垂直于紙平面延伸。當該縫合線被拉到圖1的頂側時，將趨于施加力到基礎結構2上的接合區20，使其可試圖進入相應公共側12的區域。然而，在該區域中，由于參與連接的內嵌緯向絲線16、18分別形成三個環路17、17'、17"和19、19'、19"(而不是只有一根)，相鄰的鏈11和11'彼此安全地連接。當沿另一方向拉動縫合線時，縫合線橫向于鏈10的相應方向撞擊基礎結構2的材料，但由于鏈10的閉合編鏈組織結構通常比較強韌，這一點往往不重要。因此，所有方向上的縫合線拔出力均可較高，其中，縫合線拉出力的絕對值取決于基礎結構2的選定材料。

圖2是類似于圖1的視圖，并且從底側示出基礎結構2，其中，術語“頂部”和“底部”是隨意選擇的。圖2基本上是圖1的鏡像視圖。

實施例

在一個實施例中，制造了大致如圖1和圖2所示的基礎結構。

圖3以織物制造技術人員熟悉的示意性方式示出了圖1和圖2的基礎結構2如何以鉤編技術編織。圖3(a)是用于穿插內嵌緯向絲線16、18的針的組合運動的示意圖，圖3(b)是這些針單獨運動的示意圖。圖3(c)示出了類似于圖1和圖2、在兩個相鄰網孔14、14'的相應公共側12處的所得連接。

用本領域技術人員熟悉的術語來說，該實施例的基礎結構2在意大利comez公司的acotronic型的鉤編機上以鉤編技術編織。

實施例中的圖案：

經向絲線的基本系統：

閉合編鏈組織(鏈10)

用于緯向絲線(內嵌緯向絲線16、18)的兩根導針的運動：

針1：3-1/3-1/3-2/4-2/4-2//

針2：2-4/2-4/2-3/1-3/1-3//

在該實施例中，用于在閉合編鏈組織中制成的鏈10以及內嵌緯向絲線16和18的材料是包括一根非吸收性聚丙烯單絲(ethicon的直徑3.5mil＝88.9μm)和一根吸收性聚卡普隆單絲(ethicon的直徑5mil＝127μm)捻線。在意大利lezzinitbr公司的上行式捻線機(uptwister)上進行加捻，其中在s方向上進行第一加捻步驟(155t/m)并在z方向上進行第二加捻步驟(175t/m)。

該絲線材料是部分吸收性的。在吸收性組分分解之后，基礎結構2具有與分解前基本相同的設置，并且其強度沒有大幅降低(見下文)。然而，吸收性組分很重要，因為它改善了外科植入物1的操作性能，并且對植入后的初始愈合過程具有有利的影響。

在該實施例中，將大面積基礎結構2切割成適當尺寸的單個片材以構成單獨的外科植入物。將這些片材夾持在回火框架上并在113℃下退火9小時。

下表1顯示了現有技術的幾種網狀植入物(ethicon的vypro和seragwiessner的)，以及根據到目前為止描述的實施例的基礎結構2的幾個樣品(試驗1至試驗7)的縫合線拔出強度和孔尺寸。

在相同的工藝條件下生產試驗1至試驗7的樣品，但閉合編鏈組織、內嵌緯向絲線和拉動網片材料時的絲線張力略有不同。這種差異在通常的制造條件下也會發生，并且不會顯著地影響縫合線拔出強度，這一點可通過表1中試驗1至試驗7結果的變化相對較小來證明。

下文介紹了測量縫合線拔出強度的方法。表1中的縫合拉拔強度的數值全部涉及三根縫合線，因此必須除以三，以獲得單根縫合線的值。“豎直”是指圖1至圖3中的左右方向，并且“水平”是指圖1至圖3中的上下方向。孔寬度和長度是指與所討論的孔邊緣的絲線的中心之間的對應距離。有效面積是孔的開口區域，不含任何邊緣材料。

分別測量市售的網片植入物(現有技術)和如上所述制備的植入物(試驗1至試驗7)的初始縫合線拔出強度。為了獲得具有已分解的且從網片上除去的吸收性組分的降解網片，將各個植入物在ph7.26緩沖溶液中于55℃下溫育10天。

表1現有技術的幾種植入物和上述基礎結構(試驗1至試驗7)的縫合線拔出強度和孔尺寸

表1顯示試驗1至試驗7的植入物表現出很高的各向同性，即在降解前后，縫合線拔出強度并不取決于方向(豎直或水平)。具體地，與一些現有技術植入物相反，“水平”方向(即，平行于圖1和圖2中的相應公共側12)的縫合線拔出強度幾乎與垂直方向上的一樣高。此外，在試驗1至試驗7的植入物中，與現有技術的網狀植入物相反，縫合線拔出強度在降解時沒有大量劣化。

通過根據標準din53857(織物的條紋測試)開發的測試方法測量表1的網孔中的縫合線拔出強度。該標準被修改成模擬身體組織、縫合線材料和植入網片之間的強度關系。

為了進行試驗，使用尺寸為5.0cm×5.0cm的網片樣品。在縱向(經向)方向(即圖1和圖2中的上下方向)和橫向(緯向)方向(即圖1和圖2中的左右方向)上切割樣品。如上所述，在緩沖溶液中制備代表吸收性組分降解后的狀態的樣品。

測試儀器包括用于施加張力的復合傳感器(2.5kn)，其中，上夾持夾具可以從100mm的夾持長度和0.3n的預加載力開始遠離下夾持夾具移動，并且運行拉伸速度為30mm/min。

將待測試的樣品轉向所需的取向，并且在其上邊緣處設置有三個縫合線環，且在其下邊緣處設置有三個縫合線環。為此，將縫合線環穿過相應網孔的有效面積，使得它們的自由端延伸超過樣品的相應邊緣。對于縫合線環，使用#2-0(ethicon；直徑為0.3mm的聚丙烯單絲)。在上邊緣區域和下邊緣區域的每一個中，兩個相鄰的縫合線之間的距離為10mm，并且縫合線到樣品的最近邊緣的距離為15mm。通過粘合帶將縫合線環輕輕固定到樣品上，但這不影響測試結果。

將縫合線的自由端(即，延伸超出樣品的縫合線端)分別從上夾持鉗夾開始夾持到上夾持夾具和下夾持夾具，從上夾持夾具開始。它們必須以使得它們在測試期間以相等的張力拉動樣品的方式固定。

然后，啟動測試儀器，并使夾具拉動樣品，直到樣品的網狀結構的縫合線的第一根縫合線斷裂。這是表1中給出的相應的縫合線拔出強度值。

一般來講，用于外科植入物的構造和設計及其基礎結構以及材料的選擇均有多種可能性。在具體實施方式的介紹性部分中公開了非吸收性和吸收性材料的多個實施例。