外科植入物的制作方法

本发明涉及一种外科植入物，特别是用于腹壁闭合的外科植入物。

疝修复是最常见的外科手术之一，全球每年要进行大约640万例该手术。每年，大约310万例疝(48％)是借助于平坦网修复的。

已知在疝修复中可以使用由非吸收性(无吸收性)塑料材料聚丙烯或聚酯制成的植入网片，或由缓慢吸收性(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(乙交酯和己内酯的共聚物)制成的植入网片，或由非吸收性材料和吸收性材料的组合制成的植入网片。

然而，已知的网片植入物具有一些缺点。例如，它们相对较重，即，面积重量通常大于50g/m²，并且甚至主要为约100g/m²。因此，如果植入物不是吸收性的，则相对大量的外来物质永久地保留在体内。

这些性质可影响装有这种植入物的患者的舒适度和移动性。此外，这种类型的网片通常包括相对小的孔，它们具有容易形成桥联的缺点。

已知的网片植入物的另一个缺点是高各向异性，特别是当植入物包括针织织物结构的时候。这意味着在不同拉动方向上的(例如)力-伸长行为或撕裂行为(在单轴条纹拉伸试验中测量)通常差别很大。各向异性也存在于所谓的“缝合线拔出强度”中。结果，可能发生植入物固定的问题，因为缝合线可能从网中拔出，导致转位。已知植入物的各向异性行为的另一个问题是在单轴或精准应力之后网孔的塌缩。高应力导致所谓的有效孔表面的减少，这导致过度的外来物反应并随后导致桥联形成。

为了克服网片重量较重的缺陷(bard的网片、ethicon的网片)，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)，因为在吸收性部分被吸收之后，面积重量相对较低。然而，对于这些类型的植入网片，在网片的吸收性部分被吸收之后，剩余部分的缝合线拔出强度趋于较低。

ep0797962a公开了一种轻质区域性植入物，特别是用于腹壁闭合的外科植入物，包括由针织织物制成的柔性基础结构，所述针织织物包括非吸收性或缓慢吸收性材料或这些材料的组合。基础结构的针织织物被设计成，受力低于临界时拉伸程度高于编织区域，并且受力高于临界时拉伸程度低于编织区域。所述临界力低于该组织区域所允许的最高负载。该基础结构上还设置有硬化的合成吸收性材料，所述材料的吸收时间比基础结构的吸收时间短。该植入物由ethicon公司以商品名销售。

wo2011/042811a描述了可用于疝修复的等弹性多孔植入网片，该网片具有在生理负载下保持打开的孔。

用于疝修复的现有技术聚丙烯植入网片的性质由v.schumpelick等人于1999年在《chirurg》第70卷第422至430页中进行了比较。

在us6737371、us2009/0149875a、us7900484和us5569273中公开了具有大致为六边形或蜂窝状网孔的植入网片。

本发明的目的是提供一种外科植入物，特别是用于腹壁闭合的外科植入物，该植入物表现出相对各向同性的机械性能，特别是关于缝合线拔出强度。

该目标通过具有权利要求1所述的特征的外科植入物来实现。本发明的有利型式遵循从属权利要求。

根据本发明所述的外科植入物包括平面式柔性网状基础结构，该基础结构包括以钩编技术制成的针织织物。在该织物中，由闭合编链组织中制成的链(大致在经向上)形成网孔。在形成两个相邻网孔的相应公共侧的部分中，相邻的链通过至少一根内嵌纬向丝线彼此连接。内嵌纬向丝线在所述公共侧的区域中穿插至少三个环路。也可以有三个以上的环路，例如五或七个环路。

术语“平面式”意指基础结构是大致平坦的结构，但也可以弯曲到第三维度。此外，基础结构可以折叠(例如)用以形成袋。植入物可以仅由基础结构组成，但是也可以设想到其他部件(例如附接到基础结构的膜等)。基础结构的坯料可以具有任何形状。并且基础结构也有可能由一个以上的部分构成。

基础结构的两个相邻网孔的公共侧通过至少三个环路实现了良好的稳定，比现有技术中仅使用一个环路、导致相邻网孔之间更多的点状连接的植入物的网孔的情况更好。如果穿过根据本发明的外科植入物的网孔铺设的缝合线在大致垂直于该公共侧的方向上被拉动，则链的闭合编链组织结构将足够坚固，以阻止缝合线因所考虑的网孔材料断裂而被拔出。并且如果缝合线在大致平行于该公共侧的方向(即在经向上)上被拉动，则因为公共侧的区域也因至少三个环路的固定而不至于断裂。与此相反，植入物无法很好地抵抗经向拉动。

因此，根据本发明的外科植入物中的缝合线拔出强度在很大程度上是各向同性的(在基础结构的区域中)并且可以很高，并且植入物的机械性能通常趋于各向同性。包括植入物的变形或者甚至整个植入物的位错在内，网孔的位错导致的缝合线拔出将不再是问题。植入物在外科规程中可以轻松固定。

通常，当与现有技术的轻质网片(例如，植入物)相比时，根据本发明的外科植入物具有更高的操作性能和抗撕裂性。另外，改善的弹性(在网状结构的环路和纵行方向上更高的各向同性拉伸表现)改善了对解剖条件的适应性。

根据本发明的外科植入物非常适合于疝修复。也可以设想其他应用，例如作为盆腔网片或乳房植入物。

在两个相邻网孔的相应公共侧处，所述相邻链可以通过两根内嵌纬向丝线连接，一根通常沿着一条链，另一根通常沿着另一条链之后，其中两根内嵌纬向丝线在所述公共侧的区域中穿插至少三个环路。因此，例如，存在一根来自左侧的内嵌纬向丝线和一根来自右侧的内嵌纬向丝线，大体上形成镜像对称，并且在公共侧的区域中的环路的总数大于只有一根内嵌纬向丝线的情况，这改善了植入物的整体稳定性。

作为迄今为止描述的织物技术的结果，网状基础结构的网孔可以具有大致六边形的形状。考虑到植入物大体上的各向同性性质，这样是有利的。

在本发明的有利实施方案中，相对于缝合线拔出强度值中的较大值，在大致平行于两个相邻网孔的所述公共侧的方向上(即大致经向上)测量的缝合线拔出强度和在大致垂直于该方向的方向上测量的缝合线拔出强度可以相差仅最多20％。下文进一步描述用于测量缝合线拔出强度的测试。简而言之，将基础结构样品的一侧通过三个缝合线环路固定到负荷传感器，并且拉伸直到穿插有某一个缝合线环路的基础结构的网孔破裂。

根据本发明的外科植入物的基础结构可以包括非吸收性材料或缓慢吸收性材料或这些材料的组合。在本文中，缓慢吸收性材料被定义为一种吸收性材料，其具有至少60天的吸收时间，或在30天后强度在体内降低，从而导致至少为初始撕裂强度的10％的撕裂强度。非吸收性或缓慢吸收性材料的存在确保了基础结构在较长时间内是稳定的，并且改善了愈合的成功率。

另选地或另外地，基础结构可包括吸收性材料。吸收性材料可以在初始愈合过程中提供强度或额外的强度。之后，当植入物的增强效应不太重要时，吸收性材料在身体组织提供的环境中分解，使得吸收性材料最终消失。尽管吸收性材料对还包括非吸收性材料的基础结构的强度没有太大贡献，但吸收性材料仍然可以改善外科手术期间植入物的操作性能，或者可以改善初始愈合过程。

通常，用于基础结构的非吸收性或缓慢吸收性的材料是本领域所熟知的。合适的非吸收性物质包括，例如，聚烯烃(例如聚丙烯(ethicon的)或聚乙烯)、氟化聚烯烃(例如聚四氟乙烯(ptfe)或聚偏二氟乙烯)、聚偏二氟乙烯与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。缓慢吸收性材料的示例是用己内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为聚酰胺、聚氨酯、聚异戊二烯、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、聚酰亚胺等。也可以设想这些物质的混合物和/或共聚物。

吸收性材料也是本领域所熟知的。示例是聚对二氧杂环己酮(ethicon的)、乙交酯和丙交酯的共聚物(特别是比率为90:10，ethicon的)以及乙交酯和ε-己内酯的共聚物(ethicon的)。其它示例为多羟基酸，聚丙交酯，聚乙交酯，丙交酯和三亚甲基碳酸酯的共聚物，乙交酯、丙交酯和三亚甲基碳酸酯的共聚物，聚羟基丁酸酯，聚羟基戊酸酯，聚己内酯等，包括它们的混合物和/或共聚物。材料的选择取决于，例如，身体组织或合适的体外培养基中的吸收期。

例如，根据本发明的外科植入物的基础结构可以包括由非吸收性或缓慢吸收性材料或其混合物制成的细丝交织而成的丝线以及由吸收性材料制成的细丝交织而成的丝线。在这种情况下，基础结构可以由钩针技术编织的此类丝线制成。植入后一段时间，吸收性的细丝将被吸收，但植入物的大体形状和其性质的各向同性将会保留。

如果基础结构包括非吸收性(和/或缓慢吸收性)材料以及吸收性材料，则植入物可被设计成使得其强度主要由非吸收性(和/或缓慢吸收性)材料决定。例如，在植入之后且吸收性材料分解之后，相对于对应的初始值，在大致平行或垂直于两个相邻网孔的公共侧的方向上测量的缝合线拔出强度中的至少一个可以与相应的初始值相差仅小于25％，。在这种情况下，缝合线拔出强度降低的重要性较小。为了测试，吸收性材料分解后的状态可以通过在合适的缓冲液中温育植入物而在体外实现。

在本发明的有利实施方案中，相对于穿过一个网孔并且在植入前测量的一个缝合线环，在大致平行于基础结构的两个相邻网孔的公共侧的方向上测量的以及在大致垂直于该公共侧的方向上测量的缝合线拔出强度均为至少15n。根据上述基础结构的各向同性表现，这样的值足以用于植入物的安全固定，并且即使是轻质的基础结构也可以轻易地实现。用于测量缝合线拔出强度的测试如上所述并且将在下文中进行更详细地描述。

优选地，网状基础结构的网孔具有至少3mm²的单个孔尺寸(有效面积)。这一面积相对较大，通常导致结构较为轻质，并克服了包括随后的“桥联形成”在内的过度异物反应的缺点。

根据本发明的外科植入物可以包括着色的标记。这种标记为外科医生在操作植入物时提供帮助。在有利的实施方案中，以闭合编链组织制成的至少一对相邻链具有不同于大多数链的颜色。通过这种方式，可以形成平行条纹的图案，因而能够以等距方式或以不等距的方式布置。

在下文中，将通过实施方案更详细地描述本发明。附图示于以下

图1根据本发明的外科植入物的一个实施方案中，基础结构的一部分的放大顶视图，

图2根据图1的基础结构的一部分的放大底视图，并且

图3根据图1和图2的基础结构的织物结构的示意图，其中(a)部分是在使用钩编技术中穿插内嵌纬向丝线时，针的组合运动的示意图，(b)部分是这些针的单独运动的示意图，并且(c)部分示出了两个相邻网孔的相应公共侧处形成的连接。

图1以放大顶视图示出了外科植入物1的一个实施方案的基础结构的一部分。由2表示的该基础结构被设计为使用钩编技术制成的针织织物。图1所示的图案延伸超出附图的边界，并且在该实施方案中，以相同的方式重复。基础结构2形成包括多个网孔4的柔性外科网片。在该实施方案中，一个网孔的尺寸(相应开口的有效面积)为约4mm²。

网孔4由闭合编链组织，或称钩编技术，制成的链10确定。在图1的取向中，链10大致上从图的底部延伸到顶部，并且垂直于其延伸方向来回波动。

链10中随机选择的一对相邻链由11和11'表示。在图1中由弯曲托架指示的截面中，链11和11'形成两个相邻网孔14和14'的公共侧12。在该公共侧12的区域中，相邻的链11和11'通过在三个环路17、17'和17"中延伸的内嵌纬向丝线16连接，并且由在三个环路19、19'和19"中延伸的另一内嵌纬向丝线18连接。为了清楚起见，内嵌纬向丝线16以深灰色表示，而内嵌纬向丝线18以中灰色表示。内嵌纬向丝线16和18通常分别沿着镜像路径跟随链11'和11，并且除了网孔14和14'之外还参与多个各自成对的相邻网孔4的连接。

从图1中可以看出，其它链10也形成相邻的网孔4的相应公共侧，其中这些公共侧通过两根内嵌纬向丝线连接，每根丝线在所讨论的公共侧的区域中均形成三个环路。钩编技术制成的这种构造使得外科植入物1的网状基础结构2中能够安全地互连。

当缝合线环穿过一个在图1的纸平面中闭合的网孔4时，缝合线可以大致垂直于纸平面延伸。当该缝合线被拉到图1的顶侧时，将趋于施加力到基础结构2上的接合区20，使其可试图进入相应公共侧12的区域。然而，在该区域中，由于参与连接的内嵌纬向丝线16、18分别形成三个环路17、17'、17"和19、19'、19"(而不是只有一根)，相邻的链11和11'彼此安全地连接。当沿另一方向拉动缝合线时，缝合线横向于链10的相应方向撞击基础结构2的材料，但由于链10的闭合编链组织结构通常比较强韧，这一点往往不重要。因此，所有方向上的缝合线拔出力均可较高，其中，缝合线拉出力的绝对值取决于基础结构2的选定材料。

图2是类似于图1的视图，并且从底侧示出基础结构2，其中，术语“顶部”和“底部”是随意选择的。图2基本上是图1的镜像视图。

实施例

在一个实施例中，制造了大致如图1和图2所示的基础结构。

图3以织物制造技术人员熟悉的示意性方式示出了图1和图2的基础结构2如何以钩编技术编织。图3(a)是用于穿插内嵌纬向丝线16、18的针的组合运动的示意图，图3(b)是这些针单独运动的示意图。图3(c)示出了类似于图1和图2、在两个相邻网孔14、14'的相应公共侧12处的所得连接。

用本领域技术人员熟悉的术语来说，该实施例的基础结构2在意大利comez公司的acotronic型的钩编机上以钩编技术编织。

实施例中的图案：

经向丝线的基本系统：

闭合编链组织(链10)

用于纬向丝线(内嵌纬向丝线16、18)的两根导针的运动：

针1：3-1/3-1/3-2/4-2/4-2//

针2：2-4/2-4/2-3/1-3/1-3//

在该实施例中，用于在闭合编链组织中制成的链10以及内嵌纬向丝线16和18的材料是包括一根非吸收性聚丙烯单丝(ethicon的直径3.5mil＝88.9μm)和一根吸收性聚卡普隆单丝(ethicon的直径5mil＝127μm)捻线。在意大利lezzinitbr公司的上行式捻线机(uptwister)上进行加捻，其中在s方向上进行第一加捻步骤(155t/m)并在z方向上进行第二加捻步骤(175t/m)。

该丝线材料是部分吸收性的。在吸收性组分分解之后，基础结构2具有与分解前基本相同的设置，并且其强度没有大幅降低(见下文)。然而，吸收性组分很重要，因为它改善了外科植入物1的操作性能，并且对植入后的初始愈合过程具有有利的影响。

在该实施例中，将大面积基础结构2切割成适当尺寸的单个片材以构成单独的外科植入物。将这些片材夹持在回火框架上并在113℃下退火9小时。

下表1显示了现有技术的几种网状植入物(ethicon的vypro和seragwiessner的)，以及根据到目前为止描述的实施例的基础结构2的几个样品(试验1至试验7)的缝合线拔出强度和孔尺寸。

在相同的工艺条件下生产试验1至试验7的样品，但闭合编链组织、内嵌纬向丝线和拉动网片材料时的丝线张力略有不同。这种差异在通常的制造条件下也会发生，并且不会显著地影响缝合线拔出强度，这一点可通过表1中试验1至试验7结果的变化相对较小来证明。

下文介绍了测量缝合线拔出强度的方法。表1中的缝合拉拔强度的数值全部涉及三根缝合线，因此必须除以三，以获得单根缝合线的值。“竖直”是指图1至图3中的左右方向，并且“水平”是指图1至图3中的上下方向。孔宽度和长度是指与所讨论的孔边缘的丝线的中心之间的对应距离。有效面积是孔的开口区域，不含任何边缘材料。

分别测量市售的网片植入物(现有技术)和如上所述制备的植入物(试验1至试验7)的初始缝合线拔出强度。为了获得具有已分解的且从网片上除去的吸收性组分的降解网片，将各个植入物在ph7.26缓冲溶液中于55℃下温育10天。

表1现有技术的几种植入物和上述基础结构(试验1至试验7)的缝合线拔出强度和孔尺寸

表1显示试验1至试验7的植入物表现出很高的各向同性，即在降解前后，缝合线拔出强度并不取决于方向(竖直或水平)。具体地，与一些现有技术植入物相反，“水平”方向(即，平行于图1和图2中的相应公共侧12)的缝合线拔出强度几乎与垂直方向上的一样高。此外，在试验1至试验7的植入物中，与现有技术的网状植入物相反，缝合线拔出强度在降解时没有大量劣化。

通过根据标准din53857(织物的条纹测试)开发的测试方法测量表1的网孔中的缝合线拔出强度。该标准被修改成模拟身体组织、缝合线材料和植入网片之间的强度关系。

为了进行试验，使用尺寸为5.0cm×5.0cm的网片样品。在纵向(经向)方向(即图1和图2中的上下方向)和横向(纬向)方向(即图1和图2中的左右方向)上切割样品。如上所述，在缓冲溶液中制备代表吸收性组分降解后的状态的样品。

测试仪器包括用于施加张力的复合传感器(2.5kn)，其中，上夹持夹具可以从100mm的夹持长度和0.3n的预加载力开始远离下夹持夹具移动，并且运行拉伸速度为30mm/min。

将待测试的样品转向所需的取向，并且在其上边缘处设置有三个缝合线环，且在其下边缘处设置有三个缝合线环。为此，将缝合线环穿过相应网孔的有效面积，使得它们的自由端延伸超过样品的相应边缘。对于缝合线环，使用#2-0(ethicon；直径为0.3mm的聚丙烯单丝)。在上边缘区域和下边缘区域的每一个中，两个相邻的缝合线之间的距离为10mm，并且缝合线到样品的最近边缘的距离为15mm。通过粘合带将缝合线环轻轻固定到样品上，但这不影响测试结果。

将缝合线的自由端(即，延伸超出样品的缝合线端)分别从上夹持钳夹开始夹持到上夹持夹具和下夹持夹具，从上夹持夹具开始。它们必须以使得它们在测试期间以相等的张力拉动样品的方式固定。

然后，启动测试仪器，并使夹具拉动样品，直到样品的网状结构的缝合线的第一根缝合线断裂。这是表1中给出的相应的缝合线拔出强度值。

一般来讲，用于外科植入物的构造和设计及其基础结构以及材料的选择均有多种可能性。在具体实施方式的介绍性部分中公开了非吸收性和吸收性材料的多个实施例。