DE19702708C1 - Verfahren zum Behandeln von hydrolysierbarem resorbierbaren chirurgischen Nahtmaterial - Google Patents
Verfahren zum Behandeln von hydrolysierbarem resorbierbaren chirurgischen NahtmaterialInfo
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Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Behandeln von hydro
lysierbarem resorbierbaren chirurgischem Nahtmaterial.
Resorbierbare chirurgische Nahtmaterialien werden nach dem Ein
bringen in den Körper im Laufe der Zeit resorbiert. Dabei ist im
allgemeinen die Reißfestigkeit bereits deutlich abgesunken,
bevor eine nennenswerte Resorption einsetzt.
Als resorbierbares chirurgisches Nahtmaterial hat sich Polyglac
tin 910 bewährt. Polyglactin 910 ist ein Copolymer aus Glykolid
und Lactid im Verhältnis 9 : 1, das von der Anmelderin unter der
Bezeichnung "Vicryl®" vertrieben wird. Polyglactin 910 wird
durch Hydrolyse abgebaut. Die entstehenden Abbauprodukte, Gly
kolsäure und Milchsäure, werden im Körper metabolisiert. Chir
urgisches Nahtmaterial aus Polyglactin 910 kann monofile oder
geflochtene Fäden aufweisen. Geflochtene Fäden sind vorzugsweise
beschichtet.
Für Indikationen, bei denen die Naht nach wenigen Tagen ihren
Zweck erfüllt hat, ist ein Nahtmaterial mit einer Resorptions
dauer von Vorteil, die kürzer ist als bei herkömmlichen resor
bierbaren Nahtmaterialien.
Um die Resorptionsdauer von resorbierbarem Nahtmaterial zu ver
kürzen, ist es bekannt, das Nahtmaterial während der Fertigung
zu bestrahlen, z. B. mit 60Co-Gammastrahlung. Dadurch werden
Schäden in der Polymerstruktur des Nahtmaterials erzeugt, die
nach der Implantation des Nahtmaterials zu einem schnelleren
Reißfestigkeitsabfall und einer kürzeren Resorptionsdauer in
vivo führen. Das Bestrahlen während der Fertigung ist jedoch aus
anlagentechnischen Gründen ohne hohen Aufwand nur unter vorher
festgelegten, starren Bedingungen möglich, weshalb sich die
Resorptionseigenschaften des Nahtmaterials nicht auf flexible
Weise einstellen lassen.
Aus der DE 44 40 095 A1 ist ein chirurgisches Nahtmaterial aus
resorbierbarem synthetischem Polymer bekannt, das aus Glykolid-
Trimethylencarbonat-Copolymer mit einem Glykolidgehalt größer
als 76 Gew.-% mit statistischer Verteilung der Monomeren gebil
det ist. Das Nahtmaterial zeigt innerhalb von 9 bis 21 Tagen
einen vollständigen Reißkraftverlust und ist in vivo nach 35 bis
91 Tagen vollständig resorbiert.
Die EP 0 497 026 A1 zeigt ein Verfahren zum Verbessern der La
gerstabilität von chirurgischem Nahtmaterial, das empfindlich
gegen hydrolytischen Abbau ist. Dabei wird eine wasserlösliche,
hygroskopische Polyhydroxyverbindung oder ein Ester einer der
artigen Verbindung als Stabilisierungsmittel verwendet.
In dem Schweizer Patent Nr. 490 091 ist ein Verfahren zur Ver
besserung der Beibehaltung der Festigkeit sowie der Geschwindig
keit der Absorption von Polyglykolsäurefilamenten beschrieben,
die als Nahtmaterial verwendet werden sollen. Die Filamente
werden bei einer relativen Feuchtigkeit von nicht mehr als etwa
20% und einer Temperatur zwischen etwa 50°C und 190°C für eine
Zeitdauer zwischen etwa 5 Minuten und 5 Stunden trockener Wärme
ausgesetzt, wobei bei höheren Temperaturen kürzere Zeiten erfor
derlich sind.
Es ist Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren zum Behandeln von
hydrolysierbarem resorbierbarem chirurgischem Nahtmaterial zu
schaffen, wodurch sich der Reißfestigkeitsabfall beschleunigen
und die Resorptionsdauer verkürzen läßt, das eine exakte Ein
stellung der gewünschten Resorptionseigenschaften ermöglicht und
das sich problemlos und kostengünstig in den Fertigungsprozeß
einfügen läßt.
Diese Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren zum Behandeln von
hydrolysierbarem resobierbarem chirurgischem Nahtmaterial mit
den Merkmalen des Patentanspruchs 1. Vorteilhafte Ausgestaltun
gen ergeben sich aus den Unteransprüchen.
Das erfindungsgemäße Verfahren eignet sich zum Behandeln von
hydrolysierbarem resorbierbaren chirurgischem Nahtmaterial. Das
chirurgische Nahtmaterial wird in einem Hydrolysepuffer mit
einem pH-Wert im Bereich von 4 bis 10 inkubiert, und zwar für
eine Zeitdauer im Bereich von 10 Stunden bis 100 Stunden. Die
Temperatur liegt dabei im Bereich von 30°C bis 65°C.
Das erfindungsgemäße Verfahren läßt sich gut in den Fertigungs
prozeß von chirurgischem Nahtmaterial integrieren. Seine Wir
kungsweise beruht vermutlich darauf, daß die Molekülstruktur
durch einen Hydroprozeß angegriffen wird (hydrolytische Spal
tung), was dazu führt, daß das Nahtmaterial in vitro und in vivo
schneller abgebaut wird. Durch Wahl der Verfahrensparameter
lassen sich der Resorptionsverlauf sowie der Reißfestigkeits
abfall in vitro und in vivo festlegen. Dabei besteht die Ten
denz, daß die Resorptionsdauer kürzer ist und die Reißfestigkeit
schneller abfällt, wenn das Inkubieren im Hydrolysepuffer für
eine längere Zeitdauer oder bei einer höheren Temperatur durch
geführt wird. Ähnliches gilt, wenn der pH-Wert stärker nach oben
oder unten von pH = 7 abweicht. Mit Hilfe des erfindungsgemäßen
Verfahrens kann Nahtmaterial aus Polyglactin hergestellt werden,
dessen Reißfestigkeit in vivo fünf Tage nach der Implantation in
einem Bereich von 10% bis 90% der Ausgangsreißfestigkeit liegt,
und dessen Reißfestigkeit in vivo vierzehn Tage nach der Implan
tation von 0% bis 30% der Ausgangsreißfestigkeit beträgt. Ein
typischer Wert für die Resorptionsdauer (also die Zeit, nach der
in vivo keine Substanz des Nahtmaterials mehr nachweisbar ist)
von erfindungsgemäß vorbehandeltem Nahtmaterial ist z. B. 35
Tage, während die Resorptionsdauer von herkömmlichem "Vicryl®"
bei etwa 70 Tagen liegt.
Das erfindungsgemäße Verfahren läßt sich auf monofiles und auf
polyfiles (d. h. geflochtenes) chirurgisches Nahtmaterial anwen
den. Im letzteren Fall wird das Inkubieren vorzugsweise durch
geführt, nachdem das für das chirurgische Nahtmaterial verwende
te Garn zu einem Faden geflochten und der Faden verstreckt und
getempert (d. h. bei einer Temperatur von z. B. 80°C bis 115°C
wärmebehandelt) und vorzugsweise einem Waschprozeß in einem
organischen Lösungsmittel (Scouring) unterzogen worden ist. Die
Bedingungen für das Tempern (Annealing) hängen von der Faden
stärke ab. Ziel ist es, nach dem Tempern und den darauf folgen
den Verfahrensschritten (einschließlich Inkubieren im Hydroly
sepuffer) ein fertiges Nahtmaterial zu erhalten, das eine mög
lichst hohe Knotenreißkraft (siehe unten) besitzt und dessen
Reißfestigkeit in vivo, also nach dem Implantieren, in definier
ter Weise abfällt.
Nach dem Inkubieren wird das chirurgische Nahtmaterial vorzugs
weise mit Wasser gereinigt, was durch die Anwendung von Ultra
schall unterstützt werden kann, und anschließend getrocknet. Das
Trocknen kann zunächst im Vakuum bei Raumtemperatur und danach
im Vakuum bei erhöhter Temperatur erfolgen.
Danach läßt sich das chirurgische Nahtmaterial in üblicher Weise
weiterverarbeiten. So kann es beschichtet und anschließend ge
schmeidig gemacht werden, wonach eine Zwischenlagerung in Dosen
erfolgt. Später kann die Endfertigung erfolgen, wobei z. B. ein
Faden aus dem chirurgischen Nahtmaterial armiert (d. h. mit einer
chirurgischen Nadel versehen) und gewickelt wird. Nach dem ver
packen in einer Primärpackung erfolgt eine Sterilisation, z. B.
durch Begasen mit Ethylenoxid. Die Primärpackung kann von einer
Sekundärpackung umgeben werden, woraufhin im Falle der Gassteri
lisation eine zweite Sterilisation durchgeführt wird. Es ist
auch möglich, mit einer einzigen Sterilisation, z. B. durch Be
strahlung (z. B. durch Behandlung mit Gammastrahlen, z. B. mit 25
kGy, oder z. B. durch Bestrahlen mit Elektronen), auszukommen.
Ein Nachlassen der Reißkraft des Nahtmaterials infolge der Be
strahlung muß bei der Festlegung der Inkubationsbedingungen im
Hydrolysepuffer berücksichtigt werden.
Als chirurgisches Nahtmaterial, das dem erfindungsgemäßen Ver
fahren unterzogen werden kann, eignen sich zum Beispiel Copoly
mere aus Glykolid und Lactid, insbesondere Polyglactin 910,
Poly-p-Dioxanon, Mischungen dieser Substanzen, aber auch andere
hydrolysierbare Materialien, Als weitere Beispiele werden Ca
prolacton/Glykolid-Copolymere, Polyglykolide und Glykolid/Trime
thylencarbonat/p-Dioxanon-Copolymere genannt.
Im folgenden wird die Erfindung anhand von Beispielen näher
erläutert.
Das resorbierbare chirurgische Nahtmaterial gemäß den ersten
Ausführungsbeispielen besteht aus polyfilem Polyglactin 910. Das
erfindungsgemäße Verfahren zum Behandeln kann jedoch auch mit
monofilem Material durchgeführt werden. Weitere Materialien
werden im Beispiel 5 beschrieben.
Für die Vorfertigung wird Garn aus Polyglactin 910 in Dosen
angeliefert. Garn aus Polyglactin sollte unter Vakuum oder in
einer Inertgasatmosphäre aufbewahrt werden. Nach dem Öffnen der
Dosen wird das Garn abgespult und nach einem vorbestimmten
Flechtmuster zu einem Faden einer gewünschten Dicke verflochten.
Anschließend wird der Faden verstreckt und getempert. Das Tem
pern dient dazu, die Kristallinität des Polymers zu erhöhen und
ein Schrumpfen des Nahtmaterials in späteren Fertigungsschritten
zu verhindern.
Tabelle 1 zeigt den Einfluß der beim Tempern verwendeten Tempe
ratur auf verschiedene Reißkräfte, gemessen an einem Garn von
0,1 mm Nenndurchmesser nach einer Zeitdauer für das Tempern
von 2 Stunden. Hier und im folgenden ist unter Linearreißkraft
die Kraft zu verstehen, bei der der Prüffaden im gestreckten
Zustand reißt. Um die Knotenreißkraft zu bestimmen, wird der
Prüffaden vor dem Reißversuch mit einem Knoten versehen. Der
Faden reißt dann am Knoten. Die Knotenreißkraft ist absolut
gesehen geringer als die Linearreißkraft, da das Nahtmaterial
durch das Verknoten geschädigt wird, und in der Praxis von Be
deutung, da chirurgisches Nahtmaterial in der Regel bei einem
chirurgischen Eingriff verknotet wird. Die 96h-in-vitro-Reiß
kraft ist die Linearreißkraft, die nach dem Einlegen des Prüffa
dens in einen Hydrolysepuffer mit dem pH-Wert 7,26 bei einer
Temperatur von 50,5°C für eine Zeitdauer von 96 Stunden gemessen
wird. Sie gibt einen Anhaltspunkt für das Nachlassen der Reißfe
stigkeit in vivo (d. h. nach dem Implantieren des Nahtmaterials
im Körper) nach 21 Tagen.
Tabelle 1
Einfluß der Temperatur beim Tempern auf verschie
dene Reißkräfte
Die Reißkräfte in Tabelle 1 sind auf die Werte bei einer Temper
temperatur von 113°C bezogen und wurden als Mittelwerte mehrerer
Einzelmessungen erhalten. Wie man sieht, sind die Reißkräfte
umso höher, je höher die Tempertemperatur war.
Die Bedingungen für das Tempern hängen grundsätzlich von der Fa
denstärke ab. Ziel ist es, nach dem Tempern und den darauf fol
genden Verfahrensschritten (einschließlich Inkubieren im Hydro
lysepuffer) ein fertiges Nahtmaterial zu erhalten, das eine mög
lichst hohe Knotenreißkraft besitzt und dessen Reißfestigkeit in
vivo, also nach dem Implantieren, in definierter Weise abfällt.
Nach dem Tempern erfolgt eine Oberflächenbehandlung durch einen
Waschprozeß in einem organischen Lösungsmittel (Scouring). Der
Waschprozeß in einem organischen Lösungsmittel (Scouring) kann
auch vor dem Tempern erfolgen. Bis hierhin sind die einzelnen
Schritte dem Fachmann geläufig.
Als nächstes wird das erfindungsgemäße Verfahren durchgeführt.
Zur Erläuterung dienen einige Beispiele.
Geflochtene Fäden mit einem Nenndurchmesser von 0,05 mm, 0,07
mm, 0,10 mm, 0,15 mm, 0,20 mm, 0,30 mm, 0,35 mm oder 0,40 mm
(die, wie beschrieben, bei einer optimalen Temperatur, z. B. 113
3°C, getempert worden sind und nicht vorbestrahlt sind) wurden auf
Spulen aufgewickelt in ein Inkubationsbad eingelegt, dessen
Deckel sofort geschlossen wurde. Das Inkubationsbad war mit
einem Hydrolysepuffer gefüllt, der sich beim Einsetzen der Spu
len bereits auf Betriebstemperatur befand.
Der Hydrolysepuffer wies ein Puffersystem aus Na2HPO4 (50 mMol/l)
und KH2PO4 (17 mMol/l) in wäßriger Lösung auf. Der pH-Wert lag
bei 7,26.
Die Betriebstemperatur betrug 50,5°C und wurde mit Hilfe einer
Regelschaltung weitgehend konstant gehalten (etwa auf ±0,1 K).
Die Fäden können für eine unterschiedlich lange Zeitdauer im
Inkubationsbad verbleiben. Dadurch werden die Resorptionsdauer
und der Reißfestigkeitsabfall beeinflußt. Tabelle 2 (siehe un
ten) gibt Angaben für verschiedene Reißkräfte bei Inkubations
zeitdauern von 50 bis 80 Stunden im Vergleich zu den Reißkräften
für Fäden, die nicht einem Hydrolysepuffer ausgesetzt waren.
In einer bevorzugten Ausführungsform verbleiben die Fäden für
eine Zeitdauer von etwa 41 Stunden bis 48 Stunden im Inkuba
tionsbad, wobei die genaue Zeitdauer in derselben Weise bestimmt
werden kann, wie unten im Beispiel 2 angegeben.
Im Beispiel wurden anschließend die Spulen mit den Fäden aus dem
Inkubationsbad herausgenommen und unter fließendem deminerali
siertem oder destilliertem Wasser abgespült. Danach wurden sie
in ein mit demineralisiertem oder destilliertem Wasser gefülltes
Ultraschallbad gestellt und dort für ca. 30 Minuten belassen.
Zum Abschluß des Reinigungsvorgangs wurden die Spulen nochmals
unter fließendem demineralisiertem oder destilliertem Wasser
abgespült. Das anhaftende Wasser wurde abgeschüttelt.
Anschließend wurden die Fäden auf den Spulen getrocknet. Zu
nächst erfolgte ein Vortrocknen in einem Vakuumschrank bei Raum
temperatur für mindestens vier Stunden. Danach wurden die Spulen
mit den Fäden unter Vakuum für mindestens 16 Stunden bei ca.
50°C endgetrocknet.
Tabelle 2 gibt Reißkräfte nach verschiedenen Inkubationszeitdau
ern an, bezogen auf Fäden, die für 0 Stunden inkubiert waren,
also nicht einem Hydrolysepuffer ausgesetzt waren. Die Linear
reißkraft und die Knotenreißkraft sind wie im Zusammenhang mit
Tabelle 1 definiert. Die 24h-in-vitro-Reißkraft ist die Linear
reißkraft, die nach dem Einlegen des Prüffadens in einen Hydro
lysepuffer mit dem pH-Wert 7,26 bei einer Temperatur von 50,5°C
(nämlich den zum Inkubieren verwendeten Hydrolysepuffer) für
eine Zeitdauer von 24 Stunden gemessen wird. Sie gibt einen
Anhaltspunkt für das Nachlassen der Reißfestigkeit in vivo (d. h.
nach dem Implantieren des Nahtmaterials im Körper). Wegen der
Normierung auf 100% sind die angegebenen Reißkraftwerte unabhän
gig vom Durchmesser des jeweiligen Prüffadens, so daß die gemes
senen Einzelwerte für verschiedene Fadendurchmesser (nach der
Normierung auf für 0 Stunden inkubierte Fäden des jeweiligen
Durchmessers) zusammengefaßt werden können. Die Tabelle 2 zeigt
jeweils Mittelwerte über mehrere Einzelmessungen an Fäden ver
schiedener Durchmesser. Die Stelle, an der der gemessene Prüffa
den jeweils reißt, wird auch nicht signifikant dadurch beein
flußt, daß die Fäden auf Spulen gewickelt im Inkubationsbad
lagen, denn der Hydrolysepuffer kann dabei praktisch an jeder
Oberflächenstelle auf die Fäden einwirken.
Tabelle 2
Einfluß der Inkubationszeitdauer auf verschiedene
Reißkräfte
Tabelle 2 macht deutlich, daß die Reißkräfte mit steigender
Inkubationszeitdauer sinken.
Bei geflochtenen Fäden mit einem Nenndurchmesser von 0,04 mm
wurde die Zeitdauer, die die auf Spulen gewickelten Fäden in
einem Inkubationsbad mit einem Hydrolysepuffer wie in Beispiel
1 bei einer Betriebstemperatur von 50,5°C verbringen sollten,
experimentell ermittelt.
Dazu wurde zunächst eine Probe der zu behandelnden Charge (Los)
für 40 Stunden inkubiert. Nach dem Trocknen (und Beschichten,
siehe unten) wurde die Reißkraft von Fäden der Probe gemessen,
und zwar auf zwei verschiedene Weisen. Zum einen wurden Fäden
verwendet, die mit einem Knoten versehen waren, aber keiner
Nachbehandlung unterzogen wurden. Im Test reißt ein solcher
Faden an der Knotenstelle (Knotenreißkraft). Zum anderen wurde
die Reißkraft unter Linearzug an Fäden gemessen, die für 24
Stunden bei 50,5°C in einer in-vitro-Lösung gemäß Beispiel 1
gelegen hatten (24h-in-vitro-Reißkraft). In Abhängigkeit von den
ermittelten Werten für die Reißkraft wurde die Inkubationszeit
dauer für den Rest der Charge gemäß Tabelle 3 festgelegt. Je
größer die Reißkraft der Probe, umso höher ist die Inkubations
zeitdauer für den Rest der Charge.
Tabelle 3
Ermittlung der Inkubations zeitdauer für geflochte
nes Nahtmaterial aus Polyglactin 910 mit einem
Nenndurchmesser von 0,04 mm aus Reißkraftmessungen
(Mittelwerte) an 40 Stunden lang inkubierten Pro
ben
Nach dem Inkubieren wurden die auf den Spulen aufgewickelten
Fäden gereinigt und getrocknet, wie im Beispiel 1 angegeben.
Für geflochtene Fäden mit einem Nenndurchmesser von 0,15 mm,
0,30 mm, 0,35 mm und 0,40 mm wurde der Einfluß der Inkubations
temperatur auf die Reißkraft untersucht. Dazu wurden die Fäden,
auf Spulen gewickelt, für 50 Stunden dem Hydrolysepuffer gemäß
Beispiel 1 (pH-Wert 7,26) bei einer konstanten Temperatur ausge
setzt.
Tabelle 4 zeigt die Reißkräfte nach der Behandlung bei verschie
denen Inkubationstemperaturen, bezogen auf Fäden, die bei 50,5°C
°C inkubiert waren. Die Linearreißkraft, die Knotenreißkraft und
die 24h-in-vitro-Reißkraft sind wie im Zusammenhang mit Tabelle
2 definiert. Wegen der Normierung auf 100% sind die an Gegebenen
Reißkraftwerte unabhängig vom Durchmesser des jeweiligen Prüffa
dens, so daß die gemessenen Einzelwerte für verschiedene Faden
durchmesser (nach der Normierung auf bei 50,5°C inkubierte Fäden
des jeweiligen Durchmessers) zusammengefaßt werden können. In
Tabelle 4 sind jeweils Mittelwerte über mehrere Einzelmessungen
an Fäden verschiedener Durchmesser angegeben.
Es zeigt sich, daß die Reißkräfte mit steigender Inkubationstem
peratur abnehmen.
Tabelle 4
Einfluß der Inkubationstemperatur auf verschiedene
Reißkräfte
Für geflochtene Fäden mit einem Nenndurchmesser von 0,40 mm
wurde der Einfluß des pH-Wertes des Hydrolysepuffers auf die
Reißkraft untersucht. Dazu wurden die Fäden, auf Spulen gewic
kelt, für 50 Stunden bei einer Inkubationstemperatur von 50,5°C
einem Hydrolysepuffer ausgesetzt. Als Hydrolysepuffer wurde ein
Phosphat-Puffersystem mit einer Gesamtkonzentration der Anionen
von 67 mMol/l und einem auf den gewünschten Wert eingestellten
pH-Wert verwendet.
Tabelle 5 gibt die Reißkräfte nach der Behandlung bei verschie
denen pH-Werten an, bezogen auf Fäden, die bei einem pH-Wert von
7,26 inkubiert waren. Die Linearreißkraft, die Knotenreißkraft
und die 24h-in-vitro-Reißkraft sind wie im Zusammenhang mit Ta
belle 2 definiert. In Tabelle 5 sind jeweils Mittelwerte über
mehrere Einzelmessungen an Fäden des Nenndurchmessers 0,40 mm
angeführt.
Tabelle 5
Einfluß des pH-Werts des Hydrolysepuffers auf
verschiedene Reißkräfte
Es zeigt sich, daß die Reißkräfte bei Inkubation im stärker
alkalischen Hydrolysepuffer geringer sind.
Die weitere Verarbeitung des chirurgischen Nahtmaterials nach
dem Inkubieren, Reinigen und Trocknen kann auf herkömmliche
Weise erfolgen. Es ist üblich, auf geflochtene Fäden eine Be
schichtung aufzubringen. Anschließend werden die Fäden geschmei
dig gemacht. Danach können die Fäden in Dosen verpackt zwischen
gelagert werden.
Die Endfertigung des chirurgischen Nahtmaterials erfolgt eben
falls auf bekannte Weise. So können Fäden mit Nadeln versehen
(armiert) und gewickelt werden. Nach dem Verpacken, z. B. in
einer als Primärpackung dienenden Folie, kann eine Sterilisation
durchgeführt werden, z. B. durch Bestrahlung oder mit Ethylen
oxid. Auch nach dem Umhüllen mit einer Sekundärverpackung kann
eine Sterilisation, z. B. durch Bestrahlung, erfolgen.
Als Besonderheit ist hervorzuheben, daß bei dem Verpackungsmate
rial der Primärverpackung eine größtmögliche Trockenheit gewähr
leistet sein sollte. Um dies zu erreichen, werden die gewickel
ten Fäden, die gegebenenfalls mit einer Nadel armiert sind, z. B.
in eine noch nicht verschlossene Folienumhüllung eingelegt. In
diesem Zustand wird ein Trocknungsprozeß im Vakuum bei einer
Temperatur von z. B. 45°C bis 65°C über eine Zeitdauer von z. B.
20 bis 80 Stunden durchgeführt. Anschließend werden die Packun
gen versiegelt, so daß keine feuchte Luft mehr eindringen kann.
Eine weitere Umhüllung dient als Sekundärverpackung. Wenn durch
Bestrahlung sterilisiert wird, genügt ein einziger Sterilisa
tionsschritt, der nach dem Anbringen der Sekundärverpackung
durchzuführen ist.
Wenn zum Sterilisieren eine Bestrahlung durchgeführt wird, z. B.
mit einer Strahlungsdosis von 25 kGy, muß beachtet werden, daß
die Reißkraft, insbesondere die 24h-in-vitro-Reißkraft, von
bestrahltem Nahtmaterial geringer ist als die von unbestrahltem.
Die Inkubationsbedingungen im Hydrolysepuffer müssen auf die
nachfolgende Sterilisationsbestrahlung abgestimmt werden, damit
die 24h-in-vitro-Reißkraft des fertigen, sterilisierten Naht
materials die gewünschten Werte hat. In einem solchen Fall wird
die Verringerung der Reißfestigkeit also teilweise durch das
Inkubieren im Hydrolysepuffer und teilweise durch das Bestrahlen
zum Sterilisieren bewirkt.
Die Tabelle 6 gibt Anhaltspunkte für den auf die Bestrahlung
zurückzuführenden Effekt. Sie zeigt die Linearreißkraft, die
Knotenreißkraft und die 24h-in-vitro-Reißkraft (jeweils wie im
Zusammenhang mit Beispiel 1 definiert) für Fäden, die verschie
denen Strahlendosen (60Co-Gammastrahlung) ausgesetzt wurden,
normiert auf unbestrahlte Fäden. Die untersuchten Fäden wurden
vor der Bestrahlung nicht in einem Hydrolysepuffer inkubiert.
Die angegebenen Werte sind jeweils Mittelwerte über mehrere Ein
zelmessungen an geflochtenen Fäden aus Polyglactin 910 von 0,30
mm Nenndurchmesser.
Tabelle 6
Einfluß der Bestrahlung auf verschiedene Reißkräf
te von nicht in einem Hydrolysepuffer inkubiertem
Nahtmaterial
Das folgende Beispiel 5 zeigt, daß das erfindungsgemäße Inkubie
ren in einem Hydrolysepuffer auch mit anderen hydrolysierbaren
chirurgischen Nahtmaterialien als Polyglactin 910 durchgeführt
werden kann.
Ziel war es, die Linearreißkraft (so wie in Beispiel 1 und im
Zusammenhang mit Tabelle 1 definiert) verschiedener handelsübli
cher Nahtmaterialien, alle mit einem Nenndurchmesser von 0,4 mm,
zu bestimmen, nachdem diese für verschiedene Inkubationszeitdau
ern (50 h, 60 h, 70 h und 80 h) einem Hydrolysepuffer ausgesetzt
waren. Zum Vergleich dienen die entsprechenden unbehandelten
Proben (d. h. Inkubationszeitdauer 0 h). Als Hydrolysepuffer
wurde das Phosphat-Puffersystem aus Beispiel 1 verwendet (pH-
Wert 7,27), bei einer Temperatur von 50,5°C.
Die folgenden Nahtmaterialien wurden untersucht:
(a) BIOSYN® (ein p-Dioxanon/Trimethylencarbonat/Glykolid-Copoly mer)
(b) MONOCRYL® (ein Caprolacton/Glykolid-Copolymer)
(c) POLYSORB® (ein Glykolid/Lactid-Copolymer im Verhältnis 90 : 10)
(d) DEXON® II (ein Glykolid-Homopolymer oder Polyglykolid)
(a) BIOSYN® (ein p-Dioxanon/Trimethylencarbonat/Glykolid-Copoly mer)
(b) MONOCRYL® (ein Caprolacton/Glykolid-Copolymer)
(c) POLYSORB® (ein Glykolid/Lactid-Copolymer im Verhältnis 90 : 10)
(d) DEXON® II (ein Glykolid-Homopolymer oder Polyglykolid)
Die angegebenen Bezeichnungen sind jeweils Handelsnamen (Her
steller: BIOSYN®: United States Surgical Corporation, MONOCRYL®:
Ethicon Ltd., POLYSORB®: United States Surgical Corporation,
DEXON® II: Braun Surgical GmbH).
Von jedem der Nahtmaterialien (a) bis (d) wurden 40 Stücke von
jeweils 25 cm Länge verwendet. Die 40 Stücke wurden jeweils in
vier Gruppen von je 10 Stücken unterteilt. Jede Gruppe wurde in
ein Glasgefäß mit 175 ml Hydrolysepuffer gelegt. Die Glasgefäße
wurden dicht verschlossen und für verschiedene vorgegebene Inku
bationszeitdauern (nämlich 50 h, 60 h, 70 h und 80 h) in ein
Wasserbad von 50,5°C gesetzt. Nach Ablauf einer vorgegebenen
Inkubationszeitdauer wurde für jedes der Nahtmaterialien (a) bis
(d) ein Glasgefäß entnommen.
Nach dem Entfernen der Proben aus dem Wasserbad wurde der Hydro
lysepuffer aus dem jeweiligen Glasgefäß abgeschüttet, und das
Nahtmaterial wurde in demineralisiertem Wasser gespült und für
15 Minuten in ein Ultraschallbad gelegt. Das Nahtmaterial wurde
dann nochmals in demineralisiertem Wasser gespült, auf sauberes
Löschpapier gelegt, um überschüssiges Wasser zu entfernen, und
bei Raumtemperatur für wenigstens vier Stunden vakuumgetrocknet.
Dann wurde das Nahtmaterial bei 50°C für 12 Stunden unter Vakuum
endgetrocknet.
Anschließend wurde die Linearreißkraft gemessen, und zwar für
jedes der Nahtmaterialien (a) bis (d) und jede der vorgegebenen
Inkubationszeitdauern an jedem der 10 Stücke, so daß aus den
jeweils 10 Einzelwerten ein Mittelwert gebildet werden konnte.
Zum Vergleich wurde für jedes der Nahtmaterialien (a) bis (d)
die Linearreißkraft von unbehandelten Proben bestimmt, die nicht
dem Hydrolysepuffer ausgesetzt waren (Inkubationszeitdauer 0 h).
Tabelle 7 zeigt die Ergebnisse für die Linearreißkraft, wobei die
jeweiligen Mittelwerte für inkubiertes Nahtmaterial auf die ent
sprechenden Werte für unbehandeltes Nahtmaterial (Inkubations
zeitdauer 0 h, entspricht Linearreißkraft von 100%) bezogen sind.
Tabelle 7
Einfluß der Inkubationszeitdauer auf die Linear
reißkraft verschiedener Nahtmaterialien
Claims (15)
1. Verfahren zum Behandeln von hydrolysierbarem resorbierbaren
chirurgischem Nahtmaterial, wobei das chirurgische Nahtmate
rial in einem Hydrolysepuffer mit einem pH-Wert im Bereich
von 4 bis 10 für eine Zeitdauer im Bereich von 10 Stunden
bis 100 Stunden bei einer Temperatur im Bereich von 30°C
bis 65°C inkubiert wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das
Inkubieren durchgeführt wird, nachdem das für das chirurgi
sche Nahtmaterial verwendete Garn zu einem Faden geflochten
und der Faden verstreckt und getempert, vorzugsweise bei
einer Temperatur im Bereich von 70°C bis 120°C, und vor
zugsweise einem Waschprozeß in einem organischen Lösungs
mittel unterzogen worden ist.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet,
daß das chirurgische Nahtmaterial nach dem Inkubieren mit
Wasser gereinigt, und anschließend getrocknet wird.
4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß das
Trocknen zunächst im Vakuum bei Raumtemperatur und anschlie
ßend im Vakuum bei erhöhter Temperatur erfolgt.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekenn
zeichnet, daß der pH-Wert des Hydrolysepuffers im Bereich
von 5 bis 9 liegt, vorzugsweise im Bereich von 6 bis 8 und
besonders bevorzugt im Bereich von 7,0 bis 7,5.
6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der
Hydrolysepuffer ein Phosphat-Puffersystem mit einer Konzen
tration im Bereich von 50 mMol/l bis 100 mMol/l und mit
einem pH-Wert im Bereich von 7,0 bis 7,5 aufweist.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekenn
zeichnet, daß beim Inkubieren die Temperatur im Bereich von
40°C bis 60°C liegt, vorzugsweise im Bereich von 47°C bis
53°C oder im Bereich von 50°C bis 60°C.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Zeitdauer für das Inkubieren im Bereich
von 30 Stunden bis 70 Stunden, vorzugsweise im Bereich von
40 Stunden bis 55 Stunden, oder im Bereich von 10 Stunden
bis 50 Stunden liegt.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Zeitdauer für das Inkubieren bestimmt
wird, indem zunächst eine Probe der zu inkubierenden Charge
an chirurgischem Nahtmaterial bei der zu verwendenden Tempe
ratur für eine vorgewählte Zeitdauer inkubiert wird und
danach deren Reißkraft gemessen wird, woraus sich mittels
einer experimentell ermittelten, festgelegten Beziehung die
Zeitdauer ergibt, für die der Rest der Charge an chirurgi
schem Nahtmaterial zu inkubieren ist.
10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekenn
zeichnet, daß das chirurgische Nahtmaterial bestrahlt wird.
11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekenn
zeichnet, daß das chirurgische Nahtmaterial ein Glykolid/-
Lactid-Copolymer aufweist, insbesondere Polyglactin 910.
12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekenn
zeichnet, daß das chirurgische Nahtmaterial Poly-p-Dioxanon
aufweist.
13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekenn
zeichnet, daß das chirurgische Nahtmaterial ein Caprolac
ton/Glykolid-Copolymer aufweist.
14. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekenn
zeichnet, daß das chirurgische Nahtmaterial ein Polyglykolid
aufweist.
15. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14, dadurch gekenn
zeichnet, daß das chirurgische Nahtmaterial ein Glykolid/-
Trimethylencarbonat/p-Dioxanon-Copolymer aufweist.
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