Проблема поиска и разработки новых полимеров для создания «идеального» шовного материала до настоящего времени не утратила своей актуальности. В последние десятилетия синтезировано множество новых синтетических волокон и нитей на основе полиамидов, полиэфиров, полиолефинов и других полимеров, характеризующихся высокой прочностью, эластичностью и стойкостью к инфекции [1, 2, 3, 4, 5, 6].

Основной функцией любого хирургического шва является обеспечение достаточно плотного, герметичного и надежного соединения ушиваемых тканей и удержание их в фиксированном положении с постоянной компрессией в течение всех этапов заживления раны, включая послеоперационный отек. Это предопределяет особые требования к прочности и эластичности шовных материалов, способности надежно фиксироваться хирургическим узлом. Вместе с тем шовный материал должен быть биосовместимым, атравматичным, не иметь капиллярности и фитильности, сохранять свои свойства при стерилизации и в процессе хранения [5, 6, 8, 9].

Для рассасывающихся нитей характеристиками первостепенной важности являются сохранение прочности до формирования надежного и герметичного рубца, а затем быстрое удаление полимера и продуктов его биодеструкции из организма.

Дело в том, что оставшийся в зажившей ране инкапсулированный шовный материал нередко является источником хронического асептического воспаления, а в отдельных случаях – нагноения. Поэтому «идеальный» шовный материал в дополнение к традиционным требованиям, предъявляемым к шовным нитям, должен после выполнения своей основной функции рассасываться в тканях в сроки, соизмеримые со сроками заживления ран, сохраняя необходимую прочность в первые дни после операции. Полное рассасывание нитей должно происходить в течение 3–6 мес.; продукты деструкции их либо должны включаться в метаболический цикл организма, либо их количество не должно превышать физиологически допустимых норм [5, 6, 8, 9].

Основной функцией любого хирургического шва является обеспечение достаточно плотного, герметичного и надежного соединения ушиваемых тканей и удержание их в фиксированном положении с постоянной компрессией в течение всех этапов заживления раны, включая послеоперационный отек. Это предопределяет особые требования к прочности и эластичности шовных материалов, способности надежно фиксироваться хирургическим узлом. Вместе с тем шовный материал должен быть биосовместимым, атравматично проходить через ткани, не обладать капиллярностью и фитильностью, сохранять свои свойства при стерилизации и в процессе хранения [1, 2, 3, 6, 7, 11, 12].

После срастания краев раны функция швов зачастую исчерпана и целесообразно удаление их из организма как инородного материала путем оперативного снятия швов либо, что предпочтительнее, за счет биодеградации и рассасывания. Однако при протезировании органов и тканей в сердечно-сосудистой, пластической и других областях хирургии швы должны гарантировать надежное соединение синтетических протезов и биологических тканей в течение очень длительного периода, т.е. требуются биорезистентные хирургические нити, и в ряде хирургических ситуаций целесообразно применение антимикробных и других биологически активных нитей [5, 6, 8, 9, 11].

Таким образом, периодически обсуждаемая концепция создания единого универсального шовного материала для любого оперативного вмешательства принципиально несостоятельна. Каждая конкретная операция требует использования адекватного шовного материала, причем с учетом конкретной ситуации – общее состояние больного, возраст, наличие инфекции, воспалительный процесс и другое. С учетом этого одной из проблем, определяющих дальнейший прогресс современной медицины, является создание шовных материалов, наиболее рациональных в той или иной хирургической ситуации [7, 8, 9, 11].

Следует отметить, что научная школа кафедры «Технология химических волокон» и «Проблемной лаборатории волокон специального назначения», созданных заслуженными деятелями науки и техники СССР профессорами А.И. Меосом и Л.А. Вольфом, внесла серьезный вклад в создание новых отечественных волокнистых материалов медицинского назначения [1, 2, 3, 5, 6]. Так, впервые были сформулированы научные принципы получения биологически активных волокон и разработаны первые антимикробные шовные материалы «Биолан» и «Летилан» [5, 6].

Эти исследования продолжены их учениками, и в результате получены антимикробные хирургические нити, среди которых наиболее известен «Капрогент», а также обезболивающие, ферментсодержащие, противоопухолевые, иммунодепрессантные, радиоактивные и нити с собственной биологической активностью, как индивидуальной, так и сочетанной.

Наряду с разработкой биологически активных, проводились исследования по получению широкого спектра современных биологически инертных шовных материалов: мононитей, плетеных, псевдомононитей [11].

Несмотря на значительные успехи, достигнутые в биотехнологии, пока не удалось создать материалы, полностью совместимые с живым организмом. Основным фактором, сдерживающим широкое применение остро востребованных биоразрушаемых полимеров, является небогатый ассортимент последних, а также вопросы регулируемости процессов их функционирования и деструкции в тканях [5, 6, 9, 10,11, 12].

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 [12].

Рецензенты:

Черданцев Д.В., д.м.н., профессор, заведующий кафедрой и клиникой хирургических болезней им. проф. Дыхно с курсом эндоскопии и эндохирургии, ГБОУ ВПО «Красноярский государственный медицинский университет им. проф. В.Ф. Войно-Ясенецкого», г. Красноярск;

Дыхно Ю.А., д.м.н., профессор, заведующий кафедрой онкологии и лучевой терапии с курсом ПО, ГБОУ ВПО «Красноярский государственный медицинский университет им. проф. В.Ф. Войно-Ясенецкого», г. Красноярск.

Работа поступила в редакцию 18.04.2014.