改進的縫合線的制作方法
【專利摘要】一種醫療裝置包含附接到中空管狀縫合線的外科用針。所述縫合線由大孔隙中空管狀壁建構，使得在引入到體內之后方便并允許組織進入所述縫合線心中而成一體化，由此防止縫合線拉穿并改善生物相容性。
【專利說明】改進的縫合線
[0001]相關申請的交叉引用
[0002]特此要求2012年2月23日提交的美國臨時專利申請第61/602，183號的優先權利益，且該案的全文通過引用并入本文中。

【技術領域】
[0003]本公開提供具有增大的表面積和/或組織一體化特性的縫合線以及其使用和制造方法。明確地說，本文中提供了具有多種橫截面外形和其它結構特性使得增強閉合、防止縫合線拉穿和/或抵抗感染的縫合線、以及其使用方法。

【背景技術】
[0004]外科手術的基礎之一是使用縫合線將組織重新拉到一起，即，使組織保持為所希望的形態直到它可以愈合為止。原則上，縫合就是將高抗張強度的外部結構(帶環縫合線)引入到分離的多片組織中以便使這些片保持貼近直到可以形成疤痕為止，從而在組織之間建立連續性和強度。縫合線最初提供全強度的修補，但是隨著組織愈合而在之后變成輔助增強或多余的。組織愈合達到其最大強度之前所經過的時間取決于用于將組織拉近的縫合線，因此這個時間是很容易會因為自然地作用而將組織彼此拉離的力而造成修補失敗的時段。
[0005]常規縫合線提供了沿縫合線材料的長度延伸的圓形或單點橫截面外形。此類縫合線具有徑向對稱性這個很大的益處，這樣就消除了方向定向，從而允許使用者(例如，內科醫生、外科醫生、醫學院學生等)在使用期間不用擔心對縫合線定向。然而，目前使用的單點橫截面的顯著缺點是它不能有效地分散力，而是積極地將力集中在幾何點(例如，圓的前緣處的點)處，從而在軸向維度上形成銳邊。在這些條件下，組織不斷地暴露在張力之下，增加幾何點或銳邊處的應力集中將切穿組織的可能性。
[0006]實際上，手術閉合(最突出的實例是疝修補)的研究表明失敗或開裂大部分發生在術后期的早期，即，在可以完全愈合之前緊跟在手術之后的幾天、幾周或幾個月之內。如由疝形成的出現所表明，用于閉合腹壁的縫合線具有高的失敗率。在標準的首次剖腹術之后，術后疝發生率介于11%與23%之間。在疝修補之后縫合線的失敗率高達54%。這是相當大的且成本高的臨床問題，其中在美國每年要進行約90，000例的術后疝修補。手術失敗要歸咎于不良的縫合線放置、縫合線組成、諸如吸煙和肥胖等患者問題以及細胞和細胞外基質中的缺陷。在查驗這些手術失敗的原因的過程中的臨床經驗揭露了，它不是像常想的那樣是由縫合線斷裂造成的；在大多數情況中，是由縫合線周圍的組織撕裂造成的，或者從另一個角度來看，是因為完整無損的較強縫合線切穿了較弱的組織。對使組織保持在一起的縫合線結構的機械分析表明，當前縫合線設計的基本問題是應力集中在縫合線刺穿組織的刺穿點處。就是說，在力發生作用而將組織彼此拉離時，應力不是更均勻地分布在修補片上，而是改為集中在縫合線刺穿組織的每一點處。結果由兩部分組成:(I)縫合線刺穿點處持續存在的應力造成縫合線周圍的組織滑動以及孔的增大，使得修補片松動并損害到傷口愈合，以及(2)在應力集中超過組織的機械強度的每個刺穿點處，縫合線割穿組織，造成手術開裂。另外，在拉緊外科結期間對組織產生的高壓力可以導致局部組織功能障礙、疼痛、炎癥、感染以及在最壞情況中的組織壞死。見于縫合線環內的此組織壞死是最終手術失敗的一個額外因素。
[0007]對于常規縫合線的前述問題還沒有商業解決方案。而是，較細的縫合線繼續是優選的，因為通常認為較小的直徑可以將組織損傷降至最低。然而，小橫截面直徑實際上會增加施加于組織上的局部力，由此增加縫合線的拉穿和最終的手術失敗。
[0008]常規縫合線的一個替代方案由Calvin H.Frazier在美國專利第4，034, 763號中公開。Frazier專利公開了由松散的織物或發泡塑料材料制成的管狀縫合線，所述管狀縫合線具有足夠的微孔隙度以便在引入到體內之后被新形成的組織滲透。Frazier專利沒有明確地描述哪些孔徑屬于“微孔隙度”的定義之內，此外，關于組織“滲透”表示什么還不是非常清楚。然而，Frazier專利闡明了縫合線促進韌帶組織的形成以便在最初補充且在之后最終替換縫合線的結構和功能。此外,Frazier專利描述了縫合線是由Dacron或聚四氟乙烯(即，Teflon?)形成，這兩種材料均常用作血管支架。從本公開中，本領域的普通技術人員將理解Frazier專利中公開的縫合線將具有與見于由Dacron或Teflon?建構的血管支架中的那些孔徑類似的孔徑。很好理解的是，由這些材料建構的血管支架用以提供大體上不漏流體的導管以適應血液流動。此外，很好理解的是，此類材料具有微孔隙度，使得能夠鄰近于支架壁形成有紋理的纖維性疤痕組織，使得支架自身被囊封在所述疤痕組織中。組織玉是貫穿支架壁來生長，而是以起紋理的方式來在支架壁Jl屋生長。實現組織穿過血管支架壁向內生長將是反直觀的，因為血管支架是被設計成攜載血液的；因此，大到足以在實際上準許血液泄露或組織向內生長(這將會限制或阻止血液流動)的孔隙度將是反直觀的并且不是所預期的。因而，這些血管支架以及因此Frazier專利中公開的微孔隙縫合線的小孔徑用以抑制且防止正常的新血管形成和組織向縫合線中的向內生長。小于約200微米的孔徑已知是不漏水的且不利于新血管形成。參看(例如)MUhl等人發表在生物醫學材料研究雜志B輯:應用生物材料D0I10.1002/jbmb，第5頁(2007年，威利期刊出版公司)上的“New Objective Measurement to Characterize the Porosity of Textile Implants，，。因此，本領域的技術人員將理解，Frazier專利中公開的縫合線具有至少小于約200微米的孔徑。因此，總言之，Frazier專利設法利用所述微孔隙度以促進人體自然的炎癥“異物反應”以及疤痕組織形成以在縫合線周圍形成纖維性疤痕。


【發明內容】

[0009]相比之下，本公開針對一種縫合線，所述縫合線經設計以通過利用大孔隙結構而抑制縫合線周圍的所述炎癥“異物反應”和纖維性組織形成。所述大孔隙結構設法將對縫合線的異物反應降至最少。與微孔隙結構截然相反，大孔隙結構經優化以通過準許新血管形成和組織在局部/正常地向縫合線自身中向內生長來實現最大程度的生物相容性。
[0010]在一些實施例中，本公開提供包括缺少徑向對稱性的橫截面外形的外科縫合線。在一些實施例中，所述外科縫合線包括帶狀的幾何形狀。在一些實施例中，所述縫合線的寬度介于 0.1mm 與 Icm 之間(例如，> 0.1mm、> 0.2mm、> 0.3mm、> 0.4mm、> 0.5mm、>
0.6mm、> 0.7mm、> 0.8mm、> 0.9mm、> 1mm、> 2mm、> 3mm、> 4mm、> 5mm、> 6mm、> 7mm、>8mm、> 9mm),但是也可以使用其它尺寸。在一些實施例中，所述縫合線寬約3.75mm(例如，3mm、3.lmm、3.2mm、3.3mm、3.4mm、3.5mm、3.6mm>3.7mm>3.8mm>3.9mm>4.0mm>4.lmm>4.2mm、
4.3mm、4.4mm、4.5mm)。在一些實施例中,所述縫合線包括2D橫截面外形。在一些實施例中，所述2D橫截面外形包括橢圓形、半橢圓形、凸月形、半圓形、新月形、凹面帶狀或矩形；但是也可以使用其它形狀。在一些實施例中，所述縫合線包括聚對苯二甲酸乙二醇酯、尼龍、聚烯烴、聚丙烯、絲、對二氧環己酮的聚合物、對二氧環己酮的共聚物、ε -己內酯、乙交酯、左旋(-)_乳酸、右旋(+)_乳酸、內消旋乳酸、三亞甲基碳酸酯、聚二氧環己酮均聚物以及其組合，但是也可以使用其它材料。在一些實施例中，所述縫合線包括聚丙烯。在一些實施例中，縫合線是無菌的、外科級的、醫療級的等等。
[0011]在一些實施例中，本公開提供一種外科縫合線，所述外科縫合線包括含有一個或多個內部空隙(例如，空心、蜂窩、單個或多個管腔等)的柔性材料，所述內部空隙沿縫合線的長度延伸。在一些實施例中，所述外科縫合線在缺少側向應力的情況下采取第一橫截面外形且在存在側向應力的情況下米取第二橫截面外形。在一些實施例中，所述第一橫截面外形展現出大體徑向對稱性。在一些實施例中，所述第二橫截面外形展現出部分或完全坍塌的構形。
[0012]在一些實施例中，本公開提供一種外科縫合線，所述外科縫合線包括經配置以在所述縫合線放入受試者的組織中之后準許組織向內生長的材料和結構。在一些實施例中，所述材料包括準許組織向內生長的孔隙。在一些實施例中，所述孔隙包括大孔隙(例如，直徑 > 200 μ m> > 300 μ m> > 400 μ m> > 500 μ m> > 600 μ m> > 700 μ m> > 800 μ m> >900 μ m、> 1mm、> 2mm或更大的孔隙)。在一些實施例中，所述孔隙包括微孔隙(例如，直徑
<200 μ m、< 150 μ m、< 100 μ m、< 75 μ m、< 70 μ m、< 50 μ m、< 25 μ m、< 10 μ m、< I μ m、
<0.5 μ m、< 0.1 μ m或更小的孔隙)。在一些實施例中，所述孔隙可以包含大孔隙與微孔隙的組合。在一些實施例中，所述孔隙可以具有任何合適的形狀(例如，圓形、菱形、無定形等)。在一些實施例中，材料包括有紋理的表面(例如，凹槽、網紋、網孔、肋條、倒刺等)。在一些實施例中，所述縫合線包括缺少徑向對稱性的橫截面外形。在一些實施例中，所述縫合線包括缺少大體徑向對稱性的橫截面外形。在一些實施例中，所述縫合線包括帶狀的幾何形狀。在一些實施例中，所述縫合線的寬度介于Imm與Icm之間。在一些實施例中，所述縫合線包括2D橫截面外形。在一些實施例中，所述2D橫截面外形包括橢圓形、半橢圓形、凸月形、半圓形、新月形、凹面帶狀或矩形。在一些實施例中，所述縫合線包括聚丙烯。在一些實施例中，縫合線是無菌的、外科級的、醫療級的等等。
[0013]在一些實施例中，本公開提供了包括遠端和近端的縫合針，其中所述近端經配置以附接到縫合線材料，其中所述遠端經配置以插入到組織中，且其中所述針從遠端處的徑向對稱的橫截面外形(或大體徑向對稱)或所謂的三角形“切割”構造轉變到近端處的缺少徑向對稱性的橫截面外形。在一些實施例中，所述針在插入穿過組織時會產生缺少徑向對稱性的穿孔。在一些實施例中，所述缺少徑向對稱性的橫截面外形包括帶狀的幾何形狀。在一些實施例中，所述帶狀的幾何形狀的寬度介于Imm與Icm之間。在一些實施例中，所述缺少徑向對稱性的橫截面外形包括2D橫截面外形。在一些實施例中，所述2D橫截面外形包括橢圓形、半橢圓形、凸月形、半圓形、新月形、凹面帶狀或矩形。在一些實施例中，縫合針是無菌的、外科級的、醫療級的等等。
[0014]在一些實施例中,本公開包括一種縫合系統,所述縫合系統包括:(a)縫合針(例如，如上所述)，所述縫合針包括遠端和近端，其中所述近端經配置以附接到縫合線材料，其中所述遠端經配置以插入到組織中，且其中所述針包括在所述針的近端處的缺少徑向對稱性的橫截面外形；以及(b)外科縫合線(例如，如上所述)，所述外科縫合線包括缺少徑向對稱性的橫截面外形。
[0015]在一些實施例中，本公開提供使用上述縫合線、縫合針和/或系統中的任一者來縫合組織和/或閉合組織(例如，表皮組織、腹膜、脂肪組織、心肌組織或縫合過程中需要的任何其它組織)中的開口的方法。
[0016]在一些實施例中，本公開提供縫合組織中的開口的方法，所述方法包括:(a)提供具有遠端和近端的縫合線，其中所述近端附接到針，且其中所述遠端包括一體式環結構；
(b)鄰近于所述開口的第一端將所述針插入穿過所述組織；(c)將所述縫合線拉動穿過所述組織，直到所述縫合線的所述遠端鄰近于所述組織為止；(d)將所述針和所述縫合線穿過所述環以在所述縫合線的遠端處形成套索；(e)從所述第一端開始向著第二端來縫合所述開口 ；(f)將所述縫合線用訂書釘釘在第二端處；以及(g)在所述訂書釘近側切斷剩余的縫合線材料和針。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0017]圖1示出了切口和縫合線的幾何形狀的示意圖。
[0018]圖2示出了表明縫合線與周圍組織之間的張力的作用的示意圖。
[0019]圖3示出了對縫合線/組織界面的有限元分析。
[0020]圖4示出了表明增大的縫合線尺寸使縫合線/組織界面處的力減小的有限元分析。
[0021]圖5示出了表明縫合線形狀影響縫合線對組織施加的局部力的有限元分析。
[0022]圖6和圖7示出了表明O型聚丙烯縫合線與2_寬的非徑向對稱(帶狀)縫合線的抗張強度的相對等效性的圖。
[0023]圖8示出了使用傳統的和2D的縫合線以及豬腹白線進行的張力測量實驗的圖像。
[0024]圖9示出了包括以下各項的示例性一體式針和縫合線的圖示:(I)尖銳的針尖、
(2)針體、(3)轉變區域、(4)扁平外形、(5)有孔的縫合線壁和(6)空心。
[0025]圖9A是圖9所示的有孔的縫合線壁的一部分的詳細視圖。
[0026]圖10示出了包括卷曲環的示例性錨端的圖示:(1)卷曲的接合點、(2)圓形外形。
[0027]圖11示出了包括扁平環的示例性錨端的圖示:(I)扁平環、(2)轉變區域、(3)圓形外形。
[0028]圖12示出了包括成形環的示例性錨端的圖示:(I)成形的接合點、(2)圓形外形。
[0029]圖13示出了表明在對空心縫合線施加非軸向力時發生改變的橫截面外形的示意圖。
[0030]圖14示出了在取自活體的豬腹白線中縫合線寬度對最大縫合線載荷的影響的圖。
[0031]圖15示出了在合成泡沫片中縫合線寬度對最大縫合線載荷的影響的圖。
[0032]圖16和圖17示出了用本公開的大孔隙縫合線實現的組織一體化對常規縫合線在用以修補鼠疝時會遭遇到的失敗的對比圖像。
[0033]圖18示出了對用本公開的大孔隙縫合線或用常規縫合線隨機地進行修補的圖16和圖17中的經修補的三十例鼠疝的平均缺陷面積進行比較的圖。所述數據分析了修補后一個月的缺陷尺寸。

【具體實施方式】
[0034]本公開提供了一種具有大孔隙管狀結構的醫療縫合線，所述醫療縫合線在引入到體內之后有利地促進新血管形成以及正常的組織向內生長和一體化。另外，本公開提供了具有增大的表面積和/或組織一體化特性的各種縫合線以及其使用和制造方法。明確地說，本文中提供了具有多種橫截面外形和其它結構特性使得增強閉合、防止縫合線拉穿和/或抵抗感染的縫合線、以及其使用方法。在一些實施例中，提供了通過(例如)以下各項來增強閉合、防止縫合線拉穿和/或抵抗感染的縫合線:(I)具有使縫合點處的壓力減小的橫截面外形，(2)具有允許組織向內生長到縫合線中的結構組成，或者(I)和(2) 二者。本公開不受限于任何用于實現所希望目的的特定手段。
[0035]在一些實施例中，常規縫合線展現出具有徑向對稱性或大體徑向對稱性的橫截面外形。如本文中使用，術語“大體徑向對稱性”指代接近徑向對稱性的形狀(例如，橫截面外形)。尺寸與展現出絕對徑向對稱性的形狀的誤差在10%以內的形狀是大體徑向對稱的。例如，高1.1mm且寬1.0mm的橢圓形是大體徑向對稱的。在一些實施例中，本公開提供了缺少徑向對稱性和/或大體徑向對稱性的縫合線。
[0036]在一些實施例中，提供了包括多種橫截面形狀(例如，扁平、橢圓形等)的縫合線，所述橫截面形狀使刺穿點處對組織的張力減小且使組織撕裂的可能性降低。在一些實施例中，本文中提供的裝置(例如，縫合線)和方法減少了縫合線刺穿點處的縫合線應力集中。在一些實施例中，具有異形橫截面外形的縫合線與傳統的縫合線形狀/構形相比使力更均勻地分布(例如，到縫合線刺穿孔的內表面)。在一些實施例中，橫截面異形的縫合線使張力分布在縫合線刺穿點周圍。在一些實施例中，不是像傳統縫合線的情況那樣向組織呈現出銳利的縫合點或線，本文中描述的縫合線向組織的前緣呈現出扁平或平緩成圓形的平面，由此增大了力可以分布于其上的表面積。在一些實施例中，縫合線的一個橫截面維度比正交的橫截面維度大(例如，1.1倍大、1.2倍大、1.3倍大、1.4倍大、1.5倍大、1.6倍大、
1.7倍大、1.8倍大、1.9倍大、> 2倍大、2.0倍大、2.1倍大、2.2倍大、2.3倍大、2.4倍大、
2.5倍大、2.6倍大、2.7倍大、2.8倍大、2.9倍大、3.0倍大、> 3.0倍大、3.1倍大、3.2倍大、
3.3倍大、3.4倍大、3.5倍大、3.6倍大、3.7倍大、3.8倍大、3.9倍大、4.0倍大、> 4.0倍大...> 5.0 倍大...> 6.0 倍大...> 7.0 倍大...> 8.0 倍大...> 9.0 倍大...>
10.0倍大)。在一些實施例中，本文中提供的縫合線的橫截面是扁平或橢圓形的，形成了帶狀構形。在一些實施例中，提供了不會向組織呈現出銳利前緣的縫合線。在一些實施例中，本文中描述的縫合線的使用使所有組織(例如，疝修補等)中的手術開裂率降低。在一些實施例中，提供具有多種橫截面外形的縫合線，所述橫截面外形提供了最佳等級的強度、柔性、順應性、大孔隙度和/或耐久性同時又降低了縫合線拉穿的可能性。在一些實施例中，提供具有多種尺寸或形狀的縫合線以增大每一縫合線/組織接觸點的縫合線/組織界面，由此使力分布在更大的面積上。
[0037]在一些實施例中，本公開的縫合線提供了相對于常規縫合線的各種改進。在一些實施例中，縫合線相對于傳統縫合線來說提供了:降低的縫合線拉穿可能性、增加的閉合強度、減少的閉合所需針數、更快的愈合時間和/或閉合失敗的減少。在一些實施例中，在組織試驗模型、動物試驗模型、模擬試驗模型、計算機生物模擬(in silico)試驗等中對縫合線性能(例如，初始閉合強度、實現組織強度的速率、最終閉合強度、感染率等)的相對改進進行評定。在一些實施例中，本公開的縫合線使初始閉合強度增加(例如，初始閉合強度增加至少 10% (例如，> 10%,> 25%,> 50%,> 75%,> 2 倍、> 3 倍、> 4 倍、> 5 倍、>10倍或以上))。如本文中使用，“初始閉合強度”指代在通過愈合或結疤過程來增強閉合之前的閉合強度(例如，耐裂開性)。在一些實施例中，初始閉合強度增加是因為力在較大的受力表面積上的機械分布，它減少了微移動以及發生拉穿的概率。在一些實施例中，本公開的縫合線使得實現組織強度的速率提高(例如，由于組織在整個開口上的愈合、由于組織向內生長到縫合線的一體化(有孔)設計中等所產生)。在一些實施例中，本公開的縫合線使實現組織強度的速率提高至少10 % (例如，> 10 %、> 25 %、> 50 %、> 75 %、> 2倍、>3倍、>4倍、>5倍、> 10倍或以上)。在一些實施例中，組織強度跨越開口恢復的速率提高進一步增大了受力表面積，由此促進組織穩定性以及使發生拉穿的概率減小。在一些實施例中，本公開的縫合線在閉合最易破裂的愈合過程中較早建立了閉合強度(例如，由于較大的初始閉合強度和/或較快的實現組織強度速率)(例如，建立閉合強度的時間減少了至少10% (例如，> 10%的減少、> 25%的減少、> 50%的減少、> 75%的減少、> 2倍的減少、> 3倍的減少、> 4倍的減少、> 5倍的減少、> 10倍的減少或更多減少))。在一些實施例中，本公開的縫合線使最終閉合強度增加(例如，最終閉合強度增加至少10% (例如，> 10%,> 25%,> 50%,> 75%、> 2 倍、> 3 倍、> 4 倍、> 5 倍、> 10 倍或以上))。在一些實施例中，完全愈合的閉合的強度不僅是由兩個被拉到一起的組織表面之間的界面產生(常規縫合線閉合就是這種情況)，而且還是沿著一體化縫合線的總表面積來產生。在一些實施例中，組織一體化到縫合線中使相同尺寸的固體異物本來會導致的縫合膿腫和/或感染率減少(例如，縫合膿腫和/或感染減少至少10% (例如，> 10%的減少、> 25%的減少、> 50%的減少、> 75%的減少、> 2倍的減少、> 3倍的減少、> 4倍的減少、> 5倍的減少、> 10倍的減少或更多減少))。在一些實施例中，縫合線使縫合線拉穿(例如，穿過組織(例如，表皮組織、腹膜、脂肪組織、心肌組織或縫合過程中需要的任何其它組織)或者穿過控制物質(例如，彈道學凝膠))減少至少10% (例如，> 10%,> 20%,> 30%,>40%,> 50%,> 60%,> 70%,> 80%,> 90%或更多)。
[0038]在一些實施例中，提供具有任何合適的橫截面外形或形狀的縫合線，所述橫截面外形或形狀使組織刺穿點、與組織的接觸點和/或閉合點處的應力減少。在一些實施例中，縫合線具有在 0.1mm 與 Icm 之間(例如，0.1mm...0.2mm...0.5mm...1.0mm...2.0mm...5.0mm...lcm)的橫截面維度(例如，寬度和/或深度)。在一些實施例中，利用將拉穿降至最少和/或提供最大載荷的縫合線尺寸(例如，寬度和/或深度)。在一些實施例中，對于給定的組織和縫合線材料，用經驗來確定最佳的縫合線尺寸。在一些實施例中，縫合線的一個或兩個橫截面維度與傳統縫合線的橫截面維度相同。在一些實施例中，縫合線包括與傳統縫合線相同的橫截面積，但具有不同的形狀和/或尺寸。在一些實施例中，縫合線包括比傳統縫合線大的橫截面積。在一些實施例中，縫合線橫截面提供了寬的前緣以將壓力分散在組織的較寬部分上。在一些實施例中，縫合線橫截面提供了異形前緣(例如，凸面的)，所述異形前緣使力沿著組織的一段均勻分布而不是將力集中在單個點處。在一些實施例中，異形縫合線通過使力分布在組織上而非使力集中在單個點處而防止拉穿。在一些實施例中，縫合線通過提供更難以拉穿組織的較寬的橫截面而防止拉穿。
[0039]在一些實施例中，提供帶狀縫合線或扁平縫合線。在一些實施例中，本文中提供的縫合線包括提供所希望的質量和特性的任何合適的橫截面形狀。在一些實施例中，縫合線橫截面形狀提供經增強和/或增大的前緣表面距離和/或面積(例如，以減小組織上的局部化壓力)。在一些實施例中，縫合線橫截面形狀包括:橢圓形、半橢圓形、半圓形、凸月形、矩形、正方形、新月形、五邊形、六邊形、凹面帶狀、凸面帶狀、H梁形、I梁形、啞鈴形等等。在一些實施例中，縫合線橫截面外形包括曲線、直線、轉角、彎曲等等的任何組合以實現所希望的形狀。在一些實施例中，經配置以接觸組織和/或對組織施與壓力的縫合線的邊緣比一個或多個其它縫合線尺寸寬。在一些實施例中，經配置以接觸組織和/或對組織施與壓力的縫合線的邊緣經成形以使力均勻地分布在接觸區上。
[0040]在一些實施例中，提供空心縫合線，諸如圖9中描繪的縫合線。更具體來說，圖9描繪了醫療裝置10，所述醫療裝置包含外科用針12和細長的縫合線14。在圖9中，針12包含具有扁平橫截面外形的波狀或彎曲的針，但也可以使用具有大體上任何幾何形狀的針。縫合線14可以是空心縫合線，其中第一端14a附接到針12且第二端14b位于離針12有一段距離處。如圖所示，縫合線14在第一端14a與第二端14b之間的整個長度可以包含界定了空心18的管狀壁16。然而，在其它版本中，縫合線14的整個長度可以不全是管狀的。例如，可預見到第一端14a和第二端14b中的任一者或兩者可以具有非管狀部分或其它幾何形狀的部分。此類非管狀部分可以(例如)用于將縫合線14的第一端14a附接到針12或者是用于給第二端14b打結。在縫合線14的整個長度是管狀的版本中，如圖所示，縫合線14的包含兩端和中央部分在內的整個長度在缺少應力的情況下也具有大體上恒定或均一的直徑或厚度。就是說，就直徑來說，縫合線14沒有一部分明顯大于縫合線14的任何其它部分。此外，縫合線14沒有一方面、一端或其它部分打算要或實際上穿過、安置在、收納在或以其它方式位于空心18內部中。空心18僅適于接收組織向內生長。
[0041]在一些實施例中，管狀壁16可以具有在約Imm到約1mm的范圍中的直徑且可以由諸如以下的材料來建構:聚對苯二甲酸乙二醇酯、尼龍、聚烯烴、聚丙烯、絲、對二氧環己酮的聚合物、對二氧環己酮的共聚物、ε -己內酯、乙交酯、左旋(-)_乳酸、右旋(+)_乳酸、內消旋乳酸、三亞甲基碳酸酯、聚二氧環己酮均聚物以及其組合。經過如此建構，縫合線14的管狀壁16可以發生徑向變形，使得它在缺少側向應力的情況下采取第一橫截面外形且在存在側向應力的情況下采取第二橫截面外形。例如，在缺少側向應力的情況中，圖9中描繪的管狀壁16以及因此縫合線14(例如)可以具有圓形橫截面外形，由此展現出徑向對稱性。在存在側向應力的情況中，此類縫合線14在之后可以展現出部分或完全坍塌的構形。
[0042]在醫療裝置10的至少一個版本中，至少一部分管狀壁16可以是大孔隙的，界定了多個孔隙20(例如，開口、孔口、孔等等)，為了清楚起見，在圖9中僅通過元件符號和連線明確標記了其中幾個。孔隙20從網狀壁16完全延伸穿過而進入空心18。在一些版本中，管狀壁16可以由編或織成的網狀材料建構。在一個版本中，壁16可以由與在商標名Pro I eneSoft Mesh下出售且由Ethicon供應銷售的網狀材料類似或相同的織成的聚丙烯網狀材料建構。其它類似地建構的網狀材料也將是合適的。
[0043]如本文中使用，術語“大孔隙”可以包含至少大于或等于約200微米且優選地大于或等于500微米的孔徑。在醫療裝置10的一些版本中，縫合線14中的至少一些孔隙20的尺寸可以處在約500微米到約4毫米的范圍中。在另一版本中，至少一些孔隙20可以具有處在約500微米到約2.5毫米的范圍中的孔徑。在另一版本中，至少一些孔隙20可以具有處在約I毫米到約2.5毫米的范圍中的孔徑。在另一版本中，至少一些孔隙20的尺寸可以是約2毫米。此外，在一些版本中，孔隙20的尺寸可以發生變動。例如，如上文提到且還如圖9A中圖示，在一些版本中，一些孔隙20a可以是大孔隙(例如，大于約200微米)且一些孔隙20b可以是微孔隙(例如，小于約200微米)。在所公開縫合線的此類版本中微孔隙度(即，小于約200微米的孔隙)的存在可能只是制造程序附帶的，而不一定是為了關于生物相容性或組織一體化的任何其它功能原因而設計的，所述制造程序可以包含織、編、擠出、吹塑或其它。作為制造的副產物或附帶結果的微孔隙度(即，尺寸小于約200微米的一些孔隙)的存在不會改變所公開的大孔隙縫合線(例如，具有(例如)大于約200微米且優選地大于約500微米的孔隙)的特性，這便于組織向內生長以有助于生物相容性、減少組織炎癥且減少縫合線拉穿。
[0044]在具有大孔隙度和微孔隙度二者的所公開縫合線的版本中，作為大孔隙的孔隙20的數目可以處于約1%的孔隙到約99%的孔隙的范圍中(在按孔隙橫截面積測量時)、約5%的孔隙到約99%的孔隙的范圍中(在按孔隙橫截面積測量時)、約10%的孔隙到約99%的孔隙的范圍中(在按孔隙橫截面積測量時)、約20%的孔隙到約99%的孔隙的范圍中(在按孔隙橫截面積測量時)、約30%的孔隙到約99%的孔隙的范圍中(在按孔隙橫截面積測量時)、約50%的孔隙到約99%的孔隙的范圍中(在按孔隙橫截面積測量時)、約60%的孔隙到約99%的孔隙的范圍中(在按孔隙橫截面積測量時)、約70%的孔隙到約99%的孔隙的范圍中(在按孔隙橫截面積測量時)、約80%的孔隙到約99%的孔隙的范圍中(在按孔隙橫截面積測量時)、或約90%的孔隙到約99%的孔隙的范圍中(在按孔隙橫截面積測量時)。
[0045]經過如此配置，縫合線14中的孔隙20經布置且經配置使得縫合線14適于在引入到體內時方便且允許組織穿過網狀壁16中的孔隙20且進入空心18中來向內生長并一體化。就是說，孔隙20具有足夠的尺寸以通過促使新血管形成和組織在局部/正常地穿過孔隙20向內生長且進入縫合線14的空心18中而實現最大程度的生物相容性。因而，組織穿過孔隙16生長且進入空心20中使得縫合線14與所得組織能夠結合且協同地提高醫療裝置10的強度和效率，同時還減少疼痛、炎癥、局部組織壞死、以及拉穿的可能性。實際上，縫合線14促使健康的新組織遍布縫合線結構(包含孔隙20和空心18內部)來生成。
[0046]雖然圖9中的縫合線14已被描述為包含單個細長的空心18，但是在一些實施例中，根據本公開的縫合線可以包括界定了空心的管狀壁，所述空心包含一個或多個內部空隙(例如，沿著縫合線的長度延伸)。在一些版本中，至少一些內部空隙的尺寸或直徑可以>約200微米、>約300微米、>約400微米、>約500微米、>約600微米、>約700微米、>約800微米、>約900微米、>約I毫米或>約2毫米。在一些實施例中，根據本公開的縫合線可以包括界定了空心的管狀壁，所述空心包含一個或多個(例如，1、2、3、4、5、6、7、8或更多)管腔(例如，沿著縫合線的長度延伸)。在一些實施例中，根據本公開的縫合線可以包括界定了空心的管狀壁，所述空心包含蜂窩結構、3D晶格結構或界定了一個或多個內部空隙的其它合適內部基質。在一些版本中，蜂窩結構、3D晶格結構或其它合適基質中的至少一些內部空隙的尺寸或直徑可以 >約200微米、>約300微米、>約400微米、>約500微米、>約600微米、>約700微米、>約800微米、>約900微米、>約I毫米或>約2毫米。在一些實施例中，空隙包括空心。在一些實施例中，空心可以包含管狀壁中的中空圓柱形空間，但是如所描述，術語“空心”不限于界定圓柱形空間，而是可以包含由蜂窩結構、3D晶格結構或某其它合適基質所界定的內部空隙組成的迷宮。在一些實施例中，縫合線包括中空的、柔性縫合線，所述中空柔性縫合線在其不受應力狀態下具有圓形橫截面外形，但是在沿離軸方向被拉動時則坍塌成更扁平的橫截面形狀。在一些實施例中，提供了在不受應力狀態下展現出徑向對稱性的縫合線。在一些實施例中，不受應力狀態下的徑向對稱性消除了在縫合時進行方向定向的需要。在一些實施例中，提供了在施加離軸(縱軸)力(例如，頂著組織拉緊縫合線)時展現出扁平的橫截面外形(參見圖13)的縫合線，由此使縫合線對組織施加的力更均勻地分布。在一些實施例中，提供了在施加軸向力時展現出扁平的橫截面外形的縫合線。在一些實施例中，縫合線包括柔性結構，所述柔性結構在其不受應力狀態下采取第一橫截面外形(例如，縫合外形)，但是在沿離軸方向被拉動時則采取第二橫截面形狀(例如，拉緊外形)。在一些實施例中，縫合線是中空的和/或包括一個或多個內部空隙(例如，沿著縫合線的長度延伸)。在一些實施例中，內部空隙經配置以促使縫合線在處于應力狀態(例如，拉緊外形)時采取優選構形(例如，使前緣變寬以置換所接觸組織上的壓力)。在一些實施例中，內部空隙經配置以允許縫合線在處于不受應力狀態時采取徑向外部對稱性(例如，圓形外橫截面外形)。在一些實施例中，改變內部空隙的尺寸、形狀和/或位置會更改第一橫截面外形(例如，不受應力外形、縫合外形)和第二橫截面外形(例如，離軸外形、受應力外形、拉緊外形)中的一者或二者。
[0047]如上文參看(例如)圖9所描述，幾何形狀基本上是直線狀的縫合線具有兩個不同的末端。在一些實施例中，兩端是相同的。在一些實施例中，每一端是不同的。在一些實施例中，一端或兩端在結構上是未經裝飾的。在一些實施例中，一個或多個末端經由型鍛、聲波焊接、粘合劑、系結或某其它手段附接到或至少經配置而附接到針(如圖9中所示)。在一些實施例中，縫合線14的第二端14b經配置以包含錨22 (例如，圖10、圖11、圖12)以便將縫合線14錨定到縫合線14插入穿過的組織上。在一些實施例中，縫合線14的第二端14b經配置以將縫合線錨定在閉合的開頭處。在一些實施例中，縫合線14的第二端14b包含錨22，所述錨是防止縫合線14完全拉穿組織的結構。在一些實施例中，錨22的尺寸比縫合線14的其余部分都要大(大至少10%、大至少25%、大至少50%、大至少2倍、大至少3倍、大至少4倍、大至少5倍、大至少6倍、大至少10倍等等)。在一些實施例中，錨22包括具有任何合適形狀以防止縫合線14將孔拉穿的結構(例如，球、圓盤、板、圓柱體)，由此防止縫合線14將插入孔拉穿。在一些實施例中，如(例如)圖10中所描繪，縫合線14的錨22包括閉環。在一些實施例中，所述閉環是任何合適的結構，包含但不限于卷曲環(圖10)、扁平環(圖11)或成形環(圖12)。在一些實施例中，環可以整合到縫合線14的末端中。在一些實施例中，可以將分離的環結構附接到縫合線14。在一些實施例中，針12可以穿過閉環錨22以形成束帶(cinch)以便將縫合線14錨定到所述點。在一些實施例中，錨22可以包括用以將縫合線14的末端保持在位的一個或多個結構(例如，倒刺、鉤子等)。在一些實施例中，一個或多個錨22結構(例如，倒刺、鉤子等)與閉環結合使用以逐步收緊束帶且保持其位置。在一些實施例中，可以提供無結的錨定系統。
[0048]在一些實施例中，且如參看圖9來簡短地提及，本公開提供了具有經配置以防止縫合線拉穿的橫截面外形的縫合針以及其使用方法。在一些實施例中，提供了包括多種橫截面形狀(例如，扁平、橢圓形、沿著針的長度轉變等等)的縫合針，所述橫截面形狀使刺穿點處對組織的張力減小且使組織撕裂的可能性降低。在一些實施例中，針的一個橫截面維度比正交的橫截面維度大(例如，1.1倍大、1.2倍大、1.3倍大、1.4倍大、1.5倍大、1.6倍大、1.7倍大、1.8倍大、1.9倍大、> 2倍大、2.0倍大、2.1倍大、2.2倍大、2.3倍大、2.4倍大、2.5倍大、2.6倍大、2.7倍大、2.8倍大、2.9倍大、3.0倍大、> 3.0倍大、3.1倍大、3.2倍大、3.3倍大、3.4倍大、3.5倍大、3.6倍大、3.7倍大、3.8倍大、3.9倍大、4.0倍大、> 4.0倍大...> 5.0 倍大...> 6.0 倍大...> 7.0 倍大...> 8.0 倍大...> 9.0 倍大...>10.0倍大)。在一些實施例中，提供了在其尖頭(例如，遠端)處形狀是圓形但是向后(例如，近端)轉變成扁平外形(例如，帶狀)的縫合針。在一些實施例中，扁平區域的面與針的曲率半徑正交。在一些實施例中，縫合針在它穿過時會在組織中產生一道長口子(或扁平穿孔)，而不是圓形或點狀的穿孔。在一些實施例中，提供了在其尖頭(例如，遠端)處形狀是圓形但是向后(例如，近端)轉變成2D橫截面外形(例如，橢圓形、新月形、半月形、凸月形等)的縫合針。在一些實施例中，本文中提供的縫合針可以與本文中描述的縫合線一起使用。在一些實施例中，縫合針可以與相同形狀和/或尺寸的縫合線一起使用。在一些實施例中，縫合針和縫合線不具有相同的尺寸和/或形狀。在一些實施例中，本文中提供的縫合針可以與傳統的縫合線一起使用。各種類型的縫合針在本領域中是眾所周知的。在一些實施例中，本文中提供的縫合針包括本領域中已知的縫合針的任何合適特性，但是本文中描述的尺寸有所修改。
[0049]在一些實施例中，本公開還提供了用于將縫合線錨定在閉合的末端處(例如，在沒有將縫合線系結到自身上的情況下)的組成、方法和裝置。在一些實施例中，一個或多個固定元件(例如，訂書釘)位于縫合線的線端處以固定閉合的末端。在一些實施例中，一個或多個固定元件(例如，訂書釘)被固定到縫合閉合的最后一“級”(例如，使縫合線在閉合上保持拉緊)。在一些實施例中，固定元件是訂書釘(staple)。在一些實施例中，訂書釘包括不銹鋼或任何其它合適材料。在一些實施例中，訂書釘包括可以穿過整整兩層縫合線的厚度的多個訂腳(Pin)。在一些實施例中，訂書釘的訂腳經配置以固定縫合線末端而不會切割和/或弱化縫合線細絲。在一些實施例中，訂書釘形成了與縫合線的牢靠接合。在一些實施例中，在將針從縫合線上切斷之后，送入訂書釘。在一些實施例中，訂書釘的送入和針的移除同時發生。
[0050]在一些實施例中，本公開提供了用于將訂書釘送入組織中以固定縫合線末端的裝置(例如，釘槍)。在一些實施例中，訂書釘部署裝置同時地或接近同時地送入訂書釘以及將針從縫合線移除。在一些實施例中，訂書釘部署裝置包括底部唇緣或支架以從縫合線的最后一級下面(例如，在縫合線與組織表面之間)穿過，訂書釘的訂腳可以抵靠底部唇緣或支架發生變形而進入其鎖定位置中。在一些實施例中，訂書釘部署裝置的底部唇緣放置在縫合線的最后一級下面，縫合線的自由尾部放置在裝訂機構內，且將縫合線拉緊。在一些實施例中，在保持張緊時，訂書釘部署裝置被激活，由此將兩層縫合線接合到一起。在一些實施例中，所述裝置還切斷自由縫合線尾部的過多長度。在一些實施例中，訂書釘部署裝置用一步來完成連續縫合和修剪過多縫合線。在一些實施例中，在不需要打結系結的情況下固定縫合線。在一些實施例中，每一閉合僅需要I個訂書釘。在一些實施例中，使用標準的訂書機來施加訂書釘且固定縫合線末端。在一些實施例中，用手將訂書釘施加到縫合線末端。
[0051]在一些實施例中，本文中提供的縫合線提供了組織一體化特性以提高修補的總體強度(例如，與傳統縫合線相比，在較早的時間點時)。在一些實施例中，提供具有增強的組織粘合特性的縫合線。在一些實施例中，提供了與周圍組織一體化的縫合線。在一些實施例中，組織一體化特性可以與本文中描述的任何其它縫合線特性結合使用。在一些實施例中，縫合線允許愈合組織一體化縫合線中。在一些實施例中,促使組織向縫合線中生長(例如，通過縫合線的表面紋理)。在一些實施例中，組織向縫合線中生長防止了縫合線周圍的組織滑動和/或將縫合線與組織之間的微移動降至最少。在一些實施例中，組織向內生長到縫合線中會通過在組織之間建立連續性的過程中使用于結疤的表面積倍增來提高修補的總體強度。按照慣例，修補的強度僅取決于被拉近的兩個組織表面之間的界面。在一些實施例中，組織向內生長到縫合線中會使得修補的表面積增加，由此增強其強度。在一些實施例中，使用于疤痕形成的表面積增大，會使閉合更快地達到很大的強度，從而縮窄了顯著開裂風險的窗口。
[0052]在一些實施例中，縫合線的表面和/或內部紋理促進了組織粘合和/或向內生長。在一些實施例中，如上文參看圖9具體地論述，本公開的縫合線可以包括孔隙(例如，大孔隙)和/或有紋理的材料。在一些實施例中，縫合線包括孔隙(例如，大孔隙)和/或有紋理的外表面。在一些實施例中，縫合線中的孔隙允許組織向內生長和/或一體化。在一些實施例中，縫合線包括有孔的帶狀結構，而非管狀結構。在一些實施例中，有孔的縫合線包括2D橫截面外形(例如，橢圓形、圓形(例如，可坍塌的圓形)、半月形、新月形、凹面帶狀等等)。在一些實施例中，有孔的縫合線包括聚丙烯或任何其它合適的縫合線材料。在一些實施例中，孔隙的直徑介于500 μ m與3.5mm之間或者更大(例如，直徑> 500 μ m(例如，>500μπι、> 600μπι、> 700μπι、800μπι、> 900μπι、> Imm 或更大))。在一些實施例中，孔隙具有不同的尺寸。在一些實施例中，縫合線包括適合于促進組織向內生長和/或粘合的任何表面紋理。在一些實施例中，合適的表面紋理包含但不限于肋條、帶紋、網孔、凹槽等等。在一些實施例中，縫合線可以包含細絲或其它結構(例如，以提供增大的表面積和/或使縫合線在組織內的穩定性提高)。在一些實施例中，提供經互連的有孔架構，其中孔徑、孔隙度、孔隙形狀和/或孔隙對齊便于組織向內生長。
[0053]在一些實施例中，縫合線包括網狀和/或類網狀的外表面。在一些實施例中，網狀外表面提供了柔性縫合線，所述柔性縫合線使壓力分散在閉合點上且使得可以進行顯著的組織向內生長。在一些實施例中，網孔的密度經定制以獲得所希望的柔性、彈性和向內生長特性。
[0054]在一些實施例中，縫合線被涂上了和/或被嵌入了多種材料以促進組織向內生長。可以用于縫合線以促進組織向內生長的生物活性化合物的實例包含但不限于細胞附著中介體，例如含有已知會影響細胞附著的“RGD”整聯蛋白結合序列的變型的肽、生物活性配位體以及增強或排除特定種類的細胞或組織向內生長的物質。此類物質包含(例如)骨誘導物質，例如骨形態發生蛋白(BMP)、表皮生長因子(EGF)、成纖維細胞生長因子(FGF)、血小板源性生長因子(TOGF)、胰島素樣生長因子(IGF-1和II)、TGF-13等等。可以用于縫合線以促進組織向內生長的藥學活性化合物的實例包含但不限于阿昔洛韋、頭孢拉定、馬爾法林(malfalen)、普魯卡因、麻黃堿、阿霉素、道諾霉素、磯松素、阿托品、奎寧、地高辛、奎納定、生物活性肽、二氫卟吩e6、頭孢菌素、脯氨酸和脯氨酸類似物(諸如順式-羥基-L-脯氨酸)、青霉素V、阿司匹林、布洛芬、類固醇、煙酸、化學去氧膽酸、苯丁酸氮芥、以及其類似物。治療有效劑量可以通過活體外或活體內方法來確定。
[0055]縫合線在本領域中是眾所周知的醫療裝置。在一些實施例中，縫合線具有編織或單絲結構。在一些實施例中，提供具有單臂或雙臂構造的縫合線，其中外科用針安裝到縫合線的一端或兩端上，或者可以提供沒有安裝外科用針的縫合線。在一些實施例中，在針遠側的縫合線末端包括用以錨定縫合線的一個或多個結構。在一些實施例中，縫合線的遠端包括閉環、開環、錨定點、倒刺、鉤子等等中的一者或多者。在一些實施例中，縫合線包括一個或多個生物相容材料。在一些實施例中，縫合線包括各種已知生物可吸收和不可吸收材料中的一者或多者。例如，在一些實施例中，縫合線包括聚芳酯(例如聚對苯二甲酸乙二醇酯)、尼龍(諸如尼龍6和尼龍66)、聚烯烴(諸如聚丙烯)、絲和其它不可吸收聚合物中的一者或多者。在一些實施例中，縫合線包括對二氧環己酮(也被稱作1，4_ 二氧六環-2-酮)的聚合物和/或共聚物、ε-己內酯、乙交酯、左旋(-)_乳酸、右旋(+)_乳酸、內消旋乳酸、三亞甲基碳酸酯和其組合中的一者或多者。在一些實施例中，縫合線包括聚二氧環己酮均聚物。縫合線材料的上述列表不應被視為限制性的。縫合線材料和特性在本領域中是眾所周知的。任何合適的縫合線材料或其組合屬于本公開的范圍之內。在一些實施例中，縫合線包括無菌的、醫療級的、外科級的和或生物可降解的材料。在一些實施例中，縫合線涂有、含有和/或洗脫一種或多種生物活性物質(例如，防腐劑、抗生素、麻醉劑、愈合促進劑等)。
[0056]在一些實施例中，縫合線的結構和材料提供了經生理調整的彈性。在一些實施例中，針對組織來選擇具有適當彈性的縫合線。在一些實施例中，縫合線彈性與組織相匹配。例如，在一些實施例中，在腹壁閉合中使用的縫合線將具有與腹壁類似的彈性，以便與腹壁一起發生可逆變形，而非用作會帶來較高拉穿風險的相對較硬的結構。然而，在一些實施例中，彈性沒有那么大，使得形成可能會容易被拉開的松散閉合。在一些實施例中，縫合線的變形就在快要達到其周圍組織的彈性極限之前(例如，在組織開始撕裂或不可逆地變形之前)開始發生。
[0057]在一些實施例中，本文中描述的縫合線提供了對外科修補網(例如,疝修補中用到的那些修補網)的合適替換或替代。在一些實施例中，使用縫合線來替代網會減少放到受試者中的異物的量(例如，50cm2 (縫合線)對240cm2 (網))。在一些實施例中，縫合線拉穿的可能性降低使得可以使用縫合線來閉合用傳統縫合線無法閉合的組織(例如，由于像炎癥、纖維化、萎縮、去神經支配、先天失常、因年齡而衰退、或其它急性和慢性疾病等狀況而具有不良組織質量的區域(例如，脆或弱的組織))。像外科用網一樣，本文中描述的縫合線使得力可以分布在較大的面積上，由此對組織所感受到的力去局部化且減少縫合線拉穿和閉合失敗的概率。
[0058]在一些實施例中，縫合線是永久的、可拆除的或者是可吸收的。在一些實施例中，永久的縫合線向閉合或人體的其它部位提供增加的強度，但不會想在組織獲得了足夠的強度之后拆除縫合線。在此類實施例中，選擇長期留存在組織或人體中幾乎不帶來風險的材料。在一些實施例中，可拆除的縫合線是穩定的(例如，在生理環境中不容易降解)，并且是打算在周圍組織達到完全閉合強度時進行拆除。在一些實施例中，可吸收的縫合線以與永久或可拆除的縫合線相同的方式與組織一體化，但是在發揮了在術后和/或愈合時段期間使組織保持在一起的功用之后最終(例如，> I周、>2周、>3周、>4周、> 10周、>25周、> I年)會生物降解和/或被吸收到組織中。在一些實施例中，可吸收的縫合線使異物風險降低。
[0059]雖然具體地描述了在應用本公開的實施例時能防止腹部閉合的開裂(例如，疝形成)，但是本文中描述的縫合線可用于接合人體全身的任何組織類型。在一些實施例中，本文中描述的縫合線對某些閉合有特定功用，所述閉合經受頂端張力和/或對于所述閉合來說割裂(cheesewiring)是一個顧慮。本公開可用于其中的示例性組織包含但不限于:結締組織、肌肉、皮組織、軟骨、腱或任何其它軟組織。本文中描述的縫合線的特定應用包含定位(placat1n)、懸吊、懸掛等。本文中描述的縫合線可以用于外科程序、非外科醫療程序、獸醫程序、野外醫療程序等等中。本公開的范圍不受限于本文中描述的縫合線的潛在應用。
[0060]然而，從前文中，還將了解到本公開還提供了將軟組織重新拉到一起的新穎方法和制造醫療裝置的新穎方法二者。
[0061]基于本公開，將軟組織重新拉到一起的方法可以首先包含用附接到管狀縫合線14的第一端14a上的外科用針12(如(例如)圖9中所示)刺入軟組織的一部分。接下來，如一般所知的，醫生可以將管狀縫合線14穿過軟組織且縫上一針或多針。最后，醫生可以在軟組織中將管狀縫合線14錨定在位。如上文所公開，管狀縫合線14包括界定了空心18的管狀網狀壁16。管狀網狀壁16界定了多個孔隙20，每一孔隙具有大于或等于約500微米的孔徑。經過如此配置，管狀縫合線14適于適應軟組織穿過管狀網狀壁16生長并且進入空心18中，由此與縫合線一體化。在一些版本中，所述方法可以進一步且最后包含通過將外科用針12穿過管狀縫合線14的第二端14b處的閉環錨22 (如見于(例如)圖10中)且形成用于將縫合線14錨定到軟組織的束帶來將管狀縫合線14錨定在位。一旦錨定好，便可以在錨22附近將縫合線14切斷，并且可以丟棄縫合線14的任何剩余的沒用過的部分。
[0062]根據本公開的制造醫療裝置的方法可以包含形成管狀壁16，所述管狀壁具有多個孔隙20且界定空心18，每一孔隙20具有大于或等于約500微米的孔徑。另外，所述制造方法可以包含將管狀壁14的第一端14a附接到外科用針12，例如圖9中所圖示的。形成管狀壁14可以包含由網狀材料形成管。管狀網狀壁16可以通過直接將纖維編或織成管形狀而形成。或者，形成管狀網狀壁16可以包含將纖維編或織成平面片并且隨后將平面片成形為管形狀。當然，其它制造可能方案也是存在的，且編和織纖維不是屬于本公開的范圍之內的用于形成有孔管的唯一可能方案，而是只是實例。
[0063]此外，根據本公開的制造醫療裝置10的方法可以包含在管狀壁16的與針12相對的末端上設置錨22。在所述方法的一些版本中，且僅作為一個實例，設置錨可以像形成環那樣簡單，使得類似于圖10中描繪的錨22。
[0064]為了證實本文中描述的醫療裝置10的一些特性，進行了許多實驗，且在下文呈現這些實驗中的一些實驗的特征和結果。
[0065]實驗工作
[0066]實例I
[0067]針對經縫合的腹壁閉合對縫合線/組織界面進行的有限元分析
[0068]在本公開的實施例的開發期間進行實驗以針對經縫合的腹壁閉合對縫合線/組織界面進行有限元分析。作為這一系列探尋的設計的第一步，為直觀概念和臨床觀察創建理論基礎(參見圖1、圖2)。進行對縫合線/組織界面的有限元分析(圖3)。實驗表明增大的縫合線尺寸(即，直徑)如所假設那樣會使縫合線/組織界面處的力減小(圖4)。還展現出縫合線形狀會影響縫合線對組織施加的局部力(圖5)。
[0069]實例2
[0070]在常規縫合線與本公開的大孔隙縫合線之間創建“等效性”。
[0071]一定尺寸的O型聚丙烯縫合線因為它的處置和高強度特征而常用在疝修補中。進行實驗以確定與此類縫合線相對等效的橫截面異形的縫合線。就屈服載荷、最大載荷和楊氏模量來對二維縫合線與此常用的標準縫合線進行比較。使用Instron5964來進行機械試驗。實驗表明了 O型聚丙烯與寬度為5mm的二維帶狀縫合線之間的相對等效性(圖6和圖
7)。5-0聚丙烯縫合線(用在實驗性鼠疝修補中)等效于本公開的大孔隙縫合線的2_寬的樣本。
[0072]實例3
[0073]使用生物組織和張力測量來創建和驗證很深的縫合線拉穿模型
[0074]從當地屠宰場購得豬腹白線以提供對很深的縫合線拉穿進行的實際試驗。使標準縫合線和本公開的大孔隙縫合線同樣地穿過豬組織。為了減少生物變化性，將鄰近的多片筋膜隨機分給標準縫合線或二維縫合線，其中縫合線穿孔的寬度模擬臨床上的情形(距邊緣lcm)。使用Instron5964來進行張力測量，測試慢速和快速下的縫合線拉穿以模擬基線縫合線張力和偶發的高張力(例如，咳嗽、上樓梯等等)。考慮到生物變化性和容易獲取的生物材料，對標準縫合線和本公開的大孔隙縫合線二者進行合適次數的試驗。
[0075]實例4
[0076]鼠疝模型
[0077]在本公開的實施例的開發期間進行實驗，復制成熟的鼠疝模型以便評定標準縫合線與我們的實驗性大孔隙縫合線的拉穿。
[0078]復制非常成熟的鼠疝模型(Dubay DA, Ann Surg 2007 ；245 =140-146 ;通過引用全文并入本文中)。用兩根標準縫合線(5-0聚丙烯)和用兩根具有相等抗張強度的一體化縫合線隨機地對鼠腹疝進行修補。疝修補后一個月，將老鼠處死且針對疝復發、疝尺寸和縫合線拉穿進行分析。由不清楚情況的觀測者來評定腹壁的組織結構以便分析縫合線一體化。在這些實驗中，本公開的大孔隙縫合線在17例鼠疝中沒有一根拉穿(即，34根一體式大孔隙縫合線中的34根都在腹壁上保持原位而沒有失敗，圖16左側的圖像就是典型實例)。本公開的大孔隙縫合線便于身上使用了縫合線的每一只老鼠里的每一根縫合線與組織一體化。在圖17的左側，在一個例子中，用大孔隙縫合線進行修補后一個月缺陷面積減少82%。相比之下，在用常規縫合線修補的13例鼠疝中，13只老鼠中有11只具有至少一根縫合線完全拉穿腹壁。圖16的右側是兩根縫合線均拉穿的疝修補失敗的實例。在圖17的右側，示出了在一只受試動物中用標準縫合線進行修補后一個月疝尺寸增大42%。圖18示出了對用本公開的大孔隙縫合線或用常規縫合線隨機地進行修補的根據圖16和圖17的經修補的30例鼠疝的平均缺陷面積進行比較的圖。在修補后一個月，就本公開的實驗性大孔隙縫合線來說，平均疝尺寸減少54%，而就常規縫合線來說，疝尺寸增大5%。料想到標準縫合線和實驗性縫合線都會存在復發疝的一些元素-在此模型中僅使用兩根縫合線，而要實現完全閉合的腹壁則需要6根縫合線。
[0079]實例5
[0080]縫合線寬度
[0081]經實施以評估縫合線寬度的作用的實驗表明增大的縫合線寬度導致縫合線最大載荷的增加，致使縫合線的拉穿減少。使用鍍錫的銅扁平編織線作為不同寬度的縫合線的原型。相對于組織，金屬線基本上是不順從的，從而創建出隔離了寬度變化對放置于組織中的縫合線的拉穿的作用的系統。將不同寬度的線放入兩種不同物質中:新鮮的動物組織(豬腹壁)和合成泡沫片，且使用Instr0n5942張力計來精確地測量此系統的抗斷強度。對寬度是0.36mm(等效于O型普理靈(prolene)縫合線)到5mm的線進行試驗。這些實驗是為了檢查增大的縫合線寬度在動物組織和合成“組織”中的作用，以確定取自活體的物質與合成物質之間是否存在任何差異。
[0082]圖14表明隨著縫合線寬度增大，需要更大的力才能拉穿豬腹。出乎意料地，在約3_的寬度處，增大的縫合線寬度的益處開始達到峰值。在3.75_的寬度處，拉穿阻力(系統的最大載荷)實際上減小；視頻時間流逝分析表明在此寬度處組織開始在線的兩側斷裂，傾向于以組織片段的形式脫落。相比之下，在較小的寬度處，線將會以單根斷裂線來切穿組織。斷裂模式因此與系統的最大強度有關。
[0083]圖15表明在合成組織中保持相同的關系。在此所謂的“清潔”系統中，利用泡沫替代動物組織(泡沫是與動物組織相比具有較少機械變異的均質物質)，表明了比常規縫合線寬的益處，進一步證實了縫合線-組織界面處增大的受力表面積會使拉穿減少。然而，與豬組織類似，表明了使寬度增大的益處，直至達到3.75mm，在3.75mm處泡沫物質開始以片段形式斷裂。
[0084]雖然最初假設縫合線越寬撕裂就越少，但是在一些實施例中，縫合線寬度不是唯一的考慮因素。例如,清楚的是,組織到縫合線14中的一體化(即，穿過縫合線14的孔隙20向內生長且進入空心28中)進一步提高修補的強度且減少和/或完全消除縫合線拉穿的風險。此外，如上所示，在本公開的各種實施例的開發期間進行的實驗表明增大受力表面積將進一步減少拉穿的發生。在豬腹中進行的拉線實驗證實了此類發現。在一些實驗中，在寬度高于3.75mm的情況下，拉穿阻力減少。不是縫合線以直線撕裂組織，而是它開始使組織以片段或塊的形式脫落。此發現是意料之外的。使用均質的/合成的物質來重復這些實驗以測試使寬度增大的益處是否也達到峰值。使用與豬腹白線具有大致相同的厚度的橡膠泡沫。出乎意料地，使縫合線拉穿泡沫所需的力在相同的縫合線寬度處達到峰值，且泡沫甚至以與豬組織相同的模式來撕裂。在動物和合成組織二者中均保持縫合線寬度與最大載荷的關系。
[0085]這些實驗表明了縫合線寬度/最大載荷關系是由機械現象造成；但是，本公開不限于任何特定作用機制，且對作用機制的理解不是實踐本公開所必需的。
[0086]在不脫離本公開的范圍和精神的情況下，本公開的所描述方法和系統的各種修改和變型將是本領域的技術人員顯而易見的。雖然已結合特定的優選實施例來描述本公開，但是應理解，如所主張的本公開不應過度地限于此類特定實施例。實際上，相關領域中的技術人員顯而易見的對所描述的本公開【具體實施方式】的各種修改既定屬于本公開的范圍之內。
【權利要求】
1.一種醫療裝置，包括: 外科用針；以及 細長的縫合線，所述縫合線具有附接到所述外科用針的第一端和位于所述外科用針遠處的第二端，所述細長的縫合線包含管狀壁、所述管狀壁內部的空心以及延伸穿過所述管狀壁的多個孔隙，所述孔隙中的至少一些具有大于或等于約500微米的孔徑，使得所述孔隙適于在引入到體內時方便組織穿過所述縫合線的所述管狀壁成一體化。
2.根據權利要求1所述的醫療裝置，其中所述縫合線的所述管狀壁沿所述第一端與所述第二端之間的整個所述縫合線延伸。
3.根據前述權利要求中任一權利要求所述的醫療裝置，其中所述孔徑處于約500微米到約4毫米的范圍中。
4.根據前述權利要求中任一權利要求所述的醫療裝置，其中所述孔徑處于約500微米到約2.5毫米的范圍中。
5.根據前述權利要求中任一權利要求所述的醫療裝置，其中所述孔徑處于約I毫米到約2.5毫米的范圍中。
6.根據前述權利要求中任一權利要求所述的醫療裝置，其中所述孔徑是約2毫米。
7.根據前述權利要求中任一權利要求所述的醫療裝置，其中所述多個孔隙的孔徑不同。
8.根據前述權利要求中任一權利要求所述的醫療裝置，其中所述縫合線的直徑處于約Imm到約1mm的范圍中。
9.根據前述權利要求中任一權利要求所述的醫療裝置，其中所述縫合線從頭到尾直徑都是均一的。
10.根據前述權利要求中任一權利要求所述的醫療裝置，其中所述縫合線是由選自由以下各項組成的群組中的材料建構:聚對苯二甲酸乙二醇酯、尼龍、聚烯烴、聚丙烯、絲、對二氧環己酮的聚合物、對二氧環己酮的共聚物、ε-己內酯、乙交酯、左旋(-)_乳酸、右旋(+)_乳酸、內消旋乳酸、三亞甲基碳酸酯、聚二氧環己酮均聚物以及其組合。
11.根據前述權利要求中任一權利要求所述的醫療裝置，其中所述縫合線是可徑向變形的，使得所述縫合線在缺少側向應力的情況下采取第一橫截面外形且在存在側向應力的情況下采取第二橫截面外形。
12.根據權利要求11所述的醫療裝置，其中所述第一橫截面外形展現出徑向對稱性。
13.根據權利要求12所述的醫療裝置，其中所述第二橫截面外形展現出部分或完全坍塌的構形。
14.根據前述權利要求中任一權利要求所述的醫療裝置，其中所述縫合線在處于不受應力狀態時具有圓形橫截面外形。
15.根據前述權利要求中任一權利要求所述的醫療裝置，進一步包括附接到所述縫合線的所述第二端以防止縫合線在使用期間拉穿的錨，所述錨的尺寸大于所述縫合線的直徑。
16.根據權利要求15所述的醫療裝置，其中所述錨包括環、球、圓盤、圓柱體、倒刺和/或鉤子。
17.根據前述權利要求中任一權利要求所述的醫療裝置，其中所述管狀壁包括編或織成的網狀材料。
18.根據前述權利要求中任一權利要求所述的醫療裝置，其中所述空心是中空的圓柱形空間。
19.根據權利要求1到17中任一權利要求所述的醫療裝置，其中所述空心包含蜂窩結構、3D晶格結構或界定了一個或多個內部空隙的其它合適基質。
20.一種將軟組織重新拉到一起的方法，所述方法包括: 用附接到管狀縫合線的第一端的外科用針刺入所述軟組織的一部分； 將所述管狀縫合線穿過所述軟組織，其中所述管狀縫合線包括管狀壁、所述管狀壁內部的空心以及延伸穿過所述管狀壁的多個孔隙，所述孔隙中的至少一些具有大于或等于約500微米的孔徑，使得所述管狀縫合線適于適應所述軟組織穿過所述管狀網狀壁生長并進入所述空心中，由此與所述縫合線一體化。
21.根據權利要求20所述的方法，其中將所述管狀縫合線穿過所述軟組織包括縫上多針。
22.根據權利要求20到21中任一權利要求所述的方法，進一步包括在將所述管狀縫合線穿過所述軟組織之后在所述軟組織中將所述管狀縫合線錨定在位。
23.根據權利要求22所述的方法，其中將所述管狀縫合線錨定在位包括將所述外科用針穿過所述管狀縫合線的所述第二端處的閉環錨以及形成用于將所述縫合線錨定到所述軟組織的束帶。
24.一種制造醫療裝置的方法，所述方法包括: 形成管狀壁，所述管狀壁具有多個孔隙且界定了空心，所述孔隙中的至少一些具有大于或等于約500微米的孔徑；以及 將所述管狀壁附接到外科用針。
25.根據權利要求24所述的方法，其中形成所述管狀壁包括由網狀材料形成管。
26.根據權利要求24到25中任一權利要求所述的方法，其中形成所述管狀壁包括將纖維編或織成管。
27.根據權利要求24到25中任一權利要求所述的方法，其中形成所述管狀壁包括將纖維編或織成平面片且隨后將所述平面片成形為管。
28.根據權利要求24到27中任一權利要求所述的方法，進一步包括在所述管狀壁的與所述針相對的末端上設置錨。
29.根據權利要求28所述的方法，其中設置所述錨包括形成環。
【文檔編號】A61B17/06GK104168840SQ201280070639
【公開日】2014年11月26日 申請日期:2012年12月13日 優先權日:2012年2月23日
【發明者】格雷戈里·德美琳, 安納德吾·格瑞加勒 申請人:西北大學