Изучение влияния режимов стерилизации окисью этилена на свойства гликолидлактидных нитей | Вестн. Том. гос. ун-та. 2014. № 382. DOI: 10.17223/15617793/382/38

Изучение влияния режимов стерилизации окисью этилена на свойства гликолидлактидных нитей

Исследованы режимы стерилизации окисью этилена полигликолидлактидных нитей; изучены физико-технические свойства нитей и сроки деградации стерилизованных нитей; подобраны параметры сушки полигликолидлактидных нитей после стерилизации с целью увеличения срока потери прочности и срока службы нитей как медицинских изделий.

A study of the impact of ethylene oxide sterilizing modes on properties of glycolactic sutures.pdf Стерилизацию медицинских изделий проводят различными способами с учетом материалов, из которых изделия изготовлены. Наиболее широкое применение получили стерилизация паром, окисью этилена, радиацией. Сополимеры гликолида и лактида являются гидролитически нестабильными. Наличие влаги и высокая температура уменьшают время хранения биополимеров и изделий их них [1]. Поэтому для стерилизации биодеградиру-емых полимеров используют у-излучение и окись этилена. Радиационная стерилизация резко снижает сроки деградации и используется для изделий с коротким сроком рассасывания. Обработка окисью этилена является экономически эффективным, низкотемпературным методом стерилизации [2]. Окись этилена является сильным алкилиру-ющим агентом, который не требует метаболической активации, что приводит к денатурации белков. Кроме того, связываясь с сульфгидрильными, гидроксил-, амино- и карбоксильными группами клеток, препятствует нормальному клеточному метаболизму и способности к размножению микробов [3]. Однако для эффективного прохождения окиси этилена через упаковку и изделие необходимо поддерживать влажность в камере стерилизатора от 5 до 70%. Высокая влажность влияет на температуру стеклования и молекулярную массу полимера [4], что может изменить физико-механические свойства полигликолидлак-тидной нити. Таким образом, необходима сушка изделий после стерилизации окисью этилена. Целью данной работы являлась оценка последствий после стерилизации окисью этилена в присутствии воды и последующей сушки на гидролитическую стабильность хирургических мононитей из сополимера гликолида и лактида. Экспериментальная часть. Лабораторные по-лигликолидлактидные нити получены при одностадийной полимеризации и формовании в специально разработанном экструдере на базе HAAKE Process 11 из гликолида и dl-лактида (состава гликолид / лактид 95/5 мол. %) с добавлением в качестве катализатора октоата олова (II) 500 ppm. После ориентационного вытягивания нить имела метрический размер 4. Диаметр нити определяли электронным микрометром МКЦ-25 по ГОСТ Р 53005-2008 [Там же], за результат принимали среднее значение не менее 15 проб. Стерилизацию полигликолидлактидных нитей проводили в газовом стерилизаторе / аэраторе Steri-Vac, модель 5XLPB производства компании 3М (США). Для стерилизации нити упаковывали в двойной полиэтиленовый пакет и размещали вертикально в решетчатых емкостях стерилизатора. Концентрация окиси этилена в камере составила 750 мг/л. Исследования проводили при температурных режимах стерилизации 37°С (время стерилизации 3 ч) и 55°С (время стерилизации 1 ч), влажности 70 и 30% соответственно. Окись этилена утилизировали с использованием абатора Дональдсона. Аэрацию проводили при температуре стерилизации не менее 8 ч. Для определения эффективности стерилизации использовали индикатор биологический 1264 Attest и инкубатор Attest 119 производства компании 3М (США). Определение нагрузки при разрыве в простом узле (Руз, Н) и удлинение при разрыве в простом узле (Ьуз, %) проводили с помощью испытательной разрывной машины Instron 3343 по ГОСТ 53005-2008. Также остаточную прочность (по величине нагрузки при разрыве в простом узле) определяли после хранения в модельной среде организма - фосфатном буферном растворе рН 7,4 при температуре 37°С для установления влияния влажности и температуры стерилизации на срок деградации нити. Влажность нитей исследовали с помощью кулоно-метрического титратора Mettler Toledo C20D. Ориентированные полимерные нити подвергали термическому анализу на DSC 204 F1 Phoenix® NETZSCH для определения температуры стеклования и плавления до стерилизации и после стерилизации. Исследования проводили в атмосфере аргона в запаянных алюминиевых тиглях. Масса исследуемых измельченных образцов составляла 7,5 мг. Температурная программа содержала следующие сегменты: 1) синтезированный образец нагревали со скоростью 10°С/мин до температуры на 10°С выше его температуры плавления; 2) образец выдерживали 10 мин при указанной температуре, чтобы исключить термическую предысторию получения полимера; 3) выполнялось охлаждение образца (10°С/мин) до комнатной температуры; 4) проводилось повторное нагревание полимера со скоростью 10°С/мин для определения термического поведения и температуры плавления исследуемого полимера. Результаты и обсуждение. Стерилизация полигли-колидлактидной нити проведена в различных режимах влажности и температуры. При этом исследованы влажность и физико-механические свойства нитей до и после стерилизации. Разрывная нагрузка в простом узле нити до проведения процедуры стерилизации соответствует удлинению полигликолидлактидной мононити метрического размера 4 по ГОСТ 53005-2008. Из табл. 1 видно, что при низкой концентрации влаги (30%) в стерилизаторе окись этилена не проникает внутрь упаковки и стерилизация происходит только на поверхности упаковки, нить нестерильна. При высокой влажности (70%) происходит стерилизация нити, однако при температуре 55°С наблюдается ухудшение физико-механических свойств полигликолидлактидной нити в дальнейшем при испытаниях в буферных растворах (табл. 2). Т а б л и ц а 1 Физико-механические характеристики полигликолидлактидной нити при разных условиях стерилизации (влажность, температура) № Диаметр нити, мм Условия стерилизации Параметры нити Примечание Влажность в камере, % Температура в камере, °С Влажность нити, % Нагрузка при разрыве в узле Руз, Н Удлинение при разрыве в узле Ьуз, % 1 0,43 ± 0,03 - - 1,05 44 25 Не проводилась процедура стерилизации 2 0,44 ± 0,02 70 55 1,35 43 24 Стерильно 4 0,46 ± 0,02 70 37 0,96 44 25 Стерильно 6 0,43 ± 0,02 30 55 Не измерялось Нестерильно 9 0,42 ± 0,03 30 37 Нестерильно Т а б л и ц а 2 Влияние режимов стерилизации на физико-механические характеристики нитей после экспозиции в фосфатном буфере № Время экспозиции в фосфатном буфере, сут Температура стерилизации, °С Нагрузка при разрыве в простом узле Руз, Н Остаточная прочность (Руз / Руз 0, %) 1 0 55 44 100,0 2 37 44 100,0 3 3 55 32 72,7 4 37 36 81,8 5 7 55 26 59,1 6 37 28 63,6 7 11 55 15 34,1 8 37 16 36,3 9 15 55 12 27,2 10 37 15 34,0 Исследованные образцы нитей сохраняют к 7-м сут экспозиции в фосфатном буфере только 59-63% прочности, к 15-м сут 37-34% прочности, что относит образец к нитям с коротким сроком рассасывания. При температуре стерилизации 55°С происходит более быстрая потеря прочности, чем при температуре стерилизации 37°С. Проведено исследование влияния сушки на срок потери прочности нити. Сушка проводилась в аэраторе 8 ч при температуре стерилизации, затем в сушильном шкафу при температуре 60°С в вакууме 50 мбар. Из табл. 3 следует, что после аэрации требуется выдержать изделия при температуре 60°С не более 70 ч для установления постоянного значения влажности. Дальнейшая сушка не приводит к изменению параметров нити. Значения удлинения при разрыве в узле соответствуют нормам и характеризуют эластичность нити. Т а б л и ц а 3 Влияние длительности сушки после стерилизации окисью этилена на физико-механические характеристики нитей. Режим стерилизации: влажность 70%, температура 37°С № Диаметр нити, мм Условия сушки Физико-механические параметры нити Время аэрации (37°С), ч Время сушки в вакуумном шкафу (60°С), ч Влажность нити, % Нагрузка при разрыве в узле Руз, Н Удлинение при разрыве в узле Ьуз, % 1 0,44 ± 0,02 8 0 0,96 44 25 2 0,45 ± 0,02 8 1 0,92 46 26 3 0,42 ± 0,04 8 2 0,84 47 24 4 0,43 ± 0,02 8 3 0,71 47 25 5 0,43 ± 0,03 8 4 0,65 48 26 6 0,42 ± 0,02 8 5 0,58 45 26 7 0,41 ± 0,03 8 6 0,48 47 23 8 0,41 ± 0,01 8 20 0,32 48 23 9 0,42 ± 0,02 8 40 0,23 46 25 10 0,44 ± 0,01 8 60 0,16 45 25 11 0,43 ± 0,02 8 70 0,05 46 23 12 0,42 ± 0,01 8 80 0,05 45 22 Проведенные исследования термических свойств по-лигликолидлактидной нити до и после стерилизации окисью этилена при 37°С с последующей аэрацией и сушкой показали, что изменение температуры стеклования полимера находится в пределах ошибки исследования (рис. 1, табл. 4), полимер не испытывает значительных структурных изменений. Нить после аэрации при 37°С в течение 8 ч и последующей сушки при 60°С 70 ч исследована на сохранение остаточной прочности после экспозиции в фосфатном буферном растворе. Дополнительная сушка после стерилизации приводит к увеличению остаточной прочности нити после 15 сут экспозиции в буфере с 34,0 до 40,9% (табл. 2, 5), что позволит сохранить прочность хирургического шва до регенерации сшиваемых тканей. Материалы из биодеградируемых полимеров все чаще используются в медицинской практике. Из поли-лактида, полигликолида и их сополимеров изготавливают хирургические нити [6, 7] и имплантаты [8, 9] стенты [10]. Данные изделия должны быть простерили-зованы перед использованием. Исход стерилизации биополимеров трудно спрогнозировать. Полимер, используемый в данном исследовании, синтезирован из гликолида и dl-лактида в массовом соотношении 95/5. Большое содержание гликолида делает сополимер гидрофильным. Способность быстро связывать воду при стерилизации окисью этилена обеспечивает сополимеру непредсказуемый по времени гидролиз полимерной цепи на мономеры гликолид и лактид, а затем на гли-колевую и молочную кислоты. Однако медицинские изделия должны быть стандартизированы по срокам рассасывания. Результаты данного исследования показали, что после стерилизации во влажном воздухе до 70% необходима аэрация изделия для освобождения от окиси этилена и сушка в вакууме при 60°С не менее 70 ч. Сушка в таком режиме обеспечивает требование по содержанию влаги в упакованных биодеградируемых нитях не более 500 ppm. Такое содержание влаги обеспечивает срок хранения нитей из сополимера гликолида и лакти-да до 3 лет. Исследование деградации нити in vitro в фосфатном буфере моделирует поведение нити в живом организме. Результаты по тесту in vitro оптимальным режимом стерилизации и сушки доказывают соответствие физико-механических характеристик нитей нормативным документам [5, 11]. Сохранение после стерилизации и сушки показателей нагрузки при разрыве в узле обеспечивает прочность нити, а удлинения при разрыве в узле - эластичность нити при регенерации тканей в течение 15 и более суток. Отработанный режим стерилизации и сушки не приводят к изменениям термических свойств полимера, что указывает на отсутствие глубоких структурных изменений и как следствие - физико-механических свойств полимера. Таким образом, при проведении исследования режимов стерилизации полигликолидлактидной нити метрического размера 4 установлено, что оптимальными режимами стерилизации являются влажность 70% и температура стерилизации 37°С. После стерилизации требуется проведение аэрации в течение 8 ч при 37°С и дополнительная сушка нитей в течение 70 ч при 60°С. Рис. 1. ДСК-кривые полигликолидлактидных нитей до стерилизации (1) и после стерилизации (2) окисью этилена (влажность 70%, температура стерилизации 37°С), сушки после стерилизации (3) (аэрация 37°С 8 ч, сушка 60°С 70 ч) Т а б л и ц а 4 Влияние стерилизации и последующей сушки на температуру стеклования и плавления полимерных нитей № образца Образец Температура стеклования, Т§, °С Температура плавления Тпл., °С Т L пл. нач Т L пл. max Т L пл. кон 1 Нить до стерилизации 17 210 218 221 2 Нить после стерилизации 20 208 215 218 3 Нить после стерилизации и сушки (аэрация 37°С 8 ч, сушка 60°С 70 ч) 19 213 216 220 Т а б л и ц а 5 Физико-механические характеристики стерилизованных и высушенных нитей после хранения в фосфатном буфере № Время экспозиции в фосфатном буфере, сут Нагрузка при разрыве в простом узле Руз, Н Остаточная прочность (Руз / Руз 0, %) 1 0 44 100 2 3 34 77,2 3 7 30 68,1 7 11 21 47,7 9 15 18 40,9 Стерилизация: влажность 70%, 37°С. Сушка: 60°С 70 ч.

Ключевые слова

биополимеры, полигликолидлактид, шовный материал, окись этилена, газовая стерилизация, biopolymers, polyglycolide lactid, suture material, ethylene oxide, gas sterilization

Авторы

ФИООрганизацияДополнительноE-mail
Алексеенко Кира ВикторовнаТомский государственный университетведущий инженер Томского регионального центра коллективного пользованияchemist_84@mail.ru
Вайтулевич Елена АнатольевнаТомский государственный университетканд. хим. наук, ст. науч. сотр. лаборатории новых материалов и перспективных технологий Сибирского физико-технического института им. акад. В.Д. Кузнецоваxim@pisem.net
Немойкина Анна ЛеонидовнаТомский государственный университетканд. биол. наук, ст. науч. сотр. Томского регионального центра коллективного пользованияnemoykina@rambler.ru
Бабкина Ольга ВладимировнаТомский государственный университетдиректор Томского регионального центра коллективного пользованияckp@mail.tsu.ru
Всего: 4

Ссылки

Middleton J.C., Tipton A.J. Synthetic biodegradable polymers as orthopedic devices // Biomaterials. 2000. Vol. 21. P. 2335-2346.
Mendes G.C., Brandao T.R., Silva C.L. Ethylene oxide sterilization of medical devices: A review // American Journal of Infection Control. 2007. Vol. 35, № 9. P. 574-581.
Bommer J., Barth H.P., Wilhelms O.H., Schindele H., Ritz E. Anaphylactoid reactions in dialysis patients: role of ethylene oxide // The Lancet. 1985. V. 326, № 8469-8470. P. 1382-1385.
Choi Y., Kim S.Y., MoonM. et al. Poly(ethylene glycol)-poly(L-lactide) diblock copolymer prevents aggregation of poly(L-lactide) microspheres dur ing ethylene oxide gas sterilization // Biomaterials. 2001. Vol. 22, № 9. P. 995-1004.
ГОСТ Р 53005-2008 Материалы хирургические шовные. Общие технические требования. Методы испытаний.
Kangas J., Paasimaa S., Makela P., Leppilahti J. et al. Comparison of strength properties of poly-L/D-lactide (PLDLA) 96/4 and polyglyconate (Maxon) sutures: in vitro, in the subcutis, and in the achilles tendon of rabbits // J. Biomed. Mater. Res. 2001. Vol. 58. P. 121-126.
Mack B.C., Wright K.W., Davis M.E. A biodegradable filament for controlled drug delivery // Journal of Controlled Release. 2009. Vol. 139, № 3. P. 205-211.
Roesler C.R.M., Salmoria G. V., Morea A.D. et al. Torsion test method for mechanical characterization of PLDLA 70/30 ACL interference screws // Polymer Testing. 2014. Vol. 34. P. 34-41.
Ferdousa J., Kolachalama V.B., Shazlya T. Impact of polymer structure and composition on fully resorbable endovascular scaffold performance //Acta Biomaterialia. 2013. Vol. 9, № 4. P. 6052-6060.
Busch R., Strohbach A., Rethfeldt S. et al. New stent surface materials: The impact of polymer-dependent interactions of human endothelial cells, smooth muscle cells, and platelets // Acta Biomaterialia. 2014. Vol. 10, № 2. P. 688-700.
ГОСТ Р ИСО 13781-2011. Смолы и отформованные элементы на основе поли^-лактида для хирургических имплантатов. Исследование деградации методом in vitro.
 Изучение влияния режимов стерилизации окисью этилена на свойства гликолидлактидных нитей | Вестн. Том. гос. ун-та. 2014. № 382. DOI: 10.17223/15617793/382/38

Изучение влияния режимов стерилизации окисью этилена на свойства гликолидлактидных нитей | Вестн. Том. гос. ун-та. 2014. № 382. DOI: 10.17223/15617793/382/38