Проблема шовного материала в сосудистой хирургии

Размещено на http://www.allbest.ru

Пермская Государственная Медицинская Академия

Статья

Проблема шовного материала в сосудистой хирургии

анастомоз шовный имплантация оперативный

г. Пермь

В последние годы внимание хирургов все больше привлекает роль шовного материала в исходе операции. Это обусловлено тем, что оставшийся в зажившей ране инкапсулированный шовный материал нередко является источником хронического асептического воспаления, что способствует в дальнейшем развитию различных послеоперационных осложнений.

Шовный материал для подавляющего большинства операций является по сути единственным инородным телом, которое остается в тканях. И закономерно, что от качества, химического состава и структуры материала зависит реакция тканей на его имплантацию. Поэтому "идеальный" шовный материал в дополнение к традиционным требованиям, предъявляемым к хирургическим нитям, должен обладать низкой реактогенностью, обеспечивающей его высокую биосовместимость к тканям (Н.Б. Доброва, В.В. Навроцкая, 1981).

Биосовместимость шовных материалов определяется результатом их длительного взаимодействия с организмом, при котором ни сами нити, ни продукты их деградации не оказывают отрицательного воздействия на организм. Особенно большое значение приобретает данная характеристика нитей в сосудистой хирургии, так как ареактивность препятствует деформации тканей вокруг анастомоза и не нарушает нормального тока крови по сосудам (А.С. Криковцев с соавт., 1990). Здесь же следует отметить, что для шовных материалов, применяемых в ангиохирургии, важно и такое свойство как тромборезистентность (Ю.П. Кудрявцев, Н.А. Калашникова, В.Г. Бабаев и др., 1992).

Биоинертные материалы при имплантации в ткани организма не должны вызывать патологических процессов. Кроме того, нормальная защитная реакция организма, проявляющаяся в виде клеточной инфильтрации и отложения фибрина должна быть выражена нерезко, что приводит к инкапсуляции нитей, то есть к такому состоянию, которое условно обозначается термином "вживление".

Используемые в настоящее время шовные материалы отличаются по своим биоинертным свойствам и, вследствие этого, различны результаты их применения в областях хирургии.

Желание хирургов иметь "идеальный" шовный материал всегда сталкивалось с реальными возможностями промышленности.

Обобщая высказывания многих хирургов (П.И. Симич, 1979; В.Г. Лаппо, В.И. Тимохина, С.Я. Ланина, 1981; А.А. Шалимов, Ю.А. Фурманов, 1986; В.М. Буянов, В.М. Егиев, О.А. Удотов, 1993) можно сформулировать современные требования к хирургическим шовным материалам:

1. Хирургическая нить должна обладать высокими манипуляционными и техническими характеристиками - прочностью (в узле и без узла), гибкостью, обширным диапазоном калибров; должна хорошо поддаваться стерилизации.

2. Материал должен иметь гладкую, ровную поверхность; не впитывать в себя секрет из прокольного канала и не склеиваться с его стенками.

3. Нить должна обладать низкой реактогенностью и не оказывать токсического, аллергогенного и тератогенного воздействия на ткани и организм в целом.

4. Желательно наличие у нити способности к биодеградации.

5. Темп биодеградации для рассасывающихся шовных материалов должен соответствовать темпу заживления раны.

К сожалению, современные шовные материалы не обладают таким комплексом свойств, которые сделали бы их пригодными если не для всех, то, по крайней мере, для большей части хирургических операций. Не является исключением в этой области и сосудистая хирургия.

В ангиологии трудно себе представить применение одного "идеального" шовного материала, отвечающего всем предъявляемым высоким требованиям (А.В. Покровский, В.Ф. Мезенцев, Е.В. Потемкина, 1968; Ю.А. Фурманов, А.А. Шалимов, С.А. Макаров и др., 1981; И.В. Ступин с соавт., 1990). По мере накопления знаний в этой области медицины на первое место выдвигается такое качество шовных материалов, как нереактивность.

В.М. Буянов и соавт. (1993), проанализировав имеющиеся литературные данные и исходя из собственного опыта использования различных шовных материалов, дает характеристику некоторым нитям, применяемым в сосудистой хирургии. Так, автор считает, что полиамидные (капроновые) нити обладают высокой прочностью и гибкостью. Однако, из всех синтетических нитей полиамидные дают наиболее выраженную реакцию тканей. Наиболее выраженная реакция тканей наблюдается при применении крученного капрона. Выпускаются полиамиды в виде крученных, плетеных и мононитей. Большинство фирм выпускают полиамиды в виде плетеной нити или мононити (Ethicon, Mathuda, Ergon sutramed, Sharpoint, Devis & Geck и др.). При этом реактогенность нитей значительно снижается, а ее сорбционные свойства уменьшаются. Полиэфирные (лавсановые) нити более инертны, чем полиамиды, и вызывают меньшую тканевую реакцию. Нити на основе полиэфиров (этибонд, мерсилен, лавсан, М-дек и др.) широко применяются при шве сосудов. Как правило, это плетеные полиэфирные волокна, покрытые оболочкой, придающей псевдомонофиламентные свойства. Однако, нити из полиэфиров уступают полиамидам по эластичности, а полиолефинам - по инертности, по прочности и надежности узла. Поэтому область их применения постоянно уменьшается. Полиолефины наиболее инертны к тканям организма. В настоящее время получили широкое распространение нити на основе полипропилена. К ним относятся пролен фирмы "Ethicon", полипропилен фирмы "Sharpoint", суржилен фирмы "Davis & Geck", суржипро фирмы "USSC". Полиолефины выпускаются только в виде мононити. Эти нити обладают высокой инертностью, прочностью и эластичностью. Полипропилен обладает большой надежностью узла. Существует огромное количество статей, посвященных преимуществам применения полипропилена перед другими не рассасывающимися шовными материалами при протезировании сосудов и др. Благодаря своим уникальным свойствам, нить из полипропилена может применятся даже на инфицированных тканях. Фторполимерные нити считаются еще более инертными, чем полиолефины, обладают великолепными манипуляционными свойствами. Нити из высокочистого политетрафторэтилена (гор - тэкс) обладают высокой тромборезистентностью. В настоящее время эти нити используются в сердечно - сосудистой хирургии.

В последние годы появились шовные материалы на основе поливинилидена, например, корален фирмы "Ergon Sutramed". По представленным фирмой данным, этот материал обладает большей прочностью, меньшей гигроскопичностью и реактогенностью, чем полипропилен. Но в настоящий момент идет лишь разработка рекомендаций по применению нитей на основе поливинилидена в хирургии сосудов.

Заслуживает внимания уникальная нить эластик производства фирмы "Mathuda". Ее особенностью является высокая эластичность - нить может удлинятся в 3 - 4 раза. Эта нить специально разработана для мягкого стягивания тканей вокруг катетера, введенного внутриартериально или внутрисердечно. За счет своей эластичности она сжимает отверстие, образованное после удаления катетера и препятствует кровотечению.

По данным В.М.Буянова с соавт. (1993) в хирургии сердечнососудистой системы при шве сосуда целесообразнее применение рассасывающегося шовного материала (полисорб, PDS, максон), при протезировании - только не рассасывающихся синтетических нитей (полиолефины, каролен, М-dec, гор-тэкс).

За необходимость клинической идентификации каждого вида нитей высказываются и многие другие хирурги (Ю.А. Фурманов, 1978; И.В. Ступин, М.Х. Кадырова, В.В. Касьяненко и др., 1990), подчеркивая вместе с тем важность применения биологически инертных шовных материалов.

Длительное время считалось, что сосудистый шов обязательно должен отвечать четырем основным требованиям (Г.Л. Ратнер, 1965). Во-первых, не следует, чтобы шовный материал попадал в просвет сосуда и соприкасался с кровотоком. Во-вторых, необходимо, чтобы концы сшиваемых сосудов соприкасались бы только внутренними оболочками. В-третьих, шов не должен суживать просвета сосуда на месте анастомоза. В-четвертых, должна быть достигнута полная герметичность по линии анастомоза.

В последние годы эти требования довольно часто нарушаются, но, несмотря на это, тромбоз сосуда в месте шва происходит далеко не всегда. Возникает вопрос: насколько важно придерживаться этих правил, какие из них и при каких условиях можно нарушать?

Конечно, идеальным следует признать такое соединение концов сосуда, при котором было бы минимальное соприкосновение крови с любыми тканями или инородными материалами, кроме интимы. В этом случае не будет происходить образование тромбопластина - начального фактора свертывания крови. В стыке между сшиваемыми концами сосуда тромб образовываться или совсем не будет, или он будет минимальных размеров. Заживление раны сосуда будет происходить по принципу первичного заживления с тонким и нежным рубцом. Следовательно, по возможности не следует пренебрегать первыми двумя требованиями. В то же время при сосудистой пластике и особенно аллопластике эти требования не имеют особого смысла, так как интима гомо- и гетеротрансплантанта уже в первые 48 часов подвергается значительным изменениям и образование тромбопластина неизбежно.

Тем не менее шовный материал должен все же обладать рядом качеств, среди которых на первом месте следует поставить ареактивность к нему крови и тканей и несмачиваемость кровью.

Н.А. Добровольская (1912) и С.К. Софотеров (1910) применяли для сосудистого шва волос - материал, требующий тщательного приготовления, чрезмерно упругий и недостаточно прочный. E. Hurwitt и S. Altmann (1954) в эксперименте и клинике с успехом применили хромированный кетгут N 00000. Такой кетгут в стенке сосуда рассасывается медленно и к моменту полной фрагментации его уже наступает сращение. После рассасывания кетгута не остается препятствия со стороны шовного материала для роста сосуда на месте анастомоза, что очень важно при операции на растущем организме.

Большинство хирургов употребляет в качестве шовного материала плетеный или крученый шелк N 0-000000. Отдельные хирурги продолжают специально готовить шелк, парафинируя его или смачивая минеральными маслами, другие предварительно вымачивают шелк в гепарине или растворе цитрата натрия, однако целесообразность этого мало доказана (Г.Л. Ратнер, 1965).

Капрон (нейлон за рубежом) значительно крепче шелка, практически не теряет прочности при стерилизации, не разрыхляется и не разволокняется. Капрон почти не адсорбирует влагу, реакция со стороны тканей организма на капрон ничтожна. Если к тому же добавить, что капрон плохо смачивается кровью и вследствие большой гладкости не тянет за собой в шов ткань, то становится очевидным все преимущества капрона как шовного материала в сосудистой хирургии. Еще более подходящими для сосудистого шва оказываются нити из других синтетических волокон: дакрона, терилена, тефлона, лавсана. Капрон выпускают в виде плетеных или монолитных нитей на атравматической игле. Преимущество атравматической иглы состоит в том, что нить впаяна в иглу и является как бы ее продолжением. Отверстие, сделанное иглой в стенке сосуда, целиком заполняется нитью.

При наложении сосудистого шва удобнее пользоваться нитью, окрашенной в темные тона, тогда на светлом фоне стенки сосуда и трансплантанта хорошо видны стежки шва. Из недостатков капроновой монолитной нити следует отметить ее излишнюю упругость, что мешает иногда достаточно хорошо затягивать шов, а также требует при завязывании тройного узла.

Неукоснительно следует соблюдать третье требование - при наложении шва стремиться к минимальному сужению просвета сосуда, так как последнее ведет к завихрению тока крови и часто приводит к тромбозу. Особенно опасно сужение просвета сосуда малого калибра, где самый мелкий тромб может вызвать полную непроходимость.

Четвертое требование - герметичность шва - следует признать относительным. Небольшое подтекание крови после снятия зажимов по линии шва - почти обычное явление при любой методике шва и не является помехой, так как просачивание крови быстро прекращается после прижатия к кровоточащим точкам марлевого тампона. При небрежном сшивании сосудов может возникнуть более значительное кровотечение из анастомоза, что гораздо опаснее. Если такое кровотечение из сравнительно большого дефекта в линии швов все же остановилось после образования сгустка, то в дальнейшем этот сгусток может отойти или расплавиться, что приведет к вторичному кровотечению. В том случае, когда для остановки кровотечения приходится накладывать дополнительные швы, деформация и сужение просвета сосуда, образующиеся на месте наложения этих дополнительных швов, могут явится местом начала тромбообразования.

Прохождение хирургической иглы и нити через ткани вызывает повреждение и некроз клеток. Этот момент представляет собой пусковой механизм воспалительной реакции (А.Б. Шехтер, Г.Н. Берченко, А.Б. Николаев, 1984), развивающейся в присутствии инородного тела - нити. Сгустки излившейся крови рассматриваются как "эндогенные" инородные тела. Если нить проводится через ткани при зашивании ран, то воспалительная реакция на нить наслаивается на раневое воспаление.

Первоначально в очаге воспаления появляются нейтрофильные лейкоциты, затем к ним присоединяются моноциты и, наконец, фибробласты (Е.Н. Мешалкин, Н.И. Кремлев, И.В. Константинова и др., 1963). Моноциты (макрофаги) переводят воспалительную реакцию в фибропластическую стадию, активируя пролиферацию фибробластов (Д.Н. Маянский, 1982). Последние синтезируют внеклеточный матрикс, в частности коллаген.

Присутствие инородного тела (нити) способствуют накоплению в очаге воспаления избытка макрофагов, и эта особенность сохраняется не менее 3 - 5 суток. В это время практически незаметны какие-либо морфологические особенности реакции на отдельные синтетические шовные материалы (Е.Н. Мешалкин, Н.И. Кремлев, И.В. Константинова и др., 1963; Н.И. Кремлев, 1972; Ю.А. Фурманов, А.А. Шалимов, С.А. Макаров и др., 1981; И.Б. Розанова, С.М. Дегтярева, Г.И. Винокурова, 1981; И.В. Ступин, М.Х. Кадырова, В.В. Касьяненко и др., 1990). Специфичность реакции на разные виды шовных материалов начинают проявляться только через 10 - 15 суток. В более поздние сроки на морфологической картине реакции начинаются сказываться физические и химические особенности шовных материалов. Зависимость степени и характера воспаления в окружающих тканях от вида применяемого шовного материала отмечается многими авторами (Д.П. Чухриенко, 1962; В.Ф. Гусаров, В.Г. Кащенко - Боган, 1976).

Исследования А.Д. Смирнова (1955) показали, что регенерация стенки артерии на месте анастомоза происходит следующим образом. Эндотелий после операции особенно повреждается в месте шва. Место анастомоза и нити, выступающие в просвет, в течении нескольких часов покрываются плоским тромбом. Эндотелий вблизи тромба полностью отсутствует. В первые сутки наступают необратимые изменения части эндотелиальных клеток и гибель их, однако большая часть эндотелиальных клеток жизнеспособна. Пристеночный тромб инфильтрируется лейкоцитами. Гладкая мускулатура средней оболочки частично претерпевает некробиотические изменения. Отек анастомоза наиболее выражен в адвентиции, vasa vasorum расширяются, заполняются форменными элементами, отдельные сосуды тромбируются.

Пролиферация начинается на 2 - 3 сутки. В эндотелии обнаруживаются и амитозы с образованием многоядерных клеток. Эндотелий надвигается на область дефектов. Это полиморфный эндотелиальный пласт, инфильтрированный лейкоцитами. Тромб постепенно достигает максимальных размеров. Некробиоз в средней оболочке нарастает, но отек исчезает. Выражена воспалительная реакция адвентиции.

На 4 - 5 сутки эндотелий приближается к анастомозу и надвигается на тромб. На 5-е сутки появляются митозы в субэндотелиальных клетках. Пристеночный тромб начинает подвергаться зернистому распаду. Гладкие мышцы на месте шва разрушаются, а подальше от него делятся митотически. В адвентиции видна грануляционная ткань.

На 6 - 7 сутки эндотелий продвигается далеко, особенно там, где тромб распадается. Противоположные ростки эндотелия срастаются. Со стороны адвентиции вдоль нитей шва в тромб врастает соединительная ткань. Гладкомышечные волокна гибнут и превращаются в гомогенную массу. Грануляции в адвентиции максимально развиты.

На 8 - 10 сутки область анастомоза покрыта эндотелием, лишь на месте тромбов имеются дефекты.

Через 20 суток и позднее наступает полная эндотелизация, но нормализация клеток идет медленно. Поверхность артерии становится гладкой и блестящей. Полного восстановления непрерывности средней оболочки не происходило.

Известно, что имплантирование шовного материала способствует инфицированию раны (С.Ф. Юшков, А.А. Клименков, Ф.И. Искандеров, 1991). В этом отношении более опасны плетеные хирургические шовные материалы, чем монолитные (Н.И. Кремлев, 1972; П.И. Буренин, Г.И. Лаврищев, В.М. Надгериев и др., 1974; В.Ф. Гусаров, В.Г. Кащенко - Боган, 1976). Нить как инородное тело во все время своего пребывания в тканях поддерживает воспалительную реакцию, задерживает ее на моноцитарно-макрофагальной стадии, что не только увеличивает опасность гнойных осложнений, но и препятствует завершению фиброзирования и, следовательно, восстановлению прочности раневого рубца (Д.Н. Маянский, 1982). Для ослабления воспаления стремятся сделать нить как можно более "инертной".

Особенности морфологических реакций на имплантацию различных не рассасывающихся шовных материалов отражены в исследованиях многочисленных авторов.

Хлопчатобумажные и льняные нити в первые сутки имплантации вызывают острое фибринозное воспаление, сопровождающееся некрозом участков тканей, кровоизлияниями, полиморфноклеточной инфильтрацией и абсцессами. Воспаление протекает с последовательной сменой клеточного состава в воспалительных инфильтратах с лимфо-лейкоцитарного на гигантоклеточный с последующим рассасыванием погибших тканей и инкапсуляцией нитей коллагеновыми волокнами. Исследователи отмечают сохранение клеточной реакции на материал и по истечению трех месяцев после имплантации (П.И. Буренин, Г.И. Лаврищев, В.М. Надгериев и др., 1974; В.Ф. Гусаров, В.Г. Кащенко - Боган, 1976).

По данным А.В. окровского с соавт. (1968), проводивших исследования атравматических игл отечественного производства, производства английской фирмы Этикон, швейцарской фирмы Супрамед, чешских объединений Спофа: крученый натуральный шелк и лен, монолитный (жилка) и плетеный капрон, лавсан, а также сутрален, супрамид, полифил, орсилон (толщина нитей соответствовала по ГОСТу N0000, а импортных - составляла 5/0 и 4/0), влияние нитей на регенерацию сосудистой стенки определялось следующими моментами: вначале, в первые 2 - 5 дней после операции, вокруг льна и шелка постепенно развиваются воспалительные изменения с нарастанием лейкоцитарной инфильтрации. В клеточном составе инфильтрата в это время преобладают полиморфноядерные лейкоциты и единичные круглые клетки. На 7 - 10 день на фоне ярко выраженной воспалительной реакции намечается созревание грануляционной ткани, ее очаги располагаются по периферии в прилежащей к шву зоне. Отмечаются большие скопления круглых клеток, а полиморфноядерных клеток становится меньше. В дальнейшем вокруг шовной нити происходит разрастание молодой соединительной ткани, которая в процессе созревания постепенно деформирует окружающие ткани стягивающим фиброзным рубцом, что можно наблюдать с двухнедельного срока. Позднее соединительнотканный рубец становится грубее (4 - 6 мес.).

Вокруг капроновых, орсилоновых, супрамидных нитей, относящихся к полиамидным соединениям, в первые две недели воспалительная реакция в тканях артериальной стенки по характеру была идентична реакции на шелк и лен, но степень распространенности воспалительного процесса была менее выраженная. По мере созревания грануляционной ткани вокруг полиамидных волокон образовалась соединительнотканная капсула, а воспалительные явления в этой зоне угасли, причем коллагеновые волокна, плотно обвивающие шовную нить, рубцовых изменений и деформации окружающих тканей не вызывали. В срок до 6 месяцев в толще артериальной стенки отмечалось частичное рассасывание капроновых, орсилоновых и супрамидных нитей. В этот срок основная масса полиамидных волокон еще сохраняла свою структуру и была окружена оформленной соединительнотканной оболочкой. Очаги рассасывания обнаруживались внутри фиброзной капсулы на местах, ранее занятых шовным материалом, и заполнялись грануляционной тканью.

Полиэфирные нити лавсана и карбоцепные нити сутралена с полифилом вживляли в артериальную стенку обычно с минимальными признаками воспалительной реакции в виде гранулемы инородного тела. Соединительная ткань в окружности этих швов представляется нежной и тонкой оболочкой, менее грубой, чем в наблюдениях с капроном.

Лен и шелк оказывают большее механическое повреждение сосудистой стенки, нежели синтетические нити (А.В. Покровский, В.Ф. Мезенцев, Е.В. Потемкина, 1968). Кроме того, под воздействием тканевой жидкости и крови мягкие ткани набухают и разволокняются, увеличиваясь в объеме, тем самым расширяется зона раздражения. Наблюдаемая пролиферативная реакция тканей с исходом в рубцевание является продуктом асептического воспаления. Синтетические нити тоньше льняных, отличаются стойкостью в организме (лавсан, сутрален, полифил в химическом отношении более инертны, чем капрон, орсилон и супрамид) и, оказывая слабое раздражающее действие, они дают минимальную тканевую реакцию; оставаясь в организме, обеспечивают надежное соединение артерий и не вызывают атипичного роста тканей.

Шероховатые нити вызывают большее повреждение сосудистой стенки, а также деформируют сосуд, увлекая за собой цепляющиеся к ней окружающие ткани (интиму, адвентицию и т.д.). Монолитные нити в виде жилки более приемлемы, но в сравнении с лавсаном, полифилом, сутраленом и супрамидом капроновые и орсилоновые нити отличаются большей жесткостью и как бы "ускользают" при работе. Для уменьшения трения в тканях авторы предложили предварительно смачивать шовный материал физиологическим раствором с гепарином. Г.Л. Ратнер (1965) считает целесообразность такой обработки мало доказанной.

Мягкие нити недостаточно прочны и часто рвутся при завязывании узлов, что может привести к распусканию шва и дополнительному ушиванию. Синтетические нити более прочны и меньше подвержены разрывам, но их завязывание требует большего числа узлов. При оставлении концов нитей в 5 мм было достаточно завязывания на 3 - 4 узла.

Однако, несмотря на положительные свойства синтетических полимеров, такие, как значительная прочность, малая адсорбция, отсутствие разволокнения, химическая стойкость, при их применении в качестве шовного материала осложнения могут возникать в результате травмы сосудистой стенки от прорезывания нитью ее краев (чаще наблюдается при несоответствии диаметров нити и атравматической иглы). Дополнительное наложение швов с целью гемостаза приводит к сужению артерий.

И.В. Ступин и соавт. (1990), проводя сравнение нитей фирмы "Этикон" (неэластичный шовный материал) и фирмы "Спандекс" (высокоэластичная полиуретановая нить, обладает высокой биосовместимостью и способностью к биодеградации в сочетании с высокой прочностью), отмечают, что при применении нитей "Спандекс" через 1 неделю после операции во всех случаях наблюдается полная проходимость сосуда. Окружающие место анастомоза ткани образуют нежную соединительнотканную капсулу, изнутри места проколов покрываются неоинтимой. Шовные нити выглядят набухшими, в шовный канал проникают соединительнотканные элементы. Структура нити не изменяется. Хорошо сохраняются захваченные швами эластические мембраны. Наружная поверхность умеренно инфильтрируется лейкоцитами признаками воспалительной реакции слабо выражены. Через 2 недели после операции центральный и периферический отрезки сосуда хорошо сопоставлены друг с другом. Капсула вокруг нитей швов тонкая, местами состоит из одного ряда фибробластов.

Адвентиция хорошо сформирована, тонкая, сквозь нее просвечивались шовные нити белого цвета, окруженные рыхлой клетчаткой, содержавшей соединительнотканные клетки и большое количество коллагеновых волокон, ориентированных в разных направлениях. Через 1 - 3 месяца после операции внутренняя и наружняя поверхности анастомоза имеют вид гладкой пленки, сквозь нее просматриваются шовные нити. Гистологически к этому времени клеточная заселенность неоинтимы возрастает, граница между интимой и неоинтимой становится нечеткой. Наблюдается прорастание эластических и коллагеновых волокон вокруг шовных нитей, а также микрофагальная реакция. Капсула шовных нитей остается четкой и представлена коллагеновыми волокнами и фибробластами. В некоторых местах вблизи капсулы формируются тонкостенные капилляры. Через 1 - 1,5 года наружняя и внутренняя выстилки анастомоза по виду не отличаются от наружней и внутренней поверхностей артерий. Просматриваются пожелтевшие полиуретановые нити. Тонкие прослойки соединительной ткани, проходящие между капсулами швов, сохраняются и прочно соединяют края артерий.

При использовании нитей фирмы "Этикон" частым осложнением по ходу операции являлось кровотечение из мест анастомозов, что требовало наложения дополнительных швов. Кроме того, отмечалось большое количество кровотечений в ранние послеоперационные сроки (до 7 дней), до 30% случаев возникали тромбозы. На 7 - ой день после операции в области анастомоза обнаруживается фибриновая пленка, интима значительно утолщается. Вокруг швов отмечается большое скопление макрофагов и лимфо - гистиоцитарная инфильтрация. Через 3 месяца область анастомоза ригидна, капсула лигатуры местами гиалинизируется. В области анастомоза хорошо сформированная интима состоит из нежной соединительной ткани. В неоинтиме среди воспалительных инфильтратов отмечается много клеток, содержащих пигмент коричневого цвета, дающий положительную реакцию на железо при реакции Перлса, т.е. гемосидерин. Через 1 - 1,5 года ригидность в области анастомоза остается и там же определяются признаки хронического воспаления. Снаружи образуется соединительнотканная капсула, местами гиалинизированная. Вдоль лигатур местами прослеживаются коллагеновые волокна вместе с сосудами. В области анастомоза неоинтима утолщена (имеет вид треугольника), содержит большое количество гладкомышечных клеток. В неоадвентиции отмечаются крупные тонкостенные сосуды. Ряд хирургов (В.М. Буянов, В.М. Егиев, О.А. Удотов, 1993) отмечают наличие достаточно высокой тканевой совместимости и у многих неабсорбируемых монофиламентных синтетических шовных материалов, что, несомненно, существенно дополняет их основные преимущества (надежная прочность, резистентность к инфекции и др).

На основании результатов многочисленных экспериментальных и клинических исследований установлено, что в настоящее время наименее реактогенными признаются синтетические шовные материалы. Критериями для выбора оптимального хирургического материала служат такие качества, как характер реакции тканей в области шва по данным гистологического контроля (А.И. Овод, Л.Н. Моралев, С.А. Бахтин, А.П. Цайгер, 1992), частота инфекционных осложнений (Ф.В. Баллюзек, Е.Е. Синевич, Н.К. Дзуцов и др., 1977) и др.

По мнению А.И. Толстых (1980), нарушение заживления послеоперационных асептических и свежее инфицированных ран в известной мере определяется особенностями шовного материала.

Разработка новых полимерных материалов продолжается (A.R. Kats, 1985). Так созданы и находятся на стадии клинических испытаний новые синтетические нити на основе фторсодержащих полимеров (А.М. Кронфельд, Р.Б. Александравичус, Л.М. Аснис, А.В. Беспрозванных, 1981), углеродные нити (Ю.П. Кудрявцев, С.Е. Евсюков, М.Б. Гусева и др., 1993); довольно широко в настоящее время используются в практической хирургии полипропиленовые волокна (В.Г. Тюрин, А.Д. Смирнова, 1971; Е.Н. Трунин, Ф.В. Баллюзек, Л.М. Аснис, И.И. Шамолина, 1981; А.А. Шалимов, Ю.А. Фурманов, 1986; В.Т. Сторожук, Л.А. Вольф, Т.Н. Калинина и др., 1992).

Тем не менее, шовного материала, удовлетворяющего требованиям хирургов, не создано до сих пор, что обусловливает необходимость продолжения поиска новых хирургических нитей, лишенных принципиальных недостатков существующих образцов.

Перспективным в этом отношении является новый синтетический шовный материал с карбиновым покрытием.

Карбин впервые синтезирован в Институте элементоорганических соединений им. А.Н. Несмеянова РАН (А.М. Сладков, В.И. Касаточкин, В.В Коршак, Ю.П. Кудрявцев, 1972) и является одномерным полимером формулы

=(С=С)= n,

Линейные молекулы которого состоят из sp-гибридизированных атомов углерода.

Карбин - высокотемпературная фаза углерода. В чистом виде он представляет собой мелкокристаллический порошок черного цвета плотности 1,9 - 2,0 г/куб.см.

В результате широкого ряда проведенных исследований определены физико-химические свойства карбина (Ю.П. Кудрявцев, С.Е. Евсюков, М.Б. Гусева и др., 1993), из которых наиболее ценным для медицины следует признать его высокую химическую инертность, приближающуюся к алмазу.

В результате многолетних исследований, проведенных сотрудниками лаборатории высокомолекулярных полимеров ИНЭОС АН СССР, Института сердечнососудистой хирургии им. А.Н. Бакулева АМН СССР и НПО "Север", в 1978 г. разработан способ получения волокна с высокой степенью тромборезистентности, названного волокном "Витлан" (А.В. Власов, Н.Б. Доброва, А.Д. Дрогайцев и др., 1978). Предложенный процесс нанесения карбинового покрытия на углеводородное волокно включал полимеризацию поливинилиденхлорида (ПВДХ) из газовой фазы на волокнах из полипропилена методом "радиоактивной прививки" с последующим дегидрохлорированием в автоклаве привитого ПВДХ амидом натрия в среде жидкого аммиака.

Получаемый по предлагаемому способу тромборезистентный слой из карбина связан с поверхностью изделия и механически, и термически устойчиво при различных режимах эксплуатации. Прочность нитей "Витлан" составляла не менее 20 гс/текс, толщина - 13-15 текс.

В экспериментальных исследованиях установлено, что плетеные протезы кровеносных сосудов из волокна "Витлан" удовлетворяют медицинским и техническим требованиям, а именно: нетоксичны, выдерживают стерилизацию в автоклаве, обладают, благодаря карбину, высокими тромборезистентными свойствами (Н.Б. Доброва, В.В. Навроцкая, 1981; Н.Б. Доброва, М.Б. Ильина, А.Б. Шехтер, 1983; Н.Б. Доброва, М.Б. Ильина, Б.Л. Цейтлин, Е.М. Силькис, 1985; Ю.П. Кудрявцев, 1988). Авторы отмечают, что при протезировании полой вены собаки искусственными сосудами из фторлона или других известных в настоящее время материалов животное гибнет в течение нескольких часов после операции из-за тромбоза; при протезировании же полой вены искусственным сосудом из волокна "Витлан" проходимость ее была сохранена в период наблюдения более 5 лет после операции.

Гистологическое изучение имплантантов на различных сроках наблюдения (от 2-х месяцев до 5-ти лет) показало, что клеточная реакция на "Витлан" выражена крайне слабо; на сроке 1 год происходит полная организация протеза с эндотелизацией неоинтимы (Н.Б. Доброва, М.Б. Ильина, А.Б. Шехтер и др., 1985).

Клинические испытания сосудистых протезов из волокна "Витлан" подтвердили их надежную тромборезистентность, что позволило рекомендовать их к серийному выпуску (А.С. Криковцев, С.В. Иванов, А.А. Капустин и др., 1990). Однако, несмотря на положительные результаты проведенных испытаний, промышленное производство витлановых протезов так и не было налажено из-за достаточно сложной технологии получения.

Дальнейшие исследования авторов позволили найти более оптимальный способ получения изделий с карбиновым покрытием. Так было установлено, что одним из наиболее удобных и доступных методов синтеза карбина является химическое дегидрогалогенирование некоторых галогенсодержащих полимеров (С.Е. Евсюков, Ю.П. Кудрявцев, Ю.В. Коршак, 1991).

В качестве исходных полимеров для синтеза карбина был использован ряд поливинилиденгалогенидов (ПВДГ ): поливинилиденбромид, поливинилиденхлорид и поливинилиденфторид (ПВДФ). В ряду ПВДГ наиболее перспективным исходным полимером с точки зрения получения изделий из карбина является ПВДФ, для которого была разработана эффективная дегидрогалогенирующая система (Ю.П. Кудрявцев, Н.А. Калашникова, В.Г. Бабаев и др., 1992), представляющая собой смесь насыщенного раствора КОН в этаноле с ацетоном в соотношении 1:9. Эта система позволяет достаточно быстро проводить исчерпывающее дегидрофторирование ПВДФ при обычных температурных режимах, не требует дорогостоящих затрат.

Материал, синтезированный путем низкотемпературной карбонизации поливинилиденфторидного волокна и пленок по реакции химического дегидрогалогенирования, получил название "Карбилан".

Реакция тканевых структур реципиентного ложа на имплантацию карбилановых пленок изучена в экспериментах на 20 крысах и 10 кроликах в ЦНИИ стоматологии (А.С. Григорян, В.В. Паникаровский, Т. Хамраев и др., 1992). Исследования свидетельствовали о высокой биосовместимости материала.

При подсадки карбилана в мягкие ткани в сроки 1 - 3 суток у животных вокруг имплантатов на фоне операционной травмы развивались преимущественно эксудативно-гиперемические процессы с умеренной лейкоцитарной инфильтрацией. На пятые сутки интенсивность гиперемии и эксудации падала с превалированием инфильтративно-пролиферативного компонента реакции.

К 10 - 20 суткам наряду с лимфомакрофагальными элементами отмечалось появление вокруг имплантатов в значительном количестве клеток фибробластического ряда, межклеточный матрикс уплотнялся, образуя оксифильную полоску, содержащую преколлагеновые волокна и одиночные коллагеновые фибриллы.

Через 1 месяц клеточная инфильтрация вокруг имплантированных нитей падала; коллагеновые волокна формировали еще несколько рыхлую, но местами уже плотную, истончающуюся капсулу. Процесс капсулообразования полностью завершался через 2 месяца формированием тонкой, плотной соединительнотканной капсулы.

Супрапериостальная подсадка карбилана также не вызывала сколько-нибудь выраженных патологических изменений в прилежащей костной ткани. Полученные результаты, по мнению авторов, свидетельствовали о высокой биосовместимости испытуемого материала.

Аналогичные данные получены в экспериментах на 6 собаках при пластике мочевыводящих путей плетеными протезами из карбиланового волокна. Проведенные опыты показали, что карбилан обладает биологической инертностью, не вызывает реакции окружающих тканей на инородное тело, не инкрустируется солями мочи и может быть использован в качестве материала для изготовления синтетических заменителей мочевыводящих путей (В.И. Кирпатовский, Ю.П. Кудрявцев, И.С. Мудрая и др., 1992).

Эксперименты по изучению физико-механических свойств карбиновой нити, учитывая литературные данные, показали полное ее соответствие требованиям, предъявляемым к монофиламентным синтетическим шовным материалам (А.А. Бондарев, 1994). "Карбилан" по своим прочностным и эластическим свойствам занимает промежуточное положение между шелком и капроном сопоставимого калибра и имеет сопоставимые физико-механические характеристики с фториновой нитью.

Исследования холелитогенных свойств хирургических шовных материалов показали, что как на ранних ( 1 - 10 сутки ), так и на поздних (75 суток) сроках инкубации литогенная активность фторина и полиэстера в 1,5 - 3 раза превышала способность к лигатурному холелитиазу карбилановой и капроновой нитей. Низкая литогенность нового шовного материала целиком обусловлена, по мнению А.А. Бондарева (1994), высокими инертными качествами карбинового покрытия. Так, являясь модификацией фториновой нити и имея сопоставимые с нею физико-механические характеристики, карбилан демонстрирует, в зависимости от сроков инкубации, в 2 - 3,4 раза меньшую холелитогенную активность.

Учитывая результаты проведенных исследований, можно констатировать, что наименьшая тканевая реакция определяется на экспериментальную нить "Карбилан". Данный материал при имплантации и операциях на органах ЖКТ не вызывает выраженных признаков воспаления и повреждения окружающих тканей, грубых фиброзных изменений, гиперплазии или патологического роста тканей. Инкапсуляция карбилана осуществляется по типу "вживления", завершаясь к концу первого месяца наблюдения образованием очень тонкой соединительнотканной капсулы из плотно расположенных коллагеновых волокон. Не наблюдалось специфических "шовных" осложнений при экспериментальных испытаниях этой нити, что также указывает на высокую биосовместимость нового шовного материала. Имплантация карбилановых нитей не приводила к изменению гемолитических показателей, функционального и морфологического состояния органов, либо к другим каким-то негативным воздействиям на организм животных в целом.

Экспериментальные исследования, проведенные на кафедре оперативной хирургии и топографической анатомии (А.Д. Мясников, Ю.П. Кудрявцев, А.И. Бежин и др., 1994) выявили высокую биосовместимость, низкие абсорбционные и капиллярные свойства, хорошие манипуляционные качества, устойчивую цветность карбиновой нити. Преимуществами данного шовного материала являются также простота получения и низкая себестоимость.

Литературные сведения об испытаниях карбилана в экспериментальной медицине данными сообщениями исчерпываются, что указывает на необходимость дальнейшего изучения свойств материала для решения вопроса о возможности его использования в клинической практике.

Таким образом, многолетний опыт применения в сосудистой хирургии традиционных шовных материалов показал, что они не в полной мере отвечают современным требованиям развития ангиохирургии.

Анализ данных, накопленных по применению хирургических шовных материалов, убеждает в том, что не все в этой проблеме выяснено. Особенно важное значение при разработке и внедрении новых нитей имеет проведение детального сравнения их свойств с качествами используемых в аналогичных условиях материалов.

Суммируя сведения о применении различных шовных материалов в сосудистой хирургии, становится очевидным, что будущее этой проблемы заключается в поиске таких образцов синтетических нитей, которые обладали бы высокой прочностью, низкой капиллярностью, тромборезистентностью и вызывали бы благоприятную тканевую реакцию в ране.

Итогом многолетней работы сотрудников лаборатории высокомолекулярных полимеров Института элементоорганических соединений им. А.Н. Несмеянова РАН явилось создание синтетической нити с карбиновым покрытием "Карбилан". В доступной литературе нам не удалось найти сведений о возможности применения этих нитей в хирургической практике и поэтому, исходя из новизны шовного материала, а также нерешенности проблемы поиска его для сосудистой хирургии, мы пришли к выводу о целесообразности исследования карбилана при операциях на сосудах.

Биологическая активность шовного материала при гепаторафии проявляется за счет влияния таких активных биокомпонентов, как 15 %-й раствор прополиса и препарата капрофер (состоит из карбонильного комплекса треххлористого железа и эпсилонаминкапроновой кислоты), обладающих антисептическими, противовоспалительными, антиоксидантными, противоотечными и гемостатическими свойствами.

Прополис и капрофер, обладая бактерицидными и бактериостатическими свойствами, способны подавлять активность и уничтожать широкий спектр микроорганизмов, вирусов, простейших и грибков, что ускоряет регенераторные процессы и способствует образованию нежного соединительно-тканного рубца. Изучение процессов репарации в сравнительном аспекте с контрольными наблюдениями показало, что биоактивизированный шовный материал, не изменяя характера заживления, ускоряет его темп. Это объясняется биологическими особенностями препаратов, которыми он обработан, обладающих ингибирующим влиянием на местный тканевой фибринолиз. Они и обусловливают меньшую выраженность по сравнению с контрольными наблюдениями, эксудативного компонента воспалительного процесса в соединительно-тканной основе ран печени. Их антиоксидантные свойства оказывают стимулирующее противовоспалительное и гепатозащитное влияние, с улучшением местной микроциркуляции и ускоренным восстановлением функции гепатоцитов. Капрофер оказывает гемостатическое действие, путем коагуляции белка образует кровяной сгусток в точках прокола, что предупреждает кровоподтеки при гепаторафии. Сочетание адгезивных качеств «природного клея» - прополиса и фармпрепарата капрофера повышает устойчивость покрытия нитей к сдирающим нагрузкам, смягчает «эффект пилы» и пролонгирует антимикробное воздействие при получении хирургических шовных материалов с антимикробным покрытием.

Шовные материалы

Шовные материалы или материалы для хирургического шва применяют при оперативном вмешательстве для сшивания различных тканей и для остановки кровотечений (перевязка). Редко хирургическая операция производится без наложения швов. В качестве шовного материала используют шелк, кетгут, бумажные и синтетические нити, металлические скобки, металлическую проволоку, конский волос, нити из оленьих сухожилий, специальные гвозди и пластинки из металла для соединения костей и др. Такое разнообразие материалов объясняется различиями свойств сшиваемых тканей и сроков их срастания. Это требует материалов различной механической прочности.

Наиболее часто для швов используют хирургический шелк- и кетгут, служащие основным шовным материалом в хирургической практике. Остальные материалы, перечисленные выше, применяют лишь в особых случаях. Шовный материал должен быть прочным, одинакового диаметра по всей длине, способен завязываться в узлы, иметь гладкую поверхность, обладать достаточной плотностью (малой капиллярностью) и быть стойким к одному из видов стерилизации.

Шовный материал принято делить на две основные группы: рассасывающийся и не рассасывающийся. К рассасывающимся материалам относят кетгут, все остальные материалы не рассасываются.

Кетгут (от лат. сatgut - кошачья кишка) широко применяют для сшивания внутренних органов и тканей, что объясняется его способностью рассасываться в организме через 2--4 недели в зависимости от толщины нити. Кетгут готовят из кишок мелкого (в основном овец) и крупного рогатого скота (неокетгут). Для его изготовления используют подслизистый и частично мышечный слой кишечной стенки. Технологический процесс изготовления кетгута заключается в удалении ненужных слоев кишки и образовании упругих полос, а из них нитей различного диаметра. Нити бледно-желтого цвета, достаточно прочные, эластичные, свободно завязываются в узлы. Влажность нитей около 20%, содержание жира--до 2%. Неокетгут менее прочен, чем кетгут, но более дешевый.

Кетгут выпускают в бумажных пакетах (сухой кетгут) нестерильный и стерильный (в ампулах). Длина нити от 1,5 до 2,5 м, толщина от 0,2 до 0,75 мм. Разрывное усилие от 1,4 до 11,5 кгс. Выпускают следующие номера кетгута: № 00, № 0, № 1, № 2, № 3, № 4, № 5, № 6, № 7 и № 8. Чем меньше номер, тем тоньше нить. Кетгут № 1 имеет разрывное усилие не менее 2,2 кгс, а кетгут № 4--7,2 кгс. В пакетах из пергаментной бумаги содержится 5--10 нитей кетгута в зависимости от их размера. В каждой ампуле укладывается лишь одна нить кетгута. Помимо обычного кетгута, в ампулах выпускают кетгут хромированный; имеющий более длительные сроки рассасывания.

В процессе заводского изготовления кетгута применяют ряд мер, чтобы предупредить его инфицирование. С этой целью весь заводской процесс стремятся вести асептично, а изготовленный кетгут обезжиривают и стерилизуют химическими средствами, так как кипячения кетгут не выдерживает. Все же этот кетгут может содержать патогенную микрофлору, поэтому его стерилизации уделяют много внимания. Предложено множество способов стерилизации кетгута. Чаще всего для этой цели применяют йод (раствор Люголя), в котором кетгут выдерживают не менее восьми суток после предварительного обезжиривания в эфире в течение 24 ч.

Кетгут в мотках подвергают дополнительной стерилизации в хирургическом учреждении, а кетгут в ампулах годен к немедленному употреблению. В ампулах он находится в растворе 70% спирта с глицерином, а после обработки йодом сохраняется сухим и перед употреблением его для повышения эластичности на короткое время погружают в спирт. Следует учитывать, что при длительном хранении нить кетгута постепенно теряет прочность и хуже завязывается в узлы. Поэтому перед употреблением его проверяют на прочность и на стерильность (в бактериологической лаборатории). Хранить кетгут в мотках следует при ровной температуре, лучше при 15 °С и обычной влажности в сухом, проветриваемом помещении, защищенном от пыли, моли и грызунов.

Шелк хирургический обладает высокой прочностью и стойкостью, вследствие чего является наиболее часто употребляемым шовным материалом. Нити хирургического крученого шелка изготовляют по ГОСТ 396--76 из натурального шелка-сырца, хорошо отбеленного, отваренного и промытого с содержанием жира и мыла в хирургических нитях не более 1,7% и нормированной влажностью--9%.

Выпускают шелк в виде длинных тонких крученых нитей девяти условных номеров от 000 до 8 (диаметр нити соответственно в среднем от 0,13 до 0,73 мм).

Регламентированные стандартом механические свойства нитей приведены в табл. 7.

Шелк выпускают в мотках с длиной нити 50 м (для номеров 000--3) и 20 м (для номеров 4, 6 и 8) или в бестарных бобинах массой 200--400 г (длина нити от 1000 м для № 000 до 50 м для № 8). Бестарные бобины удобны в эксплуатации: нить легко извлекается до конца, причем наружные слои не сползают и не спутываются. Поскольку шелковые нити выпускают нестерильными, бестарная бобина удобна в стерилизации.

Нити льняные служат хорошим заменителем шелка. Они превосходят шелковые по стойкости при обеззараживании путем кипячения, легко вяжутся в узлы, достаточно прочны и дают надежный шов, поэтому хирурги охотно ими пользуются. Аппретированные (пропитанные крахмалом нити) непригодны в качестве шовного материала, так как крахмал может служить питательной средой для микробов.

Нити из капрона и лавсана все шире применяют в последние годы в хирургии. Нити из этих материалов в виде плетеного шнура обладают высокой прочностью, устойчивы к стерилизации паром, прекрасно переносятся тканями организма, поэтому такие нити вытесняют шелковые. Наиболее тонкие нити от № 0000 (или 4/0) до № 3 выпускают из капрона. По внешнему виду они мало отличаются от шелковых. Лавсановую нить выпускают от № 3/0 до № 3. Она окрашена в зеленый цвет, вследствие чего хорошо контрастирует в ране. Нити выпускают в мотках длиной 45 м (от № 4/0 до № 3) и длиной 9 м от № 4 и выше.

Волос конский применяют в качестве шовного материала в пластической хирургии, в частности при операциях на лице, так как рубцы при таком шве получаются малозаметными. Однако централизованные заготовки конского волоса не осуществляют и он выходит из употребления.

Проволока применяется для сшивания кости (при переломах нижней челюсти, подколенника) и в других случаях, когда к шовному материалу предъявляют особенно высокие требования в отношении прочности и стойкости.

Для этих целей выпускают проволоку лигатурную из хромоникелевой нержавеющей стали 12Х18Н9Т диаметром 0,4 и 0,6 мм в бухтах по 50 мм. Диаметр бухты 50 и 70 мм соответственно.

Эта проволока значительно превосходит по химической стойкости бронзо-алюминиевую проволоку (90% меди и 10% алюминия), которая выпускается для стоматологии и отличается большей пластичностью. Стерилизация проволоки воздушная при температуре 160 °С. Шов из проволоки снимают после сращения костей.

Хирургические иглы

Хирургический шов накладывают с помощью хирургической иглы. Швы с помощью иглы с нитью или кетгутом накладывают не только кожные, но и на различные ткани внутренних органов, во время операций на глазном яблоке и при других специальных хирургических вмешательствах, а также на вскрытиях. В связи с этим номенклатура хирургических игл довольно обширна и насчитывает более 100 типоразмеров.

Иглы различают по форме -- степени изгиба и выпускают от прямой до сильноизогнутой (0,6 длины окружности), по размеру длины иглы (развернутой в линию), по форме сечения--круглые (колющие) и трехгранные (колюще-режущие) и, наконец, по форме ушка иглы -- с разрезным и неразрезным ушком (рис. 6,А).

Обозначение игл отражает все их основные признаки и размеры. На рис. 6 в изометрии в увеличенном масштабе изображена трехгранная игла с резным ушком с условным обозначением ЗБ1--0,4х18. Первая цифра характеризует форму (в данном случае изгиб по 0,4 окружности), буква--сечение и вторая цифра-- форму ушка. Далее через тире даются размеры: диаметр исходной проволоки в миллиметрах (в данном случае 0,4 мм) и развернутая длина (в данном случае 18 мм). Наименьшие размеры имеют иглы для глазного и сосудистого шва, наибольшие--для сшивания мышц и апоневроза. Минимальные размеры имеют иглы 4В2--0,25х8, а максимальные--4В1--2,0х90.

Иглы изготовляют из игольной проволоки инструментальной стали У7А или У8А, их рабочей части путем холодной штамповки и последующей заточки придают заостренную форму. Игла проходит закалку, она должна быть острой и легко прокалывать замшу толщиной 0,4--0,7 мм. Иглы покрывают тонким слоем хрома (1 мкм), что предохраняет их от коррозии. Разрезное ушко представляет значительные удобства, так как позволяет быстро заправлять нить, не тратя времени на попадание нити в игольное ушко. При заправке нить помещают в выемку в середине ушка и при нажиме она разводит стенки ушка и проходит в него. При этом основной материал не должен рваться и надрезаться. Проверку осуществляют путем проведения в ушко хирургического шелка в соответствии с табл. 8.

Шовный материал после испытания проверяют визуально. Иглы рекомендуют стерилизовать суховоздушным методом при температуре 180 °С в течение 45 мин. Иглы упаковывают по 10 штук в полиэтиленовые пакеты, которые укладывают по 30 штук в картонные коробки.

Иглы хирургические атравматические. При сшивании хирургическими иглами через сшиваемые ткани протягивают двойную нить, хотя шов накладывают в одну нить. Это травмирует ткани. При операциях, когда такие травмы недопустимы (на сосудах, нервах, сердце), шов накладывают с помощью атравматических игл, у которых конец нити заделан в иглу или трубка плетеной нити, как чулок, одевается на заготовку иглы и -приклеивается. Диаметр иглы в этом случае несколько превышает диаметр нити. Эти иглы одноразового пользования. Ассортимент атравматических игл, выпускаемых промышленностью, достаточно широк. Атравматические иглы выпускают с нитью из плетеного капронового или лавсанового шнура. На рис. 6, Б представлены товарные формы атравматических игл.