Прочность протеза кровеносного сосуда на разрыв

Замещение кровеносных сосудов эндопротезами используется в частности в случаях атеросклероза (болезни артерий, проявляющейся в том числе в повышенном содержании в крови липидов), воспалений и других поражений, приводящих к тромбозу и закупорке сосудов, в случаях анастомозов (раздуваний и разрывов стенок сосудов), а также при некоторых травмах.

Требования, предъявляемые к эндопротезам сосудов

В настоящее время установлено, что эндопротезы сосудов должны кроме общих требований отвечать ряду специальных.

• 1. Сосуд с введенным эндопротезом должен сохранять возможность к функционированию в течение длительного времени, желательно – пожизненно, вне зависимости от способности материала к биодеградации (т.е. в случае постепенной биодеградации вшитого в естественный сосуд искусственного фрагмента, с постепенным замещением последнего участком из новой живой ткани).
• 2. Материал и конструкция сосуда не должны инициировать протекание тромбоза и травмировать компоненты крови.
• 3. Материал эндопротеза должен обеспечивать высокую прочность изделия, отвечающую условиям его функционирования, в том числе сохранять прочность при движении больного.
• 4. Требования к конструкции сосуда:
  • • эндопротез должен быть бесшовным и не иметь шва на месте разветвления, так как наличие такого шва может вызвать интенсивное тромбообразование;
  • • эндопротез должен изгибаться под острым углом без перекручивания по оси и пережимания внутреннего просвета;
  • • эндопротез должен иметь тонкую стенку и не повреждаться при прокалывании иглой при вшивании;
  • • эндопротез не должен разлохмачиваться при отрезании;
  • • эндопротез должен сочетать достаточную жесткость со способностью к растягиванию.

Было установлено, что положительные результаты наблюдаются в том случае, когда стенка эндопротеза кровеносного сосуда обладает определенной проницаемостью. В этом случае имеет место характерный для естественных сосудов массообмен. Кроме того, при определенной пористости стенки эндопротеза наблюдается прорастание окружающей соединительной ткани через поры, что способствует образованию равномерно распределенного внутреннего выстилающего слоя. В случае плохо прорастающего эндопротеза аномальная ситуация может сложиться на его внешней стороне, где между образовавшейся тканевой капсулой и стенкой эндопротеза может произойти накопление жидкости, сопровождающееся инфекцией.

У здорового человека объем кровотока при физической нагрузке может возрастать в несколько раз, а артериальное давление – в 1,5…2 раза. Для поддержания упругих свойств артериальной и венозной систем в таких условиях необходимо обеспечение переменного модуля упругости сосудов, меняющегося в зависимости от условий работы системы кровообращения. В сосудах эту функцию выполняет слой гладкомышечных клеток, обеспечивающий изменение напряжения их стенок в широком диапазоне для поддержания деформации в относительно узких пределах.

Искусственные кровеносные сосуды применяют для замены патологически измененных участков кровеносного русла и создания обходных путей в системе кровообращения. При разработке искусственных сосудов следует учитывать биологическую совместимость двух видов: устойчивость к образованию тромбов, как групповую совместимость крови, и тканевую совместимость (в первую очередь для эндопротезов, предназначенных для восстановления тока крови в мелких артериях и венах).

В промышленных масштабах искусственные сосуды изготавливают из дакрона, тефлона и лавсана. Искусственные сосуды из дакрона и тефлона выполняются из нитей и по структуре материала могут быть ткаными, вязаными либо плетеными (рис. 7.2).

Рис. 7.2. Схемы переплетения нитей в стенке вязаного (а), тканого (б) и плетеного (в) протезов

Наиболее часто применяют вязаные конструкции, обладающие большей гибкостью и пластичностью. Их вязка позволяет резать трубку эндопротеза в любом направлении; они хорошо сшиваются. Недостатком таких искусственных сосудов является их слишком высокая проницаемость для крови, расход которой на начальной стадии приживления сосуда приходится компенсировать. Для того, чтобы избежать значительной кровопотери, протез погружают в кровь, взятую у больного. В результате на поверхности сосуда образуется пленка свернувшейся крови, которая предотвращает кровотечение при пересадке. Происходит образование границы раздела «кровь-синтетический материал».

Реально наблюдающийся уровень пористости текстильных эндопротезов характеризуется количеством воды, протекающей через их стенки при давлении 120 мм рт. ст/см2 и может достигнуть 4000…5000 пор на 1 см2.

Плетеные эндопротезы используются значительно реже, так как их стенки имеют большую толщину. Синтетический материал плетеных эндопротезов является опорой, соответствующей по функции эластичным волокнам среднего (внутреннего, внешнего) слоя сосудистой системы. На внутренней поверхности этой опоры образуется новый внутренний слой, или псевдослой, и начинается локализация клеток. Клетки фиброзной ткани прорастают в поры материала эндопротеза, образуя соединительную ткань, на которой может образоваться слой эндотелия. Таким образом, создается сосуд с собственными эндотелиальными клетками, которые плотно прилегают к поверхности эндопротеза (рис. 7.3).

Рис. 7.3. Прорастание эндотелиальной тканью искусственных плетеных сосудов больших артерий

В результате установки эндопротеза сосуда существует риск разрыва волокон окружающей ткани, и в большей мере тромбообразова- ния и появления аневризмы в месте соединения сосуда и протеза. Для предотвращения этого большое внимание уделяется созданию новых типов шовного материала и методам анастомозирования сосуда и протеза. Отмечается уменьшение вероятности возникновения тромба или аневризмы при наличии у протеза гладкой внутренней поверхности, без резкого изменения его диаметра.

При предварительном погружении эндопротеза в кровь, взятую у пациента, пленка свернувшейся крови, являясь сродным биологическим образованием, препятствует образованию тромбоцитов, полностью отделяя кровь от искусственного материала. Однако в случае применения таких эндопротезов для замещения мелких артерий и вен тромбообразования избежать не удается.

Значительного улучшения функциональных характеристик вязаных полиэфирных протезов достигают при использовании текстурированных нитей, а также путем создания ворсистой поверхности (наружной, внутренней или обеих одновременно). Высота ворса 0,2…0,3 мм при общей толщине стенки сосуда 0,8.. .0,9 мм.

Хорошие свойства придает эндопротезам гофрированная форма, значительно повышающая эластичность всей конструкции при сохранении стенкой достаточной прочности и препятствующей перекрыванию просвета сосуда при его изгибе (рис. 7.4).

Рис. 7.4. Общий вид тканевого протеза сосуда (образец гофрированного бифуркационного эндопротеза, производство ПО «Север», Россия; материал – полиэтилентерефталат и фторлон)

Использование гофрированной конструкции позволяет обеспечить пульсацию сплошного эндопротеза при продвижении по нему крови и в некоторой мере реализовать удлинение вживленного эндопротеза при росте пациента. Гофрировка может быть различной формы, в частности, кольцевой, винтовой, елочной, причем внутренняя поверхность эндопротеза, придаваемая ему гофрировкой, выравнивается при его функционировании за счет проросшей ткани и нового внутреннего тканевого слоя.

Эндопротезы, изготовленные из сплошных пористых материалов, часто формируют в виде негофрированной трубки, и в этом случае в местах возможных перегибов она может быть снабжена наружными армирующими кольцами или сеткой (рис. 7.5).

Рис. 7.5. Сплошной пористый эндопротез, армированный наружными кольцами (производство W.L.Gore&Associates, Inc., USA); материал – вспененный политетрафторэтилен

В настоящее время полиэтилентерефталат (лавсан) является основным полимером, используемым для изготовления эндопротезов крупных сосудов артериальной группы, при постепенном переходе на фто- рион, обладающий большей тромборезистентностью.

Сплошные пористые эндопротезы изготавливаются путем экструзии при высоких напряжениях сдвига, сопровождающейся порообразованием. Такие эндопротезы имеют несколько меньшую проницаемость по сравнению с ткаными изделиями и могут выпускаться в армированной и неармированной модификациях.

Наиболее устойчивым к образованию тромбов является микропористый вытянутый политетрафторэтилен (фторопласт-4Д). Размер пор этого материала составляет от 10 до 30 мкм, пористость – 80 % объема стенки. Изделия на основе фторопласта-4Д способны к продольному двунаправленному эластометрическому растягиванию.

В эндопротезах, изготовленных на основе полимеров, обладающих способностью к биодеградации, процесс прорастания сопровождается постепенным замещением материала эндопротеза или его части живой тканью. Эндопротезы из материалов, постепенно замещающихся живой тканью, могут со временем увеличиваться в размерах, что важно для роста пациента. В случае использования таких эндопротезов скорость биодеградации материала эндопротеза должна соответствовать скорости его замещения живой тканью.

Биодеградируемость материала эндопротеза достигается изготовлением его (или его части) из нитей полимеров, способных к биодеструкции. В моделях эндопротезов, изготовленных с применением 5 % L-лактида, поведение имплантанта зависело от его молекулярной массы: при использовании более низкомолекулярного L-лактида скорость биодеструкции была более высокой (Мцтах = 150 000; Mvopt = 500 000). Иногда в качестве биодеградирующего материала вместо L-лактида используется коллаген. Такие эндопротезы имеют низкий уровень пористости в момент имплантации.

Продолжается поиск новых текстильных материалов для изготовления эндопротезов с более высокой тромборезистентностью на основе сегментированных полиуретанов, среди которых перспективным, для создания эндопротезов артерий малого диаметра, является фторлон на основе микропористых полимеров с уретановыми группами. Перспективным для создания эндопротезов артерий малого диаметра является возможность повышения (придания) тромборезистентности поверхности за счет нанесения на нее культуры живых эндотелиальных клеток самого пациента. В то же время задача создания полноценных эндопротезов для сосудов малого диаметра и магистральных вен на подходе к сердцу из большого круга (подвержены тромбозу и обтурации опухолями), в том числе с возможностью эффективного анастомозирования. до конца не решена.

Модификация внутренней поверхности и объема эндопротеза направлена преимущественно на изменение проницаемости стенки эндопротеза и придание ему новых функциональных свойств, например лекарственных. Для устранения необходимости дополнительного проведения переливания крови на начальной стадии имплантации предложено обрабатывать пористые эндопротезы сшитыми гидрогелями на основе коллагена, желатина и альбумина, которые, с одной стороны, частично закрывают отверстия, не препятствуя массобмену, а с другой – повышают гемосовместимость эндопротеза. Повышение гемосовместимости поверхности эндопротеза может быть достигнуто нанесением на нее различных биологически активных веществ: антибиотиков, антиоксидантов (гепарин).

Протезы из антимикробных волокон изготавливаются на основе производных поливинилового спирта и их смесей с полиэфирными и фторуглеродными волокнами.

К эндопротезам сосудов с новыми свойствами можно отнести конструкции эндопротезов на основе полимеров, обладающих магнитными свойствами [5, 16].