Основные синтетические и полубиологические материалы, применяемые для пластики артерий
Успехи современной хирургии во многом связаны с широким; внедрением реконструктивных оперативных вмешательств на органах с использованием различных пластических материалов для восстановления анатомических форм, функций отдельных органов и систем. Бурное развитие химии полимеров в середине XX века способствовало широкому внедрению в пластическую хирургию синтетических материалов.
Биологическая инертность, прочность, не уменьшающаяся в течение длительного пребывания в организме, простота стерилизации и легкость в моделировании синтетических сосудистых протезов привели к широкому применению их при протезировании аорты и магистральных сосудов [Лебедев А. В. и др. 1975].
В настоящее время существуют три основных типа текстильных протезов из синтетических материалов:
1. вязаные,
2. тканые,
3. плетеные.
Л. В. Лебедев с соавт. (1975) отмечают, что плетеная конструкция искусственных синтетических сосудов более физиологична в первое время после операции, так как обладает до некоторого времени определенной эластичностью в продольном и поперечном направлении, улучшая гемодинамические характеристики таких протезов.
Одной из основных проблем сосудистой пластики является предупреждение тромбообразования при протезировании кровеносных сосудов, так как контакт крови с чужеродной для нее поверхностью вызывает повышение свертывающей системы и создает условия для тромбоза имплантата. Тромбогенные свойства различных полимеров варьируют в зависимости от разных факторов: химических свойств и чистоты материалов, гладкости, смачиваемости, гидрофильности или гидрофобности поверхности, величины ее свободной энергии, знака и величины электрического заряда т. д. [Петровский Б. В., Шумаков В. И., 1969; Доброва Н. Б. и др., 1974; Чепуров А. К., 1975; Ross J. et al., 1961; Gott V. L., Furuse A., 1971; Найлас Е., 1979, и др.].
Для предотвращения тромбообразования после сосудистых операций многие исследователи предлагают применять антикоагулянты, в частности гепарин [Филатов А. Н., 1960; Малиновский Н. Н., Козлов В. А., 1976]. Однако это часто приводит к длительному кровотечению через стенку протеза или анастомоз в раннем послеоперационном периоде и образованию перипротезной гематомы, что значительно ухудшает результат произведенной операции [Лебедев М. И., 1967; Петровский Б. В. и др., 1967]. Кроме того, гематома имеет постоянную опасность нагноения. С другой стороны, даже применение антикоагулянтов не предупреждает тромбоза имплантата при дефектах хирургической техники, поэтому во многих странах настойчиво пытаются создать новые схемы антикоагулянтной терапии.
В настоящее время существует принципиально новый путь создания протезов, обладающих антикоагулянтными свойствами. Разработка этого направления базировалась на том, что нормальная сосудистая стенка обладает антикоагулятными свойствами за счет содержания в ней гепарина, гепаринсульфата и хондроитинсульфата [Альфонсов В. В., 1965; Velican V., 1968]. Учитывая, что нормальная сосудистая стенка содержит гепарин, ряд исследователей разрабатывали антитромбогенное покрытие протезов путем связывания гепарина бензалкониевым комплексом или непосредственно полимерами при помощи их предварительного аминирования [Новикова С. П., 1979; Gott V. et al., 1964; Whiffen J. D. et al., 1965, и др.]. Создание таких протезов имеет важное значение для успешной борьбы с ранними тромбозами, однако полностью не решает вопроса об осложнениях, возникающих в отдаленные сроки [Wright J., Johnston M., 1966]. Одним из существующих недостатков применения таких протезов является возможность использования их лишь в составе плотных (тканых) протезов из-за опасности кровотечения через поры протеза. Причины неудач при сосудистой пластике (особенно при длительных сроках наблюдения) большинство исследователей связывает с отсутствием полного «вживления» синтетического протеза из-за плотной вязки или плетения [Курыгин А. А., 1965; Хилькин А. М., 1967, 1976; Сушкина О. Т., Барвынь В. Г., 1972; Bascom Т. U., 1961; Weselowski S., 1961, 1963, 1969, 1972; Gyurko С., 1974, и др.]. Исследования А. Б. Шехтера с соавт. (1969), G. Bartos, I. Toth (1968), S. Weselowski (1963) показали, что быстрота вживления и эндотелизации протеза находится в прямой зависимости от степени его пористости, чем меньше пористость стенки протеза, тем чаще наблюдаются тромбозы.
Увеличение биологической пористости приводит к увеличению хирургической пористости, в результате происходит массивное кровотечение через стенку имплантата, степень и длительность которого зависят от конструкции протеза [Марцинкявичус А. М. и др., 1970; Liotta D. et al., 1970]. Острая кровопотеря для организма является мощным рефлекторным раздражителем и вызывает резкую активацию свертывающей системы крови [Раппопорт М. Н. и др., 1970].
Следовательно, с одной стороны, необходимы протезы с высокой биологической пористостью, а с другой — с нулевой хирургической пористостью. Это несоответствие вызвало необходимость применения при операции методов, предупреждающих кровопотерю: предварительное замачивание протезов в крови [Лыткин М. И., Лебедев Л. В., 1962], укрепление пористого протеза полиэтиленовой пленкой [Григорян Р. М., 1963], применение многослойных протезов [Poth M. et al.. 1955], пропитка синтетическими смолами [Deterling R., 1955], прокатка между горячими вальцами и др. Для уменьшения кровопотери было предложено много способов, однако в большинстве случаев они вызывали уменьшение не только хирургической пористости, но и биологической и лишали протез его основного качества — быстрого вживления. Поэтому важной конструктивной идеей, направленной на преодоление этих недостатков, явилось создание комбинированных протезов, состоящих из растворимого и нерастворимого компонентов.
Протез из пористого никелида титана (нитинола), разработанный в НИИ Медицинских материалов (Российском медико-инженерном центре), единственном в своем роде институте мира. Данный протез имеет ряд преимуществ по сравнению с другими:
• Никелид титана - ареактивный материал, что позволяет широко применять его практически у всех пациентов, не опасаясь развития аллергических реакций;
• Металлическая основа протеза обеспечивает высокую прочность и надежность конструкции;
• Протез имеет высокий показатель физической пористости (60%), что позволяет тканям организма легко прорастать через его стенку;
• Пористый металл хорошо фиксируется к месту имплантации, благодаря своей адгезивности;
• Продольный щелевидный дефект стенки протеза должен обеспечивать возможность его сжатия и растяжения перпендикулярно его оси.
• Протез имеет высокие антикоррозийные свойства.
Интраоперационная оценка результатов протезирования аорты у собак, а также макроскопическая оценка препаратов аорты с протезом показала, что используемый протез имеет следующие положительные свойства по сравнению с другими конструкциями, применяемыми в настоящее время:
• Высокая прочность и надежность протеза.
• Высокий модуль упругости, вектор которого направлен по оси протеза.
• Благодаря продольному щелевидному дефекту протез имеет приемлемые показатели эластичности и растяжимости, векторы которых направлены перпендикулярно оси протеза. Это позволяет немного уменьшить диаметр протеза, поэтому он относительно легко может быть установлен в аорту. С другой стороны, способность протеза к растягиванию в поперечном направлении приводит к сглаживанию колебаний стенки аорты при прохождении пульсовых волн, что очень важно для эластических магистральных сосудов.
• Невысокий показатель хирургической пористости по сравнению с ожидавшимся. Кровотечение из стенки протеза удается остановить не дольше, чем за 1 минуту.
• Очень хорошие показатели биологической пористости, что проявляется хорошим прорастанием протеза собственной тканью.
• Очень высокие адгезивные свойства протеза, благодаря которым он исключительно прочно и быстро (буквально за несколько секунд) фиксируется к ткани, с которой вступает в контакт.
• Характерной чертой современной сосудистой хирургии является все более широкое применение биологических материалов для выполнения пластических операций на различных участках сосудистого русла. По-видимому, эта тенденция обусловлена мнением, что пластика артерии замедляет прогрессирование заболевания, уменьшает количество осложнений после эндартерэктомии (ЭАЭ) и снижает риск развития рестенозов в оперированной области.
Эксплантация комбинированных полубиологических протезов
Современные синтетические протезы, отвечая почти всем хирургическим требованиям, с биологической точки зрения имеют ряд существенных недостатков. В них из-за малой биологической пористости в поздние сроки во внутренней капсуле происходят дегенеративные изменения, которые приводят к ее отслоению, к возникновению тромбозов.
Попытки увеличения биологической пористости обычно приводят также и к увеличению хирургической пористости, что в свою очередь вызывает образование перипротезных гематом, которые в процессе организации деформируют протез, нарушают гемодинамику, приводят к тромбозу. Пропитывание во время операции протеза кровью для выпадения сгустка («преклоттинг», по De Bakey М.) на фоне искусственной гепариновой гемофилии не дает удовлетворительных результатов.
Выходом из создавшегося положения может быть изготовление так называемых полурастворимых, комбинированных протезов, состоящих из растворимого и нерастворимого компонентов. Ряд авторов [Суслов В. С., 1964, 1965; Марулин Б. Д., 1963— 1965; Губанов А. Г., 1965; Толстова Л. П., 1967] в качестве растворимого компонента использовали полимерные вещества, соз-данные на основе поливинилового спирта (тиксотропный гель и виниловые волокна). Б. А. Марулин (1964) использовал протез, состоящий из растворимого (винилового) и нерастворимого (лавсанового и териленового) волокна. Однако было доказано, что пленка геля поливинилового спирта не рассасывается в течение одного года и задерживает прорастание соединительной ткани снаружи на внутреннюю поверхность каркаса через поры протеза, замедляя тем самым организацию фибрина.
В настоящее время нет рассасывающихся синтетических материалов, которые удовлетворяли бы требованиям хирургии сосудов.
Поэтому исследователи обратили внимание на биологические полимеры, которые, кроме механической прочности, имеют минимальную антигенную активность и оптимальную скорость рассасывания в организме. Для того чтобы сделать стенку пористого протеза проницаемой для соединительной ткани, ряд хирургов предложили пропитывать его биологическими рассасывающими продуктами: желатином, куриной плазмой, фибрином, коллагеном [Аничков М. Н., Балюзек Ф. В., 1962; Humphries A. W. et al., 1961; Krajicek M. et all., 1963, 1964; Noszezyk H. et al., 1969].
S. Weselowski с соавт. (1961—1963, 1969, 1972) разрабатывали конструкцию протезов с 1959г. Авторы изучили в эксперименте три различных типа протезов: пропитанные различным количеством коллагена, комбинированные, состоящие из растворимых и нерастворимых нитей, и протезы, состоящие из специального волокна, имеющего нерастворимую сердцевину и растворимую «оплетку». Лучшие результаты были получены после применения протезов третьего типа. По мнению авторов, увеличение пористости стенки протеза от 5 до 10 л/мин позволит полностью избежать дегенерации внутренней капсулы, которая приводит в поздние сроки к тромбозу протеза. Авторы сформулировали следующие требования к сосудистому полубиологическому протезу:
1) сосудистая стенка должна быть плотной настолько, чтобы обеспечить первоначальную хирургическую пористость для воды в 0,05 л/см2 в минуту или меньше;
2) биологическая пористость должна быть в среднем не менее 1 л/см2 в минуту;
3) время лизиса растворимой фракции должно быть порядка времени организации аутофибрина;
4) каркас после лизиса растворимого компонента должен иметь такой размер пор, который не дает прямой кровопотери через стенку протеза.
Завершением всей этой работы явилось создание S. Weselowski (1965) совместно с фирмой «Meadox-Medicals» протезов, имеющих биологическую порозность 5 л/мин и состоящих из специального волокна с растворимой оплеткой.
При экспериментальной апробации этих протезов W. Кrippaehne с соавт. (1965) в раннем послеоперационном периоде в большинстве случаев отметили образование перипротезных гематом, которое вело к резкому замедлению прорастания соединительной ткани через поры протеза и к более медленной эндотелизации его внутренней поверхности. В поздние сроки в большинстве случаев на месте протеза образовывалась аневризма.
Исходя из этого, авторы не рекомендовали протезы к клиническому применению.
Другим путем пошли чешские ученые М. Chvapil, M. Krajicek (1963, 1966). Ими были созданы комбинированные протезы, состоящие из нерастворимого эластического синтетического каркаса большой пористости (до 17 л/мин), внутрь которого вставлялся туб из коллагена с толщиной стенки 0,8—1 мм. Для придания тубу антикоагулянтных свойств его пропитывали раствором гепарина.
Особое внимание при разработке комбинированных протезов уделяют растворимому компоненту. Он должен быть нетоксичным, иммунологически неактивным, не аккумулироваться и легко выводиться из организма, вступать в прочные комплексы с биологически активными веществами.
Наиболее перспективным среди биополимеров оказался белок соединительной ткани — коллаген, повышенный интерес к которому связан с рядом его ценных свойств. Это биополимер с молекулярной массой примерно 300000, длиной макромолекул 280 нм, диаметром 1,4 нм, который при определенных условиях образует волокнистую структуру, аналогичную волокнам соединительной ткани [Chvapil M., 1967].
Из дисперсий и растворов коллагена возможно получение пленок, губок, нитей и других изделий. Ценным его свойством является также отсутствие токсичности и канцерогенности. Он легко переваривается протеолитическими ферментами и выводится из организма почками в виде пролина и оксипролина. Скорость лизиса коллагена в организме регулируется степенью молекулярного сцепления, осуществляемого обработкой различными дубящими агентами [Хилькин А. М. и др., 1976].
Аминокислотный состав коллагена отличается большим содержанием пролина и оксипролина и незначительным включением ароматических аминокислот, чем объясняется, по-видимому, его слабая антигенная активность, которая почти полностью исчезает после обработки щелочами и кислотами. С другой стороны, наличие в структуре коллагена большого количества активных группировок различной природы (гидроксильных, карбоксильных, аминных и др.) способствует образованию комплексов с различными лекарственными и биологически активными веществами [Хилькин А. М. и др., 1976; Сычеников И. А. и др., 1976].
Спиральное строение молекулы коллагена и фибриллярная надмолекулярная организация обусловливают его структурную стабильность, что дает высокую механическую прочность, так необходимую в пластической хирургии.
А. М. Хилькин с соавт. (1965) впервые в нашей стране создали полубиологический протез, состоящий из высокопорозного каркаса, пропитанного коллагеном. Авторы получили положительные результаты с протезами биологической пористости 5 л/мин. Аортальные протезы с большей биологической пористостью дают значительный процент кровотечений и для их внедрения требуется дальнейшая разработка.
Коллаген является общедоступным биополимером, количество которого практически неограниченно. Разработка методов полного растворения коллагена позволяет получать его из любого коллагенсодержащего сырья [Минкин К. В., Шестакова И. С., 1962, 1963].
1. вязаные,
2. тканые,
3. плетеные.
Л. В. Лебедев с соавт. (1975) отмечают, что плетеная конструкция искусственных синтетических сосудов более физиологична в первое время после операции, так как обладает до некоторого времени определенной эластичностью в продольном и поперечном направлении, улучшая гемодинамические характеристики таких протезов.
Одной из основных проблем сосудистой пластики является предупреждение тромбообразования при протезировании кровеносных сосудов, так как контакт крови с чужеродной для нее поверхностью вызывает повышение свертывающей системы и создает условия для тромбоза имплантата. Тромбогенные свойства различных полимеров варьируют в зависимости от разных факторов: химических свойств и чистоты материалов, гладкости, смачиваемости, гидрофильности или гидрофобности поверхности, величины ее свободной энергии, знака и величины электрического заряда т. д. [Петровский Б. В., Шумаков В. И., 1969; Доброва Н. Б. и др., 1974; Чепуров А. К., 1975; Ross J. et al., 1961; Gott V. L., Furuse A., 1971; Найлас Е., 1979, и др.].
Для предотвращения тромбообразования после сосудистых операций многие исследователи предлагают применять антикоагулянты, в частности гепарин [Филатов А. Н., 1960; Малиновский Н. Н., Козлов В. А., 1976]. Однако это часто приводит к длительному кровотечению через стенку протеза или анастомоз в раннем послеоперационном периоде и образованию перипротезной гематомы, что значительно ухудшает результат произведенной операции [Лебедев М. И., 1967; Петровский Б. В. и др., 1967]. Кроме того, гематома имеет постоянную опасность нагноения. С другой стороны, даже применение антикоагулянтов не предупреждает тромбоза имплантата при дефектах хирургической техники, поэтому во многих странах настойчиво пытаются создать новые схемы антикоагулянтной терапии.
В настоящее время существует принципиально новый путь создания протезов, обладающих антикоагулянтными свойствами. Разработка этого направления базировалась на том, что нормальная сосудистая стенка обладает антикоагулятными свойствами за счет содержания в ней гепарина, гепаринсульфата и хондроитинсульфата [Альфонсов В. В., 1965; Velican V., 1968]. Учитывая, что нормальная сосудистая стенка содержит гепарин, ряд исследователей разрабатывали антитромбогенное покрытие протезов путем связывания гепарина бензалкониевым комплексом или непосредственно полимерами при помощи их предварительного аминирования [Новикова С. П., 1979; Gott V. et al., 1964; Whiffen J. D. et al., 1965, и др.]. Создание таких протезов имеет важное значение для успешной борьбы с ранними тромбозами, однако полностью не решает вопроса об осложнениях, возникающих в отдаленные сроки [Wright J., Johnston M., 1966]. Одним из существующих недостатков применения таких протезов является возможность использования их лишь в составе плотных (тканых) протезов из-за опасности кровотечения через поры протеза. Причины неудач при сосудистой пластике (особенно при длительных сроках наблюдения) большинство исследователей связывает с отсутствием полного «вживления» синтетического протеза из-за плотной вязки или плетения [Курыгин А. А., 1965; Хилькин А. М., 1967, 1976; Сушкина О. Т., Барвынь В. Г., 1972; Bascom Т. U., 1961; Weselowski S., 1961, 1963, 1969, 1972; Gyurko С., 1974, и др.]. Исследования А. Б. Шехтера с соавт. (1969), G. Bartos, I. Toth (1968), S. Weselowski (1963) показали, что быстрота вживления и эндотелизации протеза находится в прямой зависимости от степени его пористости, чем меньше пористость стенки протеза, тем чаще наблюдаются тромбозы.
Увеличение биологической пористости приводит к увеличению хирургической пористости, в результате происходит массивное кровотечение через стенку имплантата, степень и длительность которого зависят от конструкции протеза [Марцинкявичус А. М. и др., 1970; Liotta D. et al., 1970]. Острая кровопотеря для организма является мощным рефлекторным раздражителем и вызывает резкую активацию свертывающей системы крови [Раппопорт М. Н. и др., 1970].
Следовательно, с одной стороны, необходимы протезы с высокой биологической пористостью, а с другой — с нулевой хирургической пористостью. Это несоответствие вызвало необходимость применения при операции методов, предупреждающих кровопотерю: предварительное замачивание протезов в крови [Лыткин М. И., Лебедев Л. В., 1962], укрепление пористого протеза полиэтиленовой пленкой [Григорян Р. М., 1963], применение многослойных протезов [Poth M. et al.. 1955], пропитка синтетическими смолами [Deterling R., 1955], прокатка между горячими вальцами и др. Для уменьшения кровопотери было предложено много способов, однако в большинстве случаев они вызывали уменьшение не только хирургической пористости, но и биологической и лишали протез его основного качества — быстрого вживления. Поэтому важной конструктивной идеей, направленной на преодоление этих недостатков, явилось создание комбинированных протезов, состоящих из растворимого и нерастворимого компонентов.
Протез из пористого никелида титана (нитинола), разработанный в НИИ Медицинских материалов (Российском медико-инженерном центре), единственном в своем роде институте мира. Данный протез имеет ряд преимуществ по сравнению с другими:
• Никелид титана - ареактивный материал, что позволяет широко применять его практически у всех пациентов, не опасаясь развития аллергических реакций;
• Металлическая основа протеза обеспечивает высокую прочность и надежность конструкции;
• Протез имеет высокий показатель физической пористости (60%), что позволяет тканям организма легко прорастать через его стенку;
• Пористый металл хорошо фиксируется к месту имплантации, благодаря своей адгезивности;
• Продольный щелевидный дефект стенки протеза должен обеспечивать возможность его сжатия и растяжения перпендикулярно его оси.
• Протез имеет высокие антикоррозийные свойства.
Интраоперационная оценка результатов протезирования аорты у собак, а также макроскопическая оценка препаратов аорты с протезом показала, что используемый протез имеет следующие положительные свойства по сравнению с другими конструкциями, применяемыми в настоящее время:
• Высокая прочность и надежность протеза.
• Высокий модуль упругости, вектор которого направлен по оси протеза.
• Благодаря продольному щелевидному дефекту протез имеет приемлемые показатели эластичности и растяжимости, векторы которых направлены перпендикулярно оси протеза. Это позволяет немного уменьшить диаметр протеза, поэтому он относительно легко может быть установлен в аорту. С другой стороны, способность протеза к растягиванию в поперечном направлении приводит к сглаживанию колебаний стенки аорты при прохождении пульсовых волн, что очень важно для эластических магистральных сосудов.
• Невысокий показатель хирургической пористости по сравнению с ожидавшимся. Кровотечение из стенки протеза удается остановить не дольше, чем за 1 минуту.
• Очень хорошие показатели биологической пористости, что проявляется хорошим прорастанием протеза собственной тканью.
• Очень высокие адгезивные свойства протеза, благодаря которым он исключительно прочно и быстро (буквально за несколько секунд) фиксируется к ткани, с которой вступает в контакт.
• Характерной чертой современной сосудистой хирургии является все более широкое применение биологических материалов для выполнения пластических операций на различных участках сосудистого русла. По-видимому, эта тенденция обусловлена мнением, что пластика артерии замедляет прогрессирование заболевания, уменьшает количество осложнений после эндартерэктомии (ЭАЭ) и снижает риск развития рестенозов в оперированной области.
Эксплантация комбинированных полубиологических протезов
Современные синтетические протезы, отвечая почти всем хирургическим требованиям, с биологической точки зрения имеют ряд существенных недостатков. В них из-за малой биологической пористости в поздние сроки во внутренней капсуле происходят дегенеративные изменения, которые приводят к ее отслоению, к возникновению тромбозов.
Попытки увеличения биологической пористости обычно приводят также и к увеличению хирургической пористости, что в свою очередь вызывает образование перипротезных гематом, которые в процессе организации деформируют протез, нарушают гемодинамику, приводят к тромбозу. Пропитывание во время операции протеза кровью для выпадения сгустка («преклоттинг», по De Bakey М.) на фоне искусственной гепариновой гемофилии не дает удовлетворительных результатов.
Выходом из создавшегося положения может быть изготовление так называемых полурастворимых, комбинированных протезов, состоящих из растворимого и нерастворимого компонентов. Ряд авторов [Суслов В. С., 1964, 1965; Марулин Б. Д., 1963— 1965; Губанов А. Г., 1965; Толстова Л. П., 1967] в качестве растворимого компонента использовали полимерные вещества, соз-данные на основе поливинилового спирта (тиксотропный гель и виниловые волокна). Б. А. Марулин (1964) использовал протез, состоящий из растворимого (винилового) и нерастворимого (лавсанового и териленового) волокна. Однако было доказано, что пленка геля поливинилового спирта не рассасывается в течение одного года и задерживает прорастание соединительной ткани снаружи на внутреннюю поверхность каркаса через поры протеза, замедляя тем самым организацию фибрина.
В настоящее время нет рассасывающихся синтетических материалов, которые удовлетворяли бы требованиям хирургии сосудов.
Поэтому исследователи обратили внимание на биологические полимеры, которые, кроме механической прочности, имеют минимальную антигенную активность и оптимальную скорость рассасывания в организме. Для того чтобы сделать стенку пористого протеза проницаемой для соединительной ткани, ряд хирургов предложили пропитывать его биологическими рассасывающими продуктами: желатином, куриной плазмой, фибрином, коллагеном [Аничков М. Н., Балюзек Ф. В., 1962; Humphries A. W. et al., 1961; Krajicek M. et all., 1963, 1964; Noszezyk H. et al., 1969].
S. Weselowski с соавт. (1961—1963, 1969, 1972) разрабатывали конструкцию протезов с 1959г. Авторы изучили в эксперименте три различных типа протезов: пропитанные различным количеством коллагена, комбинированные, состоящие из растворимых и нерастворимых нитей, и протезы, состоящие из специального волокна, имеющего нерастворимую сердцевину и растворимую «оплетку». Лучшие результаты были получены после применения протезов третьего типа. По мнению авторов, увеличение пористости стенки протеза от 5 до 10 л/мин позволит полностью избежать дегенерации внутренней капсулы, которая приводит в поздние сроки к тромбозу протеза. Авторы сформулировали следующие требования к сосудистому полубиологическому протезу:
1) сосудистая стенка должна быть плотной настолько, чтобы обеспечить первоначальную хирургическую пористость для воды в 0,05 л/см2 в минуту или меньше;
2) биологическая пористость должна быть в среднем не менее 1 л/см2 в минуту;
3) время лизиса растворимой фракции должно быть порядка времени организации аутофибрина;
4) каркас после лизиса растворимого компонента должен иметь такой размер пор, который не дает прямой кровопотери через стенку протеза.
Завершением всей этой работы явилось создание S. Weselowski (1965) совместно с фирмой «Meadox-Medicals» протезов, имеющих биологическую порозность 5 л/мин и состоящих из специального волокна с растворимой оплеткой.
При экспериментальной апробации этих протезов W. Кrippaehne с соавт. (1965) в раннем послеоперационном периоде в большинстве случаев отметили образование перипротезных гематом, которое вело к резкому замедлению прорастания соединительной ткани через поры протеза и к более медленной эндотелизации его внутренней поверхности. В поздние сроки в большинстве случаев на месте протеза образовывалась аневризма.
Исходя из этого, авторы не рекомендовали протезы к клиническому применению.
Другим путем пошли чешские ученые М. Chvapil, M. Krajicek (1963, 1966). Ими были созданы комбинированные протезы, состоящие из нерастворимого эластического синтетического каркаса большой пористости (до 17 л/мин), внутрь которого вставлялся туб из коллагена с толщиной стенки 0,8—1 мм. Для придания тубу антикоагулянтных свойств его пропитывали раствором гепарина.
Особое внимание при разработке комбинированных протезов уделяют растворимому компоненту. Он должен быть нетоксичным, иммунологически неактивным, не аккумулироваться и легко выводиться из организма, вступать в прочные комплексы с биологически активными веществами.
Наиболее перспективным среди биополимеров оказался белок соединительной ткани — коллаген, повышенный интерес к которому связан с рядом его ценных свойств. Это биополимер с молекулярной массой примерно 300000, длиной макромолекул 280 нм, диаметром 1,4 нм, который при определенных условиях образует волокнистую структуру, аналогичную волокнам соединительной ткани [Chvapil M., 1967].
Из дисперсий и растворов коллагена возможно получение пленок, губок, нитей и других изделий. Ценным его свойством является также отсутствие токсичности и канцерогенности. Он легко переваривается протеолитическими ферментами и выводится из организма почками в виде пролина и оксипролина. Скорость лизиса коллагена в организме регулируется степенью молекулярного сцепления, осуществляемого обработкой различными дубящими агентами [Хилькин А. М. и др., 1976].
Аминокислотный состав коллагена отличается большим содержанием пролина и оксипролина и незначительным включением ароматических аминокислот, чем объясняется, по-видимому, его слабая антигенная активность, которая почти полностью исчезает после обработки щелочами и кислотами. С другой стороны, наличие в структуре коллагена большого количества активных группировок различной природы (гидроксильных, карбоксильных, аминных и др.) способствует образованию комплексов с различными лекарственными и биологически активными веществами [Хилькин А. М. и др., 1976; Сычеников И. А. и др., 1976].
Спиральное строение молекулы коллагена и фибриллярная надмолекулярная организация обусловливают его структурную стабильность, что дает высокую механическую прочность, так необходимую в пластической хирургии.
А. М. Хилькин с соавт. (1965) впервые в нашей стране создали полубиологический протез, состоящий из высокопорозного каркаса, пропитанного коллагеном. Авторы получили положительные результаты с протезами биологической пористости 5 л/мин. Аортальные протезы с большей биологической пористостью дают значительный процент кровотечений и для их внедрения требуется дальнейшая разработка.
Коллаген является общедоступным биополимером, количество которого практически неограниченно. Разработка методов полного растворения коллагена позволяет получать его из любого коллагенсодержащего сырья [Минкин К. В., Шестакова И. С., 1962, 1963].