БИОДЕЗИНТЕГРИРУЕМЫЙ ИНТРАВЕНОЗНЫЙ ФИЛЬТР

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ
Полезная модель относится к медицине, а именно к биодезинтегрируемым интравенозным фильтрам, и может быть использована в рентгенохирургии для улавливания сгустков крови в сосудах.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Известен интравенозный фильтр (патент РФ №2000814, Савельев B.C. и др., опубл. 15.10.1993, А61М 1/34), включающий сетку, образованную совокупностью непересекающихся продольных нитей, концы одной из сторон которых соединены между собой в одной точке, а концы другой стороны закреплены на фиксирующих элементах, выполненных в виде стержней и снабженных крючками. Сетка также образована поперечными нитями, расположенными симметрично относительно друг друга и центральной продольной оси фильтра. Поперечные нити выполнены в виде двух колец разного диаметра, соединенных с продольными элементами сетки. Угол наклона плоскости колец к центральной продольной оси фильтра составляет 90. Сетка выполнена из материала на основе полигликолидов, например, типа «Викрил», обеспечивающего ее рассасывание в кровопотоке. Фильтр имплантируют чрезкожно.
Упомянутая конструкция фильтра имеет ряд недостатков. Во-первых, известная конструкция не позволяет производить установку фильтра из любого доступа, в том числе и бедренного, а позволяет осуществлять установку только через яремный и подключичный доступ, который более опасен для пациентов в связи с возможностью их повреждения и кровотечения. Во-вторых, из-за отсутствия контакта большей части каждой из продольных нитей сетки с внутренней полостью сосуда, тромбы, которые "прилетают" в фильтр, не фиксируются к стенке вены и при рассасывании устройства проходят дальше по кровеносному руслу. К тому же идет дополнительная нагрузка на конструкцию фильтра за счет совокупности гидродинамического давления и силы «сжатия стенки вены», что способствует ее фрагментации. Кроме того она может вызывать перфорацию вены своим основанием или миграцию при недостаточной опытности хирурга. В-третьих, нити Викрила, которые хоть и крепятся к укрепляющему нити стержневидному кольцу, являются настолько тонкими, что не будут держать прочность каркаса сетки. К тому же данные нити рассасываются в течение 40 дней, что, например, не дает в полной мере вести профилактику тромбоэмболии легочной артерии (ТЭЛА). Она может возникать в течение 90 дней с момента первоначальной диагностики флотирующего тромбоза.
Известен биоразлагаемый фильтр (заявка США №20100016881, COOK INCORPORATED, опубл. 21.01.2010, A61M 29/00), каркас которого образован совокупностью непересекающихся друг с другом продольных элементов из биоразлагаемого материала на основе полилактида и полигликолида, концы одной из сторон которых стянуты друг с другом посредством биоразлагаемого центратора, а концы другой стороны соединены с одним из поперечных зигзагообразных элементов, которыми дополнительно снабжен каркас фильтра. Указанные поперечные элементы выполнены в форме кольца из неразлагаемого материала, например, проволоки из нержавеющей стали, Нитинола и др. Зигзагообразные кольца разного диаметра расположены симметрично относительно друг друга и центральной продольной оси фильтра и соединены с продольными элементами каркаса. Угол наклона плоскости колец к центральной продольной оси фильтра составляет 90°.
Конструкция известного фильтра имеет ряд недостатков. Во-первых, только часть фильтра создана из биодеградируемых материалов, а значит, при растворении устройства остаются его части из нитинола, стали и т.д., которые в последствии являются причиной образования тромбов, а также необходимостью постоянного приема антикоагулянтов. С частичной растворимостью также связаны отдаленные осложнения, такие как перфорация и миграция фильтра, ведь материал со временем начинает менять свою форму, а поперечные элементы фильтра и с самого начала могут травмировать стенку сосуда. К тому же поперечные элементы фильтра после того, как проткнули вену, могут приводить к его фиксации в "заваленном состоянии" из-за отсутствия равномерного контакта большей части каждого из продольных элементов с внутренней полостью вены, что может стать, например, причиной ТЭЛА. Дополнительным недостатком является время деструкции (рассасывания) в 4-6 недель, поскольку желательное время составляет от 90 дней для того, чтобы повторов смертельного заболевания не наступало.
Наиболее близким аналогом (прототипом) предлагаемого изобретения является рассасывающийся васкулярный фильтр (заявка США №20120221040, Mitchell Donn Rggers, опубл. 30.08.2012, A61F 2/01), каркас которого образован совокупностью непересекающихся друг с другом продольных пластичных нитей из биоразлагаемого материала (например, на основе PLGA 50/50), концы одной из сторон которых соединены между собой в одной точке, а концы другой стороны выполнены свободными. Фильтр дополнительно содержит две нитевидные поперечные пластичные перемычки из биоразлагаемого материала в форме колец, расположенных симметрично относительно друг друга и центральной продольной оси фильтра. Угол наклона плоскости колец к центральной продольной оси составляет 90°.
Конструкция известного фильтра имеет ряд недостатков. Во-первых, материал нитей является пластичным для образования каркасов, представленных в упомянутом патенте, что говорит о недостаточной прочности и упругости для фиксации устройства в полой вене. К тому же при растворении гемодинамическая нагрузка будет падать на несколько нитей, что приведет к отлому кусков, на которых они держатся. Если нити будут крупные, то они вызовут окклюзию вены и станут причиной тромбозов в ней. Кроме того, из-за отсутствия контакта большей части каждой из продольных нитей с внутренней полостью сосуда отсутствует самоцентрация каркаса фильтра. Во-вторых, наличие одиночных поперечных нитевидных перемычек между продольными нитями, прежде всего, будет способствовать утрате механической упругости устройства, потере конструкцией формы и миграции по кровеносному руслу, или же утрате функции фильтра. Дополнительным недостатком конструкции является то, что биоразлагаемый материал не растворяется в период 90-180 дней.
Предлагаемая полезная модель позволяет избежать указанные выше недостатки аналогов и прототипа.
РАСКРЫТИЕ ПОЛЕЗНОЙ МОДЕЛИ
Задача, на решение которой направлена предлагаемая полезная модель, заключается в создании биодезинтегрируемого интравенозного фильтра новой конструкции, обеспечивающей его надлежащую фиксацию в сосуде при сохранении надежной фильтрации тромбоэмболов, и позволяющей устанавливать фильтр из любого доступа лицам любого возраста, а также при разнообразных причинах ТЭЛА, без необходимости последующего удаления.
Технический результат достигаемый при использовании полезной модели заключается в повышении надежности фиксации фильтра в сосуде при одновременном увеличении безопасности его использования.
Поставленная задача и требуемый технический результат достигаются тем, что биодезинтегрируемый интравенозный фильтр, каркас которого образован совокупностью непересекающихся между собой продольных элементов из биоразлагаемого материала, концы одной из сторон которых соединены между собой в одной точке, и, по меньше мере, двумя поперечными элементами из биоразлагаемого материала, согласно полезной модели, поперечные элементы выполнены упругими с возможностью обеспечения контакта большей части каждого из продольных элементов с внутренней поверхностью полости сосуда, достаточного для самоцентрирования каркаса фильтра по сосуду с момента его установки в полость сосуда до момента его полного рассасывания, причем, по меньшей мере, один из поперечных элементов выполнен в виде фиксирующего кольца, с которым соединены концы другой стороны продольных элементов, при этом сами продольные элементы также выполнены упругими, и тем, что соотношение ширины фильтра к его длине в свободном состоянии составляет 7:5, предпочтительно 6:5 причем продольные элементы также выполнены упругими, а поперечные элементы выполнены заодно целое с продольными элементами или расположены поверх них, а именно, поперечные элементы соединены с продольными элементами изнутри и/или снаружи каркаса, причем поперечные упругие элементы расположены симметрично относительно друг друга и центральной продольной оси фильтра и выполнены в виде фиксирующих колец, каждое из которых соединено с продольными элементами каркаса, по меньшей мере, двумя точками, где угол наклона плоскости колец к центральной продольной оси фильтра составляет 30-90°, или в виде фиксирующих дуг, каждая из которых соединена с по меньшей мере двумя продольными элементами, и тем, что упругие продольные элементы или упругие поперечные элементы или упругие продольные и поперечные элементы выполнены из одного и того же биоразлагаемого материала или из разных биоразлагаемых материалов, где в качестве биоразлагаемого материала используют сополимер D,L-лактида и гликолида с молекулярной массой 75000-200000 Да в мольном соотношении 50,00-99,99:0,01-50,00 или сополимер триметилдекарбоната и гликолида с молекулярной массой 75 000-200000 Да в мольном соотношении 75,00-99,99:0,01-25,00 или сополимер D,L-лактида и гликолида с молекулярной массой 75000-200000 Да в мольном соотношении 0,01-75,00:25,00-99,99 или сополимер D,L-лактида, триметилдекарбоната и гликолида с молекулярной массой 75000-200000 Да в мольном соотношении 0,01-75,00:0,01-99,98:0,01-24,99.
Существенной особенностью предлагаемого биодезинтегрируемого интравенозного фильтра является его новая конструкция из выполненных упругими продольных и выполненных упругими поперечных элементов, обеспечивающих увеличенную и безопасную симметрично распределенную (одновременно и относительно центральной продольной оси самого каркаса и относительно поверхности вены) площадь контакта каркаса фильтра со стенками вены. Взаиморасположение и взаимосоединение указанных выше элементов позволяет большей части каждого из продольных элементов одновременно контактировать с внутренней поверхностью полости сосуда. За счет чего, помимо увеличения безопасной симметрично распределенной площади, каркас обладает механической упругостью и сохраняет свою форму, что повышает надежность устройства. Увеличенная площадь контакта с веной предотвращают возможную перфорацию стенки сосуда и последующих органов и кровотечение, т.е. повышает безопасность устройства. А симметричное распределение площади контакта повышает надежность фиксации каркаса и обеспечивает равномерное рассредоточение гемодинамической нагрузи на каркас при растворении, благодаря чему само растворение происходит равномерно, без отрыва и миграции как самого каркаса, так и его отдельных кусков, что также повышает безопасность устройства. Устройство не смещается кровотоком, и его позиция не требует корректировки. Каркас сохраняет свойства упругости и надлежащей фиксации в малых и больших сосудах и надежной фильтрации кровотока.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
На Фиг. 1 - представлено трехмерное изображение фильтра (в свободном состоянии), в котором поперечные элементы выполнены в виде фиксирующих колец, расположенных под углом к продольной центральной оси каркаса.
На Фиг. 2 - изображен вид сбоку фильтра, изображенного на Фиг. 1.
На Фиг. 3 - представлен фильтр, изображенный на Фиг. 1, в разрезе по линии Α-A согласно Фиг. 2.
На Фиг. 4 - представлено трехмерное изображение фильтра (в свободном состоянии), в котором поперечные элементы выполнены в виде фиксирующего кольца, расположенного под углом к продольной центральной оси каркаса, и фиксирующих дуг (в комбинации).
На Фиг. 5 - представлен вид сбоку фильтра, изображенного на Фиг. 4.
На Фиг. 6 - представлен фильтр, изображенный на Фиг. 4, в разрезе по линии Б-Б согласно Фиг. 5.
ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ПОЛЕЗНОЙ МОДЕЛИ
Биодезинтегрируемый интравенозный фильтр имеет каркас 1, образованный упругими продольными элементами 2 и упругими поперечными элементами, выполненными в виде фиксирующих колец 3 (Фиг. 1) или фиксирующих дуг 4 (Фиг. 4). В частности, использование фиксирующих дуг 4 облегчит функционирование фильтра в нижней полой вене. Непересекающиеся между собой продольные элементы 2 соединены с одной стороны концами друг с другом по линии центральной продольной оси 5 фильтра, а также с поперечными элементами 3, 4 (Фиг. 1, 4), выполненными из того же или иного биоразлагаемого материала. Другим своим концом продольные элементы 2 соединены с фиксирующим кольцом 3 (Фиг. 1-6). Упругие поперечные элементы 3, 4 могут быть выполнены заодно целое с продольными элементами 2 (Фиг. 4-6), или расположены поверх них (на чертежах не показано), а именно, поперечные элементы 3, 4 могут быть соединены с продольными элементами 2 изнутри (Фиг. 1-3) и/или снаружи (на чертежах не показано) каркаса 1 фильтра. Поперечные упругие элементы 3, 4 должны быть расположены симметрично относительно друг друга и центральной продольной оси 5 фильтра. Упругих поперечных элементов 3, 4 может быть два и более. Упругие поперечные элементы должны быть расположены в каркасе и соединены с продольными элементами таким образом, чтобы диаметр поперечного сечения каркаса равномерно (симметрично) уменьшался от фиксирующего кольца 3, с которым соединены концы одной из сторон продольных элементов 2, к обойме 6.
Что касается фиксирующих колец 3, предпочтительно использование двух колец, так как при большем их количестве фильтр может не помещаться в катетер-интродьюсер. Угол наклона плоскости фиксирующих колец 3 к центральной продольной оси 5 фильтра составляет 30-90°. Фиксирующие кольца 3 могут иметь как одинаковые углы наклона (Фиг. 1), так и разные (на чертежах не показано). Если указанный угол наклона составляет менее 30°, то не обеспечивается развертывание конструкции. Если указанный угол наклона составляет более 90°, то не обеспечивается сжатие фильтра в катетер. Предпочтительно плоскость фиксирующих колец 3 расположена в плоскости поперечного сечения фильтра, чтобы обеспечить сжатие фильтра для того, чтобы поместить его в катетер. Если угол между кольцами и продольной осью составляет 70°, то плоскость фиксирующего (центрального) кольца 3, расположенного между обоймой 6 и крайним кольцом 3, с которым соединены концы одной из сторон продольных элементов 2, должна делить центральную продольную ось на равные расстояния между обоймой 6 фильтра и указанным выше крайним кольцом 3. При увеличении угла, расстояние между обоймой и расположенным в центре каркаса 1 фиксирующим кольцом 3 коррелирует с расстоянием между обоймой и крайним (замыкающим) кольцом 3, как 1 к 3. При этом радиус расположенного в центре каркаса 1 фиксирующего кольца 3 меньше, чем радиус крайнего (большего) кольца 3, в соотношении 2 к 3. В любом случае, соотношение ширины «W» фильтра к его длине «L» в свободном состоянии составляет 7:5, предпочтительно 6:5 (Фиг. 2).
Для обеспечения эластичности конструкции фильтра фиксирующие кольца 3 соединены с продольными элементами 2 предпочтительно противоположными (Фиг. 1-3), по меньшей мере, двумя точками, а одно из указанных колец 3 соединено с каждым концом одной из сторон продольных элементов 2 (Фиг. 1-6). Также каждая из фиксирующих дуг 4 соединена с, по меньшей мере, двумя продольными элементами 2, предпочтительно соседними (Фиг. 5). Это позволяет осуществлять параллельный поворот обоймы и складывание каркаса 1 в катетер на стадии изготовления.
Фиксация и самоцентрирование каркаса 1 в сосуде (вене) обеспечивается за счет силы упругости новой конструкции фильтра и вены, в результате влияния неоэпителизации, которая начинается при постановке фильтра в организм. Диапазон оказываемого давления на стенку вены, которому должны удовлетворять биоразлагаемые материалы, составляет от 2 до 7 Ньютонов.
Опорную поверхность самоцентрируемого каркаса 1 в сосуде (вене) создают и поддерживают все упругие поперечные элементы 3, 4, располагаемые в сосуде враспор ввиду их положения поперек сосуда, а также большая часть продольных элементов 2 между обоймой 6 и крайним кольцом 3, с которым соединены концы одной из сторон продольных элементов 2, образующими в этой части практически цилиндрическую поверхность. Продольные элементы 2 в силу изогнутой геометрической формы, упругости материала каркаса 1 и соединения с обоймой 6 и упомянутым выше крайним фиксирующим кольцом 3 также устанавливаются враспор. Увеличение числа продольных элементов 2 увеличивает надежность фильтрации тромбоэмболов и фиксации самоцентрируемого каркаса 1 в сосуде. Вместе с тем, каркас 1 не должен создавать сопротивление кровотоку. Для выполнения таких условий целесообразно обеспечить линейный размер d ячеек между элементами 2 и 3, 4 в раскрытом рабочем положении каркаса 3-6 мм.
В качестве материала элементов каркаса 1 с необходимыми указанными выше упругими свойствами и достаточными сроками абсорбции 90-180 дней может быть использован сополимер D,L-лактида и гликолида с молекулярной массой 75000-200000 Да в мольном соотношении 50,00-99,99:0,01-50,00, сополимер триметилдекарбоната и гликолида с молекулярной массой 75000-200000 Да в мольном соотношении 75,00-99,99:0,01-25,00, сополимер D,L-лактида и гликолида с молекулярной массой 75000-200000 Да в мольном соотношении 0,01-75,00:25,00-99,99, сополимер D,L-лактида, триметилдекарбоната и гликолида с молекулярной массой 75000-200000 Да в мольном соотношении 0,01-75,00:0,01-99,98:0,01-24,99. Указанный период саморассасывания фильтра в кровеносном русле достаточен для завершения лечебно-профилактических процедур. Кроме того, перечисленные полимеры обеспечивают восстановление в сосуде объемной формы каркаса 1, предварительно размещенного в сложенном виде внутри катетера.
2
Например, поли(лактид-D,L-гликолид) синтезируется с последующим изготовлением упругих продольных элементов следующим образом. Полимер L-лактид (LLA) изготавливается путем поликонденсации L-молочной кислоты с последующими термическим разложением и циклизацией. Гликолид (GA) изготавливается из гликолевой кислоты в аналогичных условиях. Оба мономера очищаются пять раз с помощью перекристаллизации из этилацетата. LLA, GA, и сушатся в вакууме при комнатной температуре в течение 72 часов. Мономеры и сополимеры синтезируются с раскрытием кольца при полимеризации соответствующих мономерных потоков, используя SnOct в качестве катализатора. Мольное соотношение остается постоянным и равным 2000/1. Мономеры и катализатор загружаются в силановую трубку полимеризации. После дегазации трубку герметизируют под вакуумом, после чего полимеризация протекает при температуре в 130°C, в течение 72 часов. Полученные полимеры восстанавливаются путем растворения в дихлорметане, а осадки в метаноле, после чего сушатся в вакууме при комнатной температуре. Затем данный сополимер используется для получения упругих продольных и поперечных элементов необходимого диаметра. Для этого его, например, экструдируют через фильеру, используя одношнековый экструдер (диаметр шнека=3 мм). Скорость шнека поддерживается на 40 оборотах в минуту. Температура барабана составляет от 150 до 170°C. Окончательные размеры упругих продольных элементов составляют от 1,0-2,0 мм в диаметре и 12,0 мм в длину.
Возможность и срок разложения материала каркаса 1 фильтра в крови зависит от структуры, морфологии и молекулярной массы используемых полимеров.
Так как большинство ферментокаталитических реакций протекают в водной среде, гидрофильно-гидрофобный характер связей в синтетических полимерах сильно влияет на их биоразлагаемость. Предлагаемые полимеры и сополимер, содержащие как гидрофильные, так и гидрофобные сегменты, проявляют более высокую способность к биоразлагаемости, чем те, которые содержат только гидрофобный или только гидрофильный сегмент. В связи с этим разложение полимеров начинается уже в кровеносном русле за счет гидролиза.
Синтетические биоразлагаемые полимеры содержат гидролизуемые связи по всей длине полимерной цепочки. Например, такие типы связей, как амидные, эфирные, углекислые, карбомидные и уретановые связи, восприимчивы к биоразложению микроорганизмами и гидролитическими ферментами. Поэтому при разложении полимера более мелкие части материала поглощаются нейтрофильными гранулоцитами и моноцитами, обладающие фагоцитарной активностью, подвергая полимер гидролитическому растворению за счет ферментов.
Биоразложение в биологической среде, клетках, тканях и межклеточной жидкости происходит не так, как химическое разложение, потому что в процесс вовлечены ферменты и биологические реагенты в клеточных органеллах и жидкостях. Кристалличные области под действием ферментов разлагаются гораздо быстрее, чем при гидролизе. Поперечный размер кристаллитов сильно влияет на скорость разложения, так как из-за специфичности упаковки разложение происходит именно на краю кристаллита. Меньший поперечный размер приводит к большей поверхности краев кристаллитов во всем объеме полимера и поэтому он ведет к более высокой скорости разложения.
Молекулярная масса влияет на скорость гидролиза - это определяется затрудненностью доступа воды к высокомолекулярным полимерным материалам.
Изготовление конструкции фильтра осуществляется литьем под давлением и последующей сварки свободных концов продольных и/или поперечных элементов или с применением 3D-принтера на базе указанных выше полимеров. В случае применения 3D-принтера очистка конструкции от материала поддержки осуществляется вручную. Размеры продольных и поперечных элементов составляют от 0,5-1,5 мм в диаметре. Далее осуществляется установка фильтра в катетер-интродьюссер диаметром 15 F (френчей) и стерилизация устройства в собранном виде. После стерилизации устройство упаковывается в стерильную упаковку.
Имплантация биодезинтегрируемого интравенозного фильтра проводится после диагностического исследования, установившего тромбоэмболию легочной артерии или флотирующий тромбоз нижней полой, глубоких вен нижней конечности, подвздошной либо бедренных вен, а также у больных с повторными тромбоэмболиями легочных артерий с не выявленным источником рецидива.
Фильтр снабжен катетером-толкателем (на чертежах не показано) с рентгеноконтрастными метками. Каркас 1 под рентген-контролем имплантируется в нижнюю полую вену просветом колпачка (на чертежах не показано) катетера вниз. При имплантации устройства используется любой доступ, например, чрезкожная катетеризация подключичной, правой внутренней яремной или бедренной вен.
При проталкивании через катетер фильтр находится в сжатом состоянии. При достижении нижней полой вены фильтр проводится толкателем (на чертежах не показано) через просвет колпачка в сосудистое русло, где раскрывается, принимая объемную форму, и продольные и поперечные элементы устанавливаются в стенки вены враспор, каркас самоцентрируется. При раскрытии каркаса в вене положение поперечных элементов может отличаться от преимущественного в плоскости поперечного сечения на величину α до 30°, что практически не влияет на упругость каркаса, его объемную форму и самоцентрацию. После установки каркаса 1 в вене катетер удаляется. Каркас 1 надежно фиксируется и самоцентрируется в сосуде за счет увеличенной и безопасной площади контакта со стенками вены. Увеличенная площадь контакта с веной предотвращают возможную перфорацию стенки сосуда и последующих органов и кровотечение. Экспериментально подтверждено, что каркас 1 фильтра не смещается кровотоком, и его позиция не требует корректировки. Каркас 1 фильтра сохраняет свойства упругости, самоцентрации и надлежащей фиксации в малых и больших сосудах и надежной фильтрации кровотока. Саморассасывающийся фильтр не имеет металлических деталей собственно каркаса 1, поскольку не требует применения прочных крючков, петель и т.п., необходимых в прототипе для извлечения фильтра по окончанию периода лечения, за счет чего повышается безопасность предлагаемого фильтра.
Фильтр начинает терять свою форму при рассасывании через 90-180 дней после установки в тело пациента. Сначала растворяется обойма. Затем начинают растворяться продольные элементы, при этом они не мигрируют в кровотоке, поскольку за время функционирования в вене эти участки устройства эпителизируются. После чего вена возвращается в исходное состояние. На протяжении растворения у фильтра сохраняются свойства самоцентрирования, поскольку они срастаются с сосудом.
Предлагаемый биодезинтегрируемый интравенозный фильтр может быть изготовлен на существующем оборудовании с использованием материалов, разрешенных к применению в медицинской практике.
Например, известные производители хирургического материала из полигликолид-лактида: а) медицинская компания ООО «Ситек Сервис», Москва, производит материал под собственным товарным знаком «SITEK MED»; ПГЛА (PGLA) синтетический рассасывающийся стерильный хирургический материал, обладает эластичностью; нити ПГЛА не обладают антигенными и пирогенными свойствами и при рассасывании вызывают слабовыраженную тканевую реакцию. После имплантации в ткани нити ПГЛА через две недели теряют 40% первоначальной прочности, полная абсорбция в тканях происходит через 90 суток; б) ООО «Производственно-техническое объединение «МЕДТЕХНИКА», Татарстан, г. Казань, производит шовный материал, используя импортное сырье из Англии, Германии, Кореи, в частности, из полигликолид-со лактида (PGLA).
Предложенная полезная модель не ограничена описанными вариантами осуществления, а наоборот она охватывает различные модификации и варианты в рамках сущности и объема предлагаемой формулы полезной модели.