СПОСОБ ПРЕДЫМПЛАНТАЦИОННОЙ ОБРАБОТКИ ТЕКСТИЛЬНЫХ ИЗДЕЛИЙ ДЛЯ СЕРДЕЧНО-СОСУДИСТОЙ ХИРУРГИИ
METHOD FOR PRE-IMPLANTATION PROCESSING OF TEXTILE PRODUCTS FOR CARDIOVASCULAR SURGERY

Настоящее изобретение относится к медицине, а именно к сердечно-сосудистой хирургии, в которой используются текстильные изделия с нанесенным биологическим покрытием в качестве протезов кровеносных сосудов или при изготовлении клапанов сердца.
В настоящее время остается актуальной проблема создания подходящего биологического покрытия для текстильных материалов, используемых в сердечно-сосудистой хирургии. Это обусловлено требованиями к самим материалам:
1) стенка материала должна быть плотной настолько, чтобы обеспечить минимальную первоначальную хирургическую пористость для воды;
2) биологическая пористость протеза должна быть максимальной [Шалимов А.А. Дрюк Н.Ф. Хирургия аорты и магистральных сосудов. Киев: 1979. - 346 с.].
Однако процесс рассасывания биополимерного покрытия не регулируется и поэтому невозможно добиться максимальной биологической пористости. Последняя непосредственно связана с постепенным увеличением жесткости пересаживаемого материала или сосуда, поэтому степень жесткости может быть использована как мера биологической пористости.
Биологическая и химическая порозности являются, в некотором роде, противоположными понятиями: увеличение биологической порозности приводит к угрозе возникновения профузных кровотечений через стенку материала, в то время как установлено, что чем больше величина и количество пор и меньше толщина протеза, тем полноценнее и в более короткие сроки происходит врастание ткани, образование и эндотелизация неоинтимы [Основные синтетические и полубиологические материалы, применяемые для пластики артерий URL: http://www.hospsurg.ru/content/view/632/88 (дата обращения: 15.12.2020)].
Стремление совместить эти два противоположных свойства, то есть большую биологическую порозность и малую хирургическую, привело к идее создания комбинированных полурассасывающихся материалов, состоящих из рассасывающихся и нерассасывающихся компонентов.
Биологическая пористость может быть получена за счет применения рассасывающихся наполнителей в качестве покрытия для текстильных материалов, применяемых в сердечно-сосудистой хирургии. Наиболее перспективным среди биополимеров оказался белок соединительной ткани - коллаген, а также его гидролизованная форма - желатин.
Повышенный интерес к коллагену связан с рядом его ценных свойств. Это биополимер с молекулярной массой примерно 300000 Да, длиной макромолекул 280 нм, диаметром 1,4 нм, который при определенных условиях образует волокнистую структуру, аналогичную волокнам соединительной ткани.
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 сшивающими агентами.
Известен метод изготовления сосудистых протезов, включающий в себя пропитку трубки из гибкого пористого материала композицией на основе желатина, содержащего предварительно модифицированный желатин с определенным количеством аминогрупп, меньшим, чем в исходном веществе; обработку пропитанной трубки с целью формирования поперечных связей между аминогруппами. Модификацию желатина предлагается проводить взаимодействием с ангидридом или хлоридом поликарбоновой кислоты (Vascular grafts. US 4747848).
В составе покрытий, полученных этим способом, отсутствуют активные вещества, способные придать поверхности изделия устойчивый тромборезистентный эффект.Технология процесса обработки является многостадийной и сложной для реализации.
Известен способ закрытия пор у сосудистых протезов желатином, сшитым диизоцианатом (Vessel and prosthesis impregnated with diisocyanate crosslinked gelatin. US 4784659). Способ включает приготовление композиции на основе желатина, модифицированного поликарбоновой кислотой, аналогичного используемому в способе (Vascular grafts. US 4784659); нанесение композиции на текстильную основу протеза и стабилизацию покрытия обработкой диизоцианатами.
Используемые в этом способе соединения класса диизоцианатов являются высокотоксичными веществами. На стадии стабилизации покрытия, помимо основной реакции - формирования межмолекулярных связей в желатиновой матрице, протекает неконтролируемый процесс образования продуктов побочных реакций диизоцианатов с другими компонентами композиции. Образующиеся вещества трудно полностью удалить из объема покрытия, а их попадание в кровоток нежелательно в связи с непредсказуемым поведением в организме.
Известен способ закрытия пор эластомерной мембраны, представляющей собой внутренний слой многослойного искусственного сосудистого протеза, желатином с последующей его сшивкой глутаровым альдегидом и введением в желатиновую матрицу гепарина из водного раствора препарата (G.J. Wilson et al. "a Compliant Coretthane/Dacron Composite Vascular Prosthesis" Comparison with 4-mm ePTFE Grafts in a Canine Model. ASAIO Journal, 1993, p.M 526 - M 531).
При данной последовательности обработки не достигается прочное связывание гепарина, происходит его быстрое вымывание из желатиновой матрицы, что не обеспечивает длительного тромборезистентного эффекта.
Известен способ обработки текстильных изделий для сердечно-сосудистой хирургии (RU2470671, опубликовано: 27.12.2012), включающий обработку изделия композицией, содержащей желатин, и межмолекулярное сшивание желатина водным раствором глутарового альдегида, отличающийся тем, что композиция для обработки изделия дополнительно содержит глицерин, по меньшей мере, один антибиотик и 0,9%-ный раствор хлорида натрия при следующем соотношении компонентов, мас. %:
- желатин
5,0-7,5
- глицерин
20,0-30,0
- антибиотик
эффективное количество
- 0,9%-ный раствор хлорида натрия
остальное
Технический результат аналога заключается в придании изделиям для сердечно-сосудистой хирургии из текстильных материалов водонепроницаемых и антимикробных свойств.
Технической проблемой аналога является использование глутарового альдегида. Несмотря на возможность промывки протеза с нанесенным сшитым покрытием и нейтрализации, проблема данного сшивающего агента заключается в нестабильной и обратимой сшивке в кислых условиях [Kirk JF, Ritter G, Finger I, Sankar D, Reddy JD, Talton JD, Nataraj C, Narisawa S, Millán JL, Cobb RR. Mechanical and biocompatible characterization of a cross-linked collagen-hyaluronic acid wound dressing. Biomatter. 2013 Oct-Dec;3(4):e25633. doi: 10.4161/biom.25633.]. Аналогичная ситуация наблюдается и с использованием формальдегида в качестве сшивающего агента.
Прототипом настоящего изобретения является патент RU2135214 (опубл.: 27.08.1999) на способ предымплантационной обработки текстильных изделий для сердечно-сосудистой хирургии, включающий обработку изделий смесью гепарина с желатинизирующим агентом, после чего проводят межмолекулярное сшивание водным раствором глутарового альдегида, отличающийся тем, что смесь дополнительно содержит ацетилсалициловую кислоту, а в качестве желатинизирующего агента в ней используют желатин при следующем соотношении компонентов смеси, мас.ч.:
- Желатин - 1
- Ацетилсалициловая кислота - 0,001 - 0,05
- Гепарин - 0,005 - 0,05
при этом обработку осуществляют при 40 - 55°С, а концентрация водного раствора глутарового альдегида при межмолекулярной сшивке составляет 0,02 - 0,1 мас. %, после чего изделие обрабатывают раствором глицерина в смеси воды с этанолом.
В прототипе способ предымплантационной обработки текстильных изделий для сердечно-сосудистой хирургии включает обработку изделий желатинизирующим агентом.
Технической проблемой прототипа является использование глутарового альдегида. Несмотря на возможность промывки протеза с нанесенным сшитым покрытием и нейтрализации, проблема данного сшивающего агента заключается в нестабильной и обратимой сшивке в кислых условиях [Kirk JF, Ritter G, Finger I, Sankar D, Reddy JD, Talton JD, Nataraj C, Narisawa S, Millán JL, Cobb RR. Mechanical and biocompatible characterization of a cross-linked collagen-hyaluronic acid wound dressing. Biomatter. 2013 Oct-Dec;3(4):e25633. doi: 10.4161/biom.25633.]. Аналогичная ситуация наблюдается и с использованием формальдегида в качестве сшивающего агента.
Задачей настоящего изобретения является разработка способа получения покрытия для текстильных изделий, используемых в сердечно-сосудистой хирургии, без использования сшивающих агентов на основе глутарового альдегида и формальдегида, при этом в качестве желатинизирующего агента будет использоваться коллаген и/или желатин.
Техническим результатом настоящего изобретения является получение текстильных изделий с биополимерным покрытием, используемых в сердечно-сосудистой хирургии, которое будет обладать нулевой химической порозностью и не будет использоваться глутаровый альдегид или формальдегид в процессе производства.
Указанный технический результат достигается за счет того, что заявлен способ предымплантационной обработки текстильных изделий для сердечно-сосудистой хирургии, включающий в себя обработку изделий раствором, содержащим желатинизирующий агент с последующей сшивкой сшивающими агентами, отличающийся тем, что в качестве желатинизирующего агента используется коллаген, желатин или их смесь массовой концентрацией 2-15%; в качестве сшивающего агента используют 1,4-бутандиолдигилицидиловый эфир молекулярной массой 202,4 Да, полиэтиленгликольдиглицидиловый эфир молекулярной массой 500 Да, полипропиленгликольдиглицидиловый эфир молекулярными массами 380 и 640 Да, при этом массовая концентрация сшивающего агента составляет от 3% до 20%.
Предпочтительно, обработку протезов раствором, содержащим желатинизирующий агент, осуществляют при температуре от 35°С до 55°С,
Предпочтительно, ведут обработку изделия с нанесенным покрытием водным или водно-спиртовым раствором глицерина для придания большей эластичности покрытию.
Допустимо, что могут быть введены функциональные добавки, в том числе антитромбогенные, антимикробные, консерванты.
Осуществление изобретения
Предлагаемый способ осуществляется следующим образом:
1) Приготовление раствора, содержащий желатинизирующий агент.
Сухой измельченный коллаген, желатин или их смесь заливают водой для инъекций для получения 2-15%-ого раствора. При использовании растворов с концентрацией ниже 2% не обеспечивается эффективная сшивка между молекулами, что приводит к слишком высокой химической порозности протеза с биопокрытием (см. Примеры 13-14 настоящего изобретения); растворы с концентрацией 15% и выше обладают нулевой порозностью, вследствие чего применение высоких концентраций нетехнологично, так как обеспечивается нулевая химическая порозность при меньшем расходе сырья (см. Примеры.
После этого раствор нагревают до 50-55°С с постоянным перемешиванием до получения гомогенного, истинного раствора. Повышение температуры необходимо для повышения растворимости коллагена и образовании раствора коллагена, а не дисперсии.
Далее в нагретый раствор при постоянном перемешивании добавляется сшивающий агент из группы замещенных оксиранов (1,4-бутандиолдигилицидиловый эфир с молекулярной массой 202,4 Да, полиэтиленгликольдиглицидиловый эфир с молекулярной массой 500 Да, полипропиленгликольдиглицидиловый эфир с молекулярными массами 380 и 640 Да) массовой концентрацией от 3 до 20%.
При использовании сшивающего агента с концентрацией ниже 3% не обеспечивается эффективная сшивка между молекулами, что приводит к слишком высокой химической порозности протеза с биопокрытием (см. Пример 13 и Пример 15 настоящего изобретения); растворы с концентрацией сшивающего агента 20% и выше обладают нулевой порозностью (см. Пример 14 и Пример 15 настоящего изобретения), вследствие чего применение высоких концентраций нетехнологично, так как обеспечивается нулевая химическая порозность при меньшем расходе сырья.
1) Использование данных сшивающих агентов обусловлено двумя факторами: во-первых, их применение обусловлено опытом практического применения в медицинских изделиях - на протяжении 15 лет клинического использования 1,4-бутандиолдиглицидилового эфира была подтверждена клиническая безопасность при соблюдении остаточного содержания менее 1 ppm [Leonardis M, Palange A. New-generation filler based on cross-linked carboxymethylcellulose: study of 350 patients with 3-year follow-up.// Clin Interv Aging. - 2015. - V. 10 - P. 147-155.]; во-вторых, у данных соединений, вследствие принадлежности к химическому классу замещенных оксиранов, процесс сшивки является необратимым, в отличии от глутарового альдегида [Основные синтетические и полубиологические материалы, применяемые для пластики артерий URL: http://www.hospsurg.ru/content/view/632/88 (дата обращения: 15.12.2020), Leonardis M, Palange A. New-generation filler based on cross-linked carboxymethylcellulose: study of 350 patients with 3-year follow-up.// Clin Interv Aging. - 2015. - V. 10 - P. 147-155.].
В данный раствор также могут быть введены функциональные добавки, в том числе антитромбогенные, антимикробные, консерванты.
2) Нанесение покрытия на текстильные изделия
Текстильные изделия помещаются в подогреваемый до 35-55°С раствор, содержащий желатинизирующий агент, на период не менее 5 минут, после чего достается и в растянутом виде сушится при комнатной температуре. Окончание процесса сушки контролируется по достижению постоянной массы текстильного изделия, однако составляет не менее 3 часов.
Пропитка при 35-55°С необходима вследствии образовании геля в растворе при более низких температурах, содержащем желатинизирующий агент; более высокая температура требует повышенных энергозатрат при производстве.
Требование к сушке в растянутом виде является критичным, так как в таком положении биополимерное покрытие равномерно распределяется по всей поверхности текстильного изделия.
Сушка до постоянной массы текстильного изделия необходима для предотвращения диффузии биополимера с поверхности текстильного изделия в раствор во время процесса отмывки.
Сушка не менее 3 часов необходима для эффективного процесса поперечного сшивания молекул желатинизирующего агента.
3) Отмывка текстильного изделия
2
После сшивания проводят отмывку текстильных изделий путем помещения их в большом объеме дистиллированной воды или фосфатного буферного физиологического раствора при комнатной температуры; при этом для текстильного изделия с площадью поверхности 100 см требуется не менее 1 л дистиллированной воды или фосфатного буферного физиологического раствора и длительность отмывки не менее 6 часов.
Такое количество и время необходимо для эффективного удаления остаточного количества сшивающего агента.
После этого протезы и иные текстильные материалы возможно выдерживать в водном или водно-спиртовом растворе глицерина для придания большей эластичности покрытию.
В частных вариантах воплощения изобретения в качестве желатинизирующего агента используется коллаген и желатин.
В частных вариантах воплощения изобретения массовая концентрация желатинизирующего агента 2-15%.
В частных вариантах воплощения изобретения используются сшивающие агенты из группы замещенных оксиранов - 1,4-бутандиолдигилицидиловый эфир с молекулярной массой 202,4 Да; полиэтиленгликольдиглицидиловый эфир с молекулярной массой 500 Да; полипропиленгликольдиглицидиловый эфир с молекулярными массами 380 и 640 Да.
В частных вариантах воплощения изобретения массовая концентрация сшивающего агента составляет 3-20%.
В частных вариантах воплощения ихобретения может использоваться стадия
В частных вариантах воплощения изобретения могут быть введены функциональные добавки, в том числе антитромбогенные, антимикробные, консерванты.
В частных вариантах воплощения изобретения после создания покрытия и сушки может быть стадия придания большей эластичности покрытию, заключающаяся в его замачивании в водном или водно-спиртовом растворе глицерина.
Реализацию способа можно проиллюстрировать на следующих примерах:
Пример 1.
В качестве текстильного материала был использован искусственный протез сосуда из синтетических нитей диаметром 6 мм длиной 700 мм производства «VUP Medical, as», который обрабатывают в растворе, содержащем 2% коллагена и 3% 1,4-бутандиолдиглицидилового эфира, при 35°С в течение 5 минут.Далее протез сушат при комнатной температуре до постоянной массы в течение 3 часов и промывают 2 литрами дистиллированной воды в течение 6 часов. После этого изделие помещают в водный раствор глицерина с массовой концентрацией глицерина 20% на 15 минут и сушат.
Пример 2.
В качестве текстильного материала был использован искусственный протез сосуда из синтетических нитей диаметром 8 мм длиной 700 мм производства «VUP Medical, as», который обрабатывают в растворе, содержащем 9% коллагена и 11% полиэтиленгликольдиглицидилового эфира молекулярной массой 500 Да, при 45°С в течение 5 минут.Далее протез сушат при комнатной температуре до постоянной массы в течение 3 часов и промывают 3 литрами дистиллированной воды в течение 6 часов. После этого изделие помещают в водный раствор глицерина с массовой концентрацией глицерина 40% на 15 минут и сушат.
Пример 3.
В качестве текстильного материала был использован искусственный протез сосуда из синтетических нитей диаметром 15 мм длиной 700 мм производства «VUP Medical, as», который обрабатывают в растворе, содержащем 15% коллагена и 20% полипропиленгликольдиглицидилового эфира молекулярной массой 380 Да, при 55°С в течение 5 минут. Далее протез сушат при комнатной температуре до постоянной массы в течение 3 часов и промывают 3 литрами дистиллированной воды в течение 6 часов. После этого изделие помещают в водный раствор глицерина с массовой концентрацией глицерина 60% на 15 минут и сушат.
Пример 4.
В качестве текстильного материала был использован искусственный протез сосуда из синтетических нитей диаметром 15 мм длиной 700 мм производства «VUP Medical, as», который обрабатывают в растворе, содержащем 8% коллагена и 10% полипропиленгликольдиглицидилового эфира молекулярной массой 640 Да, при 55°С в течение 5 минут.Далее протез сушат при комнатной температуре до постоянной массы в течение 3 часов и промывают 3 литрами дистиллированной воды в течение 6 часов.
Пример 5.
В качестве текстильного материала был использован искусственный протез сосуда из синтетических нитей диаметром 20 мм длиной 700 мм производства «VUP Medical, as», который обрабатывают в растворе, содержащем 8% желатина, 0,001% коллоидного серебра и 10% 1,4-бутандиолдиглицидилового эфира, при 45°С в течение 5 минут. Далее протез сушат при комнатной температуре до постоянной массы в течение 3 часов и промывают 4 литрами дистиллированной воды в течение 6 часов. После этого изделие помещают в водно-спиртовой раствор глицерина с массовой концентрацией глицерина 30% и массовой концентрацией этанола 35% на 15 минут и сушат.
Пример 6.
В качестве текстильного материала был использован искусственный протез сосуда из синтетических нитей диаметром 6 мм длиной 700 мм производства «VUP Medical, as», который обрабатывают в растворе, содержащем 8% коллагена и желатина, при этом соотношение желатина и коллагена составляет 1:1, и 20% 1,4-бутандиолдиглицидилового эфира, при 35°С в течение 5 минут. Далее протез сушат при комнатной температуре до постоянной массы в течение 3 часов и промывают 2 литрами дистиллированной воды в течение 6 часов.
Пример 7.
В качестве текстильного материала был использован искусственный протез сосуда из синтетических нитей диаметром 20 мм длиной 700 мм производства «VUP Medical, as», который обрабатывают в растворе, содержащем 8% коллагена, 2% гепарина натрия и 3% полиэтиленгликольдиглицидилового эфира молекулярной массой 500 Да, при 45°С в течение 5 минут. Далее протез сушат при комнатной температуре до постоянной массы в течение 3 часов и промывают 4 литрами дистиллированной воды в течение 6 часов.
Пример 8.
В качестве текстильного материала был использован искусственный протез сосуда из синтетических нитей диаметром 18 мм длиной 700 мм производства «VUP Medical, as», который обрабатывают в растворе, содержащем 10% желатина и 20% полиэтиленгликольдиглицидилового эфира молекулярной массой 500 Да, при 45°С в течение 5 минут. Далее протез сушат при комнатной температуре до постоянной массы в течение 3 часов и промывают 4 литрами дистиллированной воды в течение 6 часов.
Пример 9.
В качестве текстильного материала был использован искусственный протез сосуда из синтетических нитей диаметром 15 мм длиной 700 мм производства «VUP Medical, as», который обрабатывают в растворе, содержащем 15% коллагена и 3% полипропиленгликольдиглицидилового эфира молекулярной массой 380 Да, при 55°С в течение 5 минут. Далее протез сушат при комнатной температуре до постоянной массы в течение 3 часов и промывают 3 литрами дистиллированной воды в течение 6 часов. После этого изделие помещают в водный раствор глицерина с массовой концентрацией глицерина 60% на 15 минут и сушат.
Пример 10.
В качестве текстильного материала был использован искусственный протез сосуда из синтетических нитей диаметром 15 мм длиной 700 мм производства «VUP Medical, as», который обрабатывают в растворе, содержащем 8% желатина и 3% полипропиленгликольдиглицидилового эфира молекулярной массой 640 Да, при 55°С в течение 5 минут. Далее протез сушат при комнатной температуре до постоянной массы в течение 3 часов и промывают 3 литрами дистиллированной воды в течение 6 часов.
Пример 11.
В качестве текстильного материала был использован искусственный протез сосуда из синтетических нитей диаметром 12 мм длиной 700 мм производства «VUP Medical, as», который обрабатывают в растворе, содержащем 15% коллагена и желатина, при этом соотношение желатина и коллагена составляет 9:1, и 20% полипропиленгликольдиглицидилового эфира молекулярной массой 380 Да, при 55°С в течение 5 минут. Далее протез сушат при комнатной температуре до постоянной массы в течение 3 часов и промывают 3 литрами дистиллированной воды в течение 6 часов.
Пример 12.
В качестве текстильного материала был использован искусственный протез сосуда из синтетических нитей диаметром 20 мм длиной 700 мм производства «VUP Medical, as», который обрабатывают в растворе, содержащем 8% коллагена и желатина, при этом соотношение желатина и коллагена составляет 1:9, и 20% полипропиленгликольдиглицидилового эфира молекулярной массой 640 Да, при 55°С в течение 5 минут. Далее протез сушат при комнатной температуре до постоянной массы в течение 3 часов и промывают 3 литрами дистиллированной воды в течение 6 часов.
Пример 13.
В качестве текстильного материала был использован искусственный протез сосуда из синтетических нитей диаметром 20 мм длиной 700 мм производства «VUP Medical, as», который обрабатывают в растворе, содержащем 1% и 20% полипропиленгликольдиглицидилового эфира молекулярной массой 640 Да, при 55°С в течение 5 минут. Далее протез сушат при комнатной температуре до постоянной массы в течение 3 часов и промывают 3 литрами дистиллированной воды в течение 6 часов.
Пример 14.
В качестве текстильного материала был использован искусственный протез сосуда из синтетических нитей диаметром 20 мм длиной 700 мм производства «VUP Medical, as», который обрабатывают в растворе, содержащем 16% коллагена и 21% полипропиленгликольдиглицидилового эфира молекулярной массой 640 Да, при 55°С в течение 5 минут. Далее протез сушат при комнатной температуре до постоянной массы в течение 3 часов и промывают 3 литрами дистиллированной воды в течение 6 часов.
Пример 15. Испытание на порозность.
Испытание на порозность проверяли с использованием стенда для определения степени порозности трубчатых сосудистых протезов в соответствии с [ГОСТ Р ИСО 7198-2013 Имплантаты для сердечно-сосудистой системы. Трубчатые сосудистые протезы (2015) // Федеральное агентство по техническому регулированию и метрологии]. Методика испытания заключалась в следующем: для текстильного изделия в виде трубки все концы, кроме одного, затыкают пробками соответствующего диаметра. К другому концу подключают адаптер устройства, подающее дистиллированную фильтрованную воду под давлением 120 мм.рт.ст. Текстильное изделие помещают в резервуар для сбора воды и начинают подавать воду. После проведения испытания в течение 5 минут определяют объем утечек, собранных в резервуаре, после чего определяют химическую порозность, выраженную в миллитрах на кубический сантиметр в минуту. Результаты представлены в таблице 1.
Таблица 1. Результаты испытания протезов на химическую порозность.
Наименование образца
Значение химической порозности, мл/(см<sup>2</sup>×мин)
Образец, приготовленный согласно Примеру 1
1,2
Образец, приготовленный согласно Примеру 2
0,1
Образец, приготовленный согласно Примеру 3
0
Образец, приготовленный согласно Примеру 4
0,2
Образец, приготовленный согласно Примеру 5
0,4
Образец, приготовленный согласно Примеру 6
0
Образец, приготовленный согласно Примеру 7
0,5
Образец, приготовленный согласно Примеру 8
0
Образец, приготовленный согласно Примеру 9
0,2
Образец, приготовленный согласно Примеру 10
0,8
Образец, приготовленный согласно Примеру 11
0
Образец, приготовленный согласно Примеру 12
0
Образец, приготовленный согласно Примеру 13
6,2±0,1
Образец, приготовленный согласно Примеру 14
0
2
Как видно из таблицы 1, все образцы кроме приготовленного согласно Примеру 13, соответствуют критерию химической порозности согласно [Knitted vascular prosthesis with collagen Ra K // VUP - Producer of special medical devices URL: https://www.vup.cz/en-us/vascular-surgery/products/ra-k (дата обращения: 27.01.2021)], а именно менее 5 мл/(см×мин). Пример 13 был приготовлен с концентрацией коллагена менее заявленной согласно данному изобретению, таким образом было показано, что при меньшей концентрации желатинизирующего агента химическая порозность изделия слишком высока. Пример 14 был приготовлен с концентрацией сшивающего агента и концентрацией желатинизирующего агента большей, чем заявлено согласно данному изобретению, и он показал нулевую порозность, также, как и образец с 20% сшивающего агента и 15% желатинизирующего агента, таким образом, использование сшивающего агента с концентрацией выше 20% и желатинизирующего агента с концентрацией выше 15% нетехнологично.