ТРУБЧАТЫЙ ИМПЛАНТАТ ОРГАНОВ ЧЕЛОВЕКА И ЖИВОТНЫХ И СПОСОБ ЕГО ПОЛУЧЕНИЯ
TUBULAR IMPLANT OF HUMAN AND ANIMAL ORGANS AND METHOD OF OBTAINING THEREOF

Область техники
Изобретение относится к медицинской технике, точнее к трубчатым имплантатам из нетканых пористых материалов на основе алифатических спирторастворимых (со)полиамидов и технологии их получения.
Заявляемое изобретение может быть применено в медицине и ветеринарии, конкретно в области трансплантологии для замены в организме трубчатых органов, в частности кровеносных сосудов, а также трахеи, пищевода, фрагментов кишечника, мочеточников.
Уровень техники
Основные требования к материалам, используемым в трансплантологии, заключаются, прежде всего, в обеспечении их биоинертности и биосовместимости. Важнейшим фактором является отсутствие цитотоксичности как самого материала, так и продуктов его биоразложения. Имплантаты должны обладать комплексом физико-механических характеристик, гарантирующих необходимый уровень прочности и эластичности в активной биологической среде, под действием гидродинамических функциональных нагрузок, а также механических нагрузок, возникающих при анастомизации в местах соединения имплантата и сосуда.
Известны имплантаты, представляющие собой биоинертные, эластичные, прочные трубки из синтетических полимерных материалов: политетрафторэтилена (ПТФЭ), полиэфира (ПЭ), полиуретана (ПУ), полиэтилена (ПЭ), полипропилена (ПП). Для получения сосудистого имплантата также используется материалы из коллагена и пуповины человека и животных.
Успешное функционирование имплантата в течение длительного времени обеспечивает отсутствие аутоиммунной реакции организма на имплантат и возможность образования на основе полимерной матрицы тканей, идентичных тканям реципиента. Процесс образования ткани животного или человека включает в себя адгезию на поверхности имплантата соматических клеток, их дифференциацию и пролиферацию. Поэтому стенки трубчатого имплантата должны иметь пористую структуру с высокой удельной поверхностью, обеспечивающую адгезию клеток, а также транспорт аминокислот и ионов.
Существует ряд ограничений для материалов, используемых в качестве имплантатов кровеносных сосудов. Так, имплантат сосудов должен обладать барьерными свойствами для крови и ее элементов в условиях повышенного гидродинамического давления. Установлено, что у известных в настоящее время полимерных имплантатов барьерные свойства нарастают через 20 и более суток после вживления имплантата параллельно с обрастанием полимерной матрицы клетками, что является существенным недостатком. Например, известен способ повышения барьерных свойств имплантатов сосудов [патент США №4743250]. Имплантаты сосудов в виде трубок из тканого, плетеного или вязаного материала на основе полиэтилентерефталата (ПЭТФ) обрабатывали потоком воды под давлением. При испытании in vivo в качестве артерии собаки прекращение просачивания крови через стенки трубчатого имплантата наблюдалось на 21 сутки.
В патенте США №5688836 описан способ получения пористых трубок с удовлетворительной проницаемостью на основе ПТФЭ. Для создания пористой структуры к порошку ПТФЭ с размером частиц 0,1-0,5 мкм добавляли плавкие смолы, температура плавления которых ниже температуры плавления основного полимера. В качестве добавок были выбраны сополимеры тетрафторэтилена с гексафторпропиленом, полиэфирэфир-кетоном, перфторалкилвиниловым эфиром. После экструзии полимера через фильеру трубки подвергали вытяжке и последующей термофиксации. Трубки диаметром 5 мм имели пористые стенки толщиной 1 мм. Прекращение просачивания крови наблюдалось через 20 дней.
В патенте США №5298276 описаны трубки, полученные из волокон ПЭТФ, ПП, целлюлозы или ПУ и обработанные раствором полисилоксана, ПУ или их сополимерами. Предложенный способ позволил существенно снизить проницаемость трубчатых образцов, однако полное прекращение просачивания крови наблюдалось через 20 дней.
Еще одним важным ограничением при использовании трубчатых материалов in vivo в качестве имплантатов сосудов является обеспечение ламинарности потока крови, отсутствие турбулентности в пульсирующем режиме. В естественных условиях в здоровом организме при ламинарном течении, которое характеризуется параболическим распределением скоростей в сечении сосуда, вероятность тромбирования резко снижена. Для имплантатов это является проблемой.
В патенте США №8133277 приводится конструкция трубок на основе ПТФЭ для пропускания крови человека или животного, поверхность которых имеет выступы 10-100 мкм, повышающие ламинарность потока крови.
Для повышения ламинарности потока крови и одновременного уменьшения просачивания ее через стенки имплантата в последнее время используют метод выращивания на поверхности трубки тканей, идентичных натуральным. Имплантаты на основе ПТФЭ, ПЭТФ, полиуретана, силиконовой резины описаны в патенте США №6733747. Заявлено, что на внешней поверхности пористого трубчатого имплантата наблюдается естественная адгезия и пролиферация клеток, в то время как на внутренней поверхности, непосредственно контактирующей с потоком крови, адгезия клеток не происходит. Для повышения способности к адгезии на внутреннюю поверхность трубчатого образца наносили нуклеиновые кислоты, белки, а также стимуляторы роста клеток. Стенки трубок имели поры от 0,1 до 500 мкм.
Имплантаты сосудов на основе пористого ПТФЭ описаны в патенте США №6053939. Для повышения адгезии по отношению к эндотелиальным клеткам поверхности трубок подвергали обработке, увеличивающей их гидрофильность. Для этого трубку сначала помещали в раствор метилена лития и гексаметилфосфорамида в этиловом эфире в атмосфере инертного газа аргона, затем - в раствор акриловой кислоты. Модифицированная таким образом внутренняя поверхность трубки содержит гидрофильные группы на глубину от 5 до 96% по отношению к толщине трубки. Внутреннюю поверхность также обрабатывали препаратами, препятствующими образованию тромбов, например гепарином. Для повышения адгезии клеток дополнительно на внутреннюю поверхность трубчатого образца вводили стимуляторы роста фибробластов. Известный способ технологически сложен.
Для снижения тромбообразования имплантаты сосудов на основе пористого ПТФЭ обрабатывали полиуретаном и полиаминокислотой, после чего на поверхность имплантата наносили стимуляторы роста, способствующие пролиферации и направленной дифференциации клеток, образованию на внутренней поверхности трубки слоя эндотелиальных клеток [заявка США №2008/0281408]. Известен способ получения трубчатых образцов из ПТФЭ, содержащих металлокерамику [заявка США №2011/ 0014459]. Однако в известных патентах не приведены конкретные данные о снижении или отсутствия тромбообразования.
Все указанные выше аналоги не обладают высокой пористостью.
Известен общий подход для получения полимерных материалов с высокой пористостью. Он заключается в применении метода электроформования, который заключается в подаче раствора или расплава полимера через фильеру-электрод в электрическое поле высокого напряжения. При осаждении полимера на приемном электроде формируется нетканый материал, состоящий из волокон диаметром 50-1000 нм, межволоконное пространство представляет собой поры различного размера [патент США №7276271]. В качестве приемного электрода использован вращающийся металлический цилиндр, снабженный устройством для создания участков с уплотненной структурой стенок трубки.
Трубчатые образцы на основе нановолокон, полученные методом электроформования биодеградируемых (коллаген, эластин, фибриноген, фибрин) и небиодеградируемых (ПЭТФ, ПУ, полигликолиевая кислота, ПЭ, полиамиды, ПТФЭ и их смеси) полимеров, описаны в заявке США №2006/0129234. В качестве растворителей, используемых для получения раствора или жидкой композиции для электроформования нановолокон, используются гексафторизопропанол, N,N-диметилформамид, ацетон, ацетонитрил, характеризующиеся высокой токсичностью. Для повышения биологической активности имплантатов в материал вводят стимуляторы роста клеток - сахариды и полисахариды. Введение стимуляторов роста клеток эндотелия, эпителия, а также фибробластов в структуру трубчатых пористых имплантатов сосудов из пористого ПТФЭ описано также в заявке США №2011/0178592.
5
Наиболее близкими к заявляемому изобретению являются пористые трубки для имплантации из ПУ и способ их получения, описанные в заявке США №2007/7244272 (аналог-прототип). В известном способе скорость вращения цилиндрического электрода составляет 0,5-5 рад/с (4,7-47 об/мин), напряжение - 50 кВ, напряженность поля - 2×10 В/м.
Известная пористая трубка имеет внутренний диаметр 6 мм. Стенки трубки состоят из нановолокон, полученных методом электроформования раствора ПУ или его сополимеров на цилиндрическом электроде. В качестве растворителей использовали смесь токсичных N,N-диметилформамида и толуола, что существенно осложняет технологию получения, несет большую экологическую нагрузку. Следовые количества указанных растворителей невозможно полностью удалить из объема материала. Для повышения адгезии по отношению к клеткам использовали поликарбонат. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=3-6 МПа, сведений о прочности в водных средах не приводится.
Известная трубка имеет структуру, характеризующуюся слоями с заданными пористостью и расположением волокон. Во внутреннем и наружном слоях волокна ориентированы преимущественно перпендикулярно оси трубки, в промежуточном слое волокна расположены хаотично. Известная трубка обладает качественной пористой структурой. Тем не менее, необходимо вводить в слои различные лекарственные препараты, способствующие адгезии и пролиферации клеток эндотелия. Известный трубчатый имплантат становится непроницаемым для крови через 20 дней. В описании изобретения не указано поведение трубки в отношении тромбоза. В местах анастамоза наблюдаются рубцы.
Анализ известных аналогов свидетельствует о том, что основными биосовместимыми полимерами для имплантатов сосудов являются ПТФЭ, ПЭТФ, ПП, ПУ или их композиции. Перечисленные полимеры являются гидрофобными, адгезия других макромолекул, а также клеточных культур на их поверхности крайне затруднена. Это недостаток, который препятствует естественному кровотоку. Указанные выше гидрофильные полимеры (поливиниловый спирт, производные целлюлозы, полиэтиленоксид) потенциально обладающие лучшей адгезией, которыми обрабатывают внутреннюю поверхность известных имплантатов, в качестве самостоятельных имплантатов до сих пор не используются, т.к. не обладают необходимыми прочностными характеристиками в водных средах.
Полимерный трубчатый протез должен быть максимально инертным по отношению к организму в целом, но особенно к кровотоку, проходящему внутри, чтобы не вызывать замедление и остановку кровотока, т.е. тромбоз. В организме эту функцию выполняет эндотелий, выстилающий все сосуды и сердце изнутри и препятствующий «прилипанию» крови к сосуду. Гидрофобные фторопласты самые инертные, однако за счет этого возникает недостаток - сосуд плохо прирастает по краям к имплантату и тромбозы возникают в этом месте, даже если поверхность имплантата обработана гепарином.
Для получения высококачественной пористой структуры гидрофобных полимеров, способствующей адгезии клеток, методом электроформования нановолокон из растворов полимеров используют органические растворители, в ряде случаев токсичные, следы которых в полученном материале негативно влияют на клеточные процессы. Обрастание тканью происходит за 20 и более дней, что критично для организма. Адгезия клеток эндотелия, их закрепление на внутренней поверхности имплантата, образование слоя клеток эндотелия, идентичного натуральному, кроме того, осложняется большими гидродинамическими нагрузками, действующими на внутренней поверхность трубки при протекании крови в пульсирующем режиме. Для решения этих проблем используют модификацию поверхности другими полимерами, повышающими адгезию, внедрение в нее различных лекарственных препаратов, стимуляторов роста клеток.
Следует отметить, что известные подходы к получению трубчатых имплантатов сводятся, за редким исключением, к улучшению одного-двух необходимых параметров, что, безусловно, объясняется сложностью объекта.
Таким образом, создание полимерного трубчатого имплантата остается актуальной проблемой.
Раскрытие изобретения
Задачей заявляемого изобретения является создание универсального имплантата трубчатых органов, удовлетворяющего всем основным требованиям, предъявляемым к имплантатам такого назначения, при этом без использования дополнительных стимулирующих реагентов. Создаваемый материал должен быть биоинертным, биосовместимым, сохранять прочность и эластичность в водной среде. Материал не должен содержать следов химических веществ, потенциально обладающих цитотоксичностью, обладать высокой адгезией по отношению к клеткам эндотелия. Структура стенок трубчатых образцов должна обеспечивать обменные процессы, необходимые для пролиферации и дифференциации клеток, т.е. обрастания имплантата тканью, в сроки менее 20 дней. В случае имплантата сосудов необходимо обеспечить ламинарность потока крови и барьерные свойства, препятствующие просачиванию крови и ее форменных частиц.
Эта задача решается заявляемой группой из двух изобретений - трубчатым имплантатом органов человека и животных и способом его получения.
Заявляемый трубчатый имплантат характеризуется следующей совокупностью существенных признаков:
1. Трубчатый имплантат для замены трубчатых органов человека или животного, выполненный из нетканого пористого полимерного материала, сформированного из нано- и/или микроволокон диаметром 50-8000 нм из алифатического спирторастворимого (со)полиамида представляющего собой продукт поликонденсации в расплаве ε-капролактама, соли гексаметилендиаминадипината или соли гексаметилендиаминсебацината или их смеси, с внутренним диаметром трубки 0,2-40 мм, толщиной стенки 0,05-5 мм, диаметром пор 0,1-500 мкм.
2. Трубчатый имплантат по п. 1, отличающийся тем, что волокна из алифатического спирторастворимого (со)полиамида дополнительно содержат 0,1-50 мас. % регуляторов их водостойкости, пористости и пролонгированного выделения лекарств в виде водорастворимых полимеров из ряда: N,N-поливинилпирролидон, поливиниловый спирт, полиэтиленоксид, полисахариды, пептиды, или в виде спирторастворимых полимеров из ряда: поливинилацетат, поливинилбутираль, полиметилметакрилат, или полимеры из указанного ряда, содержащие водорастворимые лекарства.
3. Трубчатый имплантат по п. 1, отличающийся тем, что нетканый материал дополнительно содержат 0,1-50 мас. % регуляторов его водостойкости, пористости и пролонгированного выделения лекарств в виде нано- и/или микроволокон из водорастворимых полимеров из ряда: N,N-поливинилпирролидон, поливиниловый спирт, полиэтиленоксид, производные целлюлозы, полисахариды, пептиды, или в виде спирторастворимых полимеров из ряда: поливинилацетат, поливинилбутираль, полиметилметакрилат, или полимеры из указанного ряда, содержащие водорастворимые лекарства.
4. Трубчатый имплантат по п. 1, отличающийся тем, что волокна из алифатического спирторастворимого (со)полиамида дополнительно содержат 0,1-50 мас. % биорезорбируемых полимеров из ряда: полилактиды, полигликолиды, полимеры на основе капролактона, полиангидриды, полиамины, полиэфирамиды, полиортоэфиры, полидиоксаноны, полиацетали, поликетали, поликарбонаты, эфиры полифосфорных кислот, полиэфиры, полибутилентерефталат, полиортокарбонаты, полифосфазены, полисукцинаты, поли(яблочная кислота), поли(аминокислоты), N,N-поливинилпирролидон, полиэтиленгликоль, производные целлюлозы, полисахариды, хитин, хитозан, полигиалуроновые кислоты, полипептиды, их сополимеры или смеси произвольного состава.
5. Трубчатый имплантат по п. 1, отличающийся тем, что нетканый материал дополнительно содержит 0,1-50 мас. % нано- и/или микроволокон из биорезорбируемых полимеров из ряда: полилактиды, полигликолиды, полимеры на основе капролактона, полиангидриды, полиамины, полиэфирамиды, полиортоэфиры, полидиоксаноны, полиацетали, поликетали, поликарбонаты, эфиры полифосфорных кислот, полиэфиры, полибутилентерефталат, полиортокарбонаты, полифосфазены, полисукцинаты, поли(яблочная кислота), поли(аминокислоты), N,N-поливинилпирролидон, полиэтиленгликоль, производные целлюлозы, полисахариды, хитин, хитозан, полигиалуроновые кислоты, полипептиды, их сополимеры или смеси произвольного состава.
6. Трубчатый имплантат по п. 1, отличающийся тем, что нетканый материал дополнительно содержит 0,1-50 мас. % регулятора гидрофобности, физико-механических характеристик в виде нано- и/или микроволокон из гидрофобных полимеров из ряда: полиэтилен, полипропилен, полиизобутилен, поливинилхлорид, полистирол, поливинилацетат, полиметилметакрилат, поликарбонат, полиуретан, полиэтилентерефталат, галогенсодержащие (со)полиэтилены, поливинилиденфторид, поливинилиденхлорид, поликапролактам.
7. Трубчатый имплантат по п. 1, отличающийся тем, что он содержит дополнительные слой(и) из нетканого пористого полимерного материала, сформированного из нано- и/или микроволокон биорезорбируемого и/или гидрофобного полимера.
8. Трубчатый имплантат по п. 1, отличающийся тем, что волокна расположены в нетканом материале параллельно, или перпендикулярно оси трубки, или произвольно, или послойно с разными видами ориентации.
9. Трубчатый имплантат по п. 1, отличающийся тем, что в состав волокон непосредственно и/или нетканого материала в виде пропитки дополнительно входят антикоагулянты, антибиотики, антисептики, противовоспалительные средства, антиоксиданты, витамины, сорбенты, препараты, отдельно или вместе стимулирующие заживление раны и рост клеток.
10. Трубчатый имплантат по п. 1, отличающийся тем, что в состав волокон непосредственно и/или нетканого материала в виде пропитки дополнительно входит пластификатор из ряда: глицерин, сорбит, манит, пропиленгликоль и другие многоатомные спирты или их смеси произвольного состава.
11. Трубчатый имплантат по п. 1, отличающийся тем, что трубка перфорирована отверстиями диаметром 20 мкм - 3 мм в местах предполагаемых ответвлений сосудов и непосредственно отверстия заполнены нетканым пористым полимерным материалом, сформированным из нано- и/или микроволокон биорезорбируемого полимера, или трубка покрыта дополнительным слоем(ями) из нетканого пористого полимерного материала, сформированного из нано- и/или микроволокон биорезорбируемого полимера.
Из трубчатого имплантата могут быть вырезаны накладки (заплаты) для трубчатых органов.
Совокупность существенных признаков заявляемого трубчатого имплантата обеспечивает получение технического результата - максимального приближения по свойствам к трубчатым органам человека и животного.
Получены трубчатые имплантаты из биосовместимого гидрофильного полимера, стенки которых характеризуются развитой пористой структурой. Имплантаты имеют хорошие прочностные характеристики в водных средах - на уровне или даже выше сухого имплантата. Сочетание химического строения полимера, рельефа внутренней поверхности трубки и пористости способствуют эффективной адгезии клеток, их пролиферации и образованию ткани, идентичной ткани органа реципиента (в среднем, за 7 дней); на месте соединения с натуральным сосудом не образуется рубец. Барьерные свойства и ламинарность потока крови в русле наблюдаются непосредственно после вшивания протеза и улучшаются в течение 7 дней.
Заявляемый трубчатый имплантат отличается от известного имплантата-прототипа прежде всего тем, что он выполнен не из гидрофобных, а из гидрофильных спирторастворимых алифатических (со)полиамидов. Их химическая структура и наличие пор заданного размера способствует образованию тканей, идентичных тканям реципиента, без использования дополнительных обработок гидрофильными полимерами поверхности и обязательного введения в пористую структуру лекарственных препаратов и стимуляторов роста клеток. Заявленные интервальные параметры: диаметр нано- и микроволокон, из которых сформирован нетканый материал имплантата (50-8000 нм), внутренний диаметр трубки (0,2-40 мм), толщина стенки (0,05-5 мм), диаметр пор - (0,1-500 мкм), шире, чем у аналога-прототипа. Это позволяет использовать заявляемые имплантаты не только в сосудистой трансплантологии, но для замены других, более крупных трубчатых органов. Уникальность заявляемого трубчатого имплантата в том, что природа используемого искусственного полимера оказалась настолько органичной для внутренний диаметр трубки (0,2-40 мм), толщина стенки (0,05-5 мм), диаметр пор - (0,1-500 мкм), шире, чем у аналога-прототипа. Это позволяет использовать заявляемые имплантаты не только в сосудистой трансплантологии, но для замены других, более крупных трубчатых органов. Уникальность заявляемого трубчатого имплантата в том, что природа используемого искусственного полимера оказалась настолько органичной для решения поставленной задачи, что обеспечены одновременно не только обрастание имплантата тканью, идентичной ткани реципиента, но и барьерные свойства и ламинарность потока крови. Подобного эффекта не наблюдается у известных аналогов.
Анализ известного уровня техники не позволил обнаружить решение, полностью совпадающее по совокупности существенных признаков с заявляемым, что может указывать на новизну трубчатого имплантата органов человека и животного.
Из уровня техники известен разработанный авторами заявляемого изобретения способ получения нановолокон из алифатических сополиамидов (патент РФ №2447207). Известные нановолокна получены на плоском электроде, содержат сополимер полигексаметиленадипинамида и полигексаметиленсебацинамида и имеют диаметр 50-4500 нм, водостойки. Полученный материал рыхлый, непрочный, количество и размеры пор неконтролируемы. Высказано предположение, что волокна могут образовать материал, обладающий высокой пористостью, паро- и водопроницаемостью, высокой гидрофилыюстыо, биоинертностью. Предполагается также, что материал может быть использован для изготовления раневых покрытий, фильтров для очистки жидких и газообразных сред, матриц для пролиферации стволовых клеток. В описании патента отсутствуют конкретные сведения о получении и характеристиках указанных материалов из волокон и доказательства их возможного применения.
Известные волокна не порочат новизну заявляемого изобретения, т.к., во-первых, для получения заявляемого имплантата использованы другие сополимеры на основе ε-капролактама, во-вторых, не приводится описания трубчатых образцов и их способности к адгезии и пролиферации эндотелиальных клеток в потоке крови, использования в качестве имплантатов кровеносных сосудов. Волокна, полученные на плоском электроде, не могут сформировать сложную плотную структуру нетканого материала, полученного на вращающемся цилиндрическом электроде, проявляющего свойства, необходимые для трансплантации трубчатых органов.
Из уровня техники известен разработанный авторами заявляемого изобретения способ получения пористого пленочного материала на основе алифатического сополиамида, сформованного непосредственно на плоскую подложку без использования электроформования [патент РФ №2504561]. В состав пленок входят сополимер полигексаметиленадипинамида и полигексаметиленсебацинамида или сополимер ε-капролактама и полигексаметиленадипинамида.
Известные пленки не порочат новизну заявляемого изобретения, т.к. не имеют структуры нетканого материала, диаметр пор ограничен интервалом 5-10 мкм, и они предназначены для получения мембран для фильтрации жидкостей или газов. Высказано предположение об использовании пленок в качестве раневых покрытий, однако доказательства и какие-либо характеристики в описании отсутствуют. Из известной пленки и пленок вообще получить трубчатый имплантат технически сложно и поэтому нецелесообразно.
Из уровня техники известны также разработанные ранее авторами заявляемого изобретения нановолокна на основе алифатического сополиамида [Нановолокна на основе алифатического сополиамида, полученные методом электроформования /И.П. Добровольская, П.В. Попрядухин, В.Е. Юдин и др. //Журнал прикладной химии. - 2011. - Т. 84, №10. - С. 1713-1716]. Известные нановолокна получены на плоском электроде, содержат сополимер поли-ε-капролактама и полигексаметиленадипинамида и имеют диаметр 200-4500 нм. Статья посвящена исследованию реологии и стабильности формовочных водно-спиртовых растворов для получения фильтров для тонкой очистки жидких и газообразных сред. Обнаружено, что волокна в ряде случаев имеют дефекты - каплеобразную форму, что приводит к плохой воспроизводимости результатов и снижению прочности фильтров. Высказано предположение, что волокна могут быть перспективными для медицинского использования, в частности, для изготовления раневых покрытий. В статье отсутствуют конкретные сведения о получении и характеристиках материалов из волокон и доказательства их возможного применения.
Известные волокна не порочат новизну заявляемого изобретения, т.к., во-первых, для получения заявляемого имплантата использованы другие сополимеры, во-вторых, не приводится описания трубчатых образцов и их способности к адгезии и пролиферации эндотелиальных клеток в потоке крови, использования в качестве имплантатов кровеносных сосудов и других трубчатых органов. Как было указано выше, волокна, полученные на плоском электроде, не могут сформировать сложную плотную и однородную структуру нетканого материала, полученную на вращающемся цилиндрическом электроде и проявляющего свойства, необходимые для трансплантации трубчатых органов.
Только совокупность существенных признаков заявляемого трубчатого имплантата - полимерный состав, характеристики структуры и параметры конструкции, позволяет достичь указанного технического результата. Совершенно неожиданным оказался факт, размер пор, что непосредственно не вытекает из использования цилиндрического электрода. Ни в одном из аналогов не удалось непосредственно из полимера и даже с дополнительной обработкой поверхности имплантата получить результат заявляемого изобретения. В известных аналогах, в отличие от заявляемого изобретения, использованы гидрофобные полимеры. До сих пор считалось, что из гидрофильного полимера не получить имплантат. Это позволяет утверждать о соответствии заявляемого трубчатого имплантата условию охраноспособности «изобретательский уровень» («неочевидность»).
Заявляемый способ получения имплантата органов человека или животного обладает следующей совокупностью существенных признаков:
4
5
1(12). Способ получения трубчатого имплантата для замены трубчатых органов человека или животного по п. 1, заключающийся в том, что приготавливают формовочный 3-40%-ный раствор алифатического спирторастворимого (со)полимера, представляющего собой продукт поликонденсации в расплаве ε-капролактама, соли гексаметилендиаминадипината или соли гексаметилендиаминсебацината или их смеси, в спирте или в водно-спиртовой смеси с содержанием спирта 40-99 об. % при температуре 20-100°С, фильтруют, обезвоздушивают, подают через электрод-фильеру в электрическое поле с напряженностью Е=1,5×10 - 8,0×10 В/м на вращающийся со скоростью 0,1-6000 об/мин цилиндрический электрод диаметром 0,2-40 мм, при этом на поверхности электрода получают нетканый пористый материал, сформированный из нано- и микроволокон, целевой трубчатый имплантат снимают с электрода, сушат.
2(13). Способ получения трубчатого имплантата по п. 12, отличающийся тем, что в качестве спирта используют этиловый, метиловый, пропиловый спирт или их смеси произвольного состава.
3(14). Способ получения трубчатого имплантата по п. 12, отличающийся тем, что формовочный раствор алифатического спирторастворимого (со)полиамида в спирте или в водно-спиртовой смеси дополнительно содержит 0,1-50 мас. % водорастворимых полимеров из ряда: N,N-поливинилпирролидон, поливиниловый спирт, полиэтиленоксид, полисахариды, пептиды, или в виде спирторастворимых полимеров из ряда: поливинилацетат, поливинилбутираль, полиметилметакрилат, или полимеры из указанного ряда, содержащие водорастворимые лекарства.
4(15). Способ получения трубчатого имплантата по п. 12, отличающийся тем, что используют дополнительный(е) электрод-фильеру(ы), через который(е) на цилиндрический электрод одновременно с работой основного электрода непрерывно или дробно подают спиртовые или водно-спиртовые растворы водорастворимых полимеров из ряда: N,N-поливинилпирролидон, поливиниловый спирт, полиэтиленоксид, полисахариды, пептиды, или в виде спирторастворимых полимеров из ряда: поливинилацетат, поливинилбутираль, полиметилметакрилат, или полимеры из указанного ряда, содержащие водорастворимые лекарства, из расчета 0,1-50 мас. %-ного содержания нано- и/или микроволокон из этих полимеров в нетканом материале.
5(16). Способ получения трубчатого имплантата по п. 12, отличающийся тем, что формовочный раствор алифатического спирторастворимого (со)полиамида в спирте или в водно-спиртовой смеси дополнительно содержит 0,1-50 мас. % биорезорбируемых полимеров из ряда: полилактиды, полигликолиды, полимеры на основе капролактона, полиангидриды, полиамины, полиэфирамиды, полиортоэфиры, полидиоксаноны, полиацетали, поликетали, поликарбонаты, эфиры полифосфорных кислот, полиэфиры, полибутилентерефталат, полиортокарбонаты, полифосфазены, полисукцинаты, поли(яблочная кислота), поли(аминокислоты), N,N-поливинилпирролидон, полиэтиленгликоль, производные целлюлозы, полисахариды, хитин, хитозан, полигиалуроновые кислоты, полипептиды, их сополимеры или смеси произвольного состава.
6(17). Способ получения трубчатого имплантата по п. 12, отличающийся тем, что используют дополнительный(е) электрод-фильеру(ы), через который(е) на цилиндрический электрод одновременно с работой основного электрода непрерывно или дробно подают спиртовые или водно-спиртовые растворы биорезорбируемых полимеров из ряда: полилактиды, полигликолиды, полимеры на основе капролактона, полиангидриды, полиамины, полиэфирамиды, полиортоэфиры, полидиоксаноны, полиацетали, поликетали, поликарбонаты, эфиры полифосфорных кислот, полиэфиры, полибутилентерефталат, полиортокарбонаты, полифосфазены, полисукцинаты, поли(яблочная кислота), поли(аминокислоты), N,N-поливинилпирролидон, полиэтиленгликоль, производные целлюлозы, полисахариды, хитин, хитозан, полигиалуроновые кислоты, полипептиды, их сополимеры или смеси произвольного состава, из расчета 0,1-50 мас. %-ного содержания нано- и/или микроволокон из этих полимеров в нетканом материале.
7(18). Способ получения трубчатого имплантата по п. 12, отличающийся тем, что используют дополнительный(е) электрод-фильеру(ы), через который(е) на цилиндрический электрод одновременно с работой основного электрода непрерывно или дробно подают растворы гидрофобных полимеров в апротонных растворителях из ряда: полиэтилены, полипропилен, полиизобутилен, поливинилхлорид, полистирол, поливинилацетат, полиметилметакрилат, поликарбонат, полиуретан, полиэтилентерефталат, галогенсодержащие (со)полиэтилены, поливинилиденфторид, поливинилиденхлорид, поликапролактам, из расчета 0,1-50 мас. %-ного содержания нано- и/или микроволокон из этих полимеров в нетканом материале.
8(19). Способ получения трубчатого имплантата по п. 12, отличающийся тем, что используют дополнительный(е) электрод-фильеру(ы), через который(е) на цилиндрический электрод до или после работы основного электрода-фильеры подают растворы биорезорбируемых и/или гидрофобных полимеров и формируют на трубчатом имплантате дополнительные слои нетканого материала из нано- и/или микроволокон из этих полимеров.
9(20). Способ получения трубчатого имплантата по п. 12, отличающийся тем, что выбирают определенное значение скорости вращения цилиндрического электрода из интервала 0,1-6000 об/мин и поддерживают его постоянным в течение процесса формирования нетканого материала, при этом при скорости вращения цилиндрического электрода, заданной в интервале 0,1-499 об/мин, получают нетканый материал, в котором волокна расположены параллельно, в интервале 500-1199 об/мин - хаотично, в интервале 1200-6000 об/мин - перпендикулярно по отношению к оси трубки.
10(21). Способ получения трубчатого имплантата по п. 20, отличающийся тем, что варьируют скорость вращения цилиндрического электрода из интервала 0,1-6000 об/мин в течение процесса формирования нетканого материала, по меньшей мере два раза, и получают нетканый материал, в котором волокна с параллельной, перпендикулярной или хаотичной ориентацией по отношению к оси трубки расположены послойно.
11(22). Способ получения трубчатого имплантата по п. 12, отличающийся тем, что в состав формовочного раствора и/или в нетканый материал в виде пропитки дополнительно вводят антикоагулянты, антибиотики, антисептики, сорбенты, препараты, отдельно и вместе стимулирующие заживление раны и рост клеток.
12(23). Способ получения трубчатого имплантата по п. 12, отличающийся тем, что в состав формовочного раствора и/или в нетканый материал в виде пропитки дополнительно вводят пластификатор из ряда: глицерин, сорбит, манит, пропиленгликоль и другие многоатомные спирты или их смеси произвольного состава.
13(24). Способ получения трубчатого имплантата по п. 12, отличающийся тем, что целевой трубчатый имплантат перфорируют на цилиндрическом электроде отверстиями диаметром 20 мкм - 3 мм в местах предполагаемых ответвлений сосудов и с помощью дополнительного электрода-фильеры на цилиндрический электрод непрерывно или дробно подают спиртовый или водно-спиртовый раствор биорезорбируемого полимера, в результате чего отверстия покрывают нетканым материалом из нано- и/или микроволокон или трубку покрывают дополнительным слоем(ями) из нетканого пористого полимерного материала, сформированного из нано- и/или микроволокон биорезорбируемого полимера.
14(25). Способ получения трубчатого имплантата по п. 12, отличающийся тем, что целевой трубчатый имплантат разрезают на накладки различной конфигурации и размеров для трубчатых органов.
Совокупность существенных признаков заявляемого способа позволяет достичь следующего технического результата: создания материала лучшего качества, чем у аналогов - практически универсального имплантата, упрощения и удешевления способа, улучшения его экологичности.
Заявляемый способ получения трубчатого имплантата органов человека и животного отличается от известного способа-прототипа тем, что используют другую полимерную основу - алифатические спирторастворимые (со)полимеры, экологичные спиртовые или водно-спиртовые формовочные растворы, более широкие интервалы напряженности электрического поля, диаметра и скорости вращения цилиндрического электрода. В конечном материале отсутствуют следы исходных веществ и растворителей (в способе-прототипе присутствуют следы токсичных растворителей). Заявляемый способ проще, т.к. получаемый трубчатый имплантат может функционировать без наполнителей, вводимых в способе-прототипе. По этой же причине он обладает лучшей воспроизводимостью. В результате реализации заявляемого способа получен универсальный имплантат трубчатых органов.
Анализ известного уровня техники не позволил обнаружить решение, полностью совпадающее по совокупности существенных признаков с заявляемым, что может указывать на новизну способа.
Как указывалось выше, из уровня техники известны разработанные ранее авторами заявляемого изобретения способы получения нановолокон из алифатических сополиамидов [патент РФ 2447207, статья авторов в ЖПХ. - 2011. - Т. 84, №10. - С. 1713-1716] и способ получения пористого пленочного материала [патент РФ №2504561]. Известные способы не порочат новизну заявляемого изобретения, т.к. их технология не содержит электроформования нетканого материала на цилиндрическом электроде, состав полимеров отличен.
Только совокупность существенных признаков заявляемого способа получения трубчатого имплантата органов человека и животного позволяет достичь указанного технического результата. Совершенно неочевидным явилась сама возможность получения имплантата из гидрофильного полимера, пленки и волокна из которого до сих пор использовались в качестве газоразделительных мембран. В известных аналогах, как указывалось выше, из уровня техники известны разработанные ранее авторами заявляемого изобретения способ получения нановолокон из алифатических сополиамидов [патент РФ 2447207, статья авторов в ЖПХ. - 2011. - Т. 84, №10. - С. 1713-1716] и способ получения пористого пленочного материала [патент РФ №2504561]. Известные способы не порочат новизну заявляемого изобретения, т.к. их технология не содержит электроформования нетканого материала на цилиндрическом электроде, состав полимеров отличен.
Только совокупность существенных признаков заявляемого способа получения трубчатого имплантата органов человека и животного позволяет достичь указанного технического результата. Совершенно неочевидным явилась сама возможность получения имплантата из гидрофильного полимера, пленки и волокна из которого до сих пор использовались в качестве газоразделительных мембран. В известных аналогах использованы имплантаты из гидрофобных полимеров, гидрофильность которых дозировано увеличивали с помощью специальных реагентов. Только совокупность операций заявляемого способа позволила создать экологичную более простую и дешевую технологию получения материала, обладающего всем необходимым набором характеристик имплантата. Это позволяет утверждать о соответствии заявляемого способа условию охраноспособности «изобретательский уровень» («неочевидность»).
Таким образом, группа заявляемых изобретений, в целом, обладает новизной и неочевидностью.
Заявляемая группа изобретений позволяет решить задачу получения универсального трубчатого имплантата органов человека или животного.
Графические материалы
На фиг. 1 приведена фотография имплантата трубчатого органа (сосуда диаметром 1 мм) на основе нановолокон из алифатического сополиамида ε-капролактама, гексаметилендиаминадипината и гексаметилендиаминсебацината (см. пример 1)
На фиг. 2 показано поперечное сечение имплантата трубчатого органа на основе нановолокон из алифатического сополиамида при разных увеличениях (а, б), видно, что стенка имплантата имеет пористую волокнистую структуру (б). Микрофотографии, сделанные на сканирующем электронном микроскопе Supra-55 VP фирмы Carl Zeiss (ФРГ).
На фиг. 3 приведены фотографии имплантации трубчатого образца на основе нановолокон из алифатического сополиамида в брюшную аорту крысы с использованием методов микрохирургии.
На фиг. 4 показан клетки эндотелия и субэндотелиального слоя на внутренней поверхности имплантата аорты на основе нановолокон из алифатического сополиамида после экспозиции в положении брюшной аорты крысы в течение 7 (а) и 90 (б) суток. Через 7 суток экспозиции отчетливо виден монослой клеток эндотелия, после 90 суток экспозиции дополнительно сформировался выраженный подэндотелиальный слой, идентичный подэндотелиалыюму слою нативного сосуда. Микрофотографии, сделанные на сканирующем электронном микроскопе Supra-55 VP фирмы Carl Zeiss (ФРГ).
На фиг. 5 показано поперечное сечение имплантата трубчатго органа на основе нановолокон из алифатического сополиамида и полилактида при разных увеличениях (а, б), видно, что стенка имплантата имеет пористую волокнистую структуру и состоит из нановолокон различных полимеров, имеющих разный диаметр. Трубчатый имплантат получен при послойном осаждении алифатического сополиамида и полилактида. Микрофотографии, на сканирующем электронном микроскопе Supra-55 VP фирмы Carl Zeiss (ФРГ).
Для подтверждения соответствия заявляемой группы изобретений требованию «промышленная применимость» приводим примеры конкретной реализации.
Реактивы:
Сополимеры алифатического сополиамида: продажные полимеры ООО «Анид» (Россия), представляют собой продукты поликонденсации в расплаве ε-капролактама, соли АГ (гексаметилендиаминадипинат), соли СГ (гексаметилендиаминсебацинат) в различных комбинациях и соотношениях. ОСТ 2224-438-02099342-93, ОСТ 6-05-438-88.
Спирты: этиловый, метиловый, пропиловый, продажные фирмы ООО «ВитоХим».
Полимеры-регуляторы свойств продажные, фирма Sigma-Aldrich Corporation.
Добавки продажные.
Методы и приборы для определения характеристик трубчатого имплантата:
Нановолокна формовались методом электроформования на лабораторной установке с различными подающими и приемными электродами.
Микроскопические исследования проводилось с помощью сканирующего электронного микроскопа Supra-55 VP фирмы Carl Zeiss (ФРГ).
2
Гидродинамические испытания трубчатых образцов проводились на лабораторной установке, гидродинамическое давление рассчитывалось по формуле: P=ρV/2.
Пористость, удельная поверхность, распределение пор по размеру изучались с помощью BET метода и метода ртутной порометрии.
Имплантация протезов кровеносных сосудов осуществлялась методами микрохирургии с использованием операционного микроскопа ОАО «ЛОМО» (Россия). Оценка параметров кровотока в трубчатых имплантатах проводилась с использованием стандартного ультразвукового метода исследования.
Фиксация клеток эндотелия на трубчатых имплантатах проводилась обработкой 0,25%-ным раствором глутарового альдегида с последующей промывкой и сушкой образца. Для изучения строения и функции клеток и тканей, образовавшихся на протезе, использовалась стандартная гистологическая методика.
Примеры получения трубчатого имплантата органов человека и животного.
Пример 1.
4
Сополиамид ε-капролактама, гексаметилендиаминадипината и гексаметилендиаминсебацината (1:2:2) растворяют в водно-спиртовой смеси, содержащей 80 об.% этанола при температуре T=80°C, концентрация раствора - 20 мас. %. Полученный раствор помещают в дозатор, оснащенный металлической фильерой длиной 20 мм и диаметром 0,6 мм, затем подают через электрод-фильеру в электрическое поле с напряженностью E=1,5×10 В/м. Осаждение волокон происходит на вращающемся со скоростью 3000 об/мин цилиндрическом аноде диаметром 1 мм.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,9 МПа, в физиологическом растворе - 7,4 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Трубчатый имплантат (фиг. 1) с внутренним диаметром 1 мм, толщиной стенок 0,2 мм (фиг. 2а), состоящих из нановолокон диаметром 500 нм, расположенных преимущественно перпендикулярно оси трубки с диаметром пор 5-500 мкм (бимодальное распределение пор по размеру) (фиг. 2б) сначала проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, и биосовместимости по росту стволовых клеток, затем протез имплантировали в брюшную аорту группы крыс (фиг. 3). После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма части животных. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия (фиг. 4а). Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
После экспозиции в течение 90 суток имплантат извлекался из организма оставшейся части животных. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование эндотелиального и подэнтелиального слоев, идентичных натуральному (фиг. 4б).
У ряда крыс имплантат был оставлен на год. Через год имплантат проходим и выполняет свою функцию.
Имлантат был использован также параллельно в виде заплатки на сосуд. Эффект приживления заплатки и ее характеристики как у основного трубчатого имплантата.
Ниже приведены примеры, в ряде которых имплантат не подвергался экспозиции в течение 90 суток, если заранее предполагалось, что его характеристики совпадут с имплантатом по примеру 1.
Пример 2.
4
Сополиамид ε-капролактама и гексаметилендиаминадипината (1:1) растворяют в водно-спиртовой смеси, содержащей 80 об.% этанола при температуре T=80°C, концентрация раствора 20 мас. %. Полученный раствор помещают в дозатор, оснащенный металлической фильерой длиной 20 мм и диаметром 0,6 мм, затем подают через электрод-фильеру в электрическое поле с напряженностью E=1,5×10. Осаждение волокон происходит на вращающемся со скоростью 6000 об/мин цилиндрическом аноде диаметром 1 мм.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,5 МПа, в физиологическом растворе - 7 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Получен трубчатый имплантат с внутренним диаметром 1 мм, толщиной стенок 0,2 мм, состоящих из нановолокон диаметром 500 нм, расположенных преимущественно перпендикулярно оси трубки, с диаметром пор 20-300 мкм.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту группы крыс. Их исследовали по очереди через 7, 90 суток и через год. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
После экспозиции в течение 90 суток имплантат извлекался из организма животного. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование подэнтелиального и эндотелиального слоев, идентичного натуральному.
Через год имплантат проходим и выполняет свою функцию.
Пример 3.
5
Сополиамид ε-капролактама, гексаметилендиаминадипината и гексаметилендиаминсебацината (1:2:2) растворяют в водно-спиртововой смеси, содержащей 40 об.% этанола при температуре T=50°C, концентрация раствора - 40 мас. %. Полученный раствор помещают в дозатор, оснащенный металлической фильерой длиной 20 мм и диаметром 0,6 мм, затем подают через электрод-фильеру в электрическое поле с напряженностью E=8,0×10 В/м. Осаждение волокон происходит на вращающемся со скоростью 5000 об/мин цилиндрическом аноде диаметром 0,2 мм.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,2 МПа, в физиологическом растворе - 6,1 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Трубчатый имплантат имел внутренний диаметр 0,2 мм, толщину стенок 5,0 мм, состоящих из микроволокон диаметром 8000 нм, расположенных преимущественно перпендикулярно оси трубки, с диаметром пор 20-300 мкм.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту группы крыс. Их исследовали по очереди через 7, 90 суток и через год. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
После экспозиции в течение 90 суток имплантат извлекался из организма животного. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование подэнтелиального и эндотелиального слоев, идентичного натуральному.
Через год имплантат проходим и выполняет свою функцию.
Пример 4.
5
Сополиамида ε-капролактама и гексаметилендиаминсебацината растворяют в этаноле при температуре T=80°C, концентрация раствора - 3 мас. %. Полученный раствор помещают в дозатор, оснащенный металлической фильерой длиной 20 мм и диаметром 0,6 мм, затем подают через электрод-фильеру в электрическое поле с напряженностью E=8,0×10 В/м. Осаждение волокон происходит на вращающемся со скоростью 0,1 об/мин цилиндрическом аноде диаметром 40 мм.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,8 МПа, в физиологическом растворе - 7,2 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Трубчатый имплантат имел внутренний диаметр 40 мм, толщину стенок 0,05 мм, состоящих из нановолокон диаметром 50 нм, расположенных преимущественно параллельно оси трубки (рис. 4), диаметр пор 0,1-400 мкм.
В данном примере показана принципиальная техническая возможность получения имплантата крупного трубчатого органа человека или животного. Ввиду отсутствия сведений о трансплантации крупных трубчатых органов в настоящее время и в то же время учитывая стремительное развитие трансплантологии, получение подобных крупных трубок, по своим составу, прочностным характеристикам, биосовместимости удовлетворяющих требованиям к имплантатам, свидетельствует о перспективах их применения в течение срока действия патента.
Пример 5.
4
Сополиамид ε-капролактама, гексаметилендиаминадипината и гексаметилендиаминсебацината (1:2:1) растворяют в водно-спиртововой смеси, содержащей 80 об.% этанола при температуре T=80°C, концентрация раствора - 20 мас. %. Полученный раствор помещают в дозатор, оснащенный металлической фильерой длиной 20 мм и диаметром 0,6 мм, затем подают через электрод-фильеру в электрическое поле с напряженностью E=1,5×10. Осаждение волокон происходит на вращающемся со скоростью 1200 об/мин цилиндрическом аноде диаметром 30 мм.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,5 МПа, в физиологическом растворе - 6,5 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Трубчатый имплантат имел внутренний диаметр 30 мм, толщину стенок 5 мм, состоящих из нановолокон диаметром 800 нм, расположенных хаотично по отношению к оси трубки, диаметр пор 10-200 мкм.
В этих же условиях, но аноде диаметром 20 мм был получен имплантат с внутренним диаметром 20 мм и аналогичными прочностными характеристиками.
Полученные имплантаты ввиду большого размера не могли быть испытаны на крысах. Перспективы их использования аналогичны имплантату из примера 4.
Пример 6.
Выполнен в условиях примера 1. Концентрация формовочного раствора - 30%. Использован полигексаметиленсебацинамид. Получен трубчатый имплантат с внутренним диаметром 1 мм, толщиной стенок 0,2 мм, состоящих из нановолокон и микроволокон диаметром 3000-7000 нм, расположенных преимущественно перпендикулярно оси трубки, с диаметром пор 20-500 мкм.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,7 МПа, в физиологическом растворе - 7,0 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту крыс. Их исследовали по очереди через 7, 90 суток и через год. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
После экспозиции в течение 90 суток имплантат извлекался из организма животного. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование подэнтелиального и эндотелиального слоев, идентичного натуральному.
Через год имплантат проходим и выполняет свою функцию.
Пример 7.
Выполнен в условиях примера 1. Использован полигексаметиленадипинамид.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,8 МПа, в физиологическом растворе - 7,3 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Получен трубчатый имплантат с внутренним диаметром 1 мм, толщиной стенок 0,2 мм, состоящих из нановолокон диаметром 500 нм, расположенных преимущественно перпендикулярно оси трубки, с диаметром пор 20-500 мкм.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту группы крыс. Их исследовали по очереди через 7, 90 суток и через год. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
После экспозиции в течение 90 суток имплантат извлекался из организма животного. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование подэнтелиального и эндотелиального слоев, идентичного натуральному.
Через год имплантат проходим и выполняет свою функцию.
Пример 8.
Выполнен в условиях примера 1. Использована смесь сополиамида ε-капролактама и гексаметилендиаминадипината и сополиамида ε-капролактама и гексаметилендиаминсебацината (1:1), пропиловый спирт.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,8 МПа, в физиологическом растворе - 6,9 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Получен трубчатый имплантат с внутренним диаметром 1 мм, толщиной стенок 0,2 мм, состоящих из нановолокон диаметром 500 нм, расположенных преимущественно перпендикулярно оси трубки, с размером пор 10-450 мкм.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту группы крыс. Их исследовали по очереди через 7, 90 суток и через год. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
После экспозиции в течение 90 суток имплантат извлекался из организма животного. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование подэнтелиального и эндотелиального слоев, идентичного натуральному.
Через год имплантат проходим и выполняет свою функцию.
Пример 9.
5
Выполнен в условиях примера 1, скорость вращения электрода - 500 об/мин. Использована смесь сополиамида ε-капролактама и гексаметилендиаммонийадипината и полигексаметиленсебацинамида (2:1). E=1,6×10 В/м. Получен нетканый материал с хаотичной ориентацией волокон.
Получен трубчатый имплантат с внутренним диаметром 1 мм, толщиной стенок 0,2 мм, состоящих из нановолокон диаметром 500 нм, расположенных преимущественно перпендикулярно оси трубки, с размером пор 20-500 мкм.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,7 МПа, в физиологическом растворе - 6,6 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту группы крыс. Их исследовали по очереди через 7, 90 суток и через год. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
После экспозиции в течение 90 суток имплантат извлекался из организма животного. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование подэнтелиального и эндотелиального слоев, идентичного натуральному.
Через год имплантат проходим и выполняет свою функцию.
Пример 10.
Выполнен в условиях примера 1. Сополиамид гексаметилендиаминадипината и гексаметилендиаминсебацината. Последовательно фиксируют скорость вращения цилиндрического электрода в значениях 490, 500, 1200 об/мин и выдерживают в течение 20 мин. Получен трубчатый имплантат с послойной ориентацией волокон: параллельной, хаотичной, перпендикулярной; с внутренним диаметром 1 мм, толщиной стенок 0,2 мм, состоящих из нановолокон диаметром 1000 нм, с диаметром пор 20-500 мкм.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,8 МПа, в физиологическом растворе - 7,1 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту группы крыс. Их исследовали по очереди через 7, 90 суток и через год. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
После экспозиции в течение 90 суток имплантат извлекался из организма животного. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование подэнтелиального и эндотелиального слоев, идентичного натуральному.
Через год имплантат проходим и выполняет свою функцию.
Результаты, приведенные в примерах №№1-10, свидетельствуют о том, что имплантаты работают без добавок.
Ниже приведены примеры с добавками. Добавки придают дополнительные полезные свойства, например увеличение или уменьшение скорости резорбции, пролонгированное действие лекарств, повышенную бактерицидность.
Добавки регуляторов водостойкости, пористости и пролонгированного действия лекарств:
Используемые регуляторы снижают водостойкость имплантата, повышают пористость, что способствует в необходимых случаях увеличению скорости резорбции.
Пример 11.
Выполнен в условиях примера 1. В формовочный раствор добавлено 0,1 мас. % регулятора водостойкости - ПВС. Характеристики размеров волокон, трубки и пор имплантата совпадают с имплантатом из примера 1.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,2 МПа, в физиологическом растворе - 4,5 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток. Скорость резорбции имплантата выше, чем у указанных в примерах №№1-10 имплантатов, как следствие пониженной водостойкости.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту группы крыс. Их исследовали по очереди через 7, 90 суток и через год. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
Пример 12.
Выполнен в условиях примера 1, концентрация метилового спирта 99 об.%, 100°C, скорость вращения цилиндрического электрода - 6000 об/мин. Дополнительный электрод-фильера для подачи формовочного раствора с 50 мас. % ПВС. Диаметр пор 0,2-150 мкм. Остальные характеристики размеров волокон, трубки имплантата совпадают с имплантатом из примера 1.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6.2 МПа, в физиологическом растворе - 2,5 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток. Снижение прочности происходит до значения, достаточного для функционирования имплантата. Скорость резорбции увеличивается.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту группы крыс. Их исследовали по очереди через 7, 90 суток и через год. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
После экспозиции в течение 90 суток имплантат извлекался из организма животного. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование подэнтелиального и эндотелиального слоев, идентичного натуральному.
Через год имплантат проходим и выполняет свою функцию.
Ниже в примерах 13-15, 17-22, 24-51 экспозиция ограничивалась 7 сутками, т.к. результат после 90 суток и года был очевиден.
Пример 13.
Выполнен в условиях примера 1. Дополнительный электрод-фильера для подачи формовочного раствора 20 мас. % ПВС, подача дробная. Слои из основного материала и содержащего ПВС. Характеристики размеров волокон, трубки и пор имплантата совпадают с имплантатом из примера 1.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,2 МПа, в физиологическом растворе - 3,5 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту крыс. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
Пример 14.
Выполнен в условиях примера 11. Добавка 50 мас. % ПВП. Характеристики размеров волокон, трубки и пор имплантата совпадают с имплантатом из примера 1.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,2 МПа, в физиологическом растворе - 2 МПа (достаточная для функционирования имплантата), прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту крыс. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
Пример 15.
Выполнен в условиях примера 12. Добавка 5% ПВП. Характеристики размеров волокон, трубки и пор имплантата совпадают с имплантатом из примера 1.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,2 МПа, в физиологическом растворе - 4,7 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту крыс. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
Пример 16.
Выполнен в условиях примера 12 при 20°C. Добавка 0,1 мас. % полиэтиленоксида и 1 мас. % хлоргексидин. Характеристики размеров волокон, трубки и пор имплантата совпадают с имплантатом из примера 1.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,7 МПа, в физиологическом растворе - 5 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту группы крыс. Их исследовали по очереди через 7, 90 суток и через год. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
После экспозиции в течение 90 суток имплантат извлекался из организма животного. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование подэнтелиального и эндотелиального слоев, идентичного натуральному.
Через год имплантат проходим и выполняет свою функцию.
Количество инфекционных осложнений в послеоперационный период снижена в 2 раза.
Пример 17-19.
Выполнены в условиях примера 12. Добавка 10 мас. % производного целлюлозы - метилцеллюлозы, или полисахарида, или полипептида. Характеристики размеров волокон, трубки и пор имплантатов совпадают с имплантатом из примера 1.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантатов в сухом состоянии σ=6,2-6.4 МПа, в физиологическом растворе - 4,0-4,5 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту крыс. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
Примеры 20-22.
Выполнены в условиях примера 1. Добавка 50 мас. % спирторастворимого полимера - поливинилацетата, или поливинилбутираля, или полиметилметакрилата. Характеристики размеров волокон, трубки и пор имплантатов совпадают с имплантатом из примера 1.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантатов в сухом состоянии σ=6,2-6,8 МПа, в физиологическом растворе - 2,5-3,5 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту крыс. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
Добавки биорезорбируемых полимеров:
Пример 23.
Выполнен в условиях примера 11. Использован 50 мас. % биорезорбируемого полимера - хитозана. Характеристики размеров волокон, трубки и пор имплантата совпадают с имплантатом из примера 1.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,7 МПа, в физиологическом растворе - 5,0 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту группы крыс, предполагалось, что его характеристики совпадут с имплантатом по примеру 1. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
После экспозиции в течение 90 суток имплантат извлекался из организма животного. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование подэнтелиального и эндотелиального слоев, идентичного натуральному.
Через год имплантат проходим и выполняет свою функцию.
Примеры 24-50.
Выполнены в условиях примера 12. Использованы 0,1 мас. % одного из следующих биорезорбируемых полимеров: хитозан, полигликолид, поликапролактон, полиангидрид, полиамин, полиэфирамид, полиортоэфир, полидиоксанон, полиацеталь, поликеталь, поликарбонат, эфир полифосфорной кислоты, полиэфир, полибутилентерефталат, полиортокарбонат, полифосфазен, полисукцинат, поли(яблочная кислота), поли(аминокислота), N,N-поливинилпирролидон, полиэтиленгликоль, производное целлюлозы-метилцеллюлоза, полисахарид, хитин, полигиалуроновая кислота, полипептид, или смесь хитина, хитозана произвольного состава. Характеристики размеров волокон, трубки и пор имплантатов совпадают с имплантатом из примера 1.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантатов в сухом состоянии σ=6,2-6,7 МПа, в физиологическом растворе - 5,8-6,0 МПа, прочность вводной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту крыс. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
Пропитки:
Пример 51.
Выполнен в условиях примера 1. Пропитка нетканого материала лекарственным препаратом-антибиотиком ампициллин и пластификатором-глицерином. Характеристики размеров волокон, трубки и пор имплантата совпадают с имплантатом из примера 1.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата на уровне прочности имплантата в примере 1.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту крыс. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
Количество инфекционных осложнений в послеоперационный период снижена в 2 раза.
Перфорация:
Пример 52.
Выполнен в условиях примера 1. В формовочный раствор добавлен лекарственный препарат-антисептик асептолин и пластификатор-сорбит.
Имплантат перфорирован отверстиями с диаметром 20 мкм в местах прорастания мелких сосудов, отверстия покрыты полиэтиленгликолевыми микроволокнами. Характеристики размеров волокон, трубки и пор имплантата совпадают с имплантатом из примера 1.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту группы крыс. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
После экспозиции в течение 90 суток имплантат извлекался из организма животного. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование подэнтелиального и эндотелиального слоев, идентичного натуральному. Наблюдалось образование мелких сосудов в местах перфорации.
Количество инфекционных осложнений в послеоперационный период снижена в 2 раза.
Пример 53.
Выполнен в условиях примера 52. Имплантат перфорирован отверстиями с диаметром 3 мм в местах прорастания сосудов, отверстия покрыты полипептидными нано- и микроволокнами.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту группы крыс. Их исследовали по очереди через 7, 90 суток и через год. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
После экспозиции в течение 90 суток имплантат извлекался из организма животного. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование подэнтелиального и эндотелиального слоев, идентичного натуральному. Наблюдалось образование мелких сосудов в местах перфорации.
Пример 54.
Выполнен в условиях примера 52. Имплантат перфорирован отверстиями с диаметром 3 мм в местах прорастания сосудов, трубка покрыта с внешней стороны слоем полипептидных нано- и микроволокон в виде нетканого материала толщиной 1 мм.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту группы крыс. Их исследовали по очереди через 7, 90 суток и через год. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
После экспозиции в течение 90 суток имплантат извлекался из организма животного. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование подэнтелиального и эндотелиального слоев, идентичного натуральному. Наблюдалось образование мелких сосудов в местах перфорации.
Добавка гидрофобного полимера. Позволяет регулировать скорость резорбции в сторону ее уменьшения и прочность имплантата:
Примеры 55-70.
Выполнены в условиях примера 1. Дополнительный электрод-фильера для подачи формовочного раствора в N,N-диметилформамиде с 50 мас. % гидрофобного полимера из ряда: ПЭТФ, полиэтилен, полипропилен, полиизобутилен, поливинилхлорид, полистирол, поливинилацетат, полиметилметакрилат, поликарбонат, полиуретан, полиэтилентерефталат, галогенсодержащие (со)полиэтилены, поливинилиденфторид, поливинилиденхлорид, поликапролактам. Характеристики размеров волокон, трубки и пор имплантата совпадают с имплантатом из примера 1.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантатов в сухом состоянии σ=7,0-7,6 МПа, в физиологическом растворе - 7,2-7,9 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Наблюдается уменьшение скорости резорбции.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту группы крыс. Их исследовали по очереди через 7, 90 суток и через год. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
После экспозиции в течение 90 суток имплантат извлекался из организма животного. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование подэнтелиального и эндотелиального слоев, идентичного натуральному.
Через год имплантат проходим и выполняет свою функцию.
Пример 71.
Выполнен в условиях примера 55. Через дополнительные электрод-фильеры последовательно подают 20%-ные формовочные растворы гидрофобного полимера - ПЭТФ и биорезорбируемого полимера - N,N-поливинилпирролидона. Получен слоистый имплантат.
В имплантатах отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантатов на уровне прочности имплантата в примере 1.
Имплантат проверяли в отношении барьерных свойств: кровь уже изначально не просачивается, затем протез имплантировали в брюшную аорту группы крыс. Их исследовали по очереди через 7, 90 суток и через год. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного При этом в местах анастамозов рубцовая ткань не наблюдалась. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование клеток эндотелия. Разрез трубки вдоль: слой эндотелия однородный по толщине, ровный. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. Тромбообразования не наблюдалось, что свидетельствует об отсутствии турбулентности и о ламинарности потока.
После экспозиции в течение 90 суток имплантат извлекался из организма животного. На внутренней поверхности имплантата наблюдалось образование подэнтелиального и эндотелиального слоев, идентичного натуральному. Наблюдалось образование мелких сосудов в местах перфорации.
Через год имплантат проходим и выполняет свою функцию.
Заявляемые имплантаты были опробированы также на трахее и пищеводе крыс. Показаны высокая биосовместимость, отсутствие рубцовой ткани в местах анастамозов.
Пример 72.
5
Сополиамида ε-капролактама и гексаметилендиаминсебацината растворяют в этаноле при температуре T=80°C, концентрация раствора - 3 мас. %. Полученный раствор помещают в дозатор, оснащенный металлической фильерой длиной 20 мм и диаметром 0,6 мм, затем подают через электрод-фильеру в электрическое поле с напряженностью E=8,0×10 В/м. Осаждение волокон происходит на вращающемся со скоростью 0,1 об/мин цилиндрическом аноде диаметром 3 мм.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,8 МПа, в физиологическом растворе - 7,2 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Трубчатый имплантат имел внутренний диаметр 3 мм, толщину стенок 0,05 мм, состоящих из нановолокон диаметром 50 нм, расположенных преимущественно параллельно оси трубки, диаметр пор 0,1-400 мкм.
Протез имплантировали в трахею крысы. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. На внешней поверхности имплантата наблюдалось прорастание фибробластов. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности. После экспозиции в течение 30 суток имплантат извлекался из организма животного. На внешней поверхности имплантата наблюдалось образование соединительной ткани.
Пример 73.
4
Сополиамид ε-капролактама, гексаметилендиаминадипината и гексаметилендиаминсебацината (1:2:1) растворяют в водно-спиртововой смеси, содержащей 80 об.% этанола при температуре T=80°C, концентрация раствора - 20 мас. %. Полученный раствор помещают в дозатор, оснащенный металлической фильерой длиной 20 мм и диаметром 0,6 мм, затем подают через электрод-фильеру в электрическое поле с напряженностью E=1,5×10. Осаждение волокон происходит на вращающемся со скоростью 1200 об/мин цилиндрическом аноде диаметром 5 мм.
В целевом материале отсутствуют следы растворителя. Прочность имплантата в сухом состоянии σ=6,5 МПа, в физиологическом растворе - 6,5 МПа, прочность в водной среде сохраняется в течение времени наблюдения - 30 суток.
Трубчатый имплантат имел внутренний диаметр 5 мм, толщину стенок 0,05 мм, состоящих из нановолокон диаметром 50 нм, расположенных преимущественно параллельно оси трубки, диаметр пор 0,1-400 мкм.
Протез имплантировали в трахею крысы. После экспозиции в течение 7 суток имплантат извлекали из организма животного. На внешней поверхности имплантата наблюдалось прорастание фибробластов. Это свидетельствует об отсутствии цитотоксичности.
После экспозиции в течение 90 суток имплантат извлекался из организма животного. На внешней поверхности имплантата наблюдалось образование соединительной ткани.
Реализация заявляемого изобретения не исчерпывается приведенными примерами.
Выход за рамки нижних границ заявляемых интервалов приводит к резкому снижению качества заявляемого имплантата, либо к невозможности его получения. Выход за рамки верхних границ заявляемых интервалов приводит также к снижению качества заявляемого имплантата, потери барьерных свойств; увеличение диаметра трубок нецелесообразно, так как определяется размерами трубчатых органов.
Данные, приведенные в примерах №№1-73, свидетельствуют о том, что в результате реализации заявляемой группы изобретений получены универсальные трубчатые имплантаты органов человека или животного. Они не цитотоксичны, в отличие от аналогов эти имплантаты получены не прибегая к дополнительным полимерным гидрофильным покрытиям внутренней поверхности трубки, что способствует хорошей воспроизводимости материала. Имплантаты соответствуют трубчатым органам, имплантаты обрастают тканью, идентичной ткани реципиента в течение 7 дней. Из имплантата могут быть вырезаны и использованы накладки для трубчатых органов. В случае имплантации сосудов отсутствуют условия для образования тромбов.