имплантируемый полый протез

Формула изобретения

1. Имплантируемый полый протез из полимерного материала, структура которого выполнена в виде элементов узлов, связанных фибриллами, и элементов пространства пустот с соединением элементов в трехмерную сеть, включающий тело протеза, сформированного, по крайней мере, из одного слоя, образованного намоткой ленты, выполненной из материала, выбранного из группы, включающей материал, имеющий объемную долю пространства пустот 25-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,1-9,0 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 1,5-50 мкм, среднюю хорду объемную 0,4-30 мкм, и материал, имеющий объемную долю пространства пустот 1-35%, удельную поверхность пространства пустот 0,5-20 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-15 мкм, среднюю хорду объемную 0,1-10 мкм, отличающийся тем, что он дополнительно содержит внутренний пористый каркас с толщиной стенки 0,2-2,0 мм, выполненный из полимерного материала, структура которого выполнена в виде элементов узлов, связанных фибриллами, и элементов пространства пустот с соединением элементов в трехмерную сеть, имеющего объемную долю пространства пустот 30-90%, удельную поверхность пространства пустот 0,1-0,9 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-50 мкм, среднюю хорду объемную 1-30 мкм.

2. Имплантируемый полый протез по п.1, отличающийся тем, что он сформирован намоткой 2-6 слоев ленты полимерного материала.

3. Имплантируемый полый протез по п.1, отличающийся тем, что он сформирован намоткой 4-6 слоев ленты полимерного материала.

4. Имплантируемый полый протез по пп.1-3, отличающийся тем, что угол намотки ленты больше 0^o и меньше или равен 90^o.

5. Имплантируемый полый протез по пп.2 и 3, отличающийся тем, что намотка ленты в соседних слоях выполнена крестообразно.

6. Имплантируемый полый протез по пп.1-5, отличающийся тем, что шаг намотки равен или меньше ширины ленты.

7. Имплантируемый полый протез по п.1, отличающийся тем, что тело протеза выполнено намоткой двуосноориентированной ленты, выполненной из материала, имеющего объемную долю пространства пустот 45-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,1-0,6 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 5-45 мкм и среднюю хорду объемную 5-30 мкм.

8. Имплантируемый полый протез по п.1, отличающийся тем, что он дополнительно включает армирующий элемент, выполненный в форме колец, закрепленных на внешней оболочке протеза.

9. Имплантируемый полый протез по п.1, отличающийся тем, что он дополнительно включает армирующий элемент, выполненный в форме спирали, закрепленной на внешней оболочке протеза.

10. Имплантируемый полый протез по пп.8 и 9, отличающийся тем, что армирующие элементы закреплены на дополнительной внешней оболочке, сформированной намоткой ленты полимерного материала и установленной с возможностью перемещения вдоль оси протеза.

11. Имплантируемый полый протез по пп.8 - 10, отличающийся тем, что он дополнительно содержит оболочку, сформированную намоткой ленты полимерного материала, закрепленную поверх армирующего элемента.

12. Имплантируемый полый протез по п.1, отличающийся тем, что лента выполнена из полимерного материала, выбранного из группы, включающей политетрафторэтилен, сополимер тетрафторэтилена с гексафторпропиленом с содержанием последнего не более 2 мас.%, сополимер тетрафторэтилена с перфторвинилпропиловым эфиром, содержащим не более 2 мас.% перфторвинилпропилового эфира.

13. Имплантируемый полый протез по п.1, отличающийся тем, что внутренний каркас выполнен из полимерного материала, выбранного из группы, включающей политетрафторэтилен и сополимеры тетрафторэтилена с гексафторпропиленом и тетрафторэтилена с перфторвинилпропиловым эфиром с содержанием сомономера не более 2 мас.%.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к протезам кровеносных сосудов и других трубчатых или полых органов, имплантируемых в человеческий организм. Указанные протезы могут быть использованы во внутрисосудистой хирургии, хирургии протоков экстрасекреторных органов, хирургической онкологии, гастроэнтерологии, урологии, пульмонологии, а также для экстраанатомического использования.

Во всех указанных областях применения основными условиями успешного использования протеза являются его биосовместимость, прочность, резистентность к распространению инфекции, низкая тромбогенность и кровепроницаемость, которые находят выражение в сохранении физико-механических свойств протеза при его интеграции в организм и в отсутствии реакции отторжения имплантата со стороны организма.

Одним из требований, предъявляемых к материалам, предназначенным для изготовления имплантируемых протезов, является биологическая и химическая инертность. Этому требованию в наибольшей степени отвечают политетрафторэтилен (ПТФЭ) или сополимеры тетрафторэтилена (ТФЭ), например, с гексафторпропиленом или перфторвинилпропиловым эфиром.

Известен полый протез кровеносного сосуда из ПТФЭ, выполненный в виде цилиндрической трубки и имеющий пористую структуру в виде узлов, соединенных фибриллами [Европейский патент 0293090 М. кл. А 61 L 27/00, 1988 г.]. Указанный протез изготовлен экструзией с последующей вытяжкой, необходимой для получения пористого изделия.

Однако экструдированный и растянутый в одном направлении ПТФЭ имеет выраженную волокнистую структуру, что при функционировании протеза кровеносного сосуда приводит к образованию ослабленных мест, подобных аневризмам естественных кровеносных сосудов, и может приводить к разрыву протеза и кровоизлиянию. Кроме того, при анастомозе конец протеза может разрываться в продольном направлении при натяжении сшивающей нити.

Одним из решений по устранению указанного недостатка является разработка и использование тонкостенных (толщиной менее 0,25 мм) протезов кровеносных сосудов, выполненных намоткой на оправку тонкой ориентированной пленки из ПТФЭ. Ориентированная пленка имеет пористую структуру в виде узлов, соединенных фибриллами, аналогичную описанной в европейском патенте 0293090. Протезы кровеносных сосудов и другие имплантаты трубчатой формы выполнены из, по крайней мере, двух слоев ориентированной пленки из ПТФЭ, намотанных на оправку так, что направление фибрилл в соседних слоях перпендикулярно друг другу [патенты США 5972441, МКИ В 29 D 22/00, 1999; 6025044 МКИ В 29 D 22/00, 2000; 6027779 МКИ В 29 D 22/00, 2000]. Протезы, включающие два или более слоя ориентированной ПТФЭ-пленки, обладают высокой прочностью скрепления, не рвутся при наложении анастомозов. Они обладают гибкостью и могут быть сжаты до меньшего диаметра, что позволяет вводить их в сжатом виде через катетер. Кроме того, изготовление протеза из слоев пленки позволяет производить протезы с разветвлениями и ответвлениями (бифуркацией). Однако, они сохраняют память формы, что проявляется при сгибе или перекручивании трубки. На имплантированной трубке будет возникать сгиб или перекручивание при воздействии малейшей побуждающей силы. Не случайно протезы, представленные как лучшие примеры воплощения в указанных патентах, содержат внутренние усиливающие элементы (фиг.10 во всех указанных выше патентах), препятствующие сгибанию или перекручиванию под механическим воздействиям. Кроме того, при использовании тонкостенных протезов сложно проконтролировать степень их натяжения при проведении операции.

Наиболее близким по совокупности существенных признаков к заявляемому имплантату является имплантируемый полый протез из (со)полимера тетрафторэтилена, структура которого выполнена в виде элементов узлов, связанных фибриллами, и элементов пространства пустот, с соединением элементов в трехмерную сеть, включающий тело протеза, сформированного, по крайней мере, из одного слоя, образованного намотанной на сердечник лентой, выполненной из материала, имеющего объемную долю пространства пустот 25-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,1-9,0 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 1,5-50 мкм, среднюю хорду объемную 0,4-30 мкм, или из материала, имеющего объемную долю пространства пустот 1-35%, удельную поверхность пространства пустот 0,5-20 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-15 мкм, среднюю хорду объемную 0,1-10 мкм [патент РФ 2128024, МКИ A 61 F 2/00, опубл. 27.03.99, Бюл. 9]. Указанный протез имеет толщину стенки 0,01-0,25 мм, может быть выполнен с ответвлениями или разветвлениями (бифуркацией) и содержать несколько (2 и более) слоев намотанной пленки, при этом направление фибрилл в соседних слоях может быть перпендикулярно друг другу.

Протез обеспечивает высокую проницаемость для тканей организма в процессе его вживления в организм, что позволяет выполнять функцию замещаемого органа (кровеносного сосуда), а также обеспечивает достаточно высокую прочность скрепления.

Однако упругоэластические свойства стенки такого протеза далеки от свойств стенки нативной артерии, в силу чего он плохо проводит пульсовую волну. Нарушение пульсовой волны способствует развитию гиперплазии неоинтимы в области анастомозов, что в результате приводит к тромбозу протеза.

Технический результат, достигаемый в заявляемом изобретении, заключается в повышении упругоэластических свойств протеза, что позволяет приблизить свойства протеза к свойствам нативной артерии.

Указанный технический результат достигается тем, что имплантируемый полый протез из полимерного материала, структура которого выполнена в виде элементов узлов, связанных фибриллами, и элементов пространства пустот, с соединением элементов в трехмерную сеть, включающий тело протеза, сформированного, по крайней мере, из одного слоя, образованного намоткой ленты, выполненной из материала, выбранного из группы, включающей материал, имеющий объемную долю пространства пустот 25-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,1-9,0 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 1,5-50 мкм, среднюю хорду объемную 0,4-30 мкм, и материал, имеющий объемную долю пространства пустот 1-35%, удельную поверхность пространства пустот 0,5-20 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-15 мкм, среднюю хорду объемную 0,1-10 мкм, дополнительно содержит внутренний пористый каркас с толщиной стенки 0,2-2,0 мм, выполненный из пористого полимерного материала, имеющего объемную долю пространства пустот 30-90%, удельную поверхность пространства пустот 0,1-0,9 мкм²/мкм³ среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-50 мкм, среднюю хорду объемную 1-30 мкм.

В зависимости от назначения и диаметра имплантируемого полого протеза внутренний пористый каркас может иметь толщину стенки от 0,2 до 2,0 мм. Так, в протезах кровеносных сосудов диаметром 2-8 мм толщина внутреннего пористого каркаса составляет 0,20-0,75 мм; в протезах большого диаметра (10-30 мм) толщина внутреннего пористого каркаса составляет 0,75-2,00 мм.

Внутренний пористый каркас сформирован экструзией ПТФЭ или сополимера тетрафторэтилена с гексафторпропиленом или перфторвиниловым эфиром с последующей вытяжкой на 300-1000%. Вытяжка формирует структуру, состоящую из элементов узлов, соединенных фибриллами, и элементов пространства пустот, соединенных в трехмерную сеть. Эта структура имеет объемную долю пространства пустот 30-90%, удельную поверхность пространства пустот 0,1-0,9 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-50 мкм и среднюю хорду объемную 1-30 мкм.

Оболочка имплантируемого протеза, образованная намоткой ленты, имеющей указанную выше структуру, содержит от одного до шести слоев ленты, лучше 2-6 слоя и предпочтительно 4-6 слоев ленты. Угол намотки ленты в каждом слое (по отношению к продольной оси протеза) больше 0^o и меньше или равен 90^o. Намотка ленты в соседних слоях может быть выполнена под одинаковым или под различным углом или крестообразно. Шаг намотки ленты равен или меньше ширины ленты.

Лента, формирующая оболочку имплантируемого протеза, получена так, как это описано в патенте РФ 2128024. Нами было обнаружено, что наилучшие результаты дает намотка двуосноориентированных лент, имеющих следующую структуру: объемная доля пространства пустот 45-94%, удельная поверхность пространства пустот 0,1-0,6 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 5-45 мкм и средняя хорда объемная 5-30 мкм. Слои могут быть сформированы намоткой ленты любой указанной выше структуры. Оболочка имплантируемого протеза может содержать слои с различными структурами, указанными выше.

Имплантируемый протез может иметь на внешней стороне усиливающий (армирующий) элемент, выполненный в форме отдельных колец или спирали. Армирующие кольца или спираль закреплены на внешней оболочке протеза. Протез может иметь дополнительную внешнюю оболочку с армирующим(и) элементом(ами), закрепленным (ими) на ней, размещенную на протезе с возможностью перемещения (скольжения) вдоль оси протеза. Протез, включающий армирующий элемент, может иметь дополнительную оболочку, сформированную намоткой ленты и покрывающую сверху армирующий элемент.

Полимерный материал, из которого выполнен имплантируемый протез, это политетрафторэтилен или сополимер тетрафторэтилена с гексафторпропиленом или с перфторвинилпропиловым эфиром, содержащий не более 2% сомономера, предпочтительно политетрафторэтилен.

Усиливающие элементы в форме колец или спирали могут быть полимерными (ПТФЭ или сополимеры ТФЭ с гексафторпропиленом или перфторвинилпропиловым эфиром) или из металла в полимерной оболочке, или углеродного волокна, предпочтительно полимерным.

Заявляемый протез представлен на фиг.1-11.

На фиг. 1 представлен полый протез, тело которого выполнено из одного слоя ленты, намотанной на пористый каркас с шагом намотки равным ширине ленты.

На фиг. 2 представлен полый протез, тело которого выполнено из одного слоя ленты, намотанной на пористый каркас с шагом намотки меньше ширины ленты.

На фиг. 3 представлен протез, тело которого выполнено из нескольких (четырех) слоев ленты, намотанной на пористый каркас, с крестообразным направлением намотки в соседних слоях.

На фиг.4 - протез, упроченный наружной спиралью.

На фиг. 5 представлен протез с дополнительной "скользящей" оболочкой, снабженной усиливающей спиралью.

На фиг. 6 представлен протез с дополнительной "скользящей" оболочкой и усиливающим элементом, закрытым сверху оболочкой.

На фиг.7 представлен протез, упроченный наружными кольцами.

На фиг. 8 представлен протез, тело которого выполнено из шести слоев пленки, намотанной на пористый каркас, причем направление намотки в соседних слоях крестообразное.

На фиг.9 представлен снимок стенки продольного сечения заявляемого протеза, сделанный под микроскопом.

На фиг.10 - снимок внутренней поверхности протеза.

На фиг. 11 - снимок двуосноориентированной пленки, из которой выполнена наружная оболочка протеза.

Протез включает пористый каркас 1, выполненный из ПТФЭ или сополимера ТФЭ, структура которого характеризуется двумя связанными взаимопроникающими матрицами, матрицей полимера в виде узлов, соединенных фибриллами, и матрицей пространства пустот, элементы которого соединены в трехмерную сеть. На пористый каркас 1 намотан слой пленки толщиной не менее 0,005 мм, разрезанной на ленты. Пленка также изготовлена из ПТФЭ или сополимера ТФЭ с гексафторпропиленом или перфторвинилпропиловым эфиром, содержащим до 2% сомономера. Структура пленки также характеризуется двумя взаимопроникающими матрицами, матрицей полимера в виде узлов, соединенных фибриллами, и матрицей пространства пустот, элементы которого соединены в трехмерную сеть. Пленка намотана под углом от 0^o до 90^o; шаг намотки менее (фиг.2) или равен (фиг. 1) ширине ленты. Лента может быть намотана в один слой, как это показано на фиг.1 и 2, или в несколько слоев, как это показано на фиг.3 и 8. В последнем случае угол намотки в соседних слоях не совпадает; слои намотаны крестообразно.

На внешней стороне протез может иметь усиливающий (упрочняющий) элемент, выполненный в форме спирали 3 или колец 3 (см. фиг.4 и 7), размещенный на слое 2, образованном намоткой ленты, и прикрепленный к нему. Усиливающий элемент может быть выполнен из ПТФЭ или сополимера ТФЭ с гексафторпропиленом. Усиливающий элемент 3 может быть закреплен на дополнительной оболочке 4 (см. фиг. 5), выполненной из той же двуосноориентированной полимерной ленты и размещенной на протезе поверх оболочки 2 с возможностью перемещения вдоль оси протеза ("скользящая" оболочка). Усиливающий элемент 3 может быть сверху закрыт дополнительной оболочкой 5 (фиг.6), выполненной из той же двуосноориентированной полимерной ленты. В последнем случае усиливающий элемент может быть выполнен из металла, например, из стали, титана, сплава нитинол и т.п. в виде спирали или сетки.

Стереологические (объемные) параметры каркаса и оболочек заявляемого протеза определены по известной методике [Пантелеев В.Г., Рамм К.С. Неорганические материалы, 1986, том 22, 12, с. 1941-1951; Автангилов Г.Г. и др. Системная стереометрия в изучении патологического процесса. М., "Медицина, 1981; Чернявский К.С. Стереология в металловедении. М., "Металлургия", 1977] .

Согласно определению структура материала каркаса имеет объемную долю пространства пустот 30-90%, удельную поверхность пространства пустот 0,1-0,9 мкм²/мкм³ среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-50 мкм, среднюю хорду объемную 1-30 мкм.

Структура материала оболочки, выполненной из двуосноориентированной пленки, имеет объемную долю пространства пустот 25-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,1-9,0 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 1,5-50 мкм, среднюю хорду объемную 0,4-30 мкм, или объемную долю пространства пустот 45-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,1-0,6 мкм²/мкм³ среднее расстояние между пустотами в объеме 5-45 мкм, среднюю хорду объемную 5-30 мкм, или объемную долю пространства пустот 1-35%, удельную поверхность пространства пустот 0,5-20 мкм²/мкм³ среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-15 мкм, среднюю хорду объемную 0,1-10 мкм.

На фиг.9 представлена фотография продольного среза протеза, такого который показан на фиг.3, с многослойной оболочкой, намотанной крестообразно. Толщина каркаса в этом случае 0,5 мм (500 мкм), толщина оболочки 55 мкм. Отчетливо видна трехмерная сеть, образованная пространством пустот и узлы полимерной матрицы.

Снимки внутренней поверхности протеза (фиг. 10) и пленки, образующей внешний слой протеза (фиг. 11) также свидетельствуют о наличии указанной структуры.

Были проведены исследования динамических упругоэластических свойств (скорость пульсовой волны) образцов заявляемого протеза по сравнению с образцами нативных кровеносных сосудов по методике, разработанной в лаборатории медицинских полимеров Научного центра сердечно-сосудистой хирургии имени А. Н. Бакулева РАМН (г. Москва).

Результаты испытаний представлены в таблице.

Скорость распространения пульсовой волны в нативном кровеносном сосуде (бедренная артерия in vitro) диаметром 6 мм - 8,00,5 м/с.

Для сравнения приведены данные для протеза, не содержащего каркаса (по прототипу).

Как видно из данных, приведенных в таблице, скорость пульсовой волны в заявляемом имплантируемом протезе приближается к скорости пульсовой волны в нативных кровеносных сосудах и ниже, чем в протезе по прототипу. Скорость пульсовой волны в сосуде диаметром 32 мм (протез аорты) выше, что соответствует скорости пульсовой волны в подобных сосудах.

Было проведено протезирование брюшной аорты 25 беспородных собак заявляемым имплантируемым полым протезом диаметром 6 мм. Сроки наблюдения составили от одного до 13 месяцев. Протез легко моделировался в соответствии с особенностями анастомоза, легко прокалывался иглой, хорошо адаптировался с краем сосуда, обеспечивая герметичность при затягивании нити. Стенка протеза при наложении шва не прорезывалась и не разволокнялась. При запуске кровотока лишь в некоторых случаях наблюдалось незначительное кровотечение, быстро останавливаемое прижатием салфетки.

Ни в раннем послеоперационном, ни в последующем периоде наблюдения у прооперированных собак не отмечено ни одного тромбоза. Пальпаторно определялась отчетливая пульсация бедренных артерий.

При заборе материала все протезы имели форму и размеры, соответствующие исходным. Ни в одном случае не отмечено вовлечение протеза в рубцовый перипроцесс. Через 14 месяцев трансплантат, покрытый тонкой, прочной неоадвентицией, хорошо контурировался и не был спаян с окружающими органами и тканями.

Через 5-7 месяцев неоинтима трансплантатов полностью покрывала внутреннюю поверхность протеза; переход интимы аорты в неоинтиму протеза был гладким. Отсутствовали признаки гиперплазии неоинтимы в области анастомозов.