Материал: Polioxialkanoaty_POA__biorazrushaemye_polimery_dlya_meditsiny

1.3. Области применения искусственных материалов

С каждым годом расширяется номенклатура биоматериалов в различных областях практического здравоохранения. Кратко рассмотрим ряд примеров использования биоматериалов в изделиях медицинского назначения.

1.3.1. Материалы для сердечно-сосудистой хирургии

Наиболее большую группу материалов медицинского назначения представляют собой материалы для сердечно-сосудистой хирургии (таблица 1.3).

Таблица 1.3 Биомедицинские материалы для сердечно-сосудистой хирургии

и область их применения (Senatore, 1988; Биосовместимость, 1999)

15

16

Области их применения достаточно широки, – это многосерийное производство изделий (например, мешков для хранения крови, игл и шприцев), изготовление изделий с более жесткими требованиями к гемосовместимости (например, внутрисосудистые катетеры), создание высокотехнологичных и требующих наукоемких исследований имплантируемых изделий малых серий (протезов кровеносных сосудов, искусственных клапанов сердца, систем искусственного и вспомогательного кровообращения и т. п.).

1.3.2. Материалы для протезов кровеносных сосудов

К гемосовместимым материалам, предназначенным для изготовления протезов кровеносных сосудов, особенно вен или артерий малого диаметра, предъявляются наиболее жесткие требования (Soldani, 1991; Tomizava, 1995). Гемосовместимость сосудистых протезов зависит не только от природы используемого материала и технологии изготовления протеза, но и от целого ряда таких факторов, как:

–конструкция и диаметр протеза;

–условия гемодинамики в области имплантации протеза;

–состояние пациента и характер процесса заживления раны после операции;

–вид анастомозов и тактики антитромбогенной терапии;

–физико-механические свойства, в частности, порозность и деформируемость в радиальном и продольном направлениях;

–развитие инфекции и других послеоперационных осложнений.

17

Тем не менее, реальной возможностью улучшения медикобиологических свойств сосудистых протезов является поиск материалов с улучшенными гемосовместимыми свойствами.

Исходя из типа материала природного или синтетического происхождения, современные коммерческие или лабораторные сосудистые протезы можно разбить на несколько групп, каждая из которых имеет свои недостатки и достоинства (Senatore, 1988; Биосовмести-

мость, 1999):

1)рассасывающиеся и биодеградируемые протезы из полилактина 910, смеси полиуретана и поли-L-лактида,

2)ксенопротезы на основе кровеносных сосудов крупного рогатого скота,

3)аллопротезы из бедренных вен,

4)полиэтилентетрафталатные (Dacron) протезы,

5)политетрафторэтиленовые (Teflon) протезы, включая фибриллярные политетрафторэтиленовые (Gore-Tex) протезы,

6)эластичные протезы из полиуретановых и дакроновых (тефлоновых) нитей,

7)тканые протезы из полиэтилентетрафталата с обработкой внутренней поверхности тетрафторэтиленом в режиме тлеющего плазменного разряда,

8)тканые велюровые протезы на основе полиэтилентетрафталата с полипропиленовой оболочкой,

9)протезы из композитных материалов на основе материала естественных кровеносных сосудов и дакроновых (тефлоновых) волокон,

10)протезы из коллагенсодержащих материалов,

11)биопротезы из пупочной вены человека,

12)дакроновые (тефлоновые) протезы, модифицированные гемосовместимыми гидрофобно-гидрофильными и (или) гепаринсодержащими полимерными покрытиями,

13)гибридные сосудистые протезы на основе смесей синтетического материала (полиуретан, полиакриламид, полиакриловая кислота, поливиниловый спирт) с фибрином или коллагеном.

Из синтетических протезов наибольшее распространение в кли-

нической практике в последние 15 лет получили сосудистые протезы на основе политетрафторэтилена (ПТФЭ) (Биосовместимость, 1999). ПТФЭ – один из наиболее химически инертных полимерных материалов. При имплантации протезы из ПТФЭ вызывают минимальную реакцию окружающих тканей, а сам материал не изменяет свои ме- дико-биологические и физико-химические свойства. К отрицательным свойствам неармированных протезов из ПТФЭ следует отнести возможность развития аневризмы в аортальной позиции.

18

Одной из основных проблем остается отсутствие функционально надежных сосудистых протезов из синтетических материалов малого диаметра (не более 4.0 мм), необходимых для аортокоронарного шунтирования. Заметим, что все известные попытки создания сосудистых протезов малого диаметра основаны на поиске гемосовместимых биологических, синтетических или гибридных покрытий, обеспечивающих минимальную реакцию модифицированной внутренней поверхности протеза с кровью, а внешней – с тканями организма.

1.3.3. Синтетические биодеградируемые материалы

Биодеградируемыми биосовместимыми материалами называются материалы, способные разрушаться после определенного времени имплантации с образованием нетоксичных продуктов, которые выводятся организмом или усваиваются им. Наиболее перспективными областями применения таких материалов в медицине являются: биодеградируемые шовные нити, матрица для доставки лекарств в определенные участки организма, сердечно-сосудистые, стоматологические и ортопедические хирургические временные крепежные элементы (Липатова и Пхакадзе, 1983; Пхакадзе, 1990; Degradable Materials, 1990; Биосовместимость, 1999; Amass et al.,1999).

В таблице 1.4 перечислены современные биоабсорбируемые материалы, главным образом, на основе лактидов, гликолидов и их сополимеров, выпускаемые рядом зарубежных фирм. Основным фактором, сдерживающим клиническое применение новых биодеградируемых материалов, является проблема регулируемости и контролируемости процессов их биодеструкции в реальных условиях организма. Наиболее изученными в этом плане являются полиуретаны. Было показано, что деструкция медицинского полиуретанового клея КЛ-3 в организме происходит, как по пути неферментативного гидролиза, так и клеточным путем (Пхакадзе Г. А., 1990). При этом резорбция полимерного материала протекает клеточным путем и связана, в основном, с двумя типами клеток – макрофагами, осуществляющими фагоцитоз мельчайших частиц полимера, и гигантскими клетками инородных тел, вызывающими его лизис. «Доля» клеточного компонента биодеструкции обычно тем более выражена, чем больше развита поверхность полимера, например, у перистогубчатых имплантатов, или на поздних этапах деструкции полимеров, когда поверхность имплантата увеличивается за счет эрозии. Эта закономерность сохраняется и для полиуретанов тривиального состава, как правило, подвергающихся неферментативному гидролизу, и для полиуретанов со «слабыми звеньями» (сложные эфирные группы, полисахаридные звенья), способных подвергаться ферментативному расщеплению (Пхакадзе Г. А., 1990).

19