отдел заказов: zakaz@lintex.ru
г.Санкт-Петербург: (812) 385-44-30, 319-21-81
о предприятии
о предприятии
о предприятии
о предприятии
4
Главная / БИБЛИОТЕКА / Ненатяжная герниопластика полимерными сетчатыми эндопротезами

Вы можете задать вопрос врачу-консультанту или менеджеру

Ненатяжная герниопластика полимерными сетчатыми эндопротезами

27
5/2011
Монография: Жуковский В. А. Полимерные эндопротезы для герниопластики. – СПб.: Эскулап, 2011. – 104 с.
Полный текст монографии Жуковского В. А. «Полимерные эндопротезы для герниопластики» – СПб.: Эскулап, 2011. Доступен в pdf-версии.
   

Содержание

Предисловие

Введение

1. Классификация современных эндопротезов

2. Медико-технические требования к эндопротезам

3. Анализ ассортимента и свойств современных полимерных эндопротезов

3.1. Пленочно-пористые эндопротезы

3.2. Нетканые эндопротезы

3.3. Вязаные эндопротезы

3.3.1. Сетчатые эндопротезы из комплексных нитей

3.3.2. Эндопротезы из полипропиленовых мононитей

3.3.3. Концепция легких сетчатых эндопротезов

3.3.4. Сетчатые эндопротезы из поливинилиденфторидных мононитей

4. Сравнительное изучение свойств эндопротезов

4.1. Структура и физико-механические свойства эндопротезов

4.2. Динамика изменения физико-механических свойств эндопротезов в процессе интеграции в брюшную стенку

4.3. Медико-биологические свойства эндопротезов

4.3.1. Токсикологические испытания и контроль стерильности эндопротезов

4.3.2. Исследование биосовместимости эндопротезов

5. Предэксплуатационная обработка эндопротезов

5.1. Влажная, термическая и химическая обработка

5.2. Лазерный раскрой эндопротезов

5.3. Упаковка эндопротезов

5.4. Финишная стерилизация

5.4.1. Стерилизация ионизирующим излучением

5.4.2. Стерилизация газовая оксидом этилена

5.4.3. Исследование влияния стерилизации на прочностные характеристики эндопротезов

6. Некоторые практические рекомендации по использованию эндопротезов

7. Перспективы совершенствования сетчатых эндопротезов

7.1. Сетчатые эндопротезы с противоспаечными свойствами

7.2. Антимикробные сетчатые эндопротезы

7.3. Эндопротезы, стимулирующие репаративные процессы

Заключение

Библиографический список

 

Предисловие

 Оперативное лечение больных с грыжами живота – одна из сложнейших проблем абдоминальной хирургии. Традиционно грыжи живота относят именно к заболеваниям хирургического профиля, исходя из того, что ткани брюшной стенки в области дефектов практически неспособны к полноценной анатомической регенерации, и только оперативное вмешательство способно устранить образовавшийся дефект. При этом необходимо укрепление тем или иным способом слабого места брюшной стенки, где собственные ткани показали свою несостоятельность.

Современные методики пластики грыж (герниопластики) с использованием эндопротезов из синтетических полимеров позволяют существенно улучшить результаты хирургического лечения грыж брюшной стенки. При этом наряду с техникой оперативного вмешательства важное значение имеет качество эндопротеза.

В настоящее время на международном рынке биопротезных материалов, не смотря на отказ от явно бесперспективных, представлено более ста самых разнообразных продуктов. Этот фактор, а также отсутствие аналитических обзоров последних достижений в этой области, по крайней мере, в отечественной литературе, дезориентируют хирургов и затрудняют выбор адекватных изделий для конкретной хирургической ситуации. Кроме того, в действительности не всегда подтверждаются заявления, сделанные производителями эндопротезов как в рекламных, так и в научно-технических источниках информации.

В работе, на основании критического анализа литературных источников и результатов собственных исследований, предпринята попытка, с точки зрения химика-технолога и текстильного материаловеда, представить реальное положение и все современные данные, которые доступны на сегодняшний момент, в части разработки, производства и предэксплуатационной подготовки полимерных эндопротезов.

Книга является первой попыткой в отечественной литературе систематизировать имеющийся научный и практический опыт в данной области.

В монографии представлены материалы, в значительной степени основанные на совместных разработках сотрудников ООО «Линтекс» (Санкт-Петербург) и ученых Санкт-Петербургского университета технологии и дизайна, имеющих приоритет в создании и производстве отечественных  эндопротезов для аллопластики в герниологии.

 

 

Введение

Интенсивное развитие новых медицинских технологий пластических операций остро ставит вопрос о создании современных синтетических имплантатов для реконструктивно-восстановительной хирургии.

Проблема хирургической реабилитации больных с обширными дефектами опорных мягких тканей в большинстве случаев не может быть разрешена без применения полимерных имплантатов (эндопротезов), укрепляющих эти ткани.

Грыжеобразование является сложной многоплановой патологией, обусловленной нарушением равновесия между внутрибрюшным давлением и сопротивляемостью брюшной стенки.

Брюшную полость можно представить как сосуд условно цилиндрической формы, ограниченный спереди и боков довольно тонкой брюшной стенкой, основу которой составляет мышечно-апоневротический слой. При повышении внутрибрюшного давления нагрузка на брюшную стенку возрастает и в случае недостаточной прочности последней образуются выпячивания (грыжи), в которые могут попасть сальник, тонкая кишка и другие внутренние органы. Грыжи брюшной стенки чаще всего проявляются болевым синдромом и расстройствами пищеварения. Наибольшую опасность среди осложнений данного заболевания представляет острая кишечная непроходимость, сопровождающаяся высокой летальностью даже в условиях современного стационара.

Повышение внутрибрюшного давления может быть связано с поднятием тяжестей, хроническим кашлем, частым чиханием (например, при аллергическом рините), беременностью и др. Дефекты брюшной стенки могут быть врожденными и приобретенными. К образованию грыж предрасполагают конституциональные факторы, пол, возраст, истощение, ожирение, расслабление связочно-мышечного аппарата, перенесенные операции и травмы. В зависимости от локализации грыжевого отверстия грыжи брюшной стенки могут быть паховые (прямая и косая), бедренные, вентральные (пупочная, эпигастральная и др.). Послеоперационные грыжи возникают в отдаленном периоде после хирургических вмешательств на органах брюшной полости. Если же первичная операция проводилась по поводу грыжи, то послеоперационная грыжа является рецидивной.

Как было отмечено, любые грыжи живота относят к заболеваниям хирургического профиля. До середины предыдущего столетия хирургическое лечение больных с обширными дефектами опорных мягких тканей и мышц выполнялось «под натяжением», путем усиления слабых мест апоневротическими дупликатурами, мышцами, кожными трансплантатами и т.п. Однако частота рецидивов достигала 10%, а при сложных грыжах – 30% и более. Причиной этого являлось сшивание разнородных, рубцовоизмененных тканей, зачастую с натяжением для их плотного соприкосновения, что противоречит биологическим закономерностям заживления ран.

В поисках путей уменьшения количества рецидивов за последние несколько десятилетий была разработана концепция «ненатяжной» пластики грыж с использованием синтетических имплантатов. При этом грыжевые ворота закрывает эндопротез, который удерживает в фиксированном положении укрепляемые поверхности и служит каркасом для врастания соединительной ткани. Пористая структура эндопротеза способствует прорастанию соединительной ткани в ячейки имплантата, практически вовлекая его в толщу рубца.

В общей сложности, за всю историю «ненатяжной» герниопластики делались многократные попытки использования различных материалов: металлических сетчатых протезов из серебряной, танталовой проволоки, нержавеющей стали; полимерных протезов из резины, каучука, вискозных и полиамидных нитей, поливинилспиртовой губки, углеродного волокна, политетрафторэтиленовых и др. нитей. Многие из этих материалов подвергались гидролизу и биодеградации, легко инфицировались и вызывали реакции отторжения, не обладали механической прочностью, гибкостью и формоустойчивостью. Большинство из них так никогда и не применялись в хирургической практике.

На сегодняшний день наиболее приемлемыми материалами для пластики грыж (герниопластики), хирургии тазового дна, замещения различных дефектов мягких тканей и т.д. являются сетчатые эндопротезы из полимерных нитей, использующихся в качестве шовных хирургических материалов. За рубежом широкое применение нашли эндопротезы из полипропиленовых мононитей и полиэтилентерефталатных комплексных (полифиламентных) нитей. Ряд фирм: Ethicon (USA), C.R.Bard (USA), Covidien (USA), Meadox Medical Corp. (USA), B.Braun (Germany), Resorba (Germany), Cousin Biotech (France) и др. производят такую продукцию. В мире ежегодно имплантируется более одного миллиона эндопротезов, с их применением выполняются операции в большинстве клиник Европы и США.

Проведение подобных операций в России сдерживалось отсутствием отечественных и высокой стоимостью импортных эндопротезов. Поэтому многим пациентам с обширными дефектами мягких тканей, например, с большими и гигантскими грыжами, особенно при сопутствующих заболеваниях жизненно важных органов и систем, отказывалось в хирургическом лечении по причине большого риска рецидива заболевания. В связи с этим разработка доступных для большинства населения РФ высококачественных отечественных полимерных сетчатых эндопротезов является целесообразной.

Для решения этой задачи необходимо проанализировать опыт изготовления и применения синтетических эндопротезов, сформулировать медико-технические требования к эндопротезам, спроектировать структуры сетчатых трикотажных полотен, удовлетворяющих медико-техническим требованиям, разработать технологию производства сетчатых эндопротезов, включая отделочные операции и стерилизацию, провести сравнительное изучение физико-механических и медико-биологических свойств отечественных и зарубежных эндопротезов.

1. Классификация современных эндопротезов

Существует несколько классификаций полимерных эндопротезов, самой известной из которых считается классификация Amid [72]. Он предложил разделить все виды биоматериалов на четыре типа:

·  тип I – протезы с большими (более 75 мкм) порами, что является необходимым для проникновения макрофагов, фибробластов, кровеносных сосудов и коллагеновых волокон такие как Prolene («Ethicon», USA), Bard («C.R. Bard Inc.», USA), Trelex («Meadox Medical Corp.», USA) и т.п.;

·  тип II – протезы с маленькими (меньше 10 мкм) порами – из «растянутого» политетрафторэтилена: Dual Mesh («W.L. Gore and Associates», USA), Dulex («C.R. Bard Inc.», USA);

·  тип III – протезы с большими порами, связанные из комплексных нитей, имеющих маленькие межволоконные поры: Mersilene («Ethicon», USA), Dacron («Meadox Medical Corp.», USA), Surgipro SPM («Covidien», USA);

·  тип IV – биоматериалы с очень маленьким (субмикронными) порами, такие как Silastic, Cellguard, перикардиальная оболочка Preclude и др., которые нельзя применять в качестве эндопротеза для герниопластики самостоятельно, но можно использовать в комбинации с протезами типа I в качестве противоспаечного слоя.

Как видим, данная классификация основывается исключительно на размере пор и не учитывает ни свойства полимеров, в плане биосовместимости с тканями организма и способности к биодеструкции, ни структурные характеристики эндопротезов.

Применяемые в настоящее время в герниопластике полимерные эндопротезы (рис. 1 – доступен в pdf версии) отличаются по способу производства (химическая или текстильная технология), строению (вязаные, нетканые, пленочно-пористые), виду полимера (политетрафторэтилен, полипропилен, полиэтилентерефталат и др.), структуре нити (мононити, комплексные, псевдомононити), способности к биодеструкции (нерассасывающиеся, рассасывающиеся, частично рассасывающиеся), конструкции (плоские, объемные). В ряде хирургических ситуаций определенный интерес представляют антимикробные эндопротезы и многослойные эндопротезы с противоспаечными (антиадгезионными) свойствами. Кроме того, в последние годы биоматериалы стали дифференцировать на, так называемые, «тяжелые» модификации и «легкие». Здесь подразумевается материалоемкость эндопротеза.

Такое многообразие вариантов, несмотря на, казалось бы, относительно простую задачу укрепления брюшной стенки, очевидно обусловлено комплексом требований, предъявляемых к эндопротезам.

2. Медико-технические требования к эндопротезам

Общими требованиями, предъявляемыми к любому типу эндопротезов, являются биосовместимость, биорезистентность, устойчивость к инфекции, способность быстро прорастать тканями, механическая прочность, ограниченная растяжимость во всех направлениях, устойчивость к распусканию и осыпанию краев, мягкость, хорошая моделируемость, минимальная материалоемкость, сохранение потребительских свойств после стерилизации [24, 25, 73, 92].

Максимальное соответствие используемых эндопротезов этим требованиям может обеспечить практическим хирургам достижение искомого результата – полное восстановление брюшной стенки на длительный период, предотвращающее образование рецидивов [10,18,21,64]. При этом, с точки зрения оперирующего хирурга, главное, чтобы эндопротез не вызывал выраженной воспалительной реакции, вокруг него достаточно быстро формировалась соединительнотканная капсула, которая может противостоять любому изменению внутрибрюшного давления, не снижая при этом подвижность брюшной стенки и не вызывая дискомфорта пациента [78,95,101]. Важным моментом также является доступная цена эндопротезов [25, 47].

Биосовместимость и устойчивость к воздействию физиологических сред в основном определяются природой полимера и увеличиваются в ряду полиэтилентерефталат (ПЭТФ, полиэфир, лавсан), полипропилен (ПП), поливинилиденфторид (ПВДФ) и политетрафторэтилен (ПТФЭ), преимущественно применяемых для производства эндопротезов [30,31,49,92].

Достаточно широко применяющиеся в качестве шовного материала поликапроамидные (полиамидные, капроновые) мононити не используют для изготовления сетчатых эндопротезов в связи с постепенной гидролитической деструкцией полимера под действием тканевых жидкостей, сопровождающейся снижением прочности и массы изделия [66,78].

Из комплексных поликапроамидных нитей в Болгарии делают сетчатую основу для антимикробных эндопротезов Ампоксен [4]. В последствии их производили под названием Септоксен. Авторы сообщают о хороших результатах, полученных при использовании таких сеток. К сожалению, других данных об эффективности таких материалов, особенно в отдаленном послеоперационном периоде, нет.

Показано [66,78], что эндопротезы из рассасывающихся нитей Vicryl, Dexon, PDS вовсе непригодны для пластики грыж, так как на момент их биодеструкции не успевает сформироваться достаточно прочный соединительнотканый рубец. Такие эндопротезы пытались применять в качестве антиадгезионного слоя совместно с полипропиленовой сеткой. Однако экспериментально-клинические исследования не подтвердили наличие существенного противоспаечного эффекта [91,100].

В дальнейшем такие нити были использованы для получения «облегченных» (частично рассасывающихся) сеток, упрочненных на момент операции и имеющих повышенную жесткость, что улучшает их манипуляционные свойства [79,92].

Устойчивость к инфекции также зависит от природы полимера, но в большей степени от пористости имплантата [71,76,78,101]. Возможна хроническая инфекция материала с размерами пор менее 15 микрон, так как  в них легко проникают микроорганизмы (размер порядка 1-2 микрона), но не могут попасть макрофаги (18-35 мкм) и лейкоциты (15-20 мкм), т.е. затруднен фагоцитоз внутри эндопротеза. Наличие в ране питательной среды и благоприятная температура способствуют колонизации эндопротеза микрофлорой.

Пленочно-пористые эндопротезы типа Gore-Tex (ПТФЭ), имеющие микропоры размером от 3 до 17 мкм, в основном не прорастают соединительной тканью, а инкапсулируются как инородное тело [86,92,101]. Капсула при этом не достигает прочности рубца из зрелой соединительной ткани, а вероятность инфицирования микропористого материала по указанной ранее причине достаточно высока [78,86,92]. Аналогичная (с точки зрения инфицирования) ситуация возникает и у крупноячеистых сетчатых эндопротезов, изготовленных из полифиламентных нитей, имеющих в сущности микропористую структуру [71,72,78,101]. Поэтому устойчивыми к инфицированию принято считать только эндопротезы сетчатые из мононитей и комплексных нитей с гидрофобным пленочным покрытием, так называемых «псевдомононитей» [25,72,78,101]. Более того, показано, что в случае инфицирования раны не требуется удаление таких эндопротезов, а рану можно вести как обычную гнойную [3,50].

Лучшей способностью быстро прорастать в организме с формированием полноценной рубцовой ткани обладают сетчатые эндопротезы [63,71,102].

Существует мнение [71], что минимальный размер пор эндопротезов должен быть не менее 50 мкм (хотя есть и другие предположения – 75 мкм [100] и даже 100 мкм [101]). В работе [73] указано, что в порах менее 100 микрон недостаточно места для капиллярного проникновения. Максимальный же размер пор не ограничен [73,83,92].

Необходимо отметить, что размер и форму ячейки сетчатого полотна, наверняка влияющих на процесс прорастания эндопротеза, более или менее точно можно определить для филейного трикотажного переплетения с круглой, квадратной, шестигранной и др. простой конфигурацией ячейки (подробнее об этом в разделе 3.3). Гораздо сложнее осуществить это на других основовязаных сетках, поскольку для обеспечения стабильности размеров и ограниченного растяжения эндопротеза во всех направлениях в трикотажных полотнах формируют ячейки сложной геометрической формы с дополнительными продольными, поперечными и диагональными протяжками нитей. Поэтому размер ячейки можно оценить достаточно условно [25,67]. С этой точки зрения более информативным является критерий пористости, которую мы предлагаем определять путем вытеснения жидкости при погружении в нее эндопротеза. Однако в большинстве исследований рассматриваются размеры ячеек.

Практически невозможно говорить о конкретных размерах пор нетканых материалов, имеющих большой их разброс в пределах 1-50 мкм. Тем не менее, по литературным данным [97] и результатам наших исследований [33] нетканые термоскрепленные материалы из полипропиленовых волокон хорошо прорастают тканями и на них формируется достаточно прочный рубец. А причиной того, что их фактически перестали использовать в реконструктивной хирургии, явилось большое количество инфекционных осложнений, связанных с микропористостью их структуры [33].

В то же время нами показано в эксперименте, что в сетчатых эндопротезах при размере ячеек 5 мм и более (следует заметить, что в крупноячеистых сетках для сохранения прочности приходится увеличивать толщину стенки ячейки) соединительной тканью толщиной порядка 2-4 мм обрастают только стенки ячеек, а середина остается свободной, т.е. формируется грубый перфорированный непрочный рубец. Эти результаты в определенной степени согласуются с данными Goldstein H.S. [78], определившим, что сетки с очень крупными порами прорастаю медленно.

Между тем существует мнение [92], что во всех модификациях сеток при формировании гранулемы вокруг стенки ячейки, превышающей половину размера просвета последней, гранулемы сливаются и образуют рубцовую пластину (явление, названное «bridging»). На тяжелых эндопротезах с мелкими порами формируется прочный, но толстый, грубый и жесткий рубец, негативно влияющий на функционирование брюшной стенки и качество жизни пациентов.

Нами [31-33] показано, что чем легче сетка, тем соединительнотканная пластина получается более тонкой и эластичной, но при этом существенно превосходящей по прочности перфорированный рубец.

Мы полагаем, что размеры ячеек должны находиться в пределах от 1 мм до 2-3 мм, причем их величина должна быть большей у тяжелых эндопротезов.

Механическая прочность эндопротезов должна быть достаточной, чтобы обеспечивать  целостность брюшной стенки в ближайший послеоперационный период, т.е. противостоять внутрибрюшному давлению [57,59,87]. По мере формирования рубец принимает на себя значительную часть нагрузки, что вполне кстати, с учетом хоть и достаточно медленного, но неотвратимого снижения прочности любого эндопротеза в результате биодеструкции полимерных нитей в отдаленные сроки [19,92,101]. Авторы [84-87,91] на основании теоретических расчетов (с учетом максимального внутрибрюшного давления при кашле достигающего 20 кПа) пришли к выводу, что прочность на разрыв, необходимая хирургическим эндопротезам, предназначенным для реконструкции брюшной стенки при крупных грыжах, должна быть не менее 32 Н/см, а при небольших грыжах – 16 Н/см.

Прочность сетчатых эндопротезов определяется их составом и структурой. Использование более толстых нитей обеспечивает увеличение прочности эндопротезов, но при этом резко возрастает их жесткость и материалоемкость [2,35]. Применение для изготовления эндопротезов сверхпрочных высокомодульных параамидных нитей Кевлар («Du Pont de Nemours. Inc.», USA) и отечественных СВМ, а также сверхпрочных нитей на основе сверхвысокомолекулярного полиэтилена Дайнема («DSM Dyneema», Netherlands) позволяет в несколько раз снизить толщину нитей (а соответственно и материалоемкость) без снижения прочности эндопротеза.

Однако проведенные нами исследования показали, что параамидные нити подвергаются в тканях выраженной биодеструкции. Так, через три недели после имплантации прочностные характеристики СВМ нитей снижались на 20-25%, а продукты гидролиза вызывали сильнейшую тканевую реакцию. Аналогичную картину наблюдали авторы [75] на кевларовых материалах.

По нашим данным эндопротезы из нитей Дайнема обладают существенно лучшей биосовместимостью, но являются чрезмерно мягкими, что затрудняет манипуляции с ними, особенно, при лапароскопических вмешательствах. Еще одной проблемой, возникающей при использовании таких нитей (кстати, используемых для изготовления бронежилетов и «кольчужных» хирургических перчаток) является трудность разрезания, что осложняет подгонку эндопротеза в процессе операции.

Пленочно-пористые материалы достаточно прочны на растяжение, но значительно слабее к раздиранию, например, после прокола режущей иглой, и поэтому для надежной фиксации рекомендуется накладывать швы в два ряда [101].

Нетканые термоскрепленные материалы из ПП волокон при поверхностной плотности 80–100 г/м2 вполне удовлетворяют требованиям по прочности [33, 97].

В случае, когда прочность эндопротезов вдоль петельного столбика существенно отличается от таковой вдоль петельного ряда, а также с учетом того, что в норме прочность абдоминальной фасции составляет 60-80 Н/см по горизонтали и 20-30 Н/см по вертикали [85], рекомендуется располагать эндопротезы направлением с большей прочностью по горизонтали. Однако мы убедились [32], что уже через 30 суток основную нагрузку во всех направлениях воспринимает сформированная вокруг эндопротеза капсула.

Ограниченная растяжимость эндопротезов обеспечивает стабильность брюшной стенки и объема брюшной полости. Избыточная растяжимость может привести к довольно большому выпячиванию брюшной стенки, создающему у пациентов ощущение рецидива грыжи («псевдорецидив»). Поэтому для нового поколения эндопротезов рекомендуется [92] удлинение при подпороговой нагрузке 16 Н/см в пределах 20–35 %. Очевидно это имеет существенное значение только в начальный послеоперационный период, поскольку проведенное нами исследование [32] показало, что эндопротезы, имеющие удлинение (при 16 Н/см) от 20 % до 89 %, после имплантации животным на 30 суток снижают его до 10–13 %. Это свидетельствует о том, что механические характеристики имплантатов после прорастания соединительной тканью в основном определяются свойствами рубца.

Требованию устойчивости к распусканию и осыпанию краев, а также стабильности размеров во всех направлениях удовлетворяют пленочно-пористые и нетканые материалы, а из сетчатых – трикотажные основовязаные структуры [25, 78].

Что касается «стабильности размеров во всех направлениях», то большинство производителей разработали и выпускают эндопротезы с достаточно близкими удлинением и прочностью в продольном (вдоль петельного столбика) и поперечном (вдоль петельного ряда) направлениях. В случае если получается ассиметричная растяжимость, например, как было у эндопротезов Parietex фирмы «Sofradim International» (France) изготовители рекомендуют располагать их направлением с большим удлинением поперек брюшной стенки [101], т.е. по горизонтали, поскольку эластичность последней в этом направлении выше, чем в продольном.

С учетом формирования соединительнотканного рубца, практически одинаково ограничивающего растяжимость брюшной стенки во всех направлениях, рассмотренная концепция вряд ли состоятельна.

Мягкость и моделируемость эндопротезов зависят как от вида полимера, так и от конструкции эндопротезов [2,25,87]. Наиболее ригидны сетчатые эндопротезы из мононитей. Их жесткость можно уменьшить, используя мононити с минимальными диаметрами и из более эластичных фторполимеров (ПВДФ, ПТФЭ). Несколько ниже жесткость сеток из комплексных нитей с покрытием (псевдомононитей). Далее идут эндопротезы из комплексных нитей без покрытия. Достаточно высокой оказалась жесткость у нетканых материалов. Самыми мягкими и гладкими являются пленочно-пористые ПТФЭ эндопротезы. Благодаря этому считают [92], что они обладают антиадгезионными свойствами и даже используют в качестве антиспаечного слоя в комбинации с сеткой из ПП мононитей в эндопротезах Bard Composix («C.R. Bard. Inc.», USA), Intramesh T1 («HerniaMesh», Italy) и др. Однако полностью проблема спайкообразования таким образом не решается. Процент формирования спаек при этом все равно достаточно высок и размещение таких эндопротезов интраперитонально без их тщательной перитонизации нецелесообразно.

Снижение материалоемкости эндопротезов обеспечивает уменьшение количества, пусть в известной степени биосовместимого, но все равно чужеродного  вещества. Следует отметить, что под материалоемкостью имплантата правильнее иметь ввиду не массу единицы площади, так называемую «поверхностную плотность», оцениваемую в г/м2, а полную поверхность нитей, образующих единицу площади эндопротеза. Это обусловлено с одной стороны тем, что контакт с организмом происходит по поверхности структурных элементов эндопротезов, а с другой – крайне различной удельной плотностью материалов (ПП – 0,92 г/см3, ПЭТФ – 1,38 г/см3; ПВДФ – 1,78 г/см3; ПТФЭ – 2,2 г/см3).

Таким образом, абсолютно одинаковые по размеру и структуре эндопротезы могут более чем в 2 раза отличаться по массе, а, значит, и по поверхностной плотности. Сравнение материалоемкости по поверхностной плотности корректно только для эндопротезов из одного полимера и одинакового строения. Поскольку площадь поверхности измерять достаточно сложно, а она напрямую связана с объемом полимерного материала (по крайней мере, для сетчатых эндопротезов), нами предложено, также как и в случае определения пористости, использовать объем вытесняемой жидкости при погружении в нее эндопротеза, либо воспользоваться расчетным методом, как описано в разделе 4.1.

В сетчатых эндопротезах реальное снижение материалоемкости можно достичь уменьшением в определенных пределах диаметра нитей и разработкой более редких трикотажных структур с большей величиной ячейки. Уменьшение материалоемкости нетканых и пленочно-пористых эндопротезов можно получить за счет снижения массы полимерного сырья в единице площади, например, путем получения более тонких или более пористых эндопротезов. Естественно, при этом происходит снижение прочности изделий. В связи с этим пределом снижения материалоемкости является минимально допустимая прочность эндопротезов – 16 Н/см [92].

Сохранение свойств эндопротезов после стерилизации обеспечивается правильным выбором метода стерилизации данного полимерного материала [42].

Рассмотрим свойства конкретных полимерных эндопротезов, нашедших наибольшее клиническое применение.

3. Анализ ассортимента и свойств современных полимерных эндопротезов

В данном разделе рассмотрены только материалы и изделия, нашедшие более или менее значимое место на рынке эндопротезов.

Так, например, пространственно-сшитый полимер на основе производных метакриловой кислоты, полученный по одностадийному методу путем фронтальной фотополимеризации в специальных формах, названный разработчиком (ООО «Репер-НН», Россия, Нижний Новгород) Реперен и предлагаемый для герниопластики, не нашел применения в широкой клинической практике. Это, очевидно, связано с крайне низкой прочностью [6], жесткостью, недостаточной устойчивостью к деформации на  изгиб и другими недостатками такой перфорированной пластины.

Практического интереса, судя по всему, не представляют и сетчатые эндопротезы из никелид-титановой проволоки, хотя и был отмечен ряд их достоинств [38]. Причиной, в первую очередь, является отсутствие промышленного производства такой проволоки и, поэтому, крайне высокая ее стоимость, а во вторую – отсутствие, по крайней мере, каких-либо ощутимых преимуществ с точки зрения биосовместимости и биомеханики. Очевидно, поэтому за прошедшие после публикации десять лет на рынке эндопротезов не появилось таких сеток.

3.1. Пленочно-пористые эндопротезы

За рубежом определенный сегмент рынка занимают эндопротезы пленочно-пористой, так называемой «растянутой» структуры на основе ПТФЭ – политетрафторэтилена (polytetrafluorethylen – PTFE), рассмотренные в таблице 1 (доступна в pdf-версии).

Ввиду сложности, многостадийности технологического процесса переработки ПТФЭ и необходимости разработки оригинального оборудования, а также средств контроля, медицинские имплантаты из пористого ПТФЭ выпускают только несколько фирм в мире. Основными производителями данного вида эндопротезов являются фирмы «W.L. Gore and Associates» (USA) и «C.R. Bard. Inc.» (USA). Продукция этих фирм представлена на рисунке 1 (доступен в pdf-версии). Один из достаточно известных эндопротезов фирмы «W.L. Gore and Associates» Dualmesh – двухслойный материал, сочетающий в себе две функционально различные поверхности: текстурную макропористую поверхность с размером пор порядка 150 мкм, через которую прорастает соединительная ткань, фиксирующая и укрепляющая эксплантат, и гладкую микропористую поверхность (3 мкм), обеспечивающую минимальное прорастание ткани и частичное предохранение от спаек с подлежащими тканями (антиадгезивные свойства). Особенность материала заключается в том, что при обширных дефектах передней брюшной стенки и выраженном рубцовом процессе с вовлечением париетальной брюшины допустима пластика с непосредственной укладкой эндопротеза на органы брюшной полости [21,66,101].

Эндопротез Mycromesh двухслойной структуры, одна сторона с порами 3 мкм, другая 17 мкм. В последнее время компания разработала новые эндопротезы Mycromesh Plus, Dualmesh Plus, представляющие  собой пленочно-пористые конструкции ПТФЭ с добавками хлоргексидина диацетата и карбоната серебра. Материал сохраняет свою антимикробную активность до 10 суток после имплантации.

Фирма «C.R. Bard. Inc.» предлагает эндопротез Dulex с микро- и макропористой поверхностями, аналогичный эндопротезу Dualmesh.

Российским производителем эндопротезов из микропористого ПТФЭ является предприятие «Экофлон» (Санкт-Петербург). Выпускаются имплантаты прямоугольной формы различных размеров толщиной от 0,2 до 1,0 мм с перфорацией диаметром 2,5 мм.

Как уже отмечалось, эндопротезы из ПТФЭ отличаются самой высокой биосовместимостью и биорезистентностью. Однако по причине инкапсулирования, возможности хронического инфицирования (поэтому делают антимикробную модификацию), невысокой прочности на раздирание, а также чрезвычайно высокой цены они не получили широкого распространения, по крайней мере в РФ. К тому же, сравнительно недавно, в литературе [92] появились сведения о кальцификации протезов из микропористого PTFE на поздних сроках, что может привести к повышенной хрупкости и ломкости материала и, как следствие, к разрушению и возможности рецидива. Повышение хрупкости мы наблюдали при исследовании эндопротезов «Экофлона».

Совсем недавно фирмой «B.Braun» (Germany) предложен альтернативный эндопротез из ПТФЭ (www.bbraun.com) под названием Omyra Mesh. Его получают блочной полимеризацией тетрафторэтилена в специальной форме, и он представляет собой политетрафторэтиленовую пластину с отверстиями в виде четырехлучевых звездочек (рисунок 2 - доступен в pdf-версии). В известной степени изделие похоже на Реперен, только более гладкое и гибкое.

Декларируемые фирмой преимущества: высокие биологическая инертность и биорезистентность, свойственные ПТФЭ; высокая пористость, сравнимая с пористостью ПП сетчатых эндопротезов; мягкость, гибкость и гладкость, обеспечивающие удобство манипуляций и антиадгезионные свойства; устойчивость к бактериальному загрязнению; прозрачность.

К сожалению, в рекламных материалах прочность на разрыв представлена без указания, к какой ширине образца она относится (нет возможности сравнительной оценки с другими эндопротезами). С учетом того, что при полимеризации в блоке получается изделие анизотропной неориентированной макромолекулярной структуры, сложно, в т.ч. и по аналогии с Репереном, ожидать высоких прочностных показателей, особенно на раздирание.

Очевидно, следует подождать дополнительных результатов, в том числе и медико-биологических испытаний.

3.2. Нетканые эндопротезы

Такие эндопротезы изготавливаются из полипропиленового термоскрепленного нетканого полотна (подобны материалам, используемым для изготовления одноразовой хирургической одежды и белья). На рисунке 3 (доступен в pdf-версии)  представлено изображение внешнего вида и строения данного материала. Известны эндопротезы Biomesh  NK1, NK 2, NK 8 и др. фирмы «Cousine Biotech» (France), характеризующиеся различной толщиной (от 0,25 до 0,36 мм) и поверхностной плотностью (от 30 до 80 г/м2). Выпускаются прямоугольные, круглые и овальные эндопротезы разных размеров для открытой и лапароскопической пластики, а также заготовки, не требующие подкроя во время операции [33,69].

К недостаткам нетканых эндопротезов относится их микропористая структура, обусловливающая высокие фитильность и капиллярные свойства, вследствие чего возможна хроническая инфекция материала с последующим рецидивом и обязательным удалением протеза при повторной операции. Нетканые эндопротезы получили весьма ограниченное применение.

3.3. Вязаные эндопротезы

Основная группа современных полимерных эндопротезов представляет собой сетчатые материалы, выработанные трикотажным способом на основовязальных машинах с использованием различных простых и комбинированных переплетений [67]. Трикотажный способ производства позволяет в широком диапазоне изменять толщину, пористость, материалоемкость эндопротезов, их растяжимость и прочностные свойства [23,67,78].

Трикотаж (фр. tricotage – вязать) – это текстильный материал (полотно или готовое изделие), состоящий из петель, переплетенных между собой в разных направлениях и образованных из одной или множества нитей. Петли, расположенные рядом друг с другом в горизонтальном направлении (поперек трикотажа), образуют петельный ряд, а петли, последовательно расположенные одна над другой в вертикальном направлении (вдоль трикотажа) – петельный столбик.

Переплетение определяется формой, составом и порядком расположения петель в структуре трикотажа. С точки зрения технологии получения различают трикотаж кулирный (поперечновязаный) и основовязаный (продольновязаный). В кулирном трикотаже одна нить последовательно образует петли одного петельного ряда (рисунок 4, а - доступен в pdf-версии), в основовязаном – только одну петлю в ряду с переходом в следующий петельный ряд (рисунок 4, б - доступен в pdf-версии).

Таким образом, для получения одного ряда кулирного трикотажа достаточно одной нити, для образования ряда основовязаного трикотажа необходима система нитей (как правило, столько нитей, сколько петель в петельном ряду). Благодаря этой технологической особенности основовязаные полотна обладают структурой, не распускающейся при разрезании в любом направлении. Именно по этой причине, не смотря на большое разнообразие кулирных переплетений, основовязаный трикотаж нашел применение в производстве сетчатых эндопротезов.

Основными элементами петельной структуры, обеспечивающими устойчивость основовязаного трикотажа к деформации, являются протяжки (рисунок 5 - доступен в pdf-версии). От длины протяжки, степени ее ориентации будут зависеть размеры и форма петли, а также деформационные свойства эндопротезов (формоустойчивость).

Чем больше длина протяжки, тем более она ориентирована вдоль линии петельного ряда (Х), растяжимость трикотажа в этом направлении будет меньше. Чем короче протяжка, тем более она ориентирована вдоль линии петельного столбика (Y), соответственно растяжимость у трикотажа будет меньше в направлении петельных столбиков. Из представленных на рисунке 6 вариантов наименьшее растяжение вдоль линии петельного ряда имеет структура переплетения «сукно». Наименьшее растяжение в направлении петельного столбика присуще переплетению «цепочка».

С использованием одной системы нитей можно получить переплетения, в структуре которых будут присутствовать петли и протяжки одного типа, трикотажные полотна будут обладать необходимой формоустойчивостью только в одном направлении (вдоль петельного ряда или вдоль петельного столбика).

Для того, чтобы получить трикотаж, малорастяжимый во всех направлениях, используются как минимум две системы нитей (двухгребеночные переплетения). В этом случае выбираются переплетения по принципу слагаемых с наименьшими показателями растяжимости в продольном и поперечном направлениях. В результате остовы петель образуются из двух нитей, возникают дополнительные точки контакта между нитями, которые препятствуют их перераспределению из протяжек в остовы, и подвижность петельной структуры уменьшается (рисунок 7 - доступен в pdf-версии).

Двухгребеночные основовязаные полотна с комбинацией простых и сложных переплетений используются в производстве большинства сетчатых эндопротезов. Основным недостатком таких эндопротезов является их повышенная материалоемкость, жесткость и невысокая пористость.

Частично устранены указанные недостатки у эндопротезов, выработанных с использованием филейных переплетений, характеризующихся отсутствием связей (протяжек) между петельными столбиками в одном или нескольких петельных рядах. В этом случае образуется сетчатая структура с ячейками, формы и размеры которых зависят от технологических возможностей основовязального оборудования (рисунок 8 - доступен в pdf-версии).

Как отмечалось в разделе 2, понятие «размер ячейки», обычно используемый в качестве характеристики пористости, применим только к эндопротезам, имеющим структуру филейных переплетений с одинаковым значением размера отверстий по всей площади трикотажного полотна. Сетчатые эндопротезы структур двухгребеночных переплетений имеют отверстия различных форм и размеров, ограниченные остовами петель и протяжками, соединяющими петельные столбики (рисунок 9 - доступен в pdf-версии). В данном случае пористость будет определяться площадью просветов в единице площади эндопротеза (поверхностная пористость), либо объемом нити в единице объема эндопротеза (объемная пористость).

Имеющим достаточно легкую и пористую структуру эндопротезам, выработанным с использованием филейных переплетений, присуща значительная растяжимость, особенно в диагональном направлении, а также во многих случаях ярко выраженная анизотропия прочностных свойств в продольном (вдоль петельных столбиков) и поперечном (вдоль петельного ряда) направлениях.

Реального снижения материалоемкости и жесткости двухгребеночных основовязаных трикотажных эндопротезов без изменения их растяжимости и с минимальной потерей прочности можно достичь уменьшением толщины используемых нитей, проектированием сложных разряженных петельных структур, а также использованием современных технологий трикотажного производства.

3.3.1. Сетчатые эндопротезы из комплексных нитей

Определенное положение на рынке занимают эндопротезы из полиэфирных (Polyester) комплексных нитей, которые обычно являются полиэтилентерефталатными – ПЭТФ (в России их называют «лавсановыми»), а также из комплексных полипропиленовых (таблица 2 - доступна в pdf-версии).

Изображение структуры эндопротезов, связанных из комплексных нитей, представлено на рисунке 10 (доступен в pdf-версии).

Поскольку поры у комплексных нитей порядка 10 мкм, то, с точки зрения фагоцитоза, возникают такие же проблемы, как у микропористых ПТФЭ эндопротезов, что ограничивает применение их в условиях опасности гнойно-воспалительных процессов. Кроме того, комплексные нити уступают мононитям по биосовместимости и устойчивости к биодеградации [72,86,101].

В то же время сетки из комплексных нитей гораздо эластичнее и мягче имплантатов из мононитей и, поэтому предпочтительнее, когда нужны «нежные» эндопротезы, например, при пластике грыж пищеводного отверстия диафрагмы [54].

Фирмы «Sulzer Vascutek Medizintechnik GmbH», Germany (эндопротез Fluorosoft)  и «Линтекс», Россия (эндопротез Фторэкс) устраняют фитильность и капиллярность полиэфирных комплексных нитей (соответственно и предрасположенность их к купированию инфекции) путем импрегнирования фторполимерами. При этом повышается биосовместимость и устойчивость эндопротеза к тканевым жидкостям без существенного ухудшения манипуляционных характеристик [25,49].

Однако спрос на эндопротезы как из комплексных нитей, так и псевдомононитей существенно меньше, чем на сетчатые эндопротезы из мононитей.

3.3.2. Сетчатые эндопротезы из полипропиленовых мононитей

Полипропилен синтезируют из непредельного углеводорода – пропилена, получаемого путем термического крекинга нефтепродуктов. Для производства прочных нитей синтезируют стереорегулярный (пространственно ориентированный) изотактический полипропилен с использованием стереоспецифических комплексных катализаторов. Для получения более эластичных изделий в полимер вводят пластификатор – стеарат кальция, а с целью предотвращения термоокислительной деструкции при переработке – термостабилизаторы.

Мононити формуют продавливанием расплава через фильеру в охлаждающую водную ванну. После одно-двухступенчатого вытягивания с целью ориентации макромолекулярных структур и упрочнения получают мононити с плотностью 0,92 г/см3, температурой плавления 176°С и разложения 350-360°С.

Полипропилен обладает высокой биологической инертностью и устойчивостью к биодеструкции. Основовязаная трикотажная структура сетчатых полотен дает возможность варьировать прочностные свойства, материалоемкость, пористость, растяжимость, эластичность, а также обеспечивает нераспускаемость и прочность краев. Монолитность и гидрофобность, а также предельно малая поверхность ПП мононитей препятствуют инфицированию эндопротезов, и поэтому в случае нагноения возможно ведение инфицированной раны по обычной схеме без удаления имплантата [3,50,51].

В таблице 3 представлены наиболее популярные полипропиленовые эндопротезы (доступна в pdf-версии).

На базе рассмотренных плоских ПП эндопротезов разработан ряд объемных конструкций, позволяющих упростить и ускорить сам процесс оперативного вмешательства, а также, по мнению ряда авторов [77,96,99], повысить надежность и сократить сроки лечения с получением хороших функциональных и косметических результатов. К ним относятся «воланы», «тампоны» и «заплаты»: PerFix Plug and Path («C.R. Bard, Ink.»), Plug T2 и T3 («HerniaMesh»), Repol Plug Flower («Angiologica»), ProLop («Atrium M.C.»), Prolene 3D Path («Ethicon») и другие, а также многослойные системы: PHS («Ethicon»), Kugel Patch и Composix Kugel Path («C.R. Bard, Ink.») [62,77,93], основные представители которых изображены на рисунке 11.

Однако большинство российских хирургов предпочитают использовать плоские эндопротезы, обеспечивающие аналогичные результаты при значительно меньшей материалоемкости и стоимости [25-27, 59].

ПП эндопротезы используют для оперативного лечения всех видов грыж. Однако базовые коммерческие сетки в основном изготавливают из мононитей диаметром 0,14–0,17мм («тяжелые» эндопротезы), что обеспечивает им прочность в несколько раз превосходящую минимально необходимую, а также чрезмерную жесткость и материалоемкость [2,26,92]. В результате это приводит к формированию плотных рубцовых тканей деформирующих сетку, способствующих возникновению чувства инородного тела в брюшной стенке и ограничению ее подвижности. Именно сокращение сетки является, по мнению большинства хирургов, причиной рецидива грыжи [92]. В экспериментальных исследованиях [87] было показано, что ПП сетка Bard фирмы «C.R. Bard, Ink.» после 4 недель имплантации сокращается в размерах на 30–40 % от своего первоначального размера. При более длительных сроках «сморщивание» сетчатого эндопротеза может достигать 60 % [41,88]. Как считают авторы, сжатию подвергается не сама сетка, а фиброзные рубцовые ткани, которыми пророс эндопротез, что является нормальной физиологической реакцией созревания соединительнотканного рубца. Установлено [39,92], что тяжелые эндопротезы вызывают выраженную воспалительную реакцию, сопровождающуюся образованием грубой рубцовой капсулы, а, следовательно, подвергаются более сильному «сморщиванию».

Последний фактор требует установки тяжелых сетчатых эндопротезов больших размеров с заходом за края раны до 5 см. Это в свою очередь повышает травматичность хирургического вмешательства, ограничивает подвижность брюшной стенки, вызывает появление парастезий и болевого синдрома, связанных, в том числе, с материалоемкостью и жесткостью ПП эндопротезов [92].

Несколько в разрез с такой позицией находится информация о методе герниопластики без натяжения по Трабукко [20,68], в котором используется сверхтяжелая (223 г/м2), плотная и толстая (0,83 мм) полипропиленовая сетка Hertra O производства фирмы «Herniamesh» (Italy). Благодаря ригидности эндопротез, помещенный в замкнутое пространство, не мигрирует и, следовательно, не требуется фиксация его швами. Понятно, что такая методика несколько проще и быстрее выполнима. Однако швы все равно приходится накладывать при формировании замкнутого пространства.

Авторы исследования сообщают о хороших результатах герниопластики по этому методу, но не приводят данных о величине рубцовой капсулы и ограничении подвижности брюшной стенки. С нашей точки зрения, рассмотренные выше недостатки тяжелых эндопротезов должны присутствовать и у сверхтяжелых Hertra O.

Поэтому в современной герниопластике одной из ведущих тенденций стало «облегчение» полимерных эндопротезов [84,87,90].

3.3.3. Концепция легких сетчатых эндопротезов

 Предпосылкой для разработки таких эндопротезов послужили результаты многочисленных клинических и экспериментальных исследований [39,40,90,91], показавшие, что при уменьшении количества имплантируемого синтетического полимера снижается вероятность возникновения таких имплантат-ассоциированных побочных эффектов, как проявления воспалительного процесса (серома, эрозии и др.), инфекционные осложнения (нагноение, свищеобразование), болевой синдром в раннем и отдаленном послеоперационном периоде, дискомфорт пациента (чувство инородного тела).

Однако существует и ряд сложных моментов, касающихся разработки и применения облегченных хирургических сеток. Значительное уменьшение количества полимера при использовании стандартной технологии производства приводит к запредельному снижению прочности и стабильности структуры, ухудшению манипуляционных свойств эндопротезов.

Примером может служить сверхлегкая сетка TiMesh («GFE Medizintechnic GmbH», Germany), изготовленная из покрытых карбоксинитридом титана  полипропиленовых мононитей диаметром 0,067 мм (поверхностная плотность 16 г/м2). Как показали исследования [92] модификация поверхности эндопротезов производными титана практически не увеличивает биосовместимость, а вот крайне низкая разрывная нагрузка 12 Н/см явилась причиной снятия этого изделия с производства.

Данная ситуация заставляет производителей активно работать над созданием хирургических сеток нового поколения, совмещающих в себе свойства, характерные для традиционных герниопротезов, и в то же время, имеющих низкую материалоемкость.

Принципиально существует два направления получения облегченных эндопротезов для герниопластики.

Первое направление – композитные сетчатые эндопротезы [92,101], при производстве которых, кроме нерассасывающихся (чаще полипропиленовых), используются рассасывающиеся (полиглактиновые, полиглекапроновые, полилактидные) моно- и комплексные нити. Основные представители композитных эндопротезов: Vypro, Vypro II, Ultrapro («Ethicon», USA), структуры которых изображены на рисунке 12 - доступен в pdf-версии.

Vypro – основовязаная сетка из комплексных рассасывающихся нитей Vicryl скрученных в соотношении 1:1 с комплексными ПП нитями Prolene, а Vypro II – из тех же нитей, но связанных по отдельности. И тот и другой эндопротезы изготовлены из комплексных нитей и потому им присущи характерные для таких структур недостатки: капиллярность, фитильность, возможность инфицирования.

Более интересны композитные сетки Ultrapro, связанные из полипропиленовых мононитей и рассасывающихся мононитей Монокрил (полиглекапроновых), которые лишены указанных недостатков [79, 92].

В последнее время в рекламных материалах фирмы «Serag Wiessner KG» (Germany) под названием Sersmesh появился еще один вариант частично рассасывающихся эндопротезов из бикомпонентных мононитей, в которых несколько тонких ПП мононитей находятся внутри рассасывающейся мононити (рисунок 13 - доступен в pdf-версии).

Сетку из аналогичных мононитей под названием Proflex (рисунок 14, а - доступен в pdf-версии) разработала фирма «Samyang» (Korea).

Понятно, что такие мононити несколько технологичнее в текстильной переработке, но существенно дороже. Кроме того, после резорбции рассасывающейся части мононити фактически превращаются в комплексные полипропиленовые нити (рисунок 14, б - доступен в pdf-версии). Поэтому, пока нет результатов медико-биологических испытаний, сложно судить об эффективности и целесообразности таких материалов.

Применение рассасывающегося компонента (по версии производителя) может преследовать две цели.

Первая цель – улучшение манипуляционных свойств сетки. Как известно облегчение эндопротеза может приводить к тому, что он становится избыточно мягким, неспособным сохранять форму при хирургических манипуляциях, что крайне неудобно (особенно в эндовидеохирургии). То есть, в соответствии с этой версией, рассасывающиеся нити необходимы исключительно для придания каркасных свойств сетке на этапе имплантации, что и позиционируется для Ultrapro [79, 92].

Второй целью введения в состав эндопротезов синтетических резорбируемых нитей (Vypro и Vypro II) является, с одной стороны, упрочнение имплантата, необходимое в ближайшем послеоперационном периоде, пока не образовался прочный соединительнотканный рубец, а, с другой – повышенный перипротезный фиброз, сопровождающий их рассасывание. Формирующаяся в результате последнего процесса мощная соединительнотканная пластина призвана, в данном случае, компенсировать выраженную потерю массы, а, соответственно, и прочности эндопротеза в отдаленные сроки после операции, вызванные разрежением его структуры.

Таким образом, при введении рассасывающего компонента страдают два важных свойства сетки: биологическая инертность (в том числе – предсказуемость реакции тканей) и прочность эндопротеза, снижающаяся с течением времени.

Очевидно, что усиленное образование соединительной ткани в зоне имплантации является следствием достаточно выраженной воспалительной реакции ткани на промежуточные продукты гидролиза такого большого количества синтетических рассасывающихся нитей. Вызывает определенное сомнение факт сохранения прочности «протезной фасции» в отдаленном послеоперационном периоде. Завершение гидролиза рассасывающегося компонента (составляющего более половины объема сетчатого эндопротеза – в зависимости от вида) происходит в течение 90–120 суток. После этого начинается процесс постепенной дезорганизации сформированной в избыточном количестве (в ответ на воспаление) незрелой соединительной ткани, и, в конечном итоге, соединительнотканные волокна, способные нести механическую функцию, окружают только оставшиеся полипропиленовые нити (формирование «рубцовой сетки»). Когда зона имплантации не испытывает более или менее выраженных нагрузок, прочности «рубцовой сетки» может быть достаточно. В противном случае – сравнительно низкая прочность «протезной фасции» может стать причиной рецидива. Это подтверждено недавним клиническим исследованием, выполненным авторитетной группой авторов [74], показавшим достаточно высокий процент рецидивов (17 %) при использовании композитной сетки Vypro по сравнению со стандартными ПП сетками (7 %) при хирургическом лечении послеоперационных вентральных грыж. Другими авторами [7] по реакции культуры клеток дермальных фибробластов установлено, что присутствие в эндопротезе рассасывающихся нитей приводит к формированию неполноценной соединительной ткани и рецидиву.

Недавно компанией «Covidien» (www.covidien.com) выпущен на рынок новый сетчатый эндопротез серии «Parietex ProGrip Mesh», который, с одной стороны, можно отнести к облегченным частично рассасывающимся, а с другой – к самофиксирующимся. Он представляет собой комбинированную сетку (рисунок 15 - доступен в pdf-версии), связанную из мононитей на основе полиэтилентерефталата (нерассасывающаяся часть) и полимолочной кислоты (рассасывающихся за 15 месяцев). При этом петли из рассасывающихся нитей разрезаны термическим способом так, что по всей поверхности сетки образуются «крючки», которыми эндопротез и прикрепляется к тканям. В большинстве случаев не требуется дополнительной фиксации швами.

После рассасывания «крючков» в организме остается легкая ПЭТФ сетка (40 г/м2), а срок рассасывания значительно превосходит сроки полного прорастания эндопротеза соединительной тканью.

Основная проблема, как отмечают авторы [55], заключается в его правильной раскладке в области отрепарированной брюшины, поскольку при ошибке отделить имплантат от подлежащих тканей достаточно сложно.

Второе направление – хирургические эндопротезы, имеющие однородный химический состав (чаще полипропилен), облегчение которых достигнуто как в результате уменьшения диаметра нерассасывающихся мононитей, так и за счет особой технологии производства, обеспечивающей, с одной стороны, использование минимума полимерного материала, а с другой – оптимальные манипуляционные и прочностные свойства. Основные представители: Prolen Soft («Ethicon»), Optilene Mesh LP («B.Braun»), ProLite Ultra («Atrium»), DynaMesh L («FEG Textiltechnik»), Biomesh Soft P9 («Cousin»), Эсфил легкий («Линтекс»).

В таблице 4 (доступна в pdf-версии) представлены четыре вида облегченных хирургических сеток последнего поколения.

Из таблицы видно, что поверхностная плотность представленных хирургических сеток варьируется в достаточно узком диапазоне: от 28 до 38 г/м2, что не позволяет выявить явного лидера по данному показателю. Особенно если учесть, что поверхностная плотность большинства коммерческих полипропиленовых герниопротезов составляет порядка 85–95 г/м2.

Принимая во внимание также то, что производство композитных эндопротезов значительно сложнее, а стоимость их в несколько раз выше, очевидны преимущества концепции производства однородных «легких» сетчатых эндопротезов из полипропиленовых мононитей.

Следует упомянуть еще об одном однородном легком макропористом эндопротезе из полиэтилентерефталатных мононитей Parietex Light, предлагаемом компанией «Covidien» (www.covidien.com). По их утверждению к гидрофильным ПЭТФ мононитям лучше адгезия фибробластов L 929, чем к гидрофобным ПП мононитям, и это способствует интеграции эндопротеза в ткани.

К сожалению, невозможно дать оценку информации, т.к. в материалах не приводятся критерии «легкости» эндопротеза (поверхностная плотность, толщина эндопротеза, диаметр мононити), жесткость и прочность, а также результаты сравнительных экспериментальных исследований.

«Линтекс» специализирует выпускаемые эндопротезы с учетом особенностей конкретной хирургической ситуации ТУ 9393-005-56257679-2006 «Эндопротезы-сетки полимерные для восстановительной хирургии, стерильные». Для большинства герниопластик подходит эндопротез Эсфил стандартный из ПП мононитей диаметром 0,11–0,12 мм. С целью лучшей контрастности на раневом фоне, удобства ориентации в ране, облегчения выкраивания и наложения швов сетку изготавливают бело-синей (полосатой). При этом не снижается прозрачность сетки и не ухудшается визуализация подлежащих тканей во время операции.

В сложных клинических случаях следует использовать Эсфил тяжелый. Это более прочный эндопротез из ПП мононити диаметром 0,14–0,15 мм.

Когда нет необходимости в тяжелых или стандартных эндопротезах в силу их избыточной прочности, целесообразно использовать облегченный эндопротез Эсфил легкий из ПП мононити диаметром 0,09 мм.

Для реконструктивно-восстановительных вмешательств при пролапсе органов малого таза, где нет таких нагрузок как в герниопластике, «Линтекс» разработана суперлегкая сетка Гинефлекс из ПП мононити диаметром 0,07 мм.

Структура и основные характеристики ПП эндопротезов производства  «Линтекс» представлены на рисунке 16 и в таблице 5 - доступны в pdf-версии.

Как видно из таблицы 5 - доступна в pdf-версии, прочность даже легких эндопротезов Эсфил практически вдвое превышает минимально допустимую для небольших грыж (16 Н/см) и вплотную приближается к 32 Н/см, рекомендуемым для сеток при крупных грыжах [92].

Уменьшить материалоемкость, повысить гибкость и снизить  реакцию тканей на эндопротез можно также в результате замены полипропиленовых мононитей на более эластичные и биосовместимые нити, такие,  например, как поливинилиденфторидные.

3.3.4. Сетчатые эндопротезы из поливинилиденфторидных (ПВДФ) мононитей

 Поливинилиденфторид получают из винилиденфторида, являющегося продуктом пиролиза 1,1-дифтор-1-хлорэтана при 870°С или 1,1,1-трифторэтана при 820°С. Требования, предъявляемые к чистоте мономера, очень высоки. Полимеризацию осуществляют в присутствии инициаторов радикального типа.

Мононити формуют продавливанием расплава через фильеру в охлаждающую водную ванну. После ориентационного вытягивания с целью упрочнения получают  нити с плотностью 1,78 г/см3, температурой плавления 171–180°С и температурой разложения 340°С.

В 2002 г. U. Klinge с соавторами [89] и нами [24] было предложено использовать ПВДФ мононити для получения эндопротезов. При изучении свойств этих нитей, используемых также для изготовления шовных материалов [94], установлено, что они обладают более высокой эластичностью, биологической инертностью и биорезистентностью, чем полипропиленовые, при аналогичной прочности и устойчивости к инфицированию.

Эндопротезы из ПВДФ мононитей в отличие от полипропиленовых не содержат пластификаторов и стабилизаторов, а по биосовместимости вплотную приближаются к волокнистым или пленочно-пористым политетрафторэтиленовым материалам, значительно превосходя последние по устойчивости к инфекции и надежности интеграции в тканях [92].

Эндопротез с названием Унифлекс, разработанный «Линтекс», является представителем нового поколения полимерных эндопротезов из поливинилиденфторидных мононитей [35,92]. Экспериментальные и клинические испытания показали, что применение данного эндопротеза сопровождается образованием тонкой, гибкой и прочной соединительнотканной капсулы при минимальном количестве имплантат-ассоциированных осложнений [11,52,58].

Следует отметить, что на формирование капсулы влияет как природа используемого полимера (биосовместимость), так и материалоемкость эндопротеза. В результате практически одинаковые тонкие и мягкие соединительнотканные капсулы получаются у эндопротезов из ПП мононитей диаметром 0,09 мм (Эсфил легкий) и у ПВДФ эндопротезов из мононитей диаметром 0,12 мм (Унифлекс стандартный).

В сроки до 5 лет пребывания в тканях организма не наблюдалось снижения прочности ПВДФ мононитей. В данных экспериментальных и клинических исследований было отмечено, что Унифлекс, в отличие от ПП эндопротезов, практически не вызывает образования сером и не подвержен «сморщиванию» и сокращению размеров [11].

Сравнительное изучение жесткости эндопротезов Унифлекс и Эсфил, изготовленных из мононитей диаметром 0,12 мм, определяемой методом изгиба консоли, показало, что жесткость последнего более чем вдвое (26 сН·мм2 и 10 сН·мм2 соответственно) превышает этот показатель для Унифлекса [67].

Таким образом, использование Унифлекса улучшает функциональные свойства сформированной брюшной стенки.

Унифлекс считается оптимальным эндопротезом для сложных случаев, например, для пластики рецидивных послеоперационных вентральных грыж [11]. В работах [58,92] делается однозначный вывод, что ПВДФ сетчатый имплантат является реальной альтернативой наиболее распространенным в современной герниологии ПП эндопротезам.

Для дополнительного снижения тканевой реакции на эндопротез из ПВДФ мононитей на его поверхности было сформировано покрытие из линейно-цепочечной аллотропной модификации углерода-карбина [29]. Эндопротез получил название «Карбофлекс».

Результаты сравнительных экспериментальных исследований показали, что тканевая реакция на Карбофлекс еще меньше, чем на Унифлекс, но сопоставима по выраженности [11].

С учетом этого, а также с удорожанием Карбофлекса в результате дополнительного процесса модификации, очевидно, его следует применять в особо сложных ситуациях, таких как многорецидивные грыжи или у пациентов с поливалентной аллергией к синтетическим полимерам [11].

Зарубежные исследователи, в плане использования ПВДФ мононитей, сначала пошли по пути получения композиционных эндопротезов из ПП и ПВДФ мононитей [82].

Так немецкая фирма «FEG Textiltechnik» предлагает двухслойный эндопротез DynaMesh IPOM, состоящий на 88 % из ПВДФ и на 12 % из ПП мононитей (рисунок 17 - доступен в pdf-версии).

Указывается, что слой ПВДФ обладает антиадгезионными свойствами и поэтому эндопротез можно устанавливать этой стороной к органам брюшной полости без дополнительной перитонизации, а слой ПП мононитей обеспечивает сетке формоустойчивость. По 11 бальной шкале, предложенной авторами для оценки адгезионных свойств материалов, максимальное количество спаек вызывает ПП сторона (11 балов), в то время как слой из ПВДФ – 9 баллов. При такой небольшой разнице в результатах процесса спайкообразования, вряд ли можно признать такую поверхность антиадгезионной.

Необходимо отметить повышенное внимание хирургов к этой проблеме, поскольку спаечная болезнь является достаточно частым и серьезным послеоперационным осложнением, в том числе и при герниопластике [60,92]. Подробнее вопросы профилактики и лечения спайкообразования будут рассмотрены в соответствующей части настоящей работы.

Совсем недавно в рекламных материалах фирмы «FEG Textiltechnik» (www.dyna-mesh.de), очень активно разрабатывающей новые эндопротезы, описан DynaMesh-CICAT, представляющий собой сетку, изготовленную полностью из ПВДФ мононитей. Поверхностная плотность эндопротеза 120 г/м2 (с учетом разности плотности вещества ПВДФ и ПП разработчики считают ее эквивалентной «по поверхности контакта» с тканями организма ПП сетке 60 г/м2), т.е. соответствует стандартным эндопротезам Унифлекс «Линтекс».

DynaMesh-CICAT в основном рекомендована для превентивной пластики при оперативных вмешательствах на брюшной полости с целью профилактики грыжеобразования.

Для герниопластики «Линтекс» производит также композиционные сетки Флексилен, состоящие на 50 или 75 % объема материала из ПВДФ мононитей и на 50 % или на 25 % – из полипропиленовых, что позволило получить эндопротезы, сочетающие высокую гибкость и стабильность структуры [11].

Оригинально применение «Линтекс» композиции ПП и ПВДФ мононитей в эндопротезах УроСлинг (рисунок 18 - доступен в pdf-версии) для урогинекологии (Патент РФ 2297808), а именно хирургического лечения стрессового недержания мочи. Эндопротез изготавливается из ПП мононитей и имеет стабильную трикотажную структуру, препятствующую вытягиванию сетки, сжатию и сворачиванию ее в жгутик. Цельновязаные кромки из ПВДФ мононитей обеспечивают эндопротезам атравматичность при установке (без защитных чехлов и направляющих тунеллеров), а также возможность регулировать степень натяжения в послеоперационном периоде.

Таким образом, литературные данные, рекламная информация и результаты собственных разработок показывают, что для пластики брюшной стенки целесообразно использовать эндопротезы:

·    из биосовместимых материалов (предпочтительно из поливинилиденфторида);

·    сетчатой основовязаной структуры, обеспечивающей прочность, стабильность размеров, нераспускаемость краев при разрезании;

·    обладающие размером пор в пределах 1-3 мм, что наряду со снижением материалоемкости приводит к уменьшению дезинтеграции окружающих тканей и ускорению инкорпорации в них эндопротеза;

·    дифференцированные с учетом конкретной хирургической ситуации, по крайней мере, на 3 типа – тяжелые, стандартные и легкие;

·    состоящие из монофиламентных некапиллярных нитей, не поддерживающих воспалительный процесс в ране и устойчивых к инфицированию;

·    биорезистентные в течение всего срока имплантации;

·    пригодные к использованию при прямом  контакте с органами брюшной полости.

С целью выбора сетчатых эндопротезов, оптимальных по большинству показателей для конкретной ситуации, необходимо изучение их физико-механических свойств, динамики изменения последних в организме, а также медико-биологических свойств.

4. Сравнительное изучение свойств эндопротезов

 С момента использования Usher F.S. полимерных сетчатых эндопротезов для грыжесечения [102] основной интерес хирургов был направлен на хирургические техники, помогающие оптимизировать процессы оперативных вмешательств. Хирургические сетки, в особенности из полипропиленовых мононитей, считались биологически инертными, выбирались с большим запасом прочности относительно физико-механики брюшной стенки и, казалось, не имели существенного значения для достижения искомого результата. Однако, большое количество осложнений [92] послужило основанием для детального изучения влияния свойств эндопротезов на результаты герниопластики.

4.1. Структура и физико-механические свойства эндопротезов

На российском рынке, в основном, представлены отечественные эндопротезы Эсфил («Линтекс», Россия), а из импортных Prolene («Ethicon», USA), который считается одним из наиболее качественных, в небольшом количестве сетки Surgipro («Covidien», USA) и Premilene («B.Braun», Germany). Поэтому, для сравнительного изучения свойств полипропиленовых сеток из зарубежных были выбраны базовые коммерческие эндопротезы Prolene, Surgipro и Premilene.

По рекламной информации ряд  зарубежных фирм начал производство облегченных сетчатых эндопротезов Optilene Mesh LP («B.Braun»), DynaMesh L. («FEG Textiltechnik»), Prolite Mesh («Atrium») и др., однако, в России их пока нет.

С учетом перспективности эндопротезов на основе поливинилиденфторидных мононитей [11, 29, 52, 58, 92] в исследование были включены Унифлекс (ПВДФ) и Карбофлекс (ПВДФ с карбиновым покрытием), а также сетки Флексилен из ПП и ПВДФ мононитей (при объемном соотношении 50% – 50%).

Кроме того, в состав материалов для исследования вошли эндопротезы из лавсановых комплексных нитей Эслан и из тех же нитей с фторполимерным покрытием Фторэкс [25].

Известно [42], что полипропилен, в отличие от ПЭТФ и ПВДФ, не устойчив к действию радиации. Поэтому стерилизацию сетчатых эндопротезов, содержащих ПП (Эсфил и Флексилен) осуществляли газовым методом (оксидом этилена) по ГОСТ Р ИСО 11135-2000 [15], а стерилизацию Унифлекса, Эслана, и Фторэкса – радиационно в соответствии с ГОСТ Р ИСО 11137-2000 [16].

Зарубежные ПП эндопротезы простерилизованы производителями оксидом этилена.

Все эндопротезы представляют собой основовязаные сетчатые полотна, отличающиеся по структуре, а, следовательно, и по прочности, жесткости, размеру и форме ячеек, пористости, материалоемкости и другим свойствам.

Поскольку по технологии изготовления эндопротезы относятся к трикотажным материалам, их оценивали, в основном, по методикам, принятым для трикотажных полотен (ГОСТы 8845-87 [12], 8846-87 [13], 8847-87 [14]). В некоторых случаях применялись нестандартные методики, характеризующие специальные медико-технические показатели эндопротезов.

По стандартным методикам были исследованы следующие свойства:

·         линейная плотность (Т, текс) и диаметр (d, мм) нитей;

·         поверхностная плотность эндопротеза (ρs, г/м2);

·         толщина эндопротеза (М, мм);

·         разрывная нагрузка при одноосном растяжении в направлении петельного столбика (Рст) и петельного ряда (Рряд ) в Н/см;

·         разрывная нагрузка при продавливании шариком диаметром 20 мм (Рш), Н.

Последний тест наиболее приближенно воспроизводит реальную нагрузку в условиях эксплуатации эндопротеза.

По нестандартным методикам нами проводились определения пористости эндопротеза, поверхности контакта сетки с организмом, прочности на разрыв структуры эндопротеза хирургической нитью, жесткости эндопротеза.

Методика определения объемной пористости сетчатых полотен (W, %) основана на определении объема тела сложной пространственной формы путем вытеснения жидкости. Расчет осуществляли по формуле (доступна в pdf-версии).

Как уже указывалось нами в разделе 2, и это совпадает с точкой зрения немецких исследователей [92], реакция организма на инородное тело, каковыми являются эндопротезы, зависит не от их массы, а от поверхности контакта с тканями организма. Контактную поверхность Sк (площадь поверхности нити в эндопротезе, м2), рассчитывали по формуле (доступна в pdf-версии).

Важным показателем, характеризующим нераспускаемость структуры эндопротеза и надежность фиксации края хирургическим швом или другим способом, является прочность на разрыв нитью, закрепленной с имитацией одиночного хирургического шва примерно в 6,5 мм (минимальное расстояние, рекомендуемое для фиксации эндопротеза) от края эндопротеза вдоль петельного столбика (Рр ст, Н) и петельного ряда (Рр ряд).

Для определения жесткости (EJ, сН·мм2) по усилию изгиба консольно закрепленного образца эндопротеза использовались тензометрический метод и прибор ИЖ-3, описанные в [67].

Полученные экспериментальные и расчетные данные структурных характеристик и жесткости сетчатых эндопротезов представлены в таблице 6, прочностных характеристик – в таблице 7.  

 

Таблица 6 – Структурные характеристики и жесткость эндопротезов (доступна в pdf-версии).

Вполне закономерно, что снижение толщины эндопротезов приводит к более тесному соприкосновению окружающих его тканей и способствует ускоренному и неосложненному прорастанию имплантата соединительной тканью. Как видно из приведенных в таблице 6 данных, самые тонкие сетки Эслан и Фторэкс (0,30 мм), затем идут легкие сетки из мононитей (0,34–0,40 мм), стандартные (0,50–0,54 мм) и самые толстые Prolene, Surgipro и тяжелые отечественные сетки (0,58–0,65 мм). Premilene аналогичен по толщине стандартным сеткам из мононитей.

 

Таблица 7 – Прочностные свойства сетчатых эндопротезов (доступна в pdf-версии).

Что касается поверхностной плотности, то, как уже отмечалось, корректно проводить сравнение эндопротезов с учетом их состава, поскольку удельная плотность используемых полимеров существенно отличается: ПП – 0,91 г/см3, ПЭТФ – 1,38 г/см3 и ПВДФ – 1,78 г/см3.

Из ПП эндопротезов самыми тяжелыми являются все рассмотренные зарубежные и Эсфил тяжелый. При тех же диаметрах мононитей и одинаковой трикотажной структуре, т.е. при одинаковом  объеме мононитей, эндопротезы из смеси ПП и ПВДФ, а тем более из чистого ПВДФ и ПВДФ с карбиновым покрытием имеют значительно большую поверхностную плотность.

Эндопротезы на основе лавсановых нитей, в т.ч. с полимерным покрытием занимают средние позиции.

Поверхность контакта с тканями организма достаточно резко увеличивается по мере возрастания поверхностной плотности в каждом виде эндопротезов. Для Унифлекса, изготовленного из более мягких ПВДФ мононитей и имеющего более плотную структуру, она больше, чем для Эсфила. Флексилен, при соотношении ПП и ПВДФ мононитей 50 % – 50 % занимает промежуточное положение. Минимальная контактная поверхность у лавсановых эндопротезов.

Способность сетчатых полотен к прорастанию тканями непосредственно зависит от их пористости. Как видно из представленных данных, меньше всего пористость у всех тяжелых эндопротезов (особенно у импортных), выше у стандартных и самая большая – у легких. Пористость у всех лавсановых эндопротезов на уровне пористости стандартных эндопротезов из мононитей. Можно сделать вывод, что пористость увеличивается при снижении материалоемкости эндопротезов. Понятно, что для имплантации целесообразно использовать сетки с минимальной материалоемкостью при удовлетворительных прочностных свойствах.

На сегодняшний день вопрос о необходимой прочности эндопротезов до конца не изучен, так как сведения о прочностных характеристиках биологических тканей, составляющих переднюю брюшную стенку, немногочисленны и противоречивы.

Так в работах [85,87,92] предлагается моделировать брюшную полость тонкостенным сосудом цилиндрической формы с осью вдоль позвоночника. Исходными данными принимаются: внутрибрюшное давление, составляющее 2 кПа в положении покоя (лежа) и до 20 кПа при кашле или чихании; средний диаметр поперечного сечения брюшной полости (цилиндра), равный 32 см. В этом случае прочность эндопротеза считается достаточной при значении разрывной нагрузки 16 Н/см для небольших грыж и 32 Н/см для крупных [92]. Однако при этом не учитывается большое количество факторов, в том числе определяющихся индивидуальными физиологическими особенностями пациента (форма брюшной полости, толщина стенок, состояние тканей и др.), а также местоположением грыжи. Так, у большинства грыженосителей реальная форма живота близка не к цилиндру, а к сферическому куполу и при расчетах целесообразно моделировать брюшную стенку полой сферой.

Тем не менее, по данным специалистов фирмы «Ethicon» современные коммерческие (необлегченные) имплантаты имеют избыточную прочность, а их биомеханические свойства, как правило, не соответствуют физиологии брюшной стенки. В то время, как максимальное давление в брюшной полости при кашле составляет около 150 мм. рт. ст. (20 кПа), большинство эндопротезов способны выдерживать значительно большее давление (рисунок 19 -доступен в pdf-версии).

На самом деле, как видно из таблицы 7 (доступна в pdf-версии), прочность Prolene при одноосном растяжении и продавливании шариком самая высокая (они же имеют самую большую толщину и поверхностную плотность, т.е. являются наиболее тяжелыми сетками из рассматриваемых). Прочности Premilene и Эсфила, Унифлекса, Флексилена в тяжелом исполнении достаточно близки. Surgipro уступает им в прочности при одноосном растяжении вдоль петельного столбика.

Прочностные показатели выполненных из более тонких мононитей стандартных сеток и, в особенности, легких – закономерно уменьшаются.

Самая низкая прочность у эндопротезов из лавсановых нитей, хотя при одноосном растяжении ни в одном случае она не доходила до 16 Н/см. Во всяком случае, на несколько десятков тысяч имплантированных эндопротезов Эслан и Фторэкс ни разу не поступало рекламации по прочности.

Усилие разрыва швом самое большое у Prolene (56,0 и 50,2 Н) и достаточно близкое к нему у тяжелых Эсфила, Унифлекса и Флексилена. Ниже (в пределах 36,0–42,0 Н) у Surgipro и Premilene и соответственно у стандартных (около 30,0 Н) и легких (порядка 20,0 Н) эндопротезов Эсфил. Как показала хирургическая практика, такая прочность структуры вполне удовлетворительна.

По жесткости «лидерами» являются зарубежные эндопротезы, а у остальных ПП сеток жесткость, естественно, уменьшается по мере снижения материалоемкости (понижение диаметра мононитей или увеличение разреженности структуры). Для эндопротезов из смеси ПП-ПВДФ мононитей жесткость существенно ниже, но наиболее мягкими являются сетки Унифлекс из ПВДФ мононитей. Лавсановые сетки, в т.ч. из псевдомононитей с фторполимерным покрытием, оказались самыми мягкими.

Таким образом, можно сделать вывод, что зарубежные коммерческие эндопротезы не сбалансированы по свойствам – их прочность многократно превосходит физиологически необходимую, а большое количество и жесткость имплантируемого материала, как отмечают многие авторы и сами разработчики [39,40,90], вызывают осложнения в виде сером, ощущение дискомфорта и снижение подвижности передней брюшной стенки почти у половины пациентов. Очевидно, по этой причине в последнее время компанией «Ethicon» были разработаны облегченные полипропиленовые сетки Gynemesh PS (Prolene Soft) с поверхностной плотностью 46 г/м2 и фирмой «Cousin Biotech» – Biomesh Soft (38 г/м2), предназначенные для хирургического лечения гинекологических и урологических патологий, а для герниопластики: «B.Braun» – легкие сетки (36 г/м2) Optilene Mesh LP; «Atrium» – ProLite Ultra  (50 г/м2), «FEG Textiltechnik» – DynaMesh – L (36 г/м2) и др.

У разработанных нами эндопротезов физико-механические свойства варьируются в достаточно широких пределах и, в зависимости от конкретной хирургической ситуации, можно выбрать адекватную легкую или более тяжелую сетку (таблицы 6, 7 - доступны в pdf-версии).

Для оценки поведения сетчатых эндопротезов в условиях эксплуатации целесообразно провести систематическое экспериментальное исследование физико-механических свойств эндопротезов, имплантированных животным на различные сроки.

4.2. Динамика изменения физико-механических свойств  эндопротезов в процессе интеграции в брюшную стенку

 Исследование проводили путем размещения стерильных эндопротезов размером 40х70 мм под фасцию брюшной стенки кроликам породы Шиншилла.

Представляло интерес изучить сетчатые эндопротезы вместе с соединительнотканной капсулой, формирующейся на них в течение различных сроков имплантации.

Динамика изменения жесткости сетчатых эндопротезов в процессе их интеграции в переднюю брюшную стенку представлена на рисунках 20 и 21 - доступны в pdf-версии.

На основании полученных результатов, можно сделать вывод (и это подтверждается внешним видом образцов) о том, что за 90 суток вокруг Унифлекса и Карбофлекса формируется тонкая, гибкая соединительнотканная капсула, несколько увеличивающая жесткость материала, особенно в направлении петельного ряда.

Вместе с тем, ПП эндопротезы Эсфил в стандартном исполнении и, особенно тяжелый Prolene, окружены достаточно мощным и жестким соединительнотканным рубцом, который увеличивает их жесткость практически вдвое. Размеры эндопротезов при этом сокращаются у Эсфила стандартного  на 4,3%, Унифлекса стандартного – 1,3%, Prolene – 26,7%.

Динамика изменения прочностных свойств сетчатых эндопротезов (вдоль петельного столбика) с соединительнотканной капсулой в процессе их интеграции в течение 90 суток в переднюю брюшную стенку представлена в таблице 8.

Полученные данные показывают, что прочность эндопротеза быстро увеличивается по мере формирования капсулы и к 90 суткам для Prolene превышает в 2,6; Эсфил – в 5,2; Унифлекс – в 4,1 и Карбофлекса – в 4,3 раза исходные показатели.

Напротив, по мере интеграции в ткани удлинение при нагрузке 16 Н и разрывное удлинение снижаются (особенно существенно для Prolene).

Это свидетельствует о том, что прочностные характеристики и удлинение определяются уже не только (и даже не столько) параметрами сеток, а свойствами сформированной на них капсулы. При этом, чем грубее капсула, тем она получается прочнее и жестче.

Уменьшение растяжимости образцов в ходе эксперимента объясняется прорастанием сетчатого эндопротеза менее растяжимой соединительной тканью. Стабилизация физико-механических характеристик образцов на последних сроках наблюдения свидетельствуют об окончании бурного образования соединительнотканного рубца и переходе к медленному процессу его ремоделирования.

4.3. Медико-биологические свойства эндопротезов

Для медико-биологической оценки эндопротезов были проведены токсикологические испытания и контроль стерильности промышленных образцов стандартных эндопротезов Эсфил, Унифлекс и Флексилен, а также исследование биосовместимости Эсфила стандартного, Эсфила тяжелого и Prolene.

4.3.1. Токсикологические испытания и контроль стерильности эндопротезов

 Токсикологические, санитарно-химические испытания, а также контроль стерильности проведены в аккредитованной лаборатории по токсикологическим испытаниям медицинских изделий ГУН Всероссийского научно-исследовательского и испытательного института медицинской техники.

Испытания были проведены в соответствии с документами:

«Сборник руководящих методических материалов по токсиколого-гигиеническим исследованиям полимерных материалов и изделий на их основе медицинского назначения», МЗ СССР, 1987;

ГОСТ Р ИСО 10993-99 «Изделия медицинские. Оценка биологического воздействия медицинских изделий»: часть 1 «Оценка и исследование»; часть 4 «Исследование изделий, взаимодействующих с кровью»; часть 5 «Исследование на цитотоксичность: методы in vitro»; часть 7 «Остаточное содержание этиленоксида после стерилизации»; часть 10 «Исследование раздражающего и сенсибилизирующего действия»; часть 11 «Исследование общетоксического действия»; часть 12 «Приготовление проб и стандартные образцы»; часть 13 «Идентификация и количественное определение продуктов деструкции полимерных медицинских изделий»;

ГОСТ 51148-1998 «Изделия медицинские. Требования к образцам и документации, предъявляемым на токсикологические, санитарно-химические испытания, испытания на стерильность и пирогенность»;

ГН 2.3.3.972-00 «Предельно допустимые количества химических веществ, выделяющихся из материалов, контактирующих с пищевыми продуктами. Гигиенические нормативы»;

МУ 1.1.037-95 «Биотестирование продукции из полимерных и других материалов».

Результаты испытаний представлены в таблице 9 (доступна в pdf-версии).

Полученные результаты свидетельствуют о том, что разработанные сетчатые эндопротезы отвечают требованиям, предъявляемым к изделиям медицинского назначения, имеющим длительный контакт с тканями организма, и рекомендуются к применению по назначению по показателям «токсичность» и «стерильность».

4.3.2. Исследование биосовместимости эндопротезов

При имплантации исследуемых материалов определялись морфологические изменения в окружающих тканях, связанные прежде всего с воспалительной реакцией на инородное тело [49]. Характер выявленных изменений в целом был стереотипен, однако, имелись различия в выраженности воспаления в зоне имплантации и распространенности его на окружающие ткани.

Так при имплантации полипропиленовых эндопротезов Эсфил стандартный, Эсфил тяжелый и Prolene на 3 сутки выявлялись острые воспалительные изменения, связанные с операционной травмой. Реактивные воспалительные изменения, в случае имплантации Эсфила тяжелого и Prolene, распространялись на подкожную клетчатку и мышцы, в то время как реакция на Эсфил стандартный определялась только непосредственно вокруг сетки. На 7 сутки отмечается достоверное различие между Эсфилом стандартным и эндопротезами Эсфил тяжелый и Prolene. В группе с имплантированным Эсфилом стандартным отмечалось снижение экссудативных изменений и уменьшение удельной площади клеточных элементов, появлялись признаки формирования грануляционной ткани с увеличением более чем в 2 раза удельной площади, занимаемой волокнистыми структурами. В группах с имплантированными протезами Эсфил тяжелый и, особенно, Prolene отмечается прогрессирование реактивного воспаления с вовлечением в него окружающих тканей с развитием тяжелых дистрофических изменений и частичного некроза прилежащей мышечной ткани. К 14 суткам у животных с эндопротезом Эсфил стандартный происходило дальнейшее созревание грануляционной ткани, подтверждаемое уменьшением в 2 раза площади клеточных элементов и дальнейшим увеличением более чем в 1,5 раза доли волокнистого компонента. В группах с имплантатами Эсфил тяжелый и Prolene к 14 суткам зарегистрировано уменьшение явлений реактивного воспаления и уменьшение отека и клеточности, однако сохранялась диффузная интенсивная инфильтрация нейтрофильными лейкоцитами, макрофагами, плазматическими клетками и лимфоцитами окружающих тканей и новообразованной рыхлой соединительной ткани. На 21 сутки в группе с эндопротезом Эсфил стандартный на фоне созревания грануляционной ткани происходило некоторое увеличение выраженности воспалительной реакции, проявляющееся в появлении очагов лейкоцитарной инфильтрации, состоящих из полимофноядерных нейтрофилов и эозинофилов, которые нивелировались к 90 суткам. На этом сроке в группе с Эсфилом стандартным происходило увеличение доли волокнистого компонента и стабилизация тканевой реакции на имплантат. В группах с эндопротезами Эсфил тяжелый и Prolene также отмечено дальнейшее созревание грануляционной ткани, однако определялось нарастание количества клеток типа «инородных тел». К 90 суткам в исследованных группах с эндопротезами Эсфил тяжелый и Prolene формировалась грубоволокнистая соединительная ткань в виде толстой и жесткой капсулы вокруг имплантата.

При имплантации эндопротезов Унифлекс и Карбофлекс на ранних сроках так же отмечались острые воспалительные явления, связанные с операционной травмой, которые практически полностью нивелировались уже к 14 суткам. На этом сроке происходило увеличение более, чем в 2 раза доли волокнистого компонента, указывая на активные процессы формирования грануляционной ткани. К 21 суткам воспалительные явления полностью стихали, наблюдалась полная трансформация грануляционной ткани в зрелую волокнистую соединительную ткань. К 90 суткам происходит стабилизация процессов созревания соединительной ткани и инкапсуляции эндопротеза при полном отсутствии воспалительных изменений.

Особо стоит отметить, что, несмотря на более выраженные признаки острого воспаления, на ранних сроках наблюдения у животных с имплантированным Карбофлексом (по сравнению с Унифлексом) в более поздние сроки (14, 21сутки) реакция имеет продуктивный характер.

Таким образом, наименьшая воспалительная реакция характерна для имплантации эндопротезов Карбофлекс и Унифлекс. Острые воспалительные изменения на ранних сроках закономерно и последовательно сменяются уменьшением площадей инфильтратов и отека, своевременной редукцией сосудистого русла, что заканчивается образованием зрелой ткани вокруг имплантата без явлений хронического воспаления. Так же незначительная воспалительная реакция отмечается при имплантации полипропиленового эндопротеза Эсфил стандартный. Однако в данном случае обращают на себя внимание признаки пролонгирования воспалительного процесса. Выраженная воспалительная реакция на протяжении всего периода наблюдения отмечается при имплантации Эсфила тяжелого и Prolene, и, что особенно важно, на поздних сроках наблюдения.

Описанная гистологическая картина полностью коррелирует с изменением физико-механических характеристик сетчатых имплантатов, в виде увеличенной жесткости эндопротезов Эсфил тяжелый и Prolene, по сравнению с протезами Эсфил стандартный, Унифлекс и Карбофлекс, за счет капсулы из грубой, неоформленной соединительной ткани.

Остальной текст монографии Жуковского В. А. «Полимерные эндопротезы для герниопластики» – СПб.: Эскулап, 2011. Доступен в pdf-версии.
Добавить свое сообщение
Поля, отмеченные * обязательны для заполнения
* Ваше имя:
* Ваш E-mail:
Комментарий:
Введите код, указанный на картинке
обновить картинку
Введите текст с картинки *
Новости

27
11/2014
Защищена докторская диссертация на тему: "Хирургическая реконструкция тазового дна у женщин при недержании мочи и пролапсе тазовых органов" (автор Шкарупа Д.Д.)
24
10/2013
Защищена докторская диссертация на тему: "Научное обоснование и разработка технологии волокнистых хирургических материалов со специальными свойствами" (автор Жуковский В.А.)
Все права на содержимое сайта и отдельные его элементы принадлежат ООО Линтекс © Lintex, 2007-2017
Создание сайта - Exi-Studio