ИМПЛАНТИРУЕМЫЙ ПОЛЫЙ ПРОТЕЗ И СПОСОБ ФОРМИРОВАНИЯ КАРКАСА Российский патент 2022 года по МПК A61F2/02 A61F2/06 A61L27/56 

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

Предшествующий уровень техники

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

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

Из предшествующего уровня техники известен протез кровеносного сосуда из расширенного ПТФЭ с улучшенным обтеканием внутренней поверхности, представляющий собой удлиненную трубку из экструдированного и расширенного (растянутого) ПТФЭ со средней длиной фибрилл 10-30 мкм (WO 00/43052 A1). Внутренняя поверхность протеза покрыта пленкой из вспененного ПТФЭ с небольшой средней длиной фибрилл 5 мкм и менее. Пленочное покрытие может формироваться по всей длине протеза или только в точках предполагаемого анастомоза. Повышенная гладкость протеза предотвращает тромбоз.

Из патентной публикации US 5,910,168 известен протез кровеносного сосуда, изготовленный из биологически совместимого материала, предпочтительно из пористого расширенного (растянутого) ПТФЭ. Протез представляет собой основную трубку длиной 20 см и диаметром 6 мм, на внешней поверхности которой сформирован толстый слой, полученный путем наматывания от 5 до 40 или более слоев пористой пленки ПТФЭ. Этот слой разработан таким образом, что отдельные части поверхности соединяются друг с другом, с возможностью перемещения других частей относительно друг друга, предотвращая таким образом кровотечение из-за проколов хирургическими иглами или диализными иглами.

Известен полый протез кровеносного сосуда из ПТФЭ, выполненный в виде цилиндрической трубки и имеющий пористую структуру в виде узлов, соединенных фибриллами (Европейский патент EP 0293090 М. A61L 27/00, 1988 г.). Указанный протез изготовлен экструзией с последующей вытяжкой, необходимой для получения пористого изделия.

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

Одним из решений по устранению указанного недостатка является разработка и использование тонкостенных (толщиной менее 0,25 мм) протезов кровеносных сосудов, выполненных намоткой на оправку тонкой ориентированной пленки из ПТФЭ. Ориентированная пленка имеет пористую структуру в виде узлов, соединенных фибриллами, аналогичную описанной в европейском патенте EP 0293090. Протезы кровеносных сосудов и другие имплантаты трубчатой формы выполнены из, по крайней мере, двух слоев ориентированной пленки из ПТФЭ, намотанных на оправку так, что направление фибрилл в соседних слоях перпендикулярно друг другу [патенты США US 5972441, МКИ B29D 22/00, 1999; US 6025044 МКИ B29D 22/00, 2000; US 6027779 МКИ B29D 22/00, 2000]. Протезы, включающие два или более слоя ориентированной ПТФЭ-пленки, обладают высокой прочностью скрепления, не рвутся при наложении анастомозов. Они обладают гибкостью и могут быть сжаты до меньшего диаметра, что позволяет вводить их в сжатом виде через катетер. Кроме того, изготовление протеза из слоев пленки позволяет производить протезы с разветвлениями и ответвлениями (бифуркацией). Однако они сохраняют память формы, что проявляется при сгибе или перекручивании трубки. На имплантированной трубке будет возникать сгиб или перекручивание при воздействии малейшей побуждающей силы. В этой связи, протезы, представленные как лучшие примеры воплощения в указанных патентах, содержат внутренние усиливающие элементы, препятствующие сгибанию или перекручиванию под механическим воздействиям. Кроме того, при использовании тонкостенных протезов сложно проконтролировать степень их натяжения при проведении операции.

Из публикации патент РФ 2128024 известен имплантируемый полый протез из (со)полимера тетрафторэтилена, структура которого выполнена в виде элементов узлов, связанных фибриллами, и элементов пространства пустот, с соединением элементов в трехмерную сеть, включающий тело протеза, сформированного, по крайней мере, из одного слоя, образованного намотанной на сердечник лентой, выполненной из материала, имеющего объемную долю пространства пустот 25-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,1-9,0 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 1,5-50 мкм, среднюю хорду объемную 0,4-30 мкм, или из материала, имеющего объемную долю пространства пустот 1-35%, удельную поверхность пространства пустот 0,5-20 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-15 мкм, среднюю хорду объемную 0,1-10 мкм [патент РФ 2128024, МКИ A61F 2/00, опубл. 27.03.99, Бюл. 9]. Указанный протез имеет толщину стенки 0,01-0,25 мм, может быть выполнен с ответвлениями или разветвлениями (бифуркацией) и содержать несколько (2 и более) слоев намотанной пленки, при этом направление фибрилл в соседних слоях может быть перпендикулярно друг другу.

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

Однако упругоэластические свойства стенки такого протеза далеки от свойств стенки нативной артерии, в силу чего он плохо проводит пульсовую волну. Нарушение пульсовой волны способствует развитию гиперплазии неоинтимы в области анастомозов, что в результате приводит к тромбозу протеза. Кроме того, как показывает практика, прочностные свойства протеза и его характеристик проницаемости для тканей организма в процессе вживления имеют ограничения, вызванные структурой его формирования, что ограничивает возможности применения импланта на практике. В частности, ограниченная проточность импланта, например, приводит к прорезанию стенки протеза во время наложения анастомозов,

Наиболее близким по совокупности существенных признаков к заявленному решению имплантируемого полого протеза является решение, раскрытое в публикации патента РФ на изобретение RU 2207825, в соответствии с которым имплантируемый полый протез выполнен из полимерного материала, структура которого выполнена в виде элементов узлов, связанных фибриллами, и элементов пространства пустот, с соединением элементов в трехмерную сеть, включающий тело протеза, сформированного, по крайней мере, из одного слоя, образованного намоткой ленты, выполненной из материала, выбранного из группы, включающей материал, имеющий объемную долю пространства пустот 25-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,1-9,0 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 1,5-50 мкм, среднюю хорду объемную 0,4-30 мкм, и материал, имеющий объемную долю пространства пустот 1-35%, удельную поверхность пространства пустот 0,5-20 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-15 мкм, среднюю хорду объемную 0,1-10 мкм, дополнительно содержит внутренний пористый каркас с толщиной стенки 0,2-2,0 мм, выполненный из пористого полимерного материала, имеющего объемную долю пространства пустот 30-90%, удельную поверхность пространства пустот 0,1-0,9 мкм²/мкм³ среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-50 мкм, среднюю хорду объемную 1-30 мкм. Данное решение обеспечивает повышение упругоэластических свойств протеза, что позволяет приблизить свойства протеза к свойствам нативной артерии, однако, аналогично с ранее рассмотренными аналогами, решение обладает недостаточными прочностными характеристиками, что может, например, приводить к прорезанию стенки протеза во время наложения анастомозов, и недостаточной проницаемостью пористого каркаса для тканей организма, что ограничивает функциональные возможности его применения. При этом, даже незначительные изменения характеристик каркаса приводят к чувствительным изменением пульсовой волны, что способствует развитию гиперплазии неоинтимы в области анастомозов, и в результате приводит к тромбозу протеза. Вместе с тем, данное решение может быть принято за прототип.

Сущность изобретения

Техническая проблема, решаемая заявленным изобретением, заключается в преодолении вышеуказанных технических проблем, присущих известным аналогам и прототипу, и предложении конструкции имплантируемого полого протеза обладающего свойствами максимально приближенными к свойствам нативной артерии.

Технический результат, достигаемый заявленным изобретением, заключается в повышении упругоэластических и прочностных свойств протеза, с одновременным обеспечением повышения проницаемости внутреннего пористого каркаса для тканей организма и высокой прочностью скрепления его с оболочкой имплантируемого протеза, образованной намоткой ленты, что обеспечивает большую сопротивляемость к прорезанию стенки протеза во время наложения анастомозов и позволит в большей степени приблизить свойства протеза к свойствам нативной артерии.

Заявленный технический результат достигается использованием имплантируемого полого протеза из полимерного материала, структура которого выполнена в виде элементов узлов, связанных фибриллами, и элементов пространства пустот с соединением элементов в трехмерную сеть, включающий тело протеза, сформированного, по крайней мере, из внутреннего каркаса и, по меньшей мере, одного слоя, образованного намоткой на каркас ленты, выполненной из материала, выбранного из группы, включающей материал, имеющий объемную долю пространства пустот 25-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,1-9,0 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 1,5-50 мкм, среднюю хорду объемную 0,4-30 мкм, и материал, имеющий объемную долю пространства пустот 1-35%, удельную поверхность пространства пустот 0,5-20 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-15 мкм, среднюю хорду объемную 0,1-10 мкм, отличающийся тем, что он дополнительно содержит внутренний пористый каркас выполнен с толщиной стенки 0,2-2,0 мм, выполненный из полимерного материала, структура которого выполнена в виде тонких элементов узлов, связанных удлиненными фибриллами, и элементов пространства пустот с соединением элементов в трехмерную сеть, имеющего объемную долю пространства пустот 45-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,2-0,9 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-20 мкм, среднюю хорду объемную 3-60 мкм.

При этом намотка на каркас, предпочтительно, выполнена в 2-6 слоев ленты полимерного материала. Причем, угол намотки ленты больше 0° и не более 90°, шаг намотки равен или меньше ширины ленты, при этом намотка ленты в соседних слоях выполнена крестообразно.

В возможном варианте осуществления заявленного решения тело протеза выполнено намоткой на каркас двуосноориентированной ленты, выполненной из материала, имеющего объемную долю пространства пустот 45-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,1-0,6 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 5-45 мкм и среднюю хорду объемную 5-30 мкм.

В еще одном, предпочтительном варианте осуществления заявленного изобретения, имплантируемый полый протез может дополнительно включать армирующий элемент, выполненный в форме колец, закрепленных на внешней оболочке протеза. Тогда как в другом варианте осуществления, армирующий элемент, может быть выполнен в форме спирали, закрепленной на внешней оболочке протеза.

При этом армирующие элементы могут быть закреплены на дополнительной внешней оболочке, сформированной намоткой ленты полимерного материала и установленной с возможностью перемещения вдоль оси протеза.

В одном из возможных вариантах осуществления заявленного решения, имплантируемый полый протез может также дополнительно содержать оболочку, сформированную намоткой ленты полимерного материала, закрепленную поверх армирующего элемента.

Согласно заявленному изобретению, лента, предпочтительно, выполнена из полимерного материала, выбранного из группы, включающей политетрафторэтилен, сополимер тетрафторэтилена с гексафторпропиленом с содержанием последнего не более 2 мас.%, сополимер тетрафторэтилена с перфторвинилпропиловым эфиром, содержащим не более 2 мас.% перфторвинилпропилового эфира.

При этом внутренний каркас, предпочтительно, выполнен из полимерного материала, выбранного из группы, включающей политетрафторэтилен и сополимеры тетрафторэтилена с гексафторпропиленом и тетрафторэтилена с перфторвинилпропиловым эфиром с содержанием сомономера не более 2 мас.%. Причем, внутренний каркас, согласно предпочтительному варианту осуществления заявленного изобретения, выполнен экструзией полимерного материала в цилиндрическую заготовку с обеспечением возможности ее последующего уплотнения в продольном направлении на 10-20% при температуре от 290 до 320°С, одноосным растяжением на 250-1200% от первоначальной длины заготовки с последующим спеканием при температуре 340-370°С до формирования структуры состоящей из тонких элементов узлов соединенных длинных фибрилл предустановленной величины.

Заявленный технический результат достигается также применением способа формирования внутреннего каркаса имплантируемого полого протеза, характеризующийся тем, что внутренний каркас формируют экструзией полимерного материала, выбранного из группы, включающей политетрафторэтилен и сополимеры тетрафторэтилена с гексафторпропиленом и тетрафторэтилена с перфторвинилпропиловым эфиром с содержанием сомономера не более 2 мас.% в цилиндрическую заготовку с последующим уплотнением её в продольном направлении на 10-20% при температуре от 290 до 320°С, одноосным растяжением на 250-1200% от первоначальной длины заготовки и последующим спеканием при температуре 340-370°С до формирования структуры из тонких элементов узлов связанных удлиненными фибриллами, и элементов пространства пустот с соединением элементов в трехмерную сеть, имеющего объемную долю пространства пустот 45-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,2-0,9 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-20 мкм, среднюю хорду объемную 3-60 мкм.

Краткое описание иллюстративных материалов.

Заявляемое решение представлено на следующих иллюстративных материалах:

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

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

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

фиг. 4 - полый протез, тело которого выполнено из шести слоев пленки, намотанной на каркас, причем направление намотки в соседних слоях крестообразное;

фиг. 5 - полый протез, упроченный наружной спиралью;

фиг. 6 - полый протез с дополнительной "скользящей" оболочкой, снабженной усиливающей спиралью;

фиг. 7 - полый протез с дополнительной "скользящей" оболочкой и усиливающим элементом, закрытым сверху оболочкой;

фиг. 8 - полый протез, упроченный наружными кольцами;

фиг. 9 - снимок стенки продольного сечения заявляемого протеза, сделанный под микроскопом;

фиг. 10 - снимок стенки продольного сечения протеза решения прототипа, сделанный под микроскопом;

фиг. 11 - снимок внутренней поверхности протеза;

фиг. 12 - снимок двуосноориентированной пленки, из которой выполнена наружная оболочка протеза.

Следует отметить, что прилагаемые чертежи иллюстрируют только некоторые из наиболее предпочтительных вариантов осуществления заявленного решения и не могут рассматриваться в качестве ограничений содержания изобретения, которое включает и другие варианты его осуществления.

Осуществимость изобретения

Согласно представленным на иллюстративных материалах фиг.1-9, 11, 12 примерах осуществления заявленного решения, имплантируемый полый протез включает каркас 1, выполненный из ПТФЭ или сополимера ТФЭ, структура которого характеризуется двумя связанными взаимопроникающими матрицами, матрицей полимера в виде узлов, соединенных фибриллами, и матрицей пространства пустот, элементы которого соединены в трехмерную сеть.

Оболочка имплантируемого протеза, образована намоткой на каркас 1 слоя пленки толщиной не менее 0,005 мм, разрезанной на ленты. Пленка изготовлена из ПТФЭ или сополимера ТФЭ с гексафторпропиленом или перфторвинилпропиловым эфиром, содержащим до 2% сомономера. Структура пленки также характеризуется двумя взаимопроникающими матрицами, матрицей полимера в виде узлов, соединенных фибриллами, и матрицей пространства пустот, элементы которого соединены в трехмерную сеть ленты, имеющей указанную выше структуру. Лента может быть намотана в один слой, как это показано на фиг.1 и 2, или в несколько слоев, как это показано на фиг.3 и 4. Согласно заявленному изобретению, нашедшим отображение на чертежах, в наиболее оптимальных вариантах осуществления протеза оболочка может содержать от одного до шести слоев ленты, предпочтительно 4-6 слоев. При этом лента, предпочтительно намотана под углом от 0° до 90° с шагом намотки меньшим (фиг.2) или равным (фиг.1) ширине ленты. Намотка ленты в соседних слоях может быть выполнена под одинаковым или под различным углом или крестообразно, последнее, в частности, актуально при выборе шага намотки равным ширине ленты.

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

На внешней стороне протез может иметь усиливающий (армирующий) элемент 3, выполненный в форме спирали 4 или отдельных колец 5 (см. фиг.5 и 8 соответственно), размещенный на слое 2, образованном намоткой ленты, и прикрепленный к нему. Армирующий элемент может быть выполнен из ПТФЭ или сополимера ТФЭ с гексафторпропиленом. Согласно представленному на чертеже фиг.6 примеру осуществления заявленного изобретения, армирующий элемент 3 также может быть закреплен на дополнительной оболочке 6 (см. фиг. 6), выполненной из той же двуосноориентированной полимерной ленты и размещенной на протезе поверх оболочки 2 с возможностью перемещения вдоль оси протеза ("скользящая" оболочка). На чертеже фиг. 7 представлены еще один пример осуществления заявленного решения, в соответствии с которым армирующий элемент 3 может быть сверху закрыт верхней дополнительной оболочкой 6 (фиг.7), выполненной из той же двуосноориентированной полимерной ленты. В последнем случае армирующий элемент может быть выполнен из металла, например, из стали, титана, сплава нитинол и т.п. в виде спирали или сетки.

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

Согласно определению структура материала каркаса имеет объемную долю пространства пустот 45-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,2-0,9 мкм²/мкм³ среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-20 мкм, среднюю хорду объемную 3-60 мкм.

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

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

Снимки внутренней поверхности протеза (фиг. 11) и пленки, образующей внешний слой протеза (фиг. 12) также свидетельствуют о наличии указанной структуры.

При этом, как следует из сопоставления изображений продольного среза протеза согласно заявленному изобретению (фиг.9) и аналогичного снимка протеза, согласно решению прототипа (фиг.10) очевидно, что заявленное решение характеризуется формированием структуры каркаса состоящей из более тонких элементов узлов соединенных большим количеством более длинных фибрилл в отличие от протеза кровеносного сосуда, имеющего внутренний пористый каркас согласно решению прототипа, и элементов пространства пустот, соединенных в трехмерную сеть. Эта структура имеет объемную долю пространства пустот 45-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,2-0,9 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-20 мкм, среднюю хорду объемную 3-60 мкм.

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

Результаты испытаний представлены в таблице 1.

Строение и структура образцов имплантируемого протеза и скорость прохождения по ним пульсовой волны

Таблица 1

№ образца Диаметр
протеза,
мм Характеристика
пористого каркаса Характеристика пористой оболочки Скорость пульсовой волны,
м/с 1)
мм 2)
% 3)
мкм²/
мкм³ 4)
мкм 5)
мкм кол-во
слоев 2)
% 3)
мкм²/
мкм³ 4)
мкм 5)
мкм 1 6 0,45 82 0,25 18 45 1 80 0,29 5,7 29,5 8,1 2 6 0,33 63 0,34 19 20 1 33 12 14 3,5 9,3 3 6 0,45 80 0,26 18 36 4 80 0,29 5,7 29,5 9,0 4 12 0,85 85 0.28 14 38 4 80 0,29 5,7 29,5 9,5 5 2 0,23 76 0,33 16 25 2 86 0,25 4,2 28,7 6,1 6 32 1,95 70 0,34 13 18 6 82 0,26 4,9 27,9 17,3 7 прототип 6 0,45 75 0,20 14 27 4 80 0,29 5,7 29,5 9,6 8 прототип 12 0,85 79 0,25 10 29 4 80 0,29 5,7 29,5 12,4 9
аналог 6 Без каркаса 4 28 11,3 10,8 2,9 23,5

где: 1) Толщина стенки каркаса,

2) Объемная доля пространства пустот,

3) Удельная поверхность пространства пустот,

4) Среднее расстояние между пустотами в объеме,

5) Средняя хорда объемная.

Скорость распространения пульсовой волны в нативном кровеносном сосуде (бедренная артерия in vitro) диаметром 6 мм - 8,0±0,5 м/с.

В Таблице 1 для сравнения приведены данные для образца протеза, не содержащего каркаса, выполненного в соответствии с решением-аналогом (RU2128024), а также для решений прототипа (образцы 7 и 8) в сопоставлении с характеристиками образцов 3 и 4, характеризующих заявленное решение.

Как видно из данных, приведенных в таблице, скорость пульсовой волны в заявляемом имплантируемом протезе приближается к скорости пульсовой волны в нативных кровеносных сосудах и ниже, чем в протезе по прототипу. Скорость пульсовой волны в сосуде диаметром 32 мм (протез аорты) выше, что соответствует скорости пульсовой волны в подобных сосудах. По сравнению с прототипом результаты более чувствительны к изменяющимся параметрам образцов и более приближены к свойствам нативных кровеносных сосудов.

Данный результат достигается за счет особенностей формирования каркаса, который согласно заявленному решению изобретения формируют экструзией полимерного материала, выбранного из группы, включающей политетрафторэтилен и сополимеры тетрафторэтилена с гексафторпропиленом и тетрафторэтилена с перфторвинилпропиловым эфиром с содержанием сомономера не более 2 мас.% в цилиндрическую заготовку с последующим уплотнением её в продольном направлении на 10-20% при температуре от 290 до 320°С, одноосным растяжением на 250-1200% от первоначальной длины заготовки и последующим спеканием при температуре 340-370°С до формирования структуры из тонких элементов узлов связанных удлиненными фибриллами, и элементов пространства пустот с соединением элементов в трехмерную сеть, имеющего объемную долю пространства пустот 45-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,2-0,9 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-20 мкм, среднюю хорду объемную 3-60 мкм. Формирование структуры из тонких узлов связанных тонкими длинномерными фибриллами с объемной долей пространства пустот 45-94% и средним расстоянием между пустотами в объеме 0,5-20 мкм и средней хордой объемной 3-60 мкм обеспечивает недостижимую для решения прототипа и рассмотренных иных аналогов комбинацию прочности за счет конструкции внешней оболочки и, в случае необходимости ее армирования, уменьшения утечки после удаления иглы из места прокола, наряду с высокой проницаемостью внутреннего пористого каркаса для тканей организма, обеспечиваемой особенностями формирования каркаса, как это наглядно представлено на сопоставляемых снимка фиг.9 и 10, продольным растяжением и изгибными свойствами, обеспечивая тем самым свойства протеза близкие к нативным свойствам кровеносных сосудов.

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

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

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

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

Таким образом, заявленная группа изобретений обеспечивает повышение упругоэластических и прочностных свойств протеза, высокую проницаемость внутреннего пористого каркаса для тканей организма и высокую прочностью скрепления его с оболочкой имплантируемого протеза, образованной намоткой ленты, что обеспечивает большую сопротивляемость к прорезанию стенки протеза во время наложения анастомозов и позволит ещё больше приблизить свойства протеза к свойствам нативной артерии.

Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к имплантируемому полому протезу из полимерного материала, структура которого выполнена в виде элементов узлов, связанных фибриллами, и элементов пространства пустот с соединением элементов в трехмерную сеть и способу формирования внутреннего каркаса имплантируемого полого протеза. Протез включает тело протеза, сформированного, из внутреннего каркаса и слоя, образованного намоткой на каркас ленты, выполненной из материала, выбранного из группы, включающей материал, имеющий объемную долю пространства пустот 25-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,1-9,0 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 1,5-50 мкм, среднюю хорду объемную 0,4-30 мкм, и материал, имеющий объемную долю пространства пустот 1-35%, удельную поверхность пространства пустот 0,5-20 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-15 мкм, среднюю хорду объемную 0,1-10 мкм. Внутренний пористый каркас выполнен с толщиной стенки 0,2-2,0 мм, выполненный из полимерного материала, структура которого выполнена в виде элементов узлов, связанных удлиненными фибриллами, и элементов пространства пустот с соединением элементов в трехмерную сеть, имеющего объемную долю пространства пустот 45-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,2-0,9 мкм²/мкм³, а также имеющего среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-20 мкм, среднюю хорду объемную 3-60 мкм. Намотка на каркас выполнена в 2-6 слоев слоя ленты полимерного материала. В способе внутренний каркас формируют экструзией полимерного материала, выбранного из группы, включающей политетрафторэтилен и сополимеры тетрафторэтилена с гексафторпропиленом и тетрафторэтилена с перфторвинилпропиловым эфиром с содержанием сомономера не более 2 мас.% в цилиндрическую заготовку с последующим уплотнением её в продольном направлении на 10-20% при температуре от 290 до 320°С, одноосным растяжением на 250-1200% от первоначальной длины заготовки и последующим спеканием при температуре 340-370°С до формирования структуры из элементов узлов связанных удлиненными фибриллами, и элементов пространства пустот с соединением элементов в трехмерную сеть, имеющего объемную долю пространства пустот 45-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,2-0,9 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-20 мкм, среднюю хорду объемную 3-60 мкм. Технический результат, достигаемый заявленным изобретением, заключается в повышении упругоэластических и прочностных свойств протеза, с одновременным обеспечением повышения проницаемости внутреннего пористого каркаса для тканей организма и высокой прочностью скрепления его с оболочкой имплантируемого протеза, образованной намоткой ленты, что обеспечивает большую сопротивляемость к прорезанию стенки протеза во время наложения анастомозов и позволит в большей степени приблизить свойства протеза к свойствам нативной артерии. 2 н. и 12 з.п. ф-лы, 1 табл., 12 ил.

1. Имплантируемый полый протез из полимерного материала, структура которого выполнена в виде элементов узлов, связанных фибриллами, и элементов пространства пустот с соединением элементов в трехмерную сеть, включающий тело протеза, сформированного, по крайней мере, из внутреннего каркаса и, по меньшей мере, одного слоя, образованного намоткой на каркас ленты, выполненной из материала, выбранного из группы, включающей материал, имеющий объемную долю пространства пустот 25-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,1-9,0 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 1,5-50 мкм, среднюю хорду объемную 0,4-30 мкм, и материал, имеющий объемную долю пространства пустот 1-35%, удельную поверхность пространства пустот 0,5-20 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-15 мкм, среднюю хорду объемную 0,1-10 мкм, отличающийся тем, что внутренний пористый каркас выполнен с толщиной стенки 0,2-2,0 мм, выполненный из полимерного материала, структура которого выполнена в виде элементов узлов, связанных удлиненными фибриллами, и элементов пространства пустот с соединением элементов в трехмерную сеть, имеющего объемную долю пространства пустот 45-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,2-0,9 мкм²/мкм³, а также имеющего среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-20 мкм, среднюю хорду объемную 3-60 мкм, при этом намотка на каркас выполнена в 2-6 слоев слоя ленты полимерного материала.

2. Имплантируемый полый протез по п.1, отличающийся тем, что угол намотки ленты больше 0° и меньше или равен 90°.

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

4. Имплантируемый полый протез по п.2, отличающийся тем, что шаг намотки равен или меньше ширины ленты.

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

6. Имплантируемый полый протез по п.1, отличающийся тем, что он дополнительно включает армирующий элемент, закрепленных на внешней оболочке протеза.

7. Имплантируемый полый протез по п.6, отличающийся тем, что он дополнительно включает армирующий элемент, выполненный в форме колец, закрепленных на внешней оболочке протеза.

8. Имплантируемый полый протез по п.6, отличающийся тем, что он дополнительно включает армирующий элемент, выполненный в форме спирали, закрепленной на внешней оболочке протеза.

9. Имплантируемый полый протез по п.6, отличающийся тем, что армирующий элемент закреплен на дополнительной внешней оболочке, сформированной намоткой ленты полимерного материала и установленной с возможностью перемещения вдоль оси протеза.

10. Имплантируемый полый протез по п.9, отличающийся тем, что он дополнительно содержит оболочку, сформированную намоткой ленты полимерного материала, закрепленную поверх армирующего элемента.

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

12. Имплантируемый полый протез по любому из пп.1-11, отличающийся тем, что внутренний каркас выполнен из полимерного материала, выбранного из группы, включающей политетрафторэтилен и сополимеры тетрафторэтилена с гексафторпропиленом и тетрафторэтилена с перфторвинилпропиловым эфиром с содержанием сомономера не более 2 мас.%.

13. Имплантируемый полый протез по п.13, отличающийся тем, что внутренний каркас выполнен экструзией полимерного материала в цилиндрическую заготовку с обеспечением возможности ее последующего уплотнения в продольном направлении на 10-20% при температуре от 290 до 320°С, одноосным растяжением на 250-1200% от первоначальной длины заготовки с последующим спеканием при температуре 340-370°С до формирования структуры состоящей из элементов узлов соединенных удлиненными фибриллами предустановленной величины.

14. Способ формирования внутреннего каркаса имплантируемого полого протеза по пп.1-13, характеризующийся тем, что внутренний каркас формируют экструзией полимерного материала, выбранного из группы, включающей политетрафторэтилен и сополимеры тетрафторэтилена с гексафторпропиленом и тетрафторэтилена с перфторвинилпропиловым эфиром с содержанием сомономера не более 2 мас.% в цилиндрическую заготовку с последующим уплотнением её в продольном направлении на 10-20% при температуре от 290 до 320°С, одноосным растяжением на 250-1200% от первоначальной длины заготовки и последующим спеканием при температуре 340-370°С до формирования структуры из элементов узлов связанных удлиненными фибриллами, и элементов пространства пустот с соединением элементов в трехмерную сеть, имеющего объемную долю пространства пустот 45-94%, удельную поверхность пространства пустот 0,2-0,9 мкм²/мкм³, среднее расстояние между пустотами в объеме 0,5-20 мкм, среднюю хорду объемную 3-60 мкм.