диссертация Лазаренко СВ
advertisement
Государственное бюджетное образовательное учреждение высшего профессионального образования «Курский государственный медицинский университет» Министерства здравоохранения Российской Федерации На правах рукописи ЛАЗАРЕНКО СЕРГЕЙ ВИКТОРОВИЧ Экспериментальное обоснование выбора нового образца сетчатого импланта для реконструктивных операций Диссертация на соискание учёной степени кандидата медицинских наук 14.01.17 - хирургия Научные руководители: доктор медицинских наук, доцент Липатов В.А. доктор медицинских наук, профессор Иванов А.В. Курск - 2015 1 ОГЛАВЛЕНИЕ Введение........................................................................................................... 5 Глава 1. Обзор литературы........................................................................... 14 1.1 Теоретические и клинические аспекты использования сетчатых имплантатов в современной хирургии........................................................ 14 1.2 Современные подходы к выбору материала для выполнения реконструктивных операций на магистральных артериях ....................... 27 1.3 Морфологические изменения в месте имплантации протеза ...... 38 Заключение по обзору литературы. ............................................................ 46 Глава 2 Материалы и методы исследования ............................................ 49 2.1 Распределение материала по группам исследования .......................... 49 2.2 Методы исследования физико-механических и морфологических свойств образцов исследуемых пластических материалов ...................... 51 2.3 Техника выполнения хирургических вмешательств ........................... 53 2.4 Морфологические и морфометрические методы исследования ........ 57 2.5 Методы статистической обработки....................................................... 59 Глава 3 Результаты собственных исследований ........................................ 61 3.1 Сравнительные исследования образцов сосудистых заплат в опытах «in vitro» ......................................................................................................... 61 3.1.1 Изучение физико-механических свойств образцов сосудистых заплат .............................................................................................................. 61 3.1.2 Изучение морфологических свойств образцов сосудистых заплат 64 3.2 Исследование особенности морфологической реакции соединительной ткани крыс на имплантацию образцов эндопротезов производства фирм «Линтекс», «Север» и «B.Brown» в подкожную клетчатку ....................................................................................................... 70 2 3.3 Изучение процессов интеграции образцов сосудистых заплат в стенку брюшной аорты лабораторных животных ..................................... 84 Заключение. ................................................................................................... 98 Выводы. ........................................................................................................ 109 Практические рекомендации ..................................................................... 110 Указатель литературы................................................................................. 112 3 Перечень используемых сокращений и аббревиатур ПЯЛ - полиморфноядерные лейкоциты РВСТ - рыхлая волокнистая соединительная ткань ПВСТ – плотная волокнистая соединительная ткань ПТФЭ - политетрафторэтилен Фб - фибробласты Фц - фиброциты ССЗ - сердечно - сосудистые заболевания КИ – клеточный индекс ГКИТ – гигантские клетки инородных тел БАВ – биологически активные вещества КК – коэффициент корреляции 4 Введение Современная хирургия активно использует различные изделия медицинского назначения в качестве имплантов. Основная их масса применяется с целью замещения или укрепления тканей. Прогресс в современной полимерной химии и технологии обуславливает развитие рынка полимерных имплантов, а новые разрабатываемые образцы изделий требуют сравнительного изучения и экспериментальной апробации с целью определения как их безопасности, так и клинической состоятельности [19,31,34]. Наиболее требовательной областью к применению имплантатов является сердечно-сосудистая хирургия. Это продиктовано высокой ценой и технических и тактических ошибок, исключительными требованиями, предъявляемыми к прочностным характеристикам изделий, степени их биосовместимости, тромборезистентности и т.д. [36,50,57,137,146]. В настоящее время широко используются разные виды синтетических сосудистых протезов [35,154]. Наиболее часто в качестве пластического материала искусственного происхождения применяют либо монолитные, так называемые нетканые из растянутого политетрафторэтилена [ПТФЭ], либо текстильные (тканые и вязаные) [5,129]. Чаще всего для изготовления изделий медицинского назначения, в том числе сосудистых заплат, применяют нити на основе полиэтилентерефталата. В России данный полимер получил торговое название «ЛАВСАН» (в соответствии с аббревиатурой: лаборатория высокомолекулярных соединений Академии наук) [14,112,125]. При выборе сосудистого протеза для имплантации в конкретную область нужно учитывать конструкцию материала, его состав, качество 5 изготовления и главные функциональные параметры изделия [5]. Так, сосудистая заплата, в отличие от сосудистого протеза, подвергается более интенсивному воздействию со стороны пульсовой волны и высокого внутрисосудистого давления. Учитывая это, вероятность развития аневризмы в зоне имплантации заплаты и её последующего разрыва, значительно выше, чем при операциях с применением трубчатых протезов [3]. Процесс апробации новых имплантов в условиях эксперимента на животных требует проведения сравнительной оценки реакции рыхлой и плотной волокнистой соединительной ткани на его размещение [13,19,82,133]. В связи с тем, что к сосудистым заплатам в форме сетчатых имплантов предъявляются более жесткие требования, из-за изменений гемодинамики в месте размещения, и необходимости интеграции полотна в стенку аорты с минимальной потерей ее функции, всестороннее изучение свойств новых изделий, предназначенных для пластики магистральных артерий, является актуальным вопросом экспериментальной хирургии. Цель: на основе экспериментального исследования физикомеханических и биологических свойств новых образцов сетчатых имплантов обосновать выбор оптимального использования при реконструктивных операциях. 6 материала для его Задачи исследования: 1) провести сравнительное исследование физико-механических и морфологических свойств новых образцов лавсановых сетчатых имплантов «Линтекс» и образцов «Север» и «B. Braun», используемых для реконструктивных операций; 2) в эксперименте «in vivo» исследовать особенности морфологической реакции рыхлой волокнистой соединительной ткани лабораторных крыс на имплантацию образцов сравниваемых синтетических имплантов при их подкожном размещении; 3) изучить зависимость реакции волокнистой ткани крыс на имплантацию образцов сетчатых лавсановых имплантов от комплекса их физико-механических и морфологических свойств; 4) в эксперименте на животных изучить особенности морфологической интеграции образцов сравниваемых материалов в плотную волокнистую соединительную ткань; 5) разработать инструмент для хирургических вмешательств и новые устройства для гистологических исследований. Научная новизна исследования: 1) изучены физико-механические свойства (толщина, поверхностная плотность, прочность на разрыв, жёсткость, объёмная и хирургическая пористость) новых образцов имплантов; 2) впервые в сравнительном аспекте на светомикроскопическом и электронномикроскопическом уровнях изучены морфологические характеристики образцов сетчатых имплантов (в том числе - степень шероховатости поверхности и оптическая плотность); 7 3) произведена сравнительная морфологическая оценка реакции рыхлой волокнистой соединительной ткани (в брюшной стенке) и плотной волокнистой соединительной ткани (в стенке аорты экспериментальных животных) при имплантации испытуемых образцов; 4) разработаны и внедрены в научно-исследовательскую работу новые устройства для проведения гистологических исследований: устройство для хранения, транспортировки и обработки предметных стёкол (патент на полезную модель № 110290), кассета для предметных стёкол (патент на полезную модель № 109019); 5) для проведения оперативных вмешательств на магистральных сосудах в условиях клиники, а также для моделирования дефектов сосудистой стенки в условиях эксперимента (в рамках данного исследования) предложено использование собственного зажима для иссечения стенки аорты (патент на полезную модель № 145251). Практическая значимость 1. Определены физико-механические и морфологические свойства сетчатых имплантов из лавсана и модифицированного лавсана, на основе которых произведён выбор наиболее оптимального варианта и обоснована рациональность его использования с целью пластики стенки полых органов, состоящих из плотной или рыхлой волокнистой соединительной ткани. 2. Определён перечень характеристик лавсанового полотна, обусловленных особенностями технологии изготовления и, в свою очередь, обусловливающих параметры биологической инертности импланта. 3. По результатам морфологического исследования реакции разных видов волокнистых 8 тканей на свето- и электронномикроскопическом уровне определены характеристики материала, обладающего лучшими параметрами вживления в организм экспериментального животного (выраженность или отсутствие деформаций окружающих тканей органа и материала импланта, выраженность рубцового процесса в зоне реконструкции, наличие или отсутствие периимплантационного воспаления, отслойки и (или) гипертрофии интимы). 4. В результате проведенного экспериментального исследования заплаты из полиэтилентерефталата производства фирмы ООО “Линтекс” (г. Санкт-Петербург) рекомендованы для применения в клинической практике для пластики аорты и магистральных артерий человека. Основные положения, выносимые на защиту 1. Среди исследованных лавсановых синтетических сетчатых имплантов фирм «Линтекс», превосходит остальные прочности, пористости, «Север» исследуемые и «B.Brown» образцы эластичности и по - первый показателям морфологическим характеристикам. 2. Воздействие имплантов «Линтекс», «Север» и «B.Brown» на рыхлую волокнистую ткань брюшной стенки белых крыс в течение 14 суток, приводит к возникновению и развитию асептической воспалительной реакции в клетчатке, окружающей образцы. Смена воспалительной реакции с экссудативной на пролиферативную стадию протекает быстрее в группе с использованием материала «Линтекс». 3. . Воздействие имплантов «Линтекс», «Север» и «B Brown» на плотную волокнистую ткань средней оболочки аорты собак в течение полугода и года также приводит к возникновению и развитию 9 асептической воспалительной реакции. На стадии ремоделирования соединительной ткани вследствие различия механических и физических свойств сравниваемых материалов происходит их деформация, миграция нитей и отдельных волокон к просвету аорты вплоть до прободения аортальной интимы и частичного выхода филаментов импланта в просвет сосуда. Это, в свою очередь, приводит к изменению пристеночной гемодинамики и повреждениям интимы в виде слущивания эндотелиоцитов с обнажением подлежащей базальной мембраны. По степени выраженности указанных патологических изменений, исследованные материалы располагаются следующим образом в порядке возрастания тяжести патологических изменений: «Линтекс», «Север», «B.Brown». 4. Разработаны и внедрены в научно-исследовательскую работу новые устройства для проведения гистологических исследований: устройство для хранения, транспортировки и обработки предметных стёкол (патент на полезную модель № 110290), кассета для предметных стёкол (патент на полезную модель № 109019); 5. Для проведения оперативных вмешательств на магистральных сосудах в условиях клиники, а также для моделирования дефектов сосудистой стенки в условиях эксперимента (в рамках данного исследования) предложено использование зажима для иссечения стенки аорты (патент на полезную модель № 145251). Участие автора в получении результатов. Внедрение в практику. 10 Автор непосредственно планировал и проводил экспериментальные исследования на животных, которые заключались в моделировании патологических процессов с использованием заимствованных и разработанных автором методик исследования (технологии проведения заболеваний, способы эксперимента, профилактики способы и моделирования лечения). Автором производились морфологические исследования, регистрировались и обрабатывались их экспериментальных обработаны результаты. и Данные, клинических статистически и полученные исследований, интерпретированы в ходе также были самостоятельно автором. Исследования физико-механических свойств проводились на базе научно-производственного отдела ООО «Линтекс» (г. Санкт-Петербург), изготовление и микроскопия гистологических препаратов осуществлялись в морфологической лаборатории НИИ Экологической медицины ГБОУ ВПО «Курский государственный медицинский университет» Минздрава России, электронная микроскопия образцов сосудистых заплат и внутренней поверхности аорты проводилась на базе Междисциплинарного нанотехнологического центра ФГБОУ ВПО «Курский государственный университет» после предварительного лиофильного высушивания образцов биологических тканей, которая проводилась на оборудовании Федерального казенного предприятия «Курская биофабрика – фирма БИОК». Апробация и практическая реализация работы Апробация работы состоялась 16 января 2015 года, на совместном заседании кафедр оперативной хирургии и топографической анатомии имени А.Д. Мясникова, хирургических болезней №1, №2, хирургии 11 ФПО, общей хирургии и онкологии государственного медицинского ГБОУ ВПО Курского университета Минздрава России. Основные положения работы представлены на следующих научных мероприятиях: Пятая Международная дистанционная научная конференция «Инновации в медицине» (2013, 2014); конкурс по программе У.М.Н.И.К. (участник молодежного научно-инновационного конкурса) (2014); Всероссийская конференция “Образовательный, научный и инновационный процессы в нанотехнологиях” (2014); Региональная конференция “Роль молодых ученых в инновационном развитии Курской области” (2014); 79-я Всероссийская научная конференция студентов и молодых ученых с международным участием «Молодежная наука и современность», посвященная 79-летию КГМУ (2014); Международная научно-практическая конференция «Интегративные процессы в образовании и медицине» (2014); заседание Курской региональной общественной организации «Научно- практическое общество хирургов» (2014). Результаты работы были использованы для обоснования промышленного производства сосудистых заплат ООО «Линтекс» (г. Санкт-Петербург). Использование в клинической практике нового образца сосудистой заплаты позволит улучшить результаты лечения пациентов, нуждающихся в оперативных вмешательствах на аорте и крупных артериальных стволах. Полученные в ходе исследований результаты использованы в научно-исследовательской работе и учебном процессе (на практических занятиях и лекциях) на кафедрах оперативной хирургии и топографической анатомии, общей хирургии, хирургических болезней № 1 и № 2 ГБОУ ВПО «Курский государственный медицинский университет» Минздрава России, кафедрах оперативной хирургии и 12 топографической анатомии, общей хирургии, госпитальной хирургии ГБОУ ВПО «Воронежская государственная медицинская академия» Минздрава России. Результаты, полученные в ходе работы, использованы в практике патологоанатомического отделения ОБУЗ «Курская городская клиническая больница скорой медицинской помощи» и курского ОБУЗ «Областное патологоанатомическое бюро», научно-исследовательской работе на кафедре гистологии, цитологии, эмбриологии, кафедре патологической анатомии, НИИ Экологической медицины ГБОУ ВПО «Курский государственный медицинский университет» Минздрава России. Публикации По теме диссертации опубликовано 12 научных работ в том числе 5 в изданиях, определенных Высшей аттестационной комиссией Министерства образования и науки РФ, результаты исследований легли в основу 3 полезных моделей. Структура и объем диссертации Текст диссертации изложен на 132 страницах машинописного текста и состоит из введения, трех глав, заключения, выводов, практических рекомендаций и указателя литературы, содержащего ссылки на 91 отечественный и 75 зарубежных литературных источников. Текст проиллюстрирован 13 таблицами и 39 рисунками, включающими диаграммы, графики, макро и микрофотографии. 13 Глава 1. Обзор литературы 1.1 Теоретические и клинические аспекты использования сетчатых имплантатов в современной хирургии Перспективы применения полимеров и изделий медицинского назначения на их основе в клинической практике неограниченны. На данный момент из полимеров изготавливается более трех тысяч различных видов медицинских изделий [35]. Очевидно, что дальнейшие успехи в данной сфере зависят от сотрудничества между медиками и химиками. ассортимент Химическая промышленность полимерных изделий и выпускает устройств с большой полимерным покрытием с обязательным соблюдением требований, которые к ним предъявляет медицина. Тем не менее, специальных полимеров для применения в медицине выпускается крайне недостаточно [16,120,141,153]. Прогрессивная разработка новых методик синтеза и модификации медицинских полимеров и сополимеров, диффузия идей и методов химии, биологии и медицины позволяют наедятся на возможности решения насущных задач практической медицины [34,138]. На полимерной основе разработаны, выпускаются и повсеместно применяются многочисленные шовные материалы, которые успешно конкурирующий с кетгутом и шелком, естественное происхождение которых сообщает нитям антигенные свойства, иммунное воспаление в структуре шовной гранулемы, как исход состояния, приводит к фиброзу и другим осложнениям. Полимерные же волокна лишены иммуногенных свойств. На основе полимерных нитей разработаны многочисленные 14 варианты сетчатых протезов, позитивно зарекомендовавшие себя при пластике брюшной стенки в лечении вентральных грыж [36]. Важным аспектом имплантологии является предъявление жестких требований к полимерам, применяемым для изготовления протезов внутренних органов и тканей. Главное из этих требований – способность длительное время сохранять свои изначальные физикомеханические свойства при постоянном деструктивном воздействии ферментов, которые выделяют клетки живого организма [5]. Так, современная хирургия сердца и сосудов немыслима без использования изделий, изготовленных из полимеров или имеющих полимерное покрытие. Благодаря развитию технологии, протезирование стало весьма распространенным видом восстановительных операций на сосудистой, и в основном, на артериальной системе. Протезы артерий должны иметь высокую «биологическую инертностью», необходимую прочность сохраняя ее на протяжении длительного времени, оптимальную для имплантации пространственную структуру, а также не вызывать формирования тромбов на своей поверхности при контакте с кровью (обладать тромборезистентностью). Многие авторы указывают на отсутствие идеальных сосудистых протезов, которые соответствовали бы всем перечисленным критериям [22,50,137,165]. Протезы сосудов, изготовленные из полимеров стали применять в хирургической практике с начала 50-х годов прошлого столетия. Хорошо изучены ближайшие и отдаленные результаты этих вмешательств. С момента первого использования и до настоящего времени пластическим материалом для этих целей служат вязаные, тканые и плетеные, а также изготовленные с применением нетканых технологий, протезы из различных полимеров (лавсан, терилен, дакрон, тефлона) российского и зарубежного производства [34,112,120,121,125]. 15 Поражения сердечно-сосудистой системы атеросклеротическим процессом являются наиболее распространённой ситуацией. Наиболее частой причиной смертности населения во всем мире признаны сердечно-сосудистые и цереброваскулярные заболевания [8,47,94]. При этом, многие авторы солидарны во мнении, что большинство реконструктивных операций на крупных сосудах уже немыслимо без применения всевозможных кондуитов [31,57,15]. Число оперативных вмешательств на крупных артериях постепенно растет. Так в 2012 году в России выполнено 26654 вмешательств на магистральных сосудах, (20,8% больше по сравнению с 2011 годом) [57]. Впервые хирургическую операцию по поводу артериальной аневризмы выполнил Matas в 1888 году, первый же анастомоз был наложен Murphy в 1897 году. Тем не менее, потребовалось около 50 лет для того, чтобы хирурги решились использовать первый артериальный протез [43,101,113,134]. В последующие десятилетия было предложено и отвергнуто много потенциальных сосудистых протезов [50,63,107,146]. В первые годы, которые сопровождались накоплением опыта, изучением преимуществ и недостатков сосудистых имплантов, были определены характеристики идеального протеза [18,165]. Так идеальный протез должен быть доступен для потребителя, производитель должен выпускать широкий ассортимент с различными вариантами размеров для возможности использования в любой части тела. Протез должен выдерживать длительное пребывание в организме, не иметь токсических или аллергизирующих эффектов [78,120,138,153]. Функциональные характеристики эластичность, идеального адаптивность, протеза должны лёгкость 16 включать прошивания, гибкость, исключать разволокнение по линии отреза и возможность деформации в месте изгиба. Поверхность внутренней поверхности протеза должна быть гладкой, предотвращать травмированные форменных элементов крови. Ткань, из которой изготовлено изделие, должна предотвращать возможность инфецирования, позволять многократную стерилизацию без повреждения структуры, утраты свойств и функциональной состоятельности [5,22,34]. К сожалению, несмотря на развитие химической промышленности, в настоящее время ни один материал для изготовления сосудистых протезов не отвечает вышеприведённым требованиям. Именно это объясняет множество предлагаемых альтернатив [11,18,58,87]. Еще в 1906 году Carrel продемонстрировал возможность использования гомологичных и гетерологичных сосудов в качестве заменителей артерий в эксперименте на собаках. Goyanes же убедительно подтвердил возможность применения аутовены в качестве шунта, что затем успешно применил у человека. Ранние работы по разработке искусственных сосудистых протезов были сконцентрированы на применении инертных трубок [68,105,141]. Данные протезы адекватно выполняли свои функции кратковременных пассивных кондуитов. Такие решения не применяли в организме человека, считая их источником несостоятельности линии сосудистого шва, причиной локальных тромбозов и дистальных эмболий. Началом современной эры применения искусственных протезов можно считать 1948 год, когда Gross вернулся к использованию артериальных имплантов [89]. В 1952 с созданием Blakemore Виниона N разработана концепция пористого тканого артериального протеза. Через три года после этого, появился первый «гофрированный» протез, придало имплантам эластичность и увеличило срок их службы [57]. Затем, 17 группой учёных во главе с DeBakey разработаны и использованы более совершенные текстильные материалы, такие, как дакрон. Тем не менее, основной принцип, совершивший революцию в ангиохирургии, остался прежним [5,120]. В 1966 году бычий гетеротрансплантат стал первым в поколении особых сосудистых протезов - коллагеновых трубок [22,78,123]. Этот протез вскоре был запрещён, так как способствовал формированию аневризм и развитию тромбоза. Однако он послужил прототипом к разработке импланта из пупочной вены человека, который в некоторых случаях используется и в настоящее время [90,133,165]. Политетрафторэтилен (тефлон, ПТФЭ) был впервые использован в качестве протеза сосуда в 1957 году [69,121,166]. Данный материал оказался весьма прочным и стал широко использоваться в качестве заменителя артерий. Протез был модернизирован в конце 1960-х годов. Модификация заключалась в разработке нетканой технологии получения тефлонового полотна и изготовления из него нетканых протезов, которые имели бы все преимущества ПТФЭ, недостатки же сводились к минимуму. Такой протез был получен и впервые испытан в условиях клиники в 1972 году, а в последствии приобрел широкое применение в качестве протеза артерий малого и среднего калибра [49]. ПТФЭ широко использовался для реконструкций и малого и среднего позволило калибра, появление использовать бифуркационных данный материал при протезов аорты реконструкциях магистральных сосудов, особенно в случае разрыва аневризм. Данный протез популярен при формировании артериовенозных шунтов для гемодиализа [71,90,96,116,127]. Множество публикаций, посвящённых искусственным сосудистым протезам, касаются их физических характеристик. Однако, при 18 практическом применении имплантов имеется множество факторов, не связанных со структурой кондуита. Во многом именно они определяют успех клинического применения или вероятность возникновения осложнений. К таковым относят неспособность материала нивелировать базовые патологические процессы, которые являются основной причиной неудач при использовании таких кондуитов [5,128,137,154]. Поскольку большинство протезов испытываются на экспериментальных моделях, важно учитывать разнообразие ответов организма пациента на имплантируемый объект. У человека протяжённость эндотелиального слоя артерии, начинающейся на анастомозе, значительно меньше, чем у животных (свиней, телят или обезьян). К тому же, способность фибробластов миграции в стенку протеза и свойство мезотелизации внутренней поверхности часто определяется на животных, у которых эти процессы протекают более интенсивно и могут завершаться за 4-8 недель [18,151]. Однако, реакция на протез у собак максимально совпадает с таковой у человека, что делает этот вид животных оптимальным вариантом для экспериментальной оценки сосудистых протезов. Различия между биологическими объектами необходимо учитывать при интерпретации различных экспериментальных данных [158]. Сосудистые протезы тканой структуры существенно отличаются от предшествующих им ригидных металлических и пластиковых трубок. Фактически все протезы первоначально изнутри покрываются слоем фибрина различной выстилка, которая толщины. покрывает поверхность протеза Затем место образуется анастомоза эндотелиальная и внутреннюю [13]. В непористых протезах фибрин внутри просвета не может быть адгезирован к поверхности протеза, что не дает возможность его прорастания фибробластами 19 и коллагеновыми волокнами. Это обуславливает и невозможность мезотелизации монолитных имплантов, а также и некоторые осложнения, особеннов отдаленном послеоперационном периоде, в частности, связанные с тромбозом и дистальной эмболизации фрагментами фибрина или интимальной пролиферации и, как следствие, окклюзии протеза [14]. В отличии от этого, на пористых тканых протезах образуется тонкий слой фибрина, постепенно замещаемого зрелым коллагеном, прорастающим с наружной поверхности протеза, приводит к образованию зрелой относительно атромбогенной поверхности, покрытой эпителием [11]. Преимуществами подобного типа интеграции искусственных протезов, в дополнение к сказанному выше, являются повышенная резистентность к поздней гематогенной инфекции и улучшенной переносимостью низкоскоростного кровотока [80,93,102,106,108,110,144,148]. К сожалению, увеличение пористости протеза с целью улучшения его врастания в сосудистую стенку, сопровождается увеличением частоты как ранних, так и поздних кровотечений. Фрагментация волокон может обусловить формирование аневризм [63]. Таким образом, при разработке сосудистых протезов необходимо соблюсти баланс между минимальной имплантационной (хирургической) пористостью и значительной биологической порозностью, позволяющее тканевое врастание. Некоторые разработки отличаются доказывают возможность улучшения приживления за счёт применения широкой волокнистой ткани или за счёт добавления текстурной велюровой поверхности к протезам из дакрона [5]. Такие тканые велюровые протезы покрываются тонким слоем фибрина и подвергаются качественному трансмуральному приживлению. Это создает благоприятную ситуацию для эндотелизации внутренней поверхности протеза. Однако, несмотря на модификации, 20 полная эндотелизация длинных кондуитов продолжает оставаться перспективой сосудистой хирургии [104]. Одним из подходов к оптимизации процессов вживления импланта в стенку сосуда, является применение клеточных технологий. Так некоторые авторы указывают на эффективность методики, которая заключается в добавлении аутогенных эндотелиальных клеток в кровь, используемую для замачивания протезов [29,151,156,164]. В экспериментах это позволило добиться полной и быстрой эпителизации просвета. Эти разработки в настоящее время находятся лишь на доклинической стадии [58,92,122]. Важной характеристикой искусственного протеза, которая может влиять на долговременность функционирования протеза, является его эластичность. Многие современные протезы обладают первоначальной эластичностью, сопоставимой с артерией. Однако, практически все они подвергаются фиброзному прорастанию и становятся ригидными, теряя свою эластичность. Исключениями из этого правила являются только аутоартерия и аутовена, которые сохраняют оптимальную эластичность даже при долговременной службе. [63,136,142]. Несоответствие эластичности протеза и артерии, в которую он иимплантирован, создает напряжение анастомоза, что способствует развитию ложных аневризм и неоинтимальной фиброплазии [145,149]. Так как универсальных сосудистых протезов не существует, выбор адекватного кондуита производится индивидуально в зависимости от ситуации [7,22,50]. Аутоартерия является идеальным заменителем сосудов [38,105,125]. Однако, только очень ограниченное количество артерий большого калибра в организме можно изъять для трансплантации без серьёзных последствий. Это существенно ограничивает их применение, 21 делая аутоартерию доступной только для коротких сегментарных реконструкций сосудов малого и среднего диаметра [69,136]. В отличии от артерий, аутовена, особенно большая подкожная вена, обычно доступна для обширных медиальнофиброзную и реконструкций. интимальную Несмотря пролиферацию, на а ее также дегенерацию при длительном функционировании, большая подкожная вена признана надёжным и весьма долгоживущим заместителем, особенно при реконструкциях сосудов конечностей [87,157]. К сожалению, у 30-40% пациентов большая подкожная вена или отсутствует, или недостаточна по размеру, или плохого качества, что обуславливает необходимость для поиска альтернативного шунта [14,114]. Недавно произошло возрождение интереса к применению подкожных вен “in situ” с целью реконструкций сосудов нижних конечностей [11,141]. Протезы как и из пупочной вены, и из телячьих гетеротрансплантатов, доступны любой длины, однако их диаметр недостаточен для операций на крупных сосудах. Так как они не содержат «живых» элементов, то постепенно утрачивают свою эластичность, замещаются коллагеном реципиента. В силу частых поздних осложнений применение в сосудистой хирургии телячьих трансплантатов ограничено. Применение же вены пупочного канатика показывает хорошие результаты, хотя количества данных, касающихся отдаленных результатов, недостаточно, что не позволяет с уверенностью утверждать, удастся ли этому кондуиту избежать судьбы телячьего гетеротрансплантата [25]. Выбор оптимального варианта протеза основан не только на его физических характеристиках, но и на клинических данных. Весьма важным параметром является размер сосуда, который предстоит 22 шунтировать или протезировать. Так как на данный момент не существует аутотрансплантата, подходящего для реконструкций аорты или полых вен, возникает необходимость применения искусственных протезов. В силу большого диаметра и высокой скорости кровотока они демонстрируют удовлетворительные результаты. Напротив, из-за частых тромбозов большинства синтетических протезов при реконструкциях сосудов малого калибра, оптимальным заместителем являются аутовены и реже аутоартерии [15,50,160]. Имплантация сосудистых протезов большего чем диаметр реконструируемого сосуда приводит к образованию избыточного слоя фибрина внутри просвета, и увеличению частоты тромбозов протеза [75,113]. Таким образом, задачей хирурга является выбор адекватного протеза, достаточно большого по диаметру, чтобы пропустить необходимый объём крови, но вместе с тем достаточно малого, чтобы обеспечить необходимую скорость кровотока в покое, и избежать образования избыточного наложения фибрина. Ряд исследований демонстрирует, что скорость этого своеобразного «тромботического порога» варьирует в зависимости от времени, прошедшего после имплантации и материала протеза [68,109,145]. На данный момент не существует синтетической поверхности, резистентной к низкоскоростному кровотоку. В связи с этим выстланные эндотелием аутососуды, находятся в более выигрышной ситуации, что обуславливает применение последних в условиях ограниченного кровотока [80]. Весьма понятно настороженное отношение авторов к использованию искусственных протезов в присутствии инфекции или обширного загрязнения раны, что часто бывает при сосудистой травме, из-за риска инфицирования [93]. 23 Временные ограничения во время операции также может влиять на выбор протеза. Так пожилые пациенты с тяжёлой сопутствующей патологией могут не перенести увеличения времени операции. В этих случаях рационален выбор искусственного протеза, применение которого позволяет сэкономить время на забор аутовены [22,50]. В истории искусственных протезов множество примеров, когда функционирование протеза изначально было удовлетворительным, а затем развивались поздних осложнений. Проблемы могут не проявляться в течение нескольких лет, поэтому все новые протезы, как указывают некоторые исследователи необходимо тестировать не менее пяти лет до начала клинического применения [35]. Это обстоятельство, однако, является одной из причин, сдерживающих прогресс в данном направлении хирургии. Осложнения при использовании искусственных протезов принято делить на две категории: прямые (связанные с повреждением самого протеза) и непрямые (связанные с протезом, но не влияющие его функционирование) [14]. Наиболее распространены прямые осложнения, самое частое их которых - тромбоз. Также, большинство искусственных протезов дилатируют под воздействием артериального давления [7]. Иногда расширение достигает размеров истинной аневризмы, а изредка может заканчиваться разрывом [119]. Аутовена же подвергается постепенному фиброзу и интимальной пролиферации вследствие воздействия на нее того же артериального давления. Не исключена возможность поражения аутовены атеросклерозом, что приводит к развитию стеноза и последующему тромбозу [18]. Учитывая это, к поиску новых материалов для изготовления протезов, современные исследования нацелены как на создание 24 резистентных к инфекции кондуитов (введение антибиотиков и антисептиков в сам протез), так и на снижение их тромбогенности (путём добавления эндотелиобластов в процессе замачивания протеза, нанесения дополнительных слоев на внутреннюю поверхность) [50]. Грозным осложнением при использовании искусственных сосудистых протезов является их нагноение. Несмотря на низкую частоту инфицирования протезов, в большинстве случаев имеет место летальный исход или потеря конечности. Самой распространённой причиной инфицирования считают контаминацию кондуита во время имплантации, чаще из-за неадекватной стерилизации протеза или инструментов, в результате интраоперационных технических ошибок 141]. Риск контаминации протеза возрастает при их поверхностном расположении как, например, в процессе реконструкции бедренных и подколенных артерий [98,128,133]. Существует большое количество технических сложностей и клинических ситуаций, в разрешении которых может оказать помощь использование искусственных тканей не в форме трубчатых сосудистых протезов, а в виде сосудистых заплат. Так на протяжении долгого времени каротидная эндартерэктомия является эффективным и распространенным способом хирургического лечения окклюзионных поражений сонных артерий [58,95,98]. Многими хирургами продемонстрированы лучшие результаты при использовании заплаты по сравнению с первичным ушиванием артерии после эндартрэктомии [3,125]. В настоящее время пластика артерии расширяющей заплатой в последних национальных рекомендаций по хирургии брахиоцефальных артерий имеет уровень доказательности «А» [12]. Тем не менее, до сих пор нет единого мнения, какую заплату и в какой ситуации лучше использовать. 25 Имеющиеся показания к применению того или иного вида пластического материала требуют уточнения. Множество из описанных в литературе исследований либо являются нерандомизированными, либо прослеживают результаты на недостаточном отрезке времени. Отечественные медицинские публикации имеют мало работ, сравнительно изучающих на большом клиническом материале исходы операций на крупных артериальных стволах с пластикой заплатой из различных материалов в ближайшем и отдаленном периодах. В последнее время уменьшается интерес к применению заплат из аутовены при реконструкциях артерий среднего диаметра [14]. Также уделяется недостаточно внимания сопоставлению результатов аутовенозной пластики, и заплат из полимерного материала [11,118]. Как считают многие авторы, использование заплаты при пластике артериотомного отверстия является обязательным и необходимым условием, которое позволяет предупредить тромботические и эмболические осложнения в послеоперационном периоде, развитие клинически значимого стеноза в отдаленные сроки оперативного вмешательства [87]. Нерешенным остается вопрос о выборе материала заплаты. В качестве таковой рекомендуют применять аутовену (из большой подкожной вены, яремных вен, лицевой вены), аутоартерию (верхняя щитовидная артерия), различные синтетические материалы (ПТФЭ, лавсан и их модификации), формалинизированную твердую мозговую оболочку [25]. 26 ксеноперикард, 1.2 Современные выполнения подходы к выбору реконструктивных материала операций для на магистральных артериях По данным литературы [35,50,124,159] идеальными требованиями для любого пластического материала должны быть следующие: • долгосрочная стабильность и долговечность; • низкий риск рестеноза; • соответствие характеристик, эквивалентным нативной артерии; • удобство в использовании; • простота забора материала или готовность к применению; • антикоагулянтная функция; • устойчивость к инфекциям и поздней дегенерации. Пластического материала, который полностью удовлетворяет всем вышеперечисленным требованиям, нет. В мировой и отечественной хирургической практике наиболее широко используются синтетические заплаты (из ПТФЭ и дакрона) и аутоматериал (как правило, фрагмент БПВ нижней конечности) [5]. Применение синтетических материалов в сосудистой хирургии активно развивается с 50-х годов 20 века. Поиски наиболее подходящего синтетического материала заставили исследователей остановиться на полиэфирных (дакрон, терилен), а затем на политетрафторэтиленовых (тефлон) волокнах [57]. Наиболее пригодным для медицинских целей является тефлон, относящийся к группе ПТФЭ. Он обладает очень высокой прочностью, почти абсолютной инертностью, ткани живого организма мало реагируют на присутствие этого синтетического материала. Было установлено, что фиброзная выстилка, образующаяся на внутренней 27 поверхности заплаты из ПТФЭ, оказывается более тонкой, чем в заплате из дакрона. Это несмачиваемым снижает частоту волокном, что тромбозов. также ПТФЭ способствует является быстрому прорастанию клеток через поры заплаты [112]. A. W. Humphries, etal. попытались создать заплату из дакрона, пропитанную бычьим коллагеном. Предполагалось, что дакроновоколлагеновый материал будет иметь низкую пористость в момент имплантации, а в дальнейшем за счет коллагенового компонента произойдет замещение его коллагеном реципиента и связь с окружающими тканями и внутренней поверхностью артерии окажется особенно прочной. G. L. Jordanetal. получили обнадеживающие результаты с дакроновыми заплатами, импрегнированными желатином [133]. В настоящий момент наиболее современными заплатами из ПТФЭ и дакрона являются соответственно. заплаты Первую Acuseal отличает и HemashieldFinesse трехслойная структура из микропористого ПТФЭ толщиной 0,5 мм. Основными преимуществами этой заплаты являются химическая инертность, биологическая совместимость и отсутствие биодеградации, кровенепроницаемость, хорошая адаптация благодаря микропористой структуре, тромборезистентность, низкая подверженность вторичным инфекциям. Внутренний слой заплаты служит для гемостатической цели, «обволакивая» нить, тем самым минимизирует кровотечение из вколов при запуске кровотока. Дакроновая заплата HemashieldFinesse производится из тканого полиэстера с поверхностью «двойной велюр». Она импрегнирована высокоочищенным коллагеном, который минимизирует кровотечение в местах прокола. После имплантации коллаген постепенно адсорбируется, однако к этому моменту вокруг 28 заплаты уже образуется псевдоинтима. Помимо коллагена, заплата также обработана глицеролом как размягчающим препаратом [15,125,133]. В качестве заплаты при КЭАЭ также применяются ксеноматериалы. Следует отметить, что пользуются популярностью у ангиохирургов заплаты из ксеноперикарда, обработанного различными оригинальными методами. В качестве примера можно привести заплаты из ксеноперикарда, кардиологического используется обработанные центра, по согласно диэпоксисоединение методике которой – Кемеровского для консервации диглицидиловый эфир этиленгликоля. Такая методика, наряду с улучшением прочностных характеристик материала, позволяет значительно снизить частоту неудовлетворительных отдаленных результатов, обусловленных кальцификацией и тромбозом пластируемой артерии [50]. Другой вариант подготовки ксеноперикарда – обработка по методике НЦССХ им. А.Н. Бакулева (фиксация в 0,625% растворе глутарового альдегида) широко применяется в сосудистой хирургии данного центра в качестве пластического материала. При этом не требуется назначения прямых и непрямых антикоагулянтов в послеоперационном периоде, так как это не ведет к ретромбозам и гемодинамически значимым рестенозам. Применение ксеноперикарда также не несет угрозы развития аневризм в реконструированной зоне [15]. М.С. Столяров в своей диссертационной работе указывает, что использование ксеноперикарда, обработанного диэпоксисоединениями, в качестве расширяющей заплаты, позволяет даже улучшить результаты КЭАЭ в сравнении с аутовенозной заплатой. Сравнивая ПТФЭ и ксеноперикард, B. Neuhauser, W.A. Oldenburg [125] получили результаты 29 рестеноза СА в отдаленном периоде при ее пластике заплатой из ксеноперикарда в 4% случаев, после использования ПТФЭ – в 7,6% [144] выступают за приоритетное применение ксеноперикарда, нежели дакрона. Ими получены статистически достоверные данные меньшей частоты возникновения интраоперационного кровотечения по линии швов в сравнении с дакроном. Авторы полагают, что ксеноперикард может быть альтернативой дакрону при использовании в качестве заплаты при КЭАЭ. После каротидной реконструкции с пластикой артериотомического отверстия заплатой из различных материалов неизбежно изменяется локальная гемодинамика, механические свойства сосудистой стенки пластического в зоне материала пластики, будет что наряду с способствовать влиянием развитию рестенозаэндартерэктомированного сегмента артерии в будущем [58]. Подтверждением данного факта являются работы А.В. Каменского, в которых проводилось математическое моделирование поведения бифуркации сонной артерии человека на различных стадиях атеросклеротического поражения и после операционного вмешательства с использованием различных видов заплат. Заплаты из ПТФЭ различной толщины в процессе пульсации сосуда практически не деформировались – этот материал более жесткий, чем материал самой стенки внутренней сонной артерии. Руководствуясь теорией, связывающей высокие значения циклической деформации и атеросклероз, автор заключает, что рестеноз реконструированной области будет наблюдаться на верхушке и по краям заплаты. В случае использования ПТФЭ напряжение, которое испытывает заплата, выше, чем то, что испытывает артериальная стенка. Возникает так называемый эффект «противоудара», что может стать причиной появления в этой области атеросклеротической бляшки [8]. 30 При использовании аутовены модуль упругости заплаты на порядок выше модуля упругости стенки сосуда. Вследствие этого появляются критические напряжения сосудистой стенки по границе с заплатой. Такая большая деформация при определенных условиях (увеличение нагрузки на стенку при повышении артериального давления) может привести к образованию аневризмы в области пластики сосуда и к разрыву аутовенозной заплаты [13]. Учитывая напряжение на стенке сосуда, сравнение со случаем здоровой СА показало, что наиболее близкой к нормальному значению данного показателя является модель с заплатой из ксеноперикарда. Однако данные результаты получены автором в ходе экспериментального моделирования, которое теоретически объясняет происходящие с заплатой изменения после ее имплантации в сонной артерии и не подтверждены в условиях invivo [57]. Неотвратимым последствием эндартерэктомии являются процессы гиперплазии интимы с возможным формированием рестеноза ВСА в послеоперационном периоде. Данная реакция является неспецифическим процессом репарации, запускаемым в ответ на повреждение интимальной поверхности артерии [69]. Одной из безусловных причин выраженной гиперпластической реакции после КЭАЭ является значительное расширение сосуда в зоне повреждения и последующей пластики, что связано с известными нарушениями кровотока в этой области [74]. Действительно, при подготовке заплаты к пластике, важным является ширина формируемой заплаты. Она не должна быть слишком узкой и избыточно широкой. Рекомендуется использовать заплаты шириной не более 4-5 мм [5]. По данным экспериментального и клинических исследований способ пластики сонной артерии после КЭАЭ не влияет существенно на степень 31 гиперплазии интимы, если этот способ не меняет значимо геометрию реконструируемого сосуда. В экспериментальной модели КЭАЭ гиперпластическая реакция интимы была особенно выражена и интенсивна в случае пластики артерии заплатой из ПТФЭ [57]. Использование в эксперименте заплат из аутовены (БПВ) или артерии сопровождается относительно благоприятным течением гиперпластической реакции (частота тромбозов артерий составляет 20%). В случае применения заплат из ПТФЭ частота тромбоза артерии достигала 66%. Но условия эксперимента не были приближены к реальным результатам пластики сонной артерии заплатой у человека. Так, многочисленные публикации указывают на меньшую частоту гемодинамически значимого рестенозирования сонной артерии после КЭАЭ с заплатой из ПТФЭ в сравнении с другим часто используемым материалом – дакроном [87]. Затрагивая проблему рестенозирования СА после КЭАЭ, следует повторить, что данный процесс неизбежен. Ответственный механизм артериального рестеноза ассоциируется с послеоперационным интервалом. Ранний рестеноз (в течение 2 лет), как правило, вовлекает интимальную гиперплазию, тогда как поздние рестенозы (через 5 лет) обычно отражают прогрессирующий атеросклероз [3]. Ряд авторов [78,87,135] рекомендуют при выполнении КЭАЭ с целью предотвращения формирования выраженных рестенозов особенно следить за тем, чтобы в зоне пластики сосуда не возникало значимых перепадов диаметра просвета артерии. При удалении атеромы из ВСА наибольшее внимание должно уделяться обработке дистальной пятки, для предотвращения формирования «ступеньки» в дистальном отделе внутренней сонной артерии. С гемодинамической точки зрения 32 значимым следует считать только тот рестеноз, который сочетается с низким церебральным перфузионным резервом [58]. Возвращаясь к вопросу о необходимости использования заплаты, следует подтвердить это лучшими отдаленными результатами в сравнении с первичным ушиванием артерии. В случае применения расширяющей пластики частота тромбозов составляет 4,5%, в то время как в группе больных без пластики – 9,9%. Аналогично этому частота выраженных рестенозов после пластики заплатой составила всего 1,5%, а в группе без применения этого метода – 11% [68]. J.L. Ballardetal сообщают о значительном снижении развития рестеноза после применения заплаты в отдаленном периоде (1488 КЭАЭ, 71% – первичный шов, 29% – заплата). А.В. Покровский, приводя свой многочисленный опыт КЭАЭ, пропагандирует рутинное использование заплаты, при этом указывает, что ширина ее не должна превышать 4 мм [69]. Группа авторов во главе с N. Organ, ранее не применявшие заплату, основываясь на 15-летнем опыте КЭАЭ и 1313 прооперированных больных, считают необходимым ее использовать. Интересен тот факт, что частота использование автором заплаты за отчетный период увеличилось с 39% до 100%. K. Rerkasem, P.M. Rothwell, изучив результаты 10 независимых исследований, охвативших 1967 пациентов и 2157 КЭАЭ, подтверждают, что, несмотря на удлинение времени пережатия СА и большую техническую трудность при использовании заплаты, возможное развитие аневризматической трансформации (при аутовенозной пластике) и более частую подверженность инфицированию в случае с синтетической заплатой, применение заплаты снижает риск периоперационной артериальной окклюзии и рестеноза [102,133,145]. 33 В последних брахиоцефальных Национальных артерий (доказательность уровня послеоперационных рекомендациях (2013) А) по хирургии использование заплаты несет инсультов и меньшее рестенозов. количество Аналогичные рекомендации представило европейское общество сосудистых хирургов в 2009 году [4]. Таким образом, вопрос необходимости применения заплаты для пластики артериальной стенки, в том числе при операциях на сонных артериях, при КЭАЭ можно считать разрешенным. Больше неопределенности и споров остается при выборе материала самой заплаты. В литературе встречается достаточное количество клинических сравнений различных видов пластического материала для закрытия артериотомного отверстия. В последнее время преимущественно сравниваются синтетические материалы между собой. Наметилась тенденция к ограничению пластики артерий аутовеной из БПВ. До недавнего времени наиболее широко в хирургии применялся именно этот материал, являющийся эталоном для сравнения [15]. Аутовенозная заплата обладает оптимальными характеристиками: тромборезистентность, иммунологическая инертность, эластичность, аутологичная эндотелиальная поверхность, устойчивость к инфицированию, оптимальный гемостаз в момент пуска кровотока после имплантации заплаты [71]. Имеется лишь два недостатка аутовены: склонность к аневризматическому расширению и возможному разрыву. D. Danikasetal., говоря о возможности разрыва аутовенозной заплаты в первые дни после операции (0,5-4% по данным литературы), рекомендуют использовать сафену в два слоя. В течение в среднем 2 лет 34 после 192 операций по данной методике авторы не наблюдали формирования аневризм и разрывов заплат [144]. M.F. Abdelhamidetal. указывают на вероятность формирования аневризмы не более 1% [119]. Исходя из собственного опыта 1200 КЭАЭ, данный вид осложнения был зарегистрирован в 0,4% случаев, и его можно свести к минимуму, используя заплаты из аутовены оптимальной ширины (не более 4 мм). Значимым ограничивающим фактором применения аутовены считается необходимость того, что БПВ может потребоваться при многососудистой реваскуляризации миокарда, бедренно-дистальных реконструкциях, в последнем случае в настоящий момент достойной альтернативы нет [92]. Другие авторы сообщают о том, что современные синтетические заплаты обладают сходной с аутовеной «безопасностью», при этом не подвержены аневризматическому расширению и потенциальному разрыву, не требуют дополнительного времени для выделения и забора участка БПВ. A.F. AbuRahma считает, что в случаях, когда необходимо сохранить БПВ, без последствий можно использовать современные материалы из ПТФЭ или дакрона [110]. Значимым отрицательным моментом использования заплаты из ПТФЭ является часто возникающее кровотечение из линии шва, что требует дополнительного времени и средств для гемостаза. Разработанная заплата на основе модифицированного ПТФЭ Аcuseal, по данным A.F. AbuRahma [145], требует меньше времени для гемостаза, чем заплата из традиционного ПТФЭ. Сравнивая эту заплату с дакроном, имеющим лучшие показатели гемостаза, автор установил, что гемостаз при использовании Acuseal всего на 1,4 минуты дольше, но меньше ожидаемый процент рестеноза через 3 года (для Аcuseal – 11%, HemashieldFinesse – 21%). 35 По данным литературы между видом заплаты и результатами ближайшего (24 часа) и среднесрочного (30 дней) послеоперационных периодов достоверных различий в отношении тромбозов ВСА, неврологических осложнений, ранних рестенозов нет. Так, P.J. O'Hara, N.R. Hertzer сообщают об отсутствии существенных различий в показателях смертности, развитии инсульта и рестеноза при использовании аутовенозной заплаты и синтетической в раннем послеоперационном периоде [124]. Влияние материала заплаты наиболее явно проявляется в отдаленном периоде наблюдения, причем в большей степени в отношении рестенозов после КЭАЭ. Синтетические материалы вызывают рестеноз, в том числе гемодинамически значимый, чаще и быстрее в сравнении с аутовеной, поэтому неврологических осложнений также регистрируется больше. J.P. ArchieJr. по результатам 1360 КЭАЭ выявил рестеноз более 50% в группе с заплатой из синтетического материала (ПТФЭ, дакрон) по сравнению с аутовеной из БПВ (12% против 1% через 1 год; 17% против 3% через 4 года; и 24% против 10% через 8 лет) [102]. Уникально исследование того же автора, который исследовал 33 пациентов с двусторонней КЭАЭ с пластикой аутовеной с одной стороны и заплатой из дакрона с другой. Данные его предыдущих наблюдений подтвердились. На основании этого результата хирург полагает, что материал заплаты – основной фактор риска локальных изменений, влекущих за собой развитие рестеноза, а не измененная геометрия бифуркации СА. С другой стороны, сравнивая аутовенозные заплаты и заплаты из ПТФЭ, R. Meerwaldtetal [144] не нашли статистических различий в показателях общей смертности, развития инсульта, рестеноза за 2 года наблюдения. R.Naylor, P.D. Hayesetal., сопоставляя результаты пластики СА аутовенозной и заплатой из 36 дакрона HemashieldFinesse, пришли к выводу, что вид заплаты не влияет на тромбогенность в раннем послеоперационном периоде и риск инсульта в течение первых 3 лет после операции [146]. Чаще остальных в условиях клинического долгосрочного наблюдения на процессы повторного стеноза влияет заплата из дакрона. B.A. Verhoevenetal. подтвердили, что частота рестеноза в отдаленном периоде для заплаты из дакрона была достоверно выше, чем при пластике аутовеной (16% против 7%) [110]. В литературе встречаются и случаи использования заплат из других аутовен: яремной, лицевой. Так, G.R. Jacobowitz изучил различия при КЭАЭ с заплатами из двухслойной внутренней яремной вены, БПВ и дакрона. Автор получил схожие с другими исследованиями результаты: использование дакрона повлекло за собой большую частоту формирования рестеноза (стеноз 50-79%): 2,2% случаев с заплатой из БПВ, 5,3% – яремная вена и 8,5% – дакрон [121]. Несмотря на многочисленные сравнения в литературе синтетических заплат между собой, с заплатой из аутовены, отсутствуют четкие показания и ограничения для применения того или другого вида материала в конкретных клинических ситуациях. Часто в таких исследованиях указываются результаты КЭАЭ с изолированном акцентом на состоянии сонной артерии в послеоперационном периоде, частоте неврологических осложнений, а не анализируется пациент «в целом» с реконструкциями сопутствующими других заболеваниями, артериальных бассейнов, возможными где может потребоваться БПВ, причинами смерти в отдаленном периоде. Несмотря на хорошо изученные результаты КЭАЭ в ближайшем и среднесрочном периодах, не достаточен анализ результатов отдаленного наблюдения, либо полученные выводы не позволяют однозначно рекомендовать 37 конкретный материал заплаты. Не разработан комплексный алгоритм выбора расширяющей заплаты для пластики СА. 1.3 Морфологические изменения в месте имплантации протеза Вживление в ткани живого организма любого материала, в том числе с целью замещения дефекта ткани или же улучшения/восстановления её биофизических свойств стопроцентно приводит к развитию последовательно сменяющих друг друга фаз воспалительно-регенеративного процесса в результате реализации таких функций соединительной ткани как защитная, барьерная и проч. [21]. В результате последовательной реализации стадий асептического воспаления в рыхлой волокнистой соединительной ткани происходит последовательное изменение состава популяции клеток от нерезидентных форм к интенсивной пролиферации резидентных клеток фибробластического организация ряда. волокнистого Результатом каркаса из последней коллагеновых и является волокон и накопление объёма аморфного межклеточного вещества. В итоге инородное тело оказывается покрытым соединительнотканной капсулой, изолирующей её от импланта. Отмечено, что строение капсулы, выраженность и распространённость её слоёв, а также сроки появления и темпы морфологической перестройки слоёв капсулы зависят от многих причин: материала импланта, его механических и биофизических особенностей, биомеханики органа, куда вживлён имплант, сопутствующей патологии и мн. др. [16, 18, 28, 29, 31, 37, 60, 72, 73, 82, 95, 96, 97, 112]. Несколько по другому, без образования выраженной соединительнотканной капсулы 38 происходит резорбция макрофагами имплантов, изготовленных из биодеградируемых материалов. Тем не менее, при отсутствии инфекции, имплантация материала, имеющего искусственное или биологическое происхождение приводит к развитию асептического воспаления, протекающего в три стадии: альтерация (повреждение), экссудация и пролиферация. Последняя по своей сути является началом процесса репаративной регенерации. Следует отметить, что в зависимости от преобладания того или иного типа клеток в инфильтрате вокруг импланта экссудативную и пролиферативную стадии разделяют нейтрофильную, макрофагальную и фибробластическую фазы на [10]. Современная теория воспаления подразумевает следующий каскад событий, происходящих сразу же после имплантации: в течение первых минут и до часа происходит повреждение тканей вследствие самой имплантации. При этом происходит выделение в ткани вазоактивных и хемотаксических веществ, которые приводят к резкому локальному повышению проницаемости сосудов микроциркуляторного русла (МЦР) и, как следствие, локальному отёку тканей в очаге имплантации (зоне повреждения) и рекрутизации в этот очаг лейкоцитов. Отёк развивается вследствие реакции тканевых базофилов (выброс содержащихся в их гранулах гепарина и гистамина), а хемотаксис (рекрутизация ПЯЛ) – за счёт тромбоцитов (выброс тромбоксана). Далее реализуется т.н. «нейтрофильная фаза». В течение неё ПЯЛ выходят из кровотока в соединительную ткань и мигрируют по градиенту концентрации в направлении источника аттрактантов. Таким образом, спустя несколько часов от момента повреждения в тканях вокруг импланта образуется т.н. «лейкоцитарный вал», выраженность которого нарастает на протяжение суток от момента повреждения. Далее вследствие снижения поступления хемоаттрактантов из очага воспаления в ткани постепенно 39 снижается и лейкоцитарный вал также постепенно истончается. Рекрутизация нейтрофилов из кровотока прекращается практически полностью. Вышедшие ранее в ткань нейтрофилы гибнут. В очаге воспаления развивается ацидоз: рН достигает величин 7,0 — 6,8; происходит перекисное окисление липидов, накапливаются активные кислородные радикалы. Это стимулирует превращение моноцитов в макрофаги. Таким образом в клеточном инфильтрате происходит смена доминирующего пула клеток – с нейтрофилов на моноцитарномакрофагальный пул. Эти процессы характерны для экссудативной фазы воспаления и их динамика ранее неоднократно была описана [66, 67, 79]. «Включение» механизмов фагоцитоза по-видимому происходит в результате адгезии клеток к поверхности импланта или друг к другу, или за счёт взаимодействий с веществами- медиаторами [130]. При этом клетки высвобождают ферменты из специфических гранул, что активирует систему комплемента в сыворотке и, в свою очередь, генерирует хемотаксический агент С5а [52, 99, 100]. Таким образом индуцированная поверхностью импланта активация комплемента может стимулировать хемотаксис макрофагов, и через комплекс посредников стимулировать дегрануляцию тканевых базофилов [139]. Следует отметить, что активированные ПЯЛ воздействуют на пролиферацию и хемотаксис фибробластов, а также разрушают межклеточный матрикс с помощью секреции коллагеназы, эластазы, нейтральных протеаз, кислых гидролаз, катепсинов. Макро- и олигопептиды, возникающие при разрушении коллагена дополнительно стимулируют хемотаксис макрофагов и фибробластов [52, 139]. Резюмируя значение нейтрофильной стадии экссудативной фазы асептического воспаления можно сделать вывод о том, что объём повреждения и площадь имплантированного материала определяют 40 количество активированных клеток и темпы рекрутизации ПЯЛ в очаг воспаления. На следующей стадии экссудативной фазы воспаления популяция макрофагов является основной как в количественном, так и в качественном смысле. Макрофаги движутся через лейкоцитарный вал к источнику аттрактантов, превращая лейкоцитарный вал сначала нейтрофильно-макрофагальный, макрофагальный, а затем по ходу пролиферации фибробластов и в макрофагально- фибробластический барьеры. Они отграничивают имплант от окружающих тканей, являясь по своей сути т.н. «клеточным» слоем соединительнотканной капсулы вокруг импланта. Взаимодействие макрофагов с другими клетками происходит с участием более 40 секретируемых медиаторов (цитокинов) [10, 91]. Наиболее важным из них является интерлейкин-1 (ИЛ-1), который макрофаги начинают вырабатывать при их активации посредством адгезии к поверхности импланта. ИЛ-1 стимулирует активность фибробластов, заставляет их продуцировать коллаген, активирует процессы пролиферации эндотелия и гладких миоцитов. Известно, что помимо ИЛ-1 на пролиферацию, хемотаксис и продукцию коллагена в фибробластах воздействуют фактор некроза опухоли (ФНО), макрофагальный фактор роста и ряд других факторов [52, 65]. Именно последняя особенность позволяет считать макрофаг своеобразным «интерфейсом», если угодно, «мостом» между фазами экссудации и пролиферации (фибробластической стадией). Тем не менее следует отметить, что управление фазой пролиферации осуществляется также с участием лимфоцитов, выделяющих хемотаксический фактор фибробластов, Т-клеточный фактор (FAF), фибробластингибирующий фактор (FIF). 41 Во время последующей фибробластической стадии фазы пролиферации фибробласты активно пролиферируют и мигрируют. После завершения фибробласты «разборки» располагаются клеточных вокруг завалов импланта, макрофагами формируя т.н. «волокнистый» слой соединительнотканной капсулы, который обычно становится отчётливо различимым уже на 3-7-10 сутки от момента имплантации. Принято считать, что степень биосовместимости материала импланта обратно связана с толщиной образующейся капсулы. То есть биосовместимость тем лучше, чем капсула тоньше. Это мнение представляется спорным, так как на смену фазы пролиферации приходит фаза ремоделирования соединительной ткани. При этом нарастают процессы катаболизма коллагенового каркаса следующего механизма: по мере увеличения количества фибробластов в единице объёма ткани и степени их зрелости их пролиферация тормозится за счёт контактного взаимодействия клеток и увеличения выработки ими кейлонов (гормонов, вырабатываемых зрелыми формами клеток и являющиеся по своей функции ингибиторами процессов пролиферации и дифференцировки). количество зрелых Тем самым клеток – увеличивается фиброцитов и относительное фиброкластов, непосредственно участвующих в секреции коллагеназы и разрушении волокон с истончением капсулы. Последнее при изначально тонкой капсуле будет способствовать продолжению адгезионной активизации нейтрофилов и макрофагов и, тем самым, опять запустит каскад стадий асептического воспаления. Особо следует остановиться на такой реакции соединительной ткани на инородное тело, как образование гигантских клеток инородных тел (ГКИТ). Исходя из смысла самого термина, речь идёт о симпластическом образовании, возникающем на 42 разделе фаз – ткань/поверхность импланта. Известно, что образование ГКИТ происходит непосредственно на поверхности импланта путём слияния адгезированных и активированных макрофагов [132, 155, 163]. Биологический смысл такой реакции заключается в возникновении многоядерной структуры, где на порядки возросли объёмы продукции рибосом, где гипертрофирована ГрЭПС и, следовательно, увеличены скорость и объем выработки литических ферментов белковой природы. Механизм слияния макрофагов известен: вследствие адгезии макрофагов на поверхности импланта и их сильного распластывания контакт клеток друг с другом становится возможным. Их цитолеммы сливаются и образуется симпласт – многоядерная клетка. Объединению макрофагов в симпласты предшествует образование интердигитаций – межклеточных контактов. Следует отметить, что по мнению ряда исследователей, определение плотности адгезированных макрофагов, участвующих в образовании ГКИТ и скорости слияния клеток позволяют количественно материалов на охарактеризовать образование ГКИТ, то влияние есть различных косвенно оценить биологическую агрессивность имплантированного материала [162,163]. Следует отметить, что не только площадь поверхности и механические характеристики этой поверхности (гладкость/шероховатость, наличие/отсутствие пор и т.п.) влияют на динамику и особенности формирования капсулы вокруг имплантируемого материала. Это также наличие/отсутствие мономеров в полимере импланта или других химических примесей (катализатор и инициатор полимеризации, отвердители, пластификаторы и проч. с разными биологическими эффектами); соотношение гидрофильных/гидрофобных свойств; наличие/степень выраженности пьезоэлектрических характеристик; степень иммуногенности; комплекс 43 факторов, определяемых самим имплантом: какие-то особенности/дефекты, полученные во время производства/стерилизации/ подготовки к имплантации, форм-фактор импланта, наличие/отсутствие микропор и микротрещин, место имплантации (вид ткани вокруг импланта). Конечно, главными факторами влияющими на течение воспаления в тканях вокруг импланта следует считать химический состав и физико-химические свойства материала, от которых зависят как количество макрофагов и ГКИТ в месте имплантации, так и соотношение этих клеток. Поэтому внимание исследователей в последнее время уделено изучению особенностей ответной воспалительной реакции соединительной ткани на вышеперечисленные факторы. Проведены сравнительные исследования имплантируемых материалов из лавсана, полипропилена, тефлона, полиуретанов, ПВДФ и проч. [38, 40, 41, 43, 51, 59, 88] С целью изучения влияния состояния поверхности на течение воспаления эти материалы перед имплантацией подвергают различным механическим воздействиям и т.д. Установлено, что низкомолекулярные примеси влияют на лейкоцитарную фазу воспалительного процесса. В зависимости от химической природы примесей она может либо подавляться, либо переходить в длительное хроническое воспаление. В работах J. Anderson с соавт. [161, 162] показано, что механические нагрузки также влияют на кинетику адгезии макрофагов на поверхности материалов и на слияние их в ГКИТ в условиях in vivo [161]. Показано, что растяжение образцов приводит к увеличению скорости слияния клеток без значительного изменения последующей плотности ГКИТ. Однако не установлено, прямо растяжение воздействует на функцию макрофагов или опосредованно через частичное разрушение (повреждение) физической структуры материала действующими силами. Обнаружено, что на скорость 44 образования ГКИТ могут влиять добавляемые вещества (антиоксиданты, поверхностно-активные вещества), структура материала. Так, при модельной (подкожной имплантации образцов из пористого ПТФЭ) с межузловым расстоянием (30, 60, 100 мкм) была установлена зависимость с темпами и качеством образования капсулы вокруг импланта [157]. При исследовании роли поверхностного заряда полимерного материала в характере воспалительного процесса было установлено, что отрицательный заряд поверхности оказывал значительное воздействие на активацию нейтрофилов и макрофагов, а его изменение влияло, в основном, на раннюю стадию острого воспаления. В доступной литературе существует приблизительно одинаковое количество данных pro et contra зависимости выраженности асептического воспаления вокруг материала протеза от места (читай – типа ткани) имплантации. Таким образом, сама геометрия и состояние поверхности имплантируемого материала во многом определяют выраженность и направленность ответной реакции организма на инородное тело, а также то, какие клетки и как будут включены в этот процесс. При прочих равных условиях реакция на инородное тело будет связана с поверхностными свойствами материала импланта, соотношения площадью поверхности / объем импланта. То есть для пористых материалов должно быть более высоким соотношение макрофагов и ГКИТ в месте имплантации, чем для имплантов из гладких материалов. Для последних типично образование более или менее тонкого клеточного слоя вокруг материала импланта, состоящего из макрофагов, фибробластов, миофибробластов и коллагеновых волокон. Эти особенности и будут определять всю последующую динамику и 45 особенности формирования, моделирования и ремоделирования соединительнотканной капсулы вокруг имплантированного материала. Заключение по обзору литературы. Таким образом, многочисленные авторы единодушны во мнении об актуальности использования материалов искусственного происхождения для пластики артериальной стенки. Актуальность подчёркивают данные исследователей, посвящённые метаанализу клинических аспектов ангиохирургии, которые отмечают тенденцию к увеличению числа пациентов и пострадавших, которые нуждаются в оперативных вмешательствах на магистральных артериях. Содружественность мнений многих авторов также состоит и в недостаточной изученности аспектов выбора и применения сосудистых протезов и заплат. При этом, исследователи указывают на то, что несмотря на разнообразие существующих искусственных сосудистых имплантатов, идеал протеза не достигнут. Вопрос необходимости применения заплат с целью пластики артериальной стенки, можно считать разрешённым. В отличии от однозначности рациональности использования заплат при операциях на магистральных артериях, в литературных источниках больше неопределённости и споров остаётся при выборе материала самой заплаты. Из анализа доступной нам литературы можно сделать вывод, что идеальный сосудистый имплантат должен удовлетворять следующим требованиям: широкая доступность по размерам; пригодность для использования в различных частях тела; долговременная выживаемость с сохранением функциональных качеств; неаллергенность и нетоксичность; оптимальные (близкие к тканям стенки аорты или превышающие их) функциональные 46 свойства: эластичность, адаптивность, гибкость, лёгкость прошивания, недопустимость разволокнения линии отреза протеза и складывание в месте изгиба; поверхность просвета должна быть гладкой, атравматичной для форменных элементов крови, резистентной к инфекции и атромбогенной; протез должен быть доступен по умеренной цене и с возможностью многократной стерилизации без повреждения; долгосрочная стабильность и долговечность; низкий риск рестеноз; удобство в использовании; простота забора материала или готовность к применению; устойчивость к инфекциям и поздней дегенерации. Тем не менее, данные литературы не позволили определить наиболее оптимальный вариант сосудистых заплат (максимально удовлетворяющий описанным требованиям) для использования их с пластическими целями. Следует учитывать, что ответная реакция соединительной ткани на инородное тело из синтетических материалов сегодня изучена достаточно хорошо. Определён перечень факторов химической, физической, биофизической и физиологической природы, могущих влиять на особенности формирования соединительнотканной капсулы вокруг имплантированного синтетического материала. По мнению большинства исследователей, зрелая соединительнотканная капсула вокруг синтетического импланта после завершения асептического воспаления и ремоделирования всех должна фаз обладать сравнительно небольшой толщиной, преобладанием в популяции клеток зрелых фибробластов элементами, клетками, и фиброцитов над другими клеточными преобладанием волокнистых элементов матрикса над выраженной пространственной организацией небольшим количеством сосудов в капсуле, наличием волокон, очень узкого макрофагального барьера на границе капсулы и имплантата с 47 включением ГКИТ. Считается, что такая капсула при отсутствии воздействия неблагоприятных факторов может существовать неопределённый период времени, находясь в состоянии динамического равновесия, когда скорости синтеза волокнистого каркаса капсулы и его катаболизма уравновешены. Напротив, если имплант состоит из биодеградируемого материала, макрофагальная реакция усиливается, так как макрофаги и ГКИТ фагоцитируют эти материалы. В зависимости от выраженности макрофагальной реакции, скорость рекрутизации моноцитов в очаг воспаления, наличия и степени развития путей эвакуации макрофагов (лимфатических сосудов) скорость биодеградации сильно варьирует, но всегда заканчивается полным замещением материала импланта соединительной тканью. Впоследствии результат такой гистотипической регенерации на месте дефекта подвергается инволюции вследствие ремоделирования, или же на его месте полностью или частично регенерирует специализированная ткань. 48 Глава 2 Материалы и методы исследования 2.1 Распределение материала по группам исследования Экспериментальная часть исследования выполнена в три серии. В первой серии в сравнительном аспекте в опытах «in vitro» изучали физико-механические характеристики имплантов. Исследованию подвергались по 10 образцов каждого вида. В качестве материалов для экспериментальных исследований были использованы образцы сосудистых заплат, отличающиеся способом плетения полотна (тканое или основовязаное), составом нитей (лавсан или модифицированный лавсан) и пористостью стенки (пористая стенка или стенка, пропитанная желатином). Сведения о производителях, химическом составе и способах изготовления трёх сравниваемых образцов представлены в таблице 1. Таблица 1 - Характеристика исследуемых образцов (серия 1) Наименование производителя образца Химическая структура волокон Тип переплетения волокон ООО «Линтекс», г. СанктПетербург полиэтилентерефталат (лавсан) основовязаное полотно ООО ПТГО «Север», г. Санкт-Петербург полиэтилентерефталат и фторлон тканое полотно Компания B. Brown Melsungen AG (Германия) полиэтилентерефталат (лавсан) основовязаное полотно, пропитанное желатином Вторая серия исследования выполнена на 75 белых крысах-самцах линии Вистар массой 200-250 г. Распределение животных по сериям эксперимента представлено в таблице 2. В эксперимент отбирались животные без внешних признаков заболеваний после 14 суточного карантина в условиях вивария ГБОУ ВПО «Курский государственный медицинский университет» Минздрава России. 49 Все исследования с использованием лабораторных животных на этом и следующем этапе работы проводились с соблюдением принципов Конвенции по защите позвоночных животных, используемых для экспериментальных и других целей (г. Страсбург, Франция, 1986) и согласно правилам лабораторной практики РФ (приказ МЗ РФ № 267 от 19.06.2003 г.) [55,76]. Основной целью этого этапа работы являлось сравнительное изучение реакции рыхлой волокнистой соединительной ткани организма животных на имплантацию различных образцов сосудистых заплат. В третьей серии экспериментальной части исследования, на 30 беспородных собаках весом от 10 до 17 кг, исследована реакция тканей стенки аорты на имплантацию сосудистых заплат. Таблица 2 - Распределение лабораторных животных по сериям и группам исследования Серии эксперимента Серия 2 Изучение реакции тканей крыс-самцов на имплантацию образцов сосудистых заплат в подкожную клетчатку Группы наблюдения Подгруппы наблюдения (срок выведения из эксперимента) группа 2.1 14 суток, n=25 группа 2.2 14 суток, n=25 группа 2.3 14 суток, n=25 “Линтекс” “Север” “B.Brown” ИТОГО в серии 75 крыс-самцов Серия 3 группа 3.1 Изучение процессов “Линтекс” интеграции образцов сосудистых заплат в стенку группа 3.2 “Север” брюшной аорты собак подгруппа 3.1.180: 180 суток; подгруппа 3.1.360: 360 суток; n=5 n=5 подгруппа 3.2.180: 180 суток; подгруппа 3.2.360: 360 суток; n=5 n=5 группа 3.3 “B.Brown” подгруппа 3.3.180: 180 суток; подгруппа 3.3.360: 360 суток; n=5 n=5 ИТОГО в серии 30 собак 50 2.2 Методы исследования физико-механических и морфологических свойств образцов исследуемых пластических материалов В первой серии исследования «in vitro» были выполнены на базе научно-производственной лаборатории ООО "Линтекс" (г. СанктПетербург). Изучены физико-механические свойства сравниваемых образцов. Испытания проводили по стандартным методикам: ГОСТ 12023-86 (СТ СЭВ 997-88) – толщины; ГОСТ 8847-85 - прочностных характеристик (разрывная нагрузка и разрывное удлинение при одноосном растяжении; разрывная нагрузка и разрывное удлинение при двуосном растяжении); ГОСТ 8846-87 - поверхностной плотности. Толщину образцов измеряли при помощи микрометра (МКЦ-25). Массу образцов, площадью 1х1 см, определяли путём взвешивания на электронных лабораторных аналитических весах CAUW 220. Поверхностную плотность образцов определяли путём пересчёта их массы на площадь поверхности в 1 м кв. по З.А. Торкуновой [85]. В данном исследовании изучали прочность образцов методом разрыва полоски шириной 50 мм и зажимной длинной 100 мм (одноосное растяжение) на разрывных машинах типа РТ-500 в направлении петельных столбиков и петельных рядов [70,85]. Жёсткость образцов определяли путём оценки степени прогиба под действием собственного веса тензометрическим методом соответствующим прибором ИЖ-3 [1,86]. Методика оценки объёмной пористости сосудистых заплат основывалась на определении объёма тела сложной пространственной формы путем вытеснения жидкости [35]. Хирургическую пористость образцов определяли при давлении 120 мм ртутного столба путём перфузии воды через 1 кв. см. полотна [8,44]. 51 Учитывая неоднородность стенки тканых и основовязаных материалов, влияющую на её проницаемость, нами проводилась оценка этого параметра по результатам измерения оптической плотности и коэффициента шероховатости. микрофотографирование имплантатов Для с этого проводили помощью лабораторного микроскопа Levenhuk D320L при увеличении x10 и x40 в проходящем и отражённом свете. Фотосъёмка велась с помощью входящей в комплект микроскопа цифровой камеры С310. С помощью программы Adobe Design Premium CS5.0 AOO License RU (1407-1009-5992-0029-85096197) измеряли отношение количества белых пикселей к количеству черных пикселей с последующим расчётом коэффициента оптической плотности и отношение черных пикселей к белым пикселям с последующим расчётом коэффициента шероховатости поверхности. Все цифровые изображения обрабатывались с использованием одинакового алгоритма действий, при максимальном разрешении фотокамеры (2048х1536), подключённый к микроскопу с расчётом размера пикселя 3.2 мкм х 3.2 мкм и количеством фотоприёмных элементов 3 МП [39]. Также проводилось изучение структуры поверхности изучаемых имплантатов Исследования методом электронной выполнялось на растровой базе микроскопии. Междисциплинарного нанотехнологического центра ФГБОУ ВПО «Курский государственный университет» (руководитель - профессор О.В. Яковлев). Измерялись диаметр переплетённых пучков (комплексных нитей) и отдельных волокон. Все параметров измерения физико-механических производили десятикратно и (всего морфологических произведено 210 измерений 8 параметров физико-механических свойств и 120 измерений 4 параметров морфологических свойств). 52 2.3 Техника выполнения хирургических вмешательств Во второй серии экспериментальной части исследования с целью изучения реакции соединительной ткани на имплантацию сравниваемых эндопротезов, лабораторные животные были разделены на три равные группы. После внутрибрюшинного введения крысам 20% раствора хлоралгидрата в дозе 200 мкл/100 граммов веса животного в условиях операционного блока кафедры оперативной хирургии и топографической анатомии им. А.Д. Мясникова ГБОУ ВПО «Курский государственный медицинский университет» Минздрава России животным производили рассечение кожи по срединной линии живота (рис. 1.А). Тупым путём формировали два кармана между мышечным и кожным слоями (в подкожной клетчатке) (рис 1.Б,В), расположенные по обе стороны срединного разреза, глубиной до 3,5 см на протяжении всего разреза. В каждый карман помещали образец сосудистой заплаты размерами 1х1 см (рис. 1.Г). Операционную рану ушивали наглухо с захватом мышечного слоя по срединной линии с целью изоляции карманов, содержащих экспериментальные образцы (рис 1.Д, Е). Послеоперационную рану обрабатывали антисептиками. Животным третьей серии исследования под внутривенным наркозом препаратом Zoletil 50, из расчета 10 мг/кг массы, производилась срединная лапаротомия. Для прекращения кровотока в месте оперативного вмешательства использовался зажим для иссечения стенки аорты собственной конструкции (патент на полезную модель № 145251), состоящий из двух губок конусовидного сечения с основанием 53 А Б В Г Д Е Рис. 1. Этапы имплантации образцов в подкожную клетчатку крыс: А – разрез кожи, Б-В – формирование кармана между кожей и мышцами вентральной стенки, Г – размещение импланта в сформированном кармане, Д – наложение швов на кожу с захватом мышечного слоя по срединной линии, Е – линия наложенных узловых швов. шириной 3 мм, высотой 4 мм, длиной 70 мм, изогнутых под радиус 23 мм, узла движения в виде глухого замка, браншей и замка фиксации браншей в виде кремальеры, при этом, на губке, расположенной со стороны хирурга, на плоскости её основания нанесена миллиметровая шкала с нумерацией от 0, расположенной на середине кривизны губки, в обе стороны, а на косой плоскости внутренней грани губки по её дуге, на расстоянии 5 мм и 10 мм от нулевого деления шкалы в обе стороны расположены четыре игольчатых фиксатора длиной 3 мм, выступающие 54 на 1 мм за рабочую поверхность губки в сторону противоположной губки зажима (рис. 2). Рис. 2. Зажим для иссечения стенки аорты После наложения на абдоминальный отдел аорты зажима производилось продольное рассечение всех слоёв стенки аорты на протяжении 0,5 см в трех местах с интервалом в 20 мм (рис. 3). 55 А Б В Г Рис. 3. Этапы имплантации образцов эндопротезов в стенку аорты. А – выполнен доступ к вентральной стенке аорты; Б - на стенку аорты наложен зажим для иссечения стенки аорты и сформирована рана, размером 5 мм; В - в рану введен имплант треугольной формы вершиной в просвет аорты; Г - вершина импланта, расположенная в просвете аорты фиксирована сквозным швом к ее стенке; аортотомическое отверстие ушито обвивным швом с одновременной фиксацией основания импланта). В последующем выполнялось эндопротезирование травмированных мест тремя образцами протезов. Стенка аорты над эндопротезом ушивалась непрерывным швом. 56 2.4 Морфологические и морфометрические методы исследования После выведения животных второй и третьей серий из опыта, иссекались имплантированные материалы с окружающими их тканями. Во второй серии из передней брюшной стенки крыс иссекали фрагмент с имплантированными в неё образцами. В третьей серии для гистологического исследования изымался участок аорты с зоной вмешательства. Полученный биологический материал фиксировали в 10% растворе нейтрального формалина. После фиксации иссекали меньшие кусочки тканей с фрагментами имплантированных эндопротезов и после промывки, обезвоживания и пропитывания парафином по стандартной методике и микротомирования, срезы, толщиной 10-12 мкм окрашивались по Маллори и гематоксилинэозином по стандартным прописям [46]. Приготовлено 129 парафиновых блоков (75 из аутопсийного материала, полученного от животных 2 серии и 54 из аутопсийного материала, полученного от животных 3 серии) и 258 гистологических препаратов. Микроскопирование и микрофотосъёмка производилась с помощью оптической системы, состоящей из микроскопа Leica CME и окуляр-камеры DCM - 510 на увеличениях х100 и х400 крат с документированием снимков в программе FUTURE WINJOE, входящей в комплект поставки окуляр-камеры. На микрофотографиях оценивали строение соединительнотканной капсулы, наличие и выраженность её слоёв, степень зрелости коллагеновых волокон. Также исследовали состав клеточного слоя капсулы, непосредственно прилегающего к нитям эндопротеза. Клетки волокнистой соединительной ткани дифференцировали на основе кариологических признаков (рис. 57 4). Процентное соотношение указанных представителей клеточной популяции рассчитывали после подсчёта 100 клеток в нескольких непересекающихся полях зрения [2]. Рис. 4. Схема дифференцировки клеток по кариологическим признакам. Во второй серии исследования с целью объективного сравнения реакции соединительной ткани на сравниваемые материалы был использован метод определения значений клеточного индекса как отношение количества клеток – резидентов к общему количеству клеток-нерезидентов соединительной ткани по следующей формуле: Клетки - резиденты Клеточный индекс (КИ) = ----------------------------------, Клетки – нерезиденты где: клетки резиденты – общее количество макрофагов, фибробластов и фиброцитов; клетки-нерезиденты – общее моноцитов в клеточном слое капсулы. 58 количество гранулоцитов и У животных третьей экспериментальной серии биологический материал обрабатывали по вышеуказанной методике. С целью изучения состояния внутренней поверхности интимы, покрывающей исследована имплантированный в лаборатории Междисциплинарного протез электронной нанотехнологического часть материала микроскопии центра на ГБОУ была базе ВПО «Курский государственный университет». В этом случае изучали материал от 2 животных в каждой группе третьей серии исследования. После предварительной фиксации в 10% растворе нейтрального формалина из аутопсийного материала иссекали кусочки брюшной аорты собак с имплантированными образцами эндопротезов. После сублимационной сушки материал помещали на токопроводящий углеродный скотч в камеру электронного растрового микроскопа FEI Quanta 650 FEG. Исследованию подвергались по 10 образцов каждого вида импланта. В режиме вторичных электронов с параметрами давления в камере от 8∙10-3 до 3∙10-3 Па детектором Эверхарта-Торнли при ускоряющем напряжении 1,7 кВ были получены изображения интимы и неоинтимы каждого из образцов. При этом размер диафрагмы конечной линзы составил 30 мкм, диаметр электронного пятна – 3 (в относительных единицах). В процессе исследование осуществлялось фотографирование участков исследуемых образцов с одновременным нанесением размерной шкалы. 2.5 Методы статистической обработки Полученные в результате морфометрии цифровые обрабатывались статистически с целью изучения данные статистической значимости расхождений средних величин в сравниваемых группах и 59 подгруппах исследования. Эта часть работы выполнена в соответствии со стандартами ИСО 3534-3-99 и ГОСТ Р 50779.10-2000 (ИСО 3534-193) (Государственный стандарт Ростехрегулирования от 01 сентября 2007 года № ГОСТ Р ИСО 11462-1-2007). После определения показателей описательной статистики (среднее арифметическое, медиана, мода) и обнаружении существенных отклонений от кривой Гауссова распределения, нами было принято решение в качестве основной методики определения уровня статистической значимости отличий использовать определение границ доверительного интервала (t) при допустимом для экспериментальных медико-биологических исследований in vivo уровне P ≤ 0,05 [55,56]. Вычисления значений t выполнялись с помощью статистических функций аналитического пакета приложения Excel Office 2010, лицензией на право использования которой обладает ГБОУ ВПО «Курский государственный медицинский университет». 60 Глава 3 Результаты собственных исследований 3.1 Сравнительные исследования образцов сосудистых заплат в опытах «in vitro» 3.1.1 Изучение физико-механических свойств образцов сосудистых заплат При изучении физико-механических свойств образцов сосудистых заплат разных производителей, обнаружено, что образец фирмы «Линтекс» имел максимальную толщину (523,3±3,59 мкм), наиболее тонким являлся образец фирмы «Север» (253,7±3,71 мкм), а образец фирмы «B.Brown» (415,3±6,25 мкм) занимал промежуточное положение между значениями образцов, с которыми проводилось сравнение. При изучении поверхностной плотности трех образцов сосудистых заплат, минимальное значение этого показателя было зарегистрировано у образцов фирмы «Линтекс» (0,036±0,026 г/см2). Сосудистая заплаты производства фирм «Север» и «B.Brown» характеризовались максимальными значениями при исследовании данного показателя, что характеризовало материалы, из которых они изготовлены с негативной стороны (0,05±0,012 г/см2 и 0,04±0,02 г/см2 соответственно). Отличия поверхностной плотности образцов «Север» от образцов «Линтекс» не имели статистически значимого уровня. Максимальной массой обладали образцы заплат, изготовленные фирмой «B.Brown» (0,04±0,0029 г), что объясняется пропиткой ткани протеза желатином с заполнением им внутренних пространств между пучками и отдельными волокнами. Образцы заплат фирмы «Линтекс» (0,038±0,0009 г) и фирмы «Север» максимальные значения массы. 61 (0,03±0,0004 г) показали Результаты изучения физико-механических свойств образцов сосудистых заплат представлены в таблице 3. Таблица 3 - Показатели физико-механических свойств изученных образцов сосудистых заплат Образец «Линтекс» Образец «Север» Образец «B.Brown» Толщина, мкм 523,3±3,59 253,7±3,71* 415,3±6,25* Поверхностная плотность, г/см2 0,036±0,026 0,05±0,012 0,05±0,02* Масса образца размером 1х1 см, г 0,038±0,0009 0,03±0,0004* 0,04±0,0029* Объемная пористость, % 44,60±0,026 23,37±0,02* 5,21±0,02* Хирургическая пористость, л/мин х см2 при 120 мм ртутн. столба 1,23±0,02 1,75±0,02* 0 Разрывная нагрузка (вдоль), Н/см 121,5±0,63 296,8±0,36* 73,4±0,24* Жесткость (вдоль), сН х мм2 1,34±0,12 2,04±1,74* - Жесткость (поперек), сН х мм2 6,86±0,24 7±0,16 - Уровень достоверности отличий средней арифметической определялся по отношению к экспериментальному образцу - образцу производства фирмы «Линтекс». Жёсткость образцов «B.Brown» превышала допустимые пределы, в которых возможно проведение измерений при помощи выбранной методики. * При исследовании объемной пористости, образцы фирмы «B.Brown» (5,21±0,02%) имели минимальное значение данного показателя, что объясняется пропиткой ткани желатином, который 62 заполняет внутренние межволоконные пространства и резко снижает изучаемый показатель. Максимальной объемной пористостью обладали заплаты фирмы «Линтекс» (44,6±0,026 %), что статистически значимо (р≤0,001) в 1,9 раз превосходило значение данного показателя при исследовании образцов фирмы «Север» (23,37±0,02 %). Полным отсутствием хирургической пористости, опять таки, как следствие пропитки ткани желатином, обладали образцы фирмы «B.Brown». Более низкая способность пропускать жидкость, образцов фирмы «Линтекс» (1,23±0,02 л/мин х см2), находящуюся под давлением, по сравнению с образцами фирмы «Север» (1,75±0,02 л/мин х см2) обусловит меньшую кровопотерю во время оперативного вмешательства (p≤0,001). Прочностные характеристики эндопротезов, являются важной составляющей, характеризующей способность противостоять той нагрузке, которая возникает в месте их имплантации. Так, разрывная нагрузка характеризует свойство предельной прочности материала, при максимальном воздействии, в поперечном и продольном направлении. По данному критерию наилучшим образом показали себя образцы фирмы «Север» (296,8±0,36 Н/см). Менее прочным оказались сосудистые заплаты производства фирмы «B.Brown» (73,4±0,24 Н/см). Образцы фирмы «Линтекс» при изучении их прочностных свойств заняли промежуточное положение (121,5±0,63 Н/см). В исследованиях, целью которых мы преследовали изучение жесткости сосудистых заплат, измерить данный показатель у образцов производства фирмы «B.Brown» не представилось возможным, так как указанные образцы обладали характеристиками, превышающими значения, которые возможно зарегистрировать с использованием выбранной нами методики. В связи с этим проводилось измерение 63 параметров жесткости сосудистых заплат двух образцов: производства фирмы «Линтекс» (в продольном направлении 1,34±0,12 сН х мм2/ в поперечном направлении 6,86±0,24 сН х мм2) и производства фирмы «Север» (в продольном направлении 2,04±1,74 сН х мм2 / в поперечном направлении 6,86±0,24 сН х мм2). При этом статистически значимо менее жестким оказались образцы производства фирмы «Линтекс» по сравнению с образцами производства фирмы «Север» в продольном направлении на 65,69% (p≤0,001). 3.1.2 Изучение морфологических свойств образцов сосудистых заплат Сравнительные исследования морфологических свойств сосудистых заплат изучали посредством световой и электронной растровой микроскопии. При световой микроскопии образцы производства фирмы «Линтекс» характеризуются типичной структурой основовязаного полотна (рис. 5 А – в отраженном свете, Б – в проходящем свете). Сосудистые заплаты, изготовленные фирмой «Север» представляют собой тканое полотно (рис. 5 В – в отраженном свете, Г – в проходящем свете). Сосудистые импланты производства фирмы «B.Brown» являются пропитанным желатином основовязаным полотном (рис. 5 Д – в отраженном свете, Е – в проходящем свете). 64 А Б В Г Д Е Рис. 5. Результаты световой микроскопии в отражённом (А, В, Д – ув. Х10) и проходящем (Б, Г, Е – ув.Х40) свете. А и Б – материал «Линтекс», В и Г – материал «Север». Д и Е – материал «B.Brown» Посредством цифрового анализа серийных световых микрофотографий образцов сосудистых заплат определён коэффициент 65 оптической плотности (в проходящем свете) и коэффициент шероховатости (в отражённом свете), которые представлены в таблице 4. Коэффициент оптической плотности, отражающий количественное соотношение белых и черных пикселей при максимальном контрастировании, характеризует степень прозрачности и равномерности структуры (равномерности распределения плотности) по способности образца пропускать свет. Максимальным данный показатель оказался у образцов «B.Brown» (0,39±0,089). Существенно более низким оптическим коэффициентом обладали образцы фирм «Север» (0,07±0,019) и «Линтекс» (0,03±0,023). Существенно более высокий коэффициент оптической плотности образцов «B.Brown» (в 5,57 раз больше чем у образцов фирмы «Север» и в 13 раз больше чем у образцов фирмы «Линтекс», p≤0,05 и p≤0,001 соответственно) можно объяснить большей их плотностью и жёсткостью за счёт пропитки желатином. При световой микроскопии образцов в боковом освещении определен коэффициент шероховатости, который отражает отношение черных пикселей к белым пикселям при одинаковых условиях съемки. При этом, данный показатель оказался максимальным при анализе поверхности образцов производства фирмы «Линтекс» (66,6±52,53), что почти в 4,35 раза превышало значения данного показателя при исследовании поверхности образцов производства фирмы «Север» и в 24,76 раз фирмы «B.Brown». Таблица 4- Морфологические характеристики образцов сосудистых заплат при световой микроскопии Образец «Линтекс» Образец «Север» Образец «B.Brown» Коэффициент оптической плотности 0,03±0,023 0,07±0,019* 0,39±0,089* Коэффициент шероховатости 66,6±52,53 15,3±6,17* 2,69±0,727* Уровень достоверности отличий средней арифметической определялся по отношению к экспериментальному образцу - образцу производства фирмы «Линтекс». * 66 Приведённые в таблице 5 данные свидетельствуют о том, что диаметр нитей, из которого изготовлены образцы заплат производства фирмы «Линтекс» (6,66±0,451) в 1,28 раза больше (p≤0,05) по сравнению с образцами фирмы «B.Brown» (5,20±0,605). Минимальным размером пучков обладали образцы, произведённые фирмой «Север» (1,43±0,127), что оказалось в 4,66 раз меньше по сравнению с размерами пучков образцов «Линтекс». Таблица 5 - Морфологические характеристики образцов сосудистых заплат при световой микроскопии Образец «Линтекс» Образец «Север» Образец “B.Brown” Диаметр комплексных нитей (мкм) 6,66±0,451 1,43±0,127* 5,20±0,605* Диаметр элементарных нитей (нм) 4,32±0,182 3,07±0,155* 2,10±0,193* Уровень достоверности отличий средней арифметической определялся по отношению к экспериментальному образцу - образцу производства фирмы «Линтекс». * Имеющие относительно небольшой диаметр пучки, формирующие ткань образцов фирмы «Север», состояли из волокон среднего диаметра (3,07±0,155). Максимальные размеры обнаружили филаменты заплат производства фирмы «Линтекс» (4,32±0,182), а минимальный - фирмы «B.Brown» (2,10±0,193). Цифровые фотографии, сделанные при помощи электронного растрового микроскопа подтверждают данные, полученные при изучении образцов посредством световой микроскопии, позволяют детализировать особенности рельефа образцов сосудистых заплат разных производителей. На ультрамикроскопическом уровне удалось тщательно проанализировать структуру пучков и отдельных волокон, 67 определить их размеры, изучить фактуру и особенности переплетения нитей в структуре Измерение полотна. диаметра волокон иллюстрируют рисунки 6-8. Рис. 6. Измерение диаметра волокон сосудистого импланта производства фирмы «Линтекс» при электронной растровой микроскопии, ув. 3000х. Рис. 7. Измерение диаметра волокон сосудистого импланта производства фирмы «Север» при электронной растровой микроскопии, ув. 1600х. Рис. 8. Измерение диаметра волокон сосудистого импланта производства фирмы “B.Brown” при электронной растровой микроскопии, ув. 6000х. 68 Заключение по главе. Таким образом, полученные в ходе измерений данные свидетельствуют о том, что наибольшими хирургическими преимуществами обладают образцы производства фирмы «Линтекс». Основной целью пропитывания образцов фирмы «B.Brown» желатином являлось соответственно, модификация снижение хирургической интраоперационной объясняет наличие пористости кровопотери. у образцов Однако этой серии и, данная ряда существенных недостатков: высокая жесткость и низкая прочность, незначительная объемная пористость (одно из главных свойств, обусловливающих биологическую пористость и процессы биоинтеграции импланта). Образцы материала «Север» в сравнении с материалом «B.Brown» обладают несколько более лучшим набором физико-механических характеристик: при минимальной толщине и удельной массе образца, этот материал имеет достаточно высокие показатели оптической плотности и шероховатости при максимальных значениях среди сравниваемых образцов показателях жёсткости и разрывной нагрузки. В тоже время, имея минимальную поверхностную плотность и жёсткость, оптимальный диаметр филаментов, составляющих основу импланта, образцы «Линтекс» имеют более шероховатую поверхность и достаточную прочность. Данные позитивные физико-механические и морфологические свойства будут способствовать процессам интеграции этих заплат в сосудистую стенку, минимизировать реакцию тканей организма на имплантацию. 69 3.2 Исследование особенности морфологической реакции соединительной ткани крыс на имплантацию образцов эндопротезов производства фирм «Линтекс», «Север» и «B.Brown» в подкожную клетчатку При световой микроскопии гистологических препаратов от животных группы 2.1 установлено следующее: у всех без исключения животных вокруг соединительнотканная элементов ПВСТ. волокон капсула, Капсула протеза сформирована состоящая имеет мощная преимущественно выраженную из двухслойную организацию. Наиболее выражен наружный волокнистый слой капсулы. На рисунке 9 определяются параллельно ориентированные пучки коллагеновых волокон, среди которых отчётливо различимы ядра клеток фибробластического ряда, имеющие форму от округло-овальной до вытянутой. Преобладают ядра, имеющие вытянутую, или даже веретеновидную форму. Это свидетельствует о высокой степени зрелости ПВСТ. Следует отметить, что внутрь протеза от волокнистого слоя капсулы отходят трабекулы, также организованные из ПВСТ и как бы «разделяющие» пучки волокон протеза, и даже окружающие отдельные нити протеза (рис. 9). Степень зрелости ПВСТ таких трабекул несколько ниже, а синтетический потенциал механоцитов выше, чем в основном волокнистом слое капсулы. Об этом свидетельствует более округлая форма ядер фибробластов и большее количество эухроматина в них. Меньшая оксифилия пучков волокон (особенно в местах отсутствия клеток – механоцитов) позволяют сделать вывод о меньшей степени зрелости коллагена в трабекулах по сравнению с наружной капсулой. Также следует указать на завершённость интеграции капсулы в соединительнотканную строму передней брюшной стенки - на всех без 70 исключения препаратах не удаётся определить границу между волокнистым слоем капсулы и фасциями окружающих её мышц. Рис. 9. Экспериментальная группа 2.1. Капсула вокруг протеза из материала «Линтекс» 14 суток. Трабекулы, отходящие от капсулы внутрь пучка волокон (указано длинными стрелками). Участок со сниженной оксифилией (указан короткими стрелками). В – волокна протеза, К – капсула протеза, Ммышечные волокна. Окраска гематоксилин-эозином. Микрофото. Ув.х400. Анализ цифровых показателей клеточного состава капсулы (клеточного слоя) в этой серии исследования показывает, что более половины (59,2%) от общего количества клеток составляют клетки фибробластического ряда (табл. 6), а общее количество фагоцитирующих клеток и их предшественников достигает 25%. Таблица 6 - Процентное соотношение клеток в клеточном слое перипротезной капсулы на 14-е сутки после имплантации у животных экспериментальной группы 2.1 (n=25) Фибро- Фибро- Лимфо- Макро- Нейтро- Эозино- Монобласты циты циты фаги филы филы циты M 27,8 31,4 10,6 7,9 10,4 4,8 7,1 m 3,64 3,50 1,75 2,84 2,59 1,62 2,44 t 1,91 1,83 0,91 1,48 1,36 0,85 1,28 Примечание: M – среднее арифметическое, m- стандартное отклонение, t- доверительный интервал. 71 При анализе состояния клеточного слоя капсулы на протяжении поверхности импланта отмечается неодинаковая его толщина и состояние клеточного инфильтрата. Эти наблюдения подтверждают колебания значений клеточного индекса (табл. 7). Так, в тех местах, где состояние импланта было нестабильным (по всей видимости, за счёт нормального функционирования прилежащих мышц), возникала выраженная «асимметрия» в строении капсулы. Таблица 7 - Значения клеточного индекса у животных экспериментальной группы 2.1 (n=25) Линтекс наблюдение 1 КИ 2,03 наблюдение 11 КИ 3 4 5 2,45 2,03 1,63 12 13 14 6 7 8 9 10 1,78 2,33 2,7 2,12 2,12 2,33 15 17 18 19 20 16 2,014 2,121 2,07 2,021 1,87 2,243 1,84 2,236 2,012 1,72 наблюдение 21 КИ 2 2,127 22 23 24 25 2,215 2,003 2,56 2,089 M = 2,11 m = 0,25 Примечание: КИ – значение клеточного индекса; M – среднее арифметическое; m- стандартное отклонение. По одну сторону протеза, в зоне давления протеза на капсулу она не имела клеточного слоя, а по другую сторону (т.н. «зона декомпрессии»), обнаруживался более мощный, чем обычно клеточный слой (рис. 10). В этих местах мы чаще обнаруживали в составе клеточного слоя ПЯЛ, моноциты и макрофаги (рис. 11). Именно наличие таких очагов увеличения объёма клеточного слоя с преобладанием в них клеток-нерезидентов и приводит, по нашему мнению к разбросу значений клеточного индекса от 1,63 до 2,45 (табл. 7). Следует отметить, что в таких местах «нестабильности» импланта мы отмечали единичные ГКИТ (рис. 12). Если ГКИТ оказывалось более одной, то они были мелкими и имели максимально до 10-12 ядер в своём составе. Напротив, 72 если ГКИТ была крупной, то она располагалась в одиночестве и могла иметь до 15-20 и даже иногда более, ядер (рис.12, обозначено стрелкой). Рис. 10. Экспериментальная группа 2.1. Капсула вокруг протеза из материала «Линтекс» 14 суток. В – волокна протеза, К – капсула протеза. Овал обозначает скопление клеток в «зоне декомпрессии». Окраска по Маллори. Микрофото. Ув.х100. Рис. 11. Экспериментальная группа 2.1. Капсула вокруг протеза из материала «Линтекс». 14 суток. В – волокна протеза, М- мышечные волокна. Фигурная скобка показывает толщину клеточного инфильтрата, непосредственно граничащего с поперечно-полосатыми мышцами. Окраска – гематоксилинэозин. Микрофото. Ув.х400. 73 Рис. 12. Экспериментальная группа 2.1. Капсула вокруг протеза из материала «Линтекс». 14 суток. В – волокна протеза, К – капсула протеза. Стрелка показывает ГКИТ, имеющую до 20 ядер. Окраска – гематоксилин-эозин. Микрофото. Ув.х400. Исследование препаратов от животных экспериментальной группы 2.2 показало, что к моменту выведения из эксперимента этот имплант по видимому, в силу своей эластичности, приобретает «гофрированный» вид. В участках между соседними складками происходит образование квазигрануляционной ткани в которой отчётливо различимы слои фибробластов и сосудистых петель (рис. 13). Степень дифференцировки фибробластов, равно как и степень зрелости коллагеновых волокон убывает по направлению снаружи (от самых наружных слоёв капсулы) внутрь (к волокнам импланта) к волокнам протеза. Поэтому в непосредственной близости от них оказываются наиболее молодые формы фибробластов, имеющие классическую трапециевидную или треугольную форму тела с умеренно базофильной цитоплазмой. 74 Рис. 13. Экспериментальная группа 2.2. Капсула вокруг протеза из материала «Север». 14 суток. В – волокна протеза, К – капсула протеза. Центр снимка занимает квазигрануляционная ткань. Красная стрелка показывает градиент нарастания плотности клеток на единице площади, жёлтая стрелка показывает градиент зрелости коллагеновых волокон. Окраска по Маллори. Микрофото. Ув.х100 Их ядра крупные, изобилующие эухроматином (светлые) и имеют хорошо различимое и крупное ядрышко (рис. 14). Все вышесказанное позволяет идентифицировать эти фибробласты как клетки, интенсивно секретирующие белок. Следует отметить, что среди всех исследуемых клеточных форм в клеточном слое капсулы клетки фибробластического ряда составляют только 32,4% (табл.8). А очевидное преобладание в инфильтрате клеток- нерезидентов и, как следствие, низкие значения клеточного индекса (табл. 9) позволяет квалифицировать текущее состояние как пролонгированную смену фаз с экссудативной на пролиферативную. Обращает на себя внимание выраженная реакция фагоцитирующих и антиген представляющих клеток на пребывание материала «Север» в тканях животных на протяжении 2 недель. Во первых, в клеточном слое капсулы обнаруживается в 1.3 раза больше макрофагов и моноцитов. Во-вторых, 75 значительно возрастает количество ГКИТ, изменяется уровень их клеточной и пространственной организации (рис. 15). Рис. 14. Экспериментальная группа 2.2. Капсула вокруг протеза из материала «Север». 14 суток. В – волокна протеза, К – капсула протеза. Стрелками указаны фибробласты. Окраска гематоксилин-эозином. Микрофото. Ув.х400 Таблица 8 - Процентное соотношение различных типов клеток в клеточном слое перипротезной капсулы на 14-е сутки после имплантации у животных экспериментальной группы 2.2 (n=25) Фибро- Фибро- Лимфо- Макро- Нейтро- Эозино- Монобласты циты циты фаги филы филы циты 17,6 28,2 12,1 9,7 8,8 8,8 M 14,8 2,61 2,52 3,25 3,47 1,06 1,33 1,38 m 1,14 1,10 1,42 1,52 0,46 0,58 0,60 t Примечание: M – среднее арифметическое, m- стандартное отклонение, t- доверительный интервал. Таблица 9 - Значения клеточного индекса у животных экспериментальной группы 2.2 (n=25) Север наблюдение 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 КИ 0,81 0,92 0,81 0,72 0,78 0,58 0,78 0,85 0,75 0,72 наблюдение 11 12 13 14 15 16 17 18 19 20 КИ 0,78 0,88 0,82 0,68 0,78 0,59 0,80 0,79 0,64 0,87 наблюдение 21 22 23 24 25 КИ 0,93 0,82 0,73 0,69 0,77 M = 0,77 m = 0,088 Примечание: КИ – значение клеточного индекса; M – среднее арифметическое; m- стандартное отклонение. 76 Рис. 15. Экспериментальная группа 2.2. Капсула вокруг протеза из материала «Север». 14 суток. В – волокна протеза. Стрелкой указана ГКИТ, имеющая более 30 ядер. Окраска по Маллори. Микрофото. Ув.х400 Обращает на себя многоуровневая реакция ГКИТ на имплант. Во первых, единичные ГКИТ, но насчитывающие в своём составе несколько десятков ядер обнаруживаются практически в каждом скоплении квазигрануляционной ткани. Вторым уровнем агрессии по отношению к импланту являются многочисленные, некрупные, имеющие от 5 до 10-15 ядер ГКИТ, лежащие в непосредственной близости от нитей импланта (рис. 16). Их отличает то, что их облигатными соседями являются лимфоциты. Скопления последних не имеют чётких границ и располагаются между ГКИТ и основной частью волокнистого слоя капсулы, то есть в непосредственной близости от субстрата, в котором находятся магистральные (по отношению к импланту и его капсуле) кровеносные и лимфатические сосуды. Отдельную группу составляют наиболее мелкие ГКИТ, также с низкой степенью полиплоидии, имеющие в своём составе не более 10-15 ядер. Они в изобилии располагаются между волокнами импланта, непосредственной в толще его нитей, между пучками коллагеновых 77 волокон формирующих трабекулы, отходящие от основной части капсулы (рис. 17). Рис. 16. Экспериментальная группа 2.2. Капсула вокруг протеза из материала «Север». 14 суток. В – волокна протеза, К – капсула протеза, Л - скопление лимфоцитов. Стрелками указаны ГКИТ разных размеров и степени полиплоидии. Окраска гематоксилин-эозином. Микрофото. Ув.х400 Рис. 17. Экспериментальная группа 2.2. Капсула вокруг протеза из материала «Север». 14 суток. К – капсула протеза. Стрелками указаны многочисленные ГКИТ, расположенные между волокнами в составе нити импланта. Окраска по Маллори. Микрофото. Ув.х400 Микроскопирование срезов, окрашенных гематоксилин-эозином и по Маллори материала от животных экспериментальной группы 2.3 78 показало, что как и в двух предыдущих группах, материал импланта оказывается покрыт соединительнотканной капсулой из ПВСТ, фиксирующей и одновременно отграничивающей его от окружающих структур (рис. 18). Рис. 18. Экспериментальная группа 2.3. Капсула вокруг протеза из материала «B.Brown». 14 суток. В – волокна протеза, К – капсула протеза, М – мышцы передней брюшной стенки, Ж - подкожно-жировая клетчатка. Окраска по Маллори. Микрофото. Ув.х100 У всех животных в этой группе (n=25) и на поверхности капсулы, обращённой к коже (рис. 19), и на противоположной поверхности обнаруживаются «выстоящие» нити материала, которые деформируют капсулу в месте контакта. Оказываемое ими давление настолько велико, что это приводит к изменению строения пучков волокон в таких местах: обычно здесь отсутствуют ядра клеток, а пучки коллагеновых волокон окрашиваются неравномерно. Отмечаемая дисхромия (неравномерность окраски) свидетельствует о начале реорганизации волокнистого слоя капсулы в указанных местах. 79 Рис. 19. Экспериментальная группа 2.3. Капсула вокруг протеза из материала “B.Brown”. 14 суток. В – волокна протеза, К – капсула протеза. Стрелками указаны нити импланта, деформирующие капсулу. Окраска по Маллори. Микрофото. Ув.х100 Если волокнистый слой капсулы, состоящий из организованной ПВСТ практически не отличается от такового в предыдущих группах исследования, то клеточный слой наоборот, более вариативен. Это разнообразие организации проявляется не только относительно большей толщиной клеточного слоя, но и несколько иной организацией. Так, нити импланта оказываются отделены от слоя с высокими экссудативными характеристиками как бы прослойкой из ГКИТ (рис. 20). Несмотря на существенные отличия в организации клеточного слоя капсулы в этой экспериментальной группе от группы 2.2, значимых отличий в качественном составе клеточного слоя практически нет. Здесь так же, как и в группе 2.2 относительное количество клеток фибробластического ряда составляет чуть более 30% (точно – 32%), здесь также доля клеток нерезидентов близка к 60% (табл. 10). Следствием такого распределения различных типов клеток в клеточном слое являются и близкие значения КИ в этих экспериментальных группах (2.2 и 2.3) – табл. 11. Обращает на себя несколько большие 80 значения среднего квадратического отклонения значений КИ в группе 2.3 по сравнению с группой 2.2 (0,122 и 0,089 соответственно). Причиной тому является феномен очагов экссудата ПЯЛ. Рис. 20. Экспериментальная группа 2.3. Капсула вокруг протеза из материала “B.Brown”. 14 суток. В – волокна протеза, К – капсула протеза. Стрелками указаны небольшие по размерам ГКИТ. Овал показывает скопление клеток нерезидентов (ПЯЛ). Окраска гематоксилин-эозином. Микрофото. Ув.х400 В тех местах, где отсутствуют «выстоящие» нити импланта и, соответственно, отсутствуют нет механической деформации капсулы, также очаги экссудации ПЯЛ. Тем не менее, разноразмерные ГКИТ с различной степенью полиплоидии присутствуют как между нитями импланта и капсулой, так и между волокнами, формирующими нити импланта (рис. 21). Таблица 10 - Процентное соотношение различных типов клеток в клеточном слое перипротезной капсулы на 14-е сутки после имплантации у животных экспериментальной группы 2.3 (n=25) Фибро- Фибро- Лимфо- Макро- Нейтро- Эозино- Монобласты циты циты фаги филы филы циты M 14,6 17,4 27,3 10,1 10,7 9,8 10,1 m 2,06 2,45 3,98 2,51 2,54 2,39 2,02 t 0,65 0,77 1,26 0,79 0,80 0,75 0,64 Примечание: M – среднее арифметическое, m- стандартное отклонение, t- доверительный интервал. 81 Таблица 11 - Значения клеточного индекса у животных экспериментальной группы 2.3 (n=25) “B.Brown” наблюдение КИ наблюдение КИ наблюдение КИ 1 0,71 11 0,73 21 0,57 2 0,66 12 0,68 22 0,62 3 0,72 13 0,71 23 0,73 4 0,58 14 0,54 24 0,92 5 6 7 0,72 0,61 0,56 15 16 17 0,66 0,69 0,57 25 0,81 M = 0,72 8 0,81 18 0,82 9 0,88 19 0,87 10 0,92 110 0,75 m = 0,114 Примечание: КИ – значение клеточного индекса; M – среднее арифметическое; m- стандартное отклонение. Рис. 21. Экспериментальная группа 2.3. Капсула вокруг протеза из материала “B.Brown”. 14 суток. В – волокна протеза, К – капсула протеза. Стрелками указаны ГКИТ. Окраска гематоксилин-эозином. Микрофото. Ув.х400 Заключение по главе. Таким образом, пребывание в тканях передней брюшной стенки лабораторных животных в течение 14 суток протезов, изготовленных из материала «Линтекс», «Север» и “B.Brown” приводит к развитию асептической воспалительной реакции в зоне стояния протезов. Смена экссудативной стадии воспалительной реакции пролиферативной стадией протекает быстрее в группе 2.1 («Линтекс»), что проявляется относительного статистически количества клеток достоверным увеличением фибробластического ряда уменьшением относительного количества клеток-нерезидентов и в клеточном слое капсулы. Это подтверждает практически трёхкратное 82 превышение показателя клеточного индекса в группе 2.1 (Линтекс) по сравнению с группами 2,2 (Север) и 2,3 (“B.Brown”). Сравниваемые материалы обладают разной биологической инертностью. Такой вывод можно сделать на основании особенностей распределения гигантских клеток инородных тел в соединительной ткани капсулы, образующейся вокруг нитей сравниваемых имплантов. Наихудшие показатели демонстрирует материал «Север», у которого ГКИТ встречаются не только в зоне образования и ремоделирования основного капсулы, но и в участках квазигрануляций, формирующихся вследствие деформации импланта после его имплантации, а также в толще нитей импланта на всем их протяжении. Следует отметить, что в этом случае ГКИТ наиболее вариативны как по их размерности, так и по их полиплоидии. Наилучшими показателями биологической инертности обладает материал «Линтекс», так как не только общее количество фагоцитирующих клеток в инфильтрате минимально (макрофаги, моноциты и нейтрофилы составляют всего 25,4% против 30,7% и 30,9% в группах 2.2 и 2.3 соответственно), но и качественные характеристики ГКИТ свидетельствуют об их меньшей активности (меньшая степень полиплоидии, меньшая размерность, меньшее количество). 83 3.3 Изучение процессов интеграции образцов сосудистых заплат в стенку брюшной аорты лабораторных животных Основной задачей этой серии исследования явилось изучение особенностей реакции tunica media стенки аорты и интимы, покрывающей участок имплантации сосудистых заплат из сравниваемых материалов. Изучение гистологических срезов материала от животных подгруппы 3.1.180 (Линтекс) показало, что как сама заплата, так и шовный материал, использованный для её фиксации к стенке аорты оказываются под воздействием разнонаправленных сил. Это проявляется в виде участков компрессии волокнистого каркаса стенки аорты (рис. 22), чередующиеся с участками «разрежения» элементов волокнистой соединительной ткани. Рис. 22. Экспериментальная группа 3.1.180. Реакция тканей стенки аорты собаки на материал «Линтекс». 180 суток. И - лимфоцитарный инфильтрат Стрелками указана зона компрессии коллагеновых волокон синтетической нитью. Окраска гематоксилин-эозином. Микрофото. Ув.х100 Последние, как правило, располагаются с на противоположной стороне «нагруженных» нитей сосудистых заплат или шовного материала. Нередко в таких местах обнаруживаются распространённые лимфогистиоцитарные инфильтраты. 84 Отмечаются немногочисленные случаи смещения отдельных нитей сосудистых заплат или же нитей шовного материала к просвету аорты. В этом случае на внутренней поверхности аорты располагаются выпуклости, состоящие из вещества средней оболочки стенки аорты. На поверхности таких «выбуханий» отмечаются участки утолщения интимы с признаками деззорганизации эндотелиальной выстилки в виде участков утолщения эндотелия, образования «заусениц» (рис. 23). Рис. 23. Экспериментальная группа 3.1. 180. «Линтекс». 180 суток. На фотографии стрелкой указано лавсановое волокно, являющееся причиной формирования выбухания tunica intima в просвет аорты. Окраска гематоксилин-эозином. Микрофото. Ув.х400 Тем не менее, при исследовании состояния интимы аорты с помощью СЭМ в зоне стояния сосудистой заплаты из материала «Линтекс» вне вышеописанных «выбуханий», каких-либо признаком патологии со стороны эндотелиальной выстилки на обнаружено. Эндотелиоциты имеют обычную для них вытянутую форму с неровными краями (рис. 24). 85 Рис. 24. Экспериментальная группа 3.1. 180. «Линтекс». 180 суток. Эндотелиоциты внутренней поверхности аорты в зоне имплантации протеза «Линтекс». На поверхности эндотелиоцитов находятся форменные элементы крови. СЭМ, ув. х3000. Длина клеток колеблется от 15-20 до 25-30 мкм. На поверхности эндотелиоцитов видны единичные форменные элементы. Чаще всего это эритроциты, имеющие характерную для них форму, или же скопления тромбоцитов и агрегированных с ними клеток белой крови. В подгруппе 3.2.180 (материал «Север») в сравнении с подгруппой 3.1.180 (материал «Линтекс») признаки деформации стенки аорты и миграции элементов имплантов более выражены. Так, большое количество нитей шовного материала расположено субэндотелиально (рис. 25). Практически у каждой из нитей шовного материала отмечаются участки компрессии волокнистого каркаса средней оболочки аорты, что проявляется не только изменением тинкториальных свойств волокон в этой зоне, но и отсутствием ядер механоцитов, по видимому, вследствие их гибели (рис. 26). Отмечается более выраженная дезинтеграция материала сосудистой заплаты. Наблюдаются выступающие в просвет аорты как единичные лавсановые волокна, так и волокна, сплетённые в нити материала. 86 Рис. 25. Экспериментальная группа 3.2. 180. «Север». 180 суток. В – волокна протеза, стрелками указаны места, где располагались нити протеза. Видно прободение интимы и выход концов лавсановых волокон в просвет аорты. Окраска гематоксилин-эозином. Микрофото. Ув.х400 Рис. 26. Экспериментальная группа 3.2. 180. «Север». 180 суток. 1 и 2 перекрещивающиеся пучки коллагеновых и эластических волокон. Стрелкой указана зона компрессии волокнистого каркаса tunica media аорты, не имеющая ядер фибробластов. Окраска гематоксилин-эозином. Микрофото. Ув.х400 При исследовании материала от этой подгруппы животных в СЭМ установлено, прободающих что в интиму непосредственной аорты близости лавсановых 87 нитей от скоплений располагаются различные по площади пристеночные тромбы. Они хорошо организованы, проросли соединительной тканью и, по всей видимости, имеют давнее происхождение. В то же время межэндотелиальные границы не расширены. Ядерные части клеток легко определяются. Наряду с этим в участках прободения интимы лавсановыми волокнами имеются участки слущивания единичных эндотелиоцитов (рис. 27). Тем не менее, малое количество наблюдений не позволяет трактовать этот феномен как патологическую реакцию. Изучение гистологических препаратов от животных подгруппы 3.3.180 (материал «B. Braun») позволяет сделать заключение о нарастании количества, и утяжелении качества симптомов реакции тканей стенки аорты по сравнению с двумя предыдущими экспериментальными подгруппами. Это проявляется увеличением количества и объёма лимфогистиоцитарных инфильтратов, их распространением во всех направления и, как следствие, Рис. 27. Экспериментальная группа 3.2. 180. «Север». 180 суток. Концы лавсановых нитей, выступающие в просвет аорты. Видны границы между эндотелиоцитами и их ядерные части. Левая часть снимка – организованный пристеночный тромб. СЭМ, ув. х400. дезинтеграцией волокнистого каркаса средней оболочки стенки аорты (рис. 28). При этом в проекции зоны стояния сосудистой заплаты на 88 интиму отмечаются более обширные по площади участки слущивания эндотелия. Рис. 28. Экспериментальная группа 3.3. 180. “B.Brown”. 180 суток. И – зоны инфильтрации стенки аорты лейкоцитами, расслаивающие tunica media аорты. Стрелки указывают отдельные пучки волокон tunica media. Окраска гематоксилином-эозином. Микрофото. Ув.х100 На электронограммах определяются обширные участки «выбухания» материала сосудистой заплаты в просвет аорты. Роль «проводника», первым выходящего в просвет аорты играет шовный материал. В результате этого прорезающийся в просвет аорты шовный материал оказывается даже не покрыт эндотелием, хотя окружающая зону выбухания tunica intima не имеет видимых признаков патологии (рис. 29). Увеличение сроков наблюдения до 1 года приводит к стабилизации морфологической картины реакции тканей стенки аорты на имплантацию сосудистых заплат из сравниваемых материалов. Так, в подгруппе 3.3.360 (материал «Линтекс»), вокруг импланта не отмечается сколько-нибудь значимых признаков реакции (рис. 30). При микроскопировании на большем увеличении волокнистая компонента ПВСТ, образующей среднюю оболочку стенки аорты обнаруживается 89 глубоко в нитях импланта между отдельными лавсановыми волокнами (рис. 31). Рис. 29. Экспериментальная группа 3.3. 180. “B.Brown”. 180 суток. Фрагмент материала протеза, выбухающий в просвет аорты. Шовный материал не покрыт эндотелием. Окружающая зону выбухания tunica intima без видимых признаков патологии. СЭМ ув. х200. Рис. 30. Экспериментальная группа 3.1.360. «Линтекс». 360 суток. В – волокна протеза. Стрелки указывают поверхность tunica intima. Окраска гематоксилином-эозином. Микрофото. Ув.х100 90 Причём это зрелые волокна, так как они имеют одинаковую степень оксифилии с волокнами самой стенки аорты. Здесь присутствуют также ядра клеток-механоцитов, непосредственно участвовавших в синтезе коллагена и эластина, а также в процессах ремоделирования волокнистой компоненты. Рис. 31. Экспериментальная группа 3.1.360. «Линтекс». 360 суток. В – волокна протеза, окружённые тканевыми элементами tunica media аорты собаки. Окраска гематоксилином-эозином. Микрофото. Ув.х400 В сравнении в подгруппой 3.1.360, в подгруппе 3.2.360 (материал «Север») картина реакции стенки аорты на имплант менее стабильна. Установлено, что вокруг лоскута импланта в целом, так и вокруг его отдельных нитей имеется выраженный волокнистый футляр, полностью интегрированный с волокнистым каркасом tunica media аорты. На большом увеличении видно, что этот каркас представляет собой ПВСТ, состоящую из пучков коллагеновых и эластических волокон, имеющих параллельную пространственную организацию, вне зависимости от их траектории (рис. 32). Среди пучков волокон определяются ядра клетокмеханоцитов, кровеносные сосуды, в том числе и принадлежащие к микроциркуляторному руслу. Тем не менее, в отдельный участках интимы в зоне проекции размещённого год тому назад импланта 91 определяются участки частичной отслойки эндотелия с базальной мембраной от подлежащего субэндотелиального слоя (рис. 33). Рис. 32. Экспериментальная группа 3.2.360. «Север». 360 суток. В – волокна протеза. Короткая стрелка указывает расширенный капилляр между двумя нитями протеза. Окраска гематоксилин-эозином. Микрофото. Ув.х400 Рис. 33. Экспериментальная группа 3.2.360. «Север». 360 суток. Отслойка tunica intima в зоне стояния протеза. Стрелка указывает ядро эндотелиоцита. Окраска гематоксилин-эозином. Микрофото. Ув.х400 Реже удаётся обнаружить участки выбухания в просвет аорты отдельных лавсановых волокон (рис. 46), происходящих из деформированных или повреждённых плетёных нитей импланта. Там, где такие волокна оказываются наименее стабильными и, следовательно, 92 оказывают наибольшие повреждения на строму стенки аорты мы наблюдаем не только повышенную плотность ядер клеток-механоцитов, но и реакцию интимы в виде очагов десквамации эндотелия и адгезии к подобным участкам интимы скоплений тромбоцитов (рис. 34). При исследовании такого материала в сканирующем электронном микроскопе также удаётся увидеть участки обнажённой базальной мембраны (рис. 35). Сравнение реакции ПВСТ стенки аорты на материал “B.Brown” при его экспозиции в тканях tunica media течении года с предыдущей подгруппой (3.2.360, материал «Север») показывает, что при схожем состоянии наружных (внешних по отношению к импланту) отделов волокнистого футляра (рис. 36), состояние и степень упорядоченности (пространственной организации) пучков волокон, локализованных между нитями протеза оказывается совершенно иным. Рис. 34. Экспериментальная группа 3.2.360. «Север». 360 суток. Длинная стрелка указывает лавсановое волокно, отделившееся от основной нити. Короткие стрелки указывают очаг адгезии тромбоцитов к эндотелию (слева) и очаг слущивания эндотелия (справа). Окраска гематоксилин-эозином. Микрофото. Ув.х400. 93 Рис. 35. Экспериментальная группа 3.2.360. «Север». 360 суток. Прободение лавсанового волокна в просвет аорты (левая верхняя часть снимка). Различимы межэндотелиальные границы и ядерные части клеток. Обнажение базальной мембраны вследствие слущивания эндотелия (слева и ниже конца лавсанового волокна). СЭМ, ув. х1600. Рис. 36. Экспериментальная группа 3.3.360. “B.Brown”. 360 суток. В – волокна протеза. Стрелки указывают поверхность tunica intima. Окраска гематоксилин-эозином. Микрофото. Ув.х100 94 На большом увеличении становится видно, что даже лавсановые волокна в пределах нитей протеза оказываются разобщёнными, дезориентированными, разделёнными и хаотично ориентированными вследствие неупорядоченного прорастания между ними пучков волокон и скоплений клеток взаиморасположение ПВСТ. пучков Общая коллагеновых картина напоминает волокон в плотной неоформленной соединительной ткани сетчатого слоя кожи (рис. 37). При исследовании в сканирующем электронном микроскопе на поверхности интимы, покрывающей участок стенки аорты в зоне стояния импланта также, как и в предыдущей подгруппе исследования обнаруживаются очаги десквамации эндотелия, расположенные в области выхода в просвет аорты волокон, отделившихся от основной части импланта (рис. 38). Рис. 37. Экспериментальная группа 3.3.360. “B.Brown”. 360 суток. волокна протеза. Окраска гематоксилин-эозином. Микрофото. Ув.х400 95 В – Рис. 38. Экспериментальная группа 3.3.360. “B.Brown”. 360 суток. Место выхода волокон протеза в просвет аорты. СЭМ, ув. х1600. Между основаниями таких волокон определяются сгустки фибрина различной давности, что исключает возможность трактовки их образования как артефакта в момент выведения животных из эксперимента и забора материала для исследования. Заключение по главе. Экспозиция сосудистых заплат в стенке аорты лабораторных животных при их размещении в средней оболочке (tunica media), состоящей из плотной волокнистой соединительной ткани приводит к пространственной реорганизации последней, с образованием за счёт функционирования резидентных клеток-механоцитов волокнистого футляра вокруг импланта в целом, а также вокруг его отдельных нитей и волокон, формирующих нити имплантированного материала. Объёмная пространственная реорганизация (реструктуризация) волокнистого каркаса стенки аорты и локальное (в зоне стояния импланта) изменение 96 её (стенки) механических характеристик происходит вследствие того, что прорастающие в имплант клеточные и волокнистые элементы ПВСТ дезорганизуют пучки волокон в нитях протеза. Поэтому отдельные волокна, а также пучки лавсановых волокон располагающиеся на краях (нити сосудистых импланта), заплат и особенно, не имеющие дополнительной стабилизации рядом расположенными элементами имплантата, меняют свою ориентацию и постепенно выбухают в просвет аорты вплоть до прободения интимы. Следует отметить, что наиболее стабильным и, следовательно, оказывающим наименьшее дезорганизующее воздействие на волокнистый остов стенки аорты среди исследуемых материалов на обоих сроках исследования (180 и 360 суток) является материал «Линтекс». Это подтверждается меньшей частотой выбухания и прободения интимы волокнами этого материала, а также большей сохранностью эндотелиальной выстилки по результатам СЭМ. Наихудшие результаты, особенно на сроке 360 суток наблюдения показывает материал «B.Brown». Возможно, что его неудовлетворительные результаты объясняются тем, что «разборка» желатиновой пропитки, осуществляемая макрофагальной системой на ранних сроках экспозиции в стенке аорты протекает неравномерно, что приводит к неравномерной пролиферации клеточных и волокнистых элементов в стенке аорты и, следовательно, более выраженной деформации самого импланта и увеличенному по сравнению с другими имплантами количеству «мигрирующих» лавсановых волокон. 97 Заключение. Поиск и обоснование критериев оптимального выбора синтетического эндопротеза на сегодняшний день является актуальным для многих отраслей практической хирурги, таких как герниология, сосудистая хирургия, торакальная хирургия и многие другие [6,9,26,36]. Важность и сложность этой задачи объясняются перечнем факторов, влияющих на техническую возможность самой имплантации, течение раннего послеоперационного периода и возможность развития осложнений в позднем послеоперационном периоде. Это объём травмы, наносимой пациенту при подготовке ложа для размещения импланта; механические и биофизические характеристики поверхности импланта и его химический состав; геометрия эндопротеза и вид окружающей его ткани; влияние установки эндопротеза на изменение функции органаимпланта и т.д. [10,36,37,77]. Приведенный перечень факторов можно и далее детализировать, но главным выводом является то, что решение такой сложной многофакториальной задачи требует комплексного подхода к поиску её решения. Учитывая то, что сравнительные исследования синтетических эндопротезов выполненных из различных материалов ранее проводились неоднократно [40,42,51,59], главным отличием нашей работы от ранее проведенных исследований стало то, что мы in vivo исследовали лавсановые эндопротезы, изготовленные по различной технологии вязки полотна и сделали это в тканях, существенно отличающихся соотношением и составом клеточной и волокнистой компонент (РВСТ и ПВСТ). Основной гипотезой нашей работы является предположение, что успешность протезирования стенки органа (брюшной стенки, стенки полого органа брюшной полости, кровеносного сосуда) среди прочих характеристик зависит от степени 98 совпадения комплекса механических параметров импланта и органареципиента, таких как эластичность, способность материалов накапливать деформации, степень растяжимости по продольной и поперечной осям, состояние поверхности материала. Это предположение высказывалось ранее другими исследователями, но при этом всегда сравнивались импланты, выполненные из разных материалов, что не позволяло оценить степень влияния указанных параметров на динамику и особенности формирования соединительнотканной капсулы вокруг импланта [17]. Чтобы избежать этой погрешности, а также влияния на интенсивность воспаления характеристик поверхности нитей импланта мы исследовали образцы эндопротезов, выполненные из лавсана, и, следовательно, имеющих одинаковый химический состав и гладкую поверхность нитей. Образцы отличались способом изготовления полотна и наличием желатиновой пропитки в одном случае. В первой серии исследования, выполненной in vitro мы механических образцов провели и исследование морфологических, морфо-функциональных эндопротезов. Полученные свойств в ходе физико- сравниваемых сравнительного исследования данные ранжировали, а затем ранги суммировали. При отсутствии статистически значимых различий между сравниваемыми абсолютными значениями показателей им присваивали одинаковые ранговые баллы. Полученные результаты ранжирования приведены в таблице 12. Как следует из таблицы, в группе сравниваемых признаков «морфологические свойства» материалы «Север» и «Линтекс» имеют одинаковую сумму ранговых баллов. Тем не менее материал «Линтекс» несмотря на наибольшую толщину по остальным признакам этой группы показал средние значения. 99 Таблица 12 - Сумма рангов морфологических, физико-механических и морфо-функциональных свойств изученных образцов имплантов Показатель Образец фирмы «Линтекс» Образец фирмы «Север» Образец фирмы “B.Brown” морфологические свойства Толщина 1 3 2 Поверхностная плотность 3 1 2 Диаметр пучка 2 3 1 Диаметр волокна 2 1 2 Масса образца размером 1х1 см 2 2 1 10 10 8 СУММА РАНГОВ физико-механические свойства Разрывная нагрузка 2 3 1 Жёсткость (вдоль) 3 2 1 Жёсткость (поперёк) 3 2 1 Коэффициент оптической плотности 3 2 1 Коэффициент шероховатости 3 1 2 14 10 6 СУММА РАНГОВ морфо-функциональные свойства Объёмная пористость 3 2 1 Хирургическая пористость 2 1 3 5 3 4 29 23 18 СУММА РАНГОВ ОБЩАЯ СУММА РАНГОВ 100 Анализ признаков в группе «физико-механические свойства» показывает, что материал «Линтекс» является самым жёстким, показывая самые высокие значения коэффициента оптической плотности и, тем не менее, показывает средние значения показателя разрывной нагрузки. По нашему мнению, именно такой спектр физикомеханических и морфологических характеристик позволил материалу «Линтекс» быть инкорпорированным в плотную волокнистую соединительную ткань стенки аорты собак в течение хронического эксперимента in vivo с меньшими последствиями в виде деформации импланта или рубцовой деформации стенки органа по сравнению с другими исследуемыми материалами. Тем не менее, тезис о зависимости реакции тканей от механических характеристик имплантируемого материала нуждается в дальнейшем подтверждении. Следует отметить, что первыми на это обстоятельство обратили внимание герниологи, так как широкое внедрение в хирургическую практику ненатяжных способов пластики брюшной стенки с целью профилактики послеоперационных эвентраций и прочее привело к распространению большого количества сетчатых синтетических имплантируемых материалов, отличающихся друг от друга как составом волокон, так и толщиной нитей, наносимых на них покрытий, а также способом плетения полотна [30,32,40,41,53]. Исходя из вышесказанного, следующей задачей нашей работы стало изучение ответной реакции РВСТ на лавсановые импланты, отличающиеся способом плетений полотна (и вследствие этого комплексом морфологических и физико-механических характеристик) при их имплантации в переднюю брюшную стенку. Следует отметить, что были стандартизованы следующие условия: химический состав импланта (лавсан), геометрия импланта, место установки, объём наносимой 101 в момент имплантации травмы, прочие условия выполнения оперативного вмешательства (наркоз, используемый шовный материал и проч.), пол и вес лабораторных животных, условиях их содержания до и после имплантации. То есть три сравниваемые группы отличались способом плетения лавсана и наличием/отсутствием желатиновой пропитки импланта. Более того, поскольку реакция РВСТ на ранних стадиях (1-10 сутки после имплантации изучена более чем подробно) [88,73], мы вывели животных из эксперимента на 14-е сутки после имплантации, так как на этом сроке по данным ряда авторов [73] имеет место быть пролиферативная имплантированного фаза асептического инородного тела. воспаления Сравнение вокруг процентного соотношения клеток разных типов в инфильтрате и вычисление значений клеточного индекса (КИ) показало разное соотношение резидентных и нерезидентных клеток. Из гистограммы на рисунке 52 следует, что в группе 2.1 по сравнению с группами 2.2 и 2.3 имеет место быть практически трёхкратное превышение значений КИ. Говоря иными словами – имеет место быть относительно большая завершённость экссудативной фазы воспаления и относительно большая выраженность процессов пролиферации в экспериментальной группе с материалом «Линтекс» по сравнению с материалами «Север» и “B.Brown”. Полученные нами данные, а именно: абсолютное и относительное представительство клеток разных типов в клеточном слое соединительнотканной капсулы отличается от данных, полученных другими авторами при проведении похожих исследований [40,43,59,88]. Но это объясняется отличиями в проведении экспериментов. Так, Герасимчук Е.В. (2014) [24] проводила исследование на кроликах, а Катунина Т.П. (2011) [40] – на мышах. 102 Тем не менее, нами установлено, что при прочих равных условиях, имплант из материала «Линтекс» обладает лучшей биологической инертностью. Закономерен вопрос – с чем связаны лучшие показатели биологической инертности материала «Линтекс»? С целью ответа на этот вопрос мы построили корреляционную матрицу по результатам исследования всех сравниваемых образцов (табл. 13). Рис. 39. Гистограмма распределения значений клеточного индекса в серии исследования №2 14 суток после имплантации в переднюю брюшную стенку образцов сравниваемых материалов. При анализе значений коэффициента корреляции (КК) мы исходили из того, что при его значении выше 0,7 между исследуемой парой признаков имеется сильная связь, которая может быть как прямой (положительное значение) или обратной (отрицательное значение КК). Из таблицы 13 следует, что такие характеристики лавсановых имплантов как толщина и объёмная пористость обратно коррелировали с долей макрофагов и, соответственно, их предшественников – моноцитов (показатель ответной агрессии ткани на имплант) в клеточном слое соединительнотканной капсулы. Значение коэффициента корреляции достигало -0,989 и -0,999 соответственно (здесь и далее, приведенные в тексте значения в таблице выделены 103 красной окружностью). 104 Таблица 13 - Матрица корреляции исследуемых параметров Наоборот, такие характеристики как поверхностная плотность и масса образца прямо коррелировали с долей макрофагов и, соответственно, их предшественников – моноцитов в клеточном слое соединительнотканной капсулы со значениями коэффициента корреляции 0,963 и 0,825 соответственно. То есть именно от значений указанных характеристик лавсановых протезов в нашем эксперименте зависит выраженность экссудативной фазы асептического воспаления. Также было обнаружено, что толщина и поверхностная плотность коррелировали со значениями доли клеток фибробластического ряда в клеточном слое соединительнотканной капсулы со значениями коэффициента корреляции 0,799 и -0,711 соответственно. То есть от значений указанных характеристик лавсановых протезов в нашем эксперименте зависит выраженность пролиферативной фазы подтверждаются как асептического воспаления. Обсуждаемые закономерности особенностями распределения ГКИТ в капсуле вокруг сравниваемых образцов имплантов, так и степенью агрессивности ГКИТ определяемой по степени их полиплоидии (количество ядер, как единиц производства рибосом – основных продуцентов белковых ферментов на мембране шероховатой эндоплазматической сети). Это согласуется с современными представлениями о причинах и динамике образования ГКИТ вокруг инородных тел [91,99,100,126,131,132,162,163]. Следует отметить, что несмотря на то, что в случае другого эксперимента – имплантации исследуемых материалов в ПВСТ средней оболочки аорты мы и получили сходное распределение результатов, процессы реакции ПВСТ протекали по другому и это требует обсуждения и объяснения. Во-первых, соотношение клеточной и волокнистой компоненты РВСТ и ПВСТ различно. ПВСТ просто бедна 105 клетками. На фоне количественной бедности клеточными элементами, следует учитывать мизерное содержание в ней (ПВСТ) лейкоцитов и макрофагов [73]. Поэтому такой бурной экссудативной фазы при асептическом воспалении как в РВСТ, здесь не может быть по определению. Во-вторых, средняя оболочка аорты не имеет такой высокой плотности сосудов, тем более сосудов микроциркуляторного русла, служащих «средством доставки» нерезидентных клеток в очаг повреждения и воспаления [73]. Этими двумя фактами, а также большими сроками наблюдения (полгода и год) и объясняется по нашему мнению отсутствие двухслойной капсулы с выраженными клеточным и волокнистым слоями вокруг имплантов в стенке аорты. Именно по этой причине мы и называли капсулу вокруг импланта «волокнистым футляром», интегрирован в который волокнистый был каркас фактически средней настолько оболочки, что дифференцировать одно от другого можно было только увидев нити импланта. Итак, чем же объясняется по нашему мнению, менее травматичное «поведение» материала «Линтекс» в ПВСТ стенки аорты? Ранее отмечалось, что материал «Линтекс» имеет минимальную оптическую плотность (таблица 12). Понимая метод её определения, мы принимаем, что материал «Линтекс» более рыхлый. То есть он имеет максимальную толщину полотна при средних значениях толщины волокна и диаметра плетёной из волокон нити импланта. То есть в момент формирования ложа в стенке аорты для размещения там образца материала, мы инициировали процесс репаративной регенерации ПВСТ. Он протекает в условиях (по сравнению с РВСТ) затрудненной миграции фагоцитирующих клеток в очаг воспаления, что даёт определённые преференции пролиферирующим фибробластам. Отсутствие отёка и лейкоцитарного вала объясняется отсутствием 106 сосудов МЦР в средней оболочке аорты. Отсутствие конкуренции с клетками других типов при более рыхлой консистенция материала «Линтекс» очевидно позволяет юным фибробластам мигрировать глубоко между нитями и волокнами импланта и одновременно отстраивать коллагеновые и эластические волокна по всей толщине материала. Это по нашему мнению способствует меньшей деформации как самого импланта, так и участка аорты. Совокупность этих причин по нашему мнению способствует лучшей стабилизации отдельных нитей и волокон импланта. А это, в свою очередь, предупреждает их смещение в сторону просвета аорты, уменьшает вероятность деформации внутренней поверхности стенки аорты и, тем самым, возможность повреждения эндотелия, вероятность обнажения базальной мембраны и запуска каскада стадий процесса тромбообразования. Тем не менее, нельзя исключать возможность ремоделирования ПВСТ, тем более на длительных сроках наблюдения. Почему это должно происходить? Прежде всего потому, что используемые протезы и стенка аорты сильно отличаются по своим физико-механическим характеристикам. Как известно, в состав ПВСТ стенки аорты входит большое количество эластических волокон [73], что обеспечивает высокие значения её коэффициента сократимости, значения которого как и у других артериальных сосудов, на протяжении жизни постепенно снижаются в несколько раз. Исследуемые нами материалы, впрочем как и все другие, применяемые в хирургии, никаких эластических элементов в своём составе не имеют. Некоторая эластичность присуща исследуемым материалам вследствие технологии их плетения. Тем не менее, после имплантации их в ПВСТ аорты и начала пролиферации ФБ, мигрирующие клетки и растущие соединительнотканные волокна оказываются между перемещающимися при каждом цикле аорты 107 волокнами импланта. В результате их механического повреждения происходит дополнительный выброс БАВ, привлечение сюда моноцитов и нейтрофилов, образование ГКИТ, воздействие на существующий волокнистый каркас коллагеназы и др. литических ферментов и, как следствие, пространственная реорганизация ПВСТ в зоне репаративной регенерации. То есть именно то, что принято называть ремоделированием соединительной ткани. При этом материал, сильно отличающийся по своим механическим (особенно – эластическим) характеристикам от показателей органа-реципиента, будет сильнее провоцировать процессы ремоделирования и, как следствие, сам же окажется более деформированным. Таким образом, для целей реконструктивной хирургии, а именно – замещения или укрепления дефектов стенки полых органов или стенок полостей организма человека представляется целесообразной разработка новых синтетических максимально материалов, сопоставимых по или своим линейки материалов, физико-механическим характеристикам с характеристиками органов-реципиентов. Это может быть достигнуто как за счёт разработки новых способов плетения полотна материала импланта, так и за счёт включения в нити имплантов новых типов синтетических волокон, эластичностью. 108 обладающих истинной Выводы. 1. Образцы «Линтекс» имеют минимальные поверхностную плотность, жесткость, средний диаметр филаментов, составляющих основу импланта, более шероховатую поверхность и достаточную прочность, а в соответствии с интегральной оценкой, проведенной методом суммирования рангов, изученные образцы по их физикомеханическим и морфологическим свойствам от наиболее негативного к наиболее позитивному, выстроились следующим образом: «B.Brown» => «Север» => «Линтекс». 2. Установлено, что количественные показатели биологической инертности материала «Линтекс», определённые в эксперименте in vivo как отношение рекрутируемых из кровотока клеток-нерезидентов к пролиферирующим клеткам-резидентам в три раза превышали показатели материалов «Север» и «B.Brown». 3. Толщина и объёмная пористость лавсановых протезов обратно коррелируют с долей макрофагов и, соответственно, их предшественников – моноцитов в клеточном слое соединительнотканной капсулы (коэффициент корреляции -0,989 и 0,999 соответственно); поверхностная плотность и масса образца прямо коррелируют с предшественников долей макрофагов и, – моноцитов в соответственно, клеточном их слое соединительнотканной капсулы (коэффициент корреляции 0,963 и 0,825 соответственно); толщина и поверхностная плотность имплантов прямо коррелируют со значениями доли клеток фибробластического ряда в клеточном слое соединительнотканной корреляции 0,799 и -0,711 соответственно). 109 капсулы (коэффициент 4. Степень деформации материала импланта, рубцовой деформации стенки аорты, а также повреждение интимы аорты при протезировании экспериментального дефекта сосудистой стенки, зависят от степени дезагрегации нитей импланта, что возникает вследствие различной соединительной скорости ткани в восстановления неоднородных по волокнистой механическим характеристикам участках имплантированных материалов. 5. Сосудистые заплаты, выполненные из материала «Линтекс» характеризуются меньшей частотой выбухания и прободения интимы волокнами этого эндотелиальной материала, выстилки, а что также большей обуславливает их сохранностью наименьшее дезорганизующее воздействие на волокнистый остов стенки аорты среди исследуемых имплантатов на обоих сроках исследования. Практические рекомендации 1. Характеристики лавсановых сосудистых заплат такие как толщина образца, объёмная пористость, поверхностная плотность и масса, экспериментально определяемые реакцией макрофагальной системы РВСТ могут быть использованы для прогнозирования выраженности и продолжительности экссудативной фазы воспаления, что делает возможным их использование в качестве критериев для оптимизации выбора синтетического материала в клинике. 2. Для магистральных проведения сосудах оперативных целесообразно вмешательств использовать зажим на для иссечения стенки аорты (патент на полезную модель № 145251). 3. Разработаны устройство для хранения, транспортировки и обработки предметных стёкол (патент на полезную модель № 110290) и 110 кассета для предметных стёкол (патент на полезную модель № 109019), которые могут использоваться в проведении гистологических исследований. 4. Определенные в ходе исследования преимущества сосудистых заплат, изготовленных из материала «Линтекс» позволяют рекомендовать их для применения при оперативных вмешательствах. 111 Указатель литературы 1. А. с. 138402 СССР. Прибор для определения жесткости нитей, тканей и других текстильных материалов/Н. Е. Фрейдман, В. М. Лазаренко.– № 684470/28 ;заявл.04.11.1960;опубл.1961, Бюл. № 10. 2. Автандилов, Г. Г. Медицинская морфометрия : руководство / Г. Г. Автандилов. – М. : Медицина, 1990. – 384 с. : ил. 3. Алуханян, О. А. Сравнительная характеристика новых образцов сосудистых заплат из политетрафторэтилена в эксперименте / О. А. Алуханян, А. А. Винокур, Л. В. Горбов // Ангиология и сосудистая хирургия. – 2012. – № 2. – С. 45–51. 4. Анализ смертности от сердечно-сосудистых заболеваний в 12 регионах Российской «Эпидемиология Федерации, участвующих сердечно-сосудистых в заболеваний исследовании в различных регионах России» / С. А. Шальнова [и др.] // Рос. кардиол. журн. – 2012. – Т. 5, № 97. – С. 6–11. 5. Анализ физико-механических и структурных характеристик протезов кровеносных сосудов / С. П. Новикова [и др.] // Грудная и сердечно-сосудистая хирургия. – 2012. – № 4. – С. 27–33. 6. Аничкин, Б. В. Новый биосинтетический материал «Трахекол» для пластики дефектов трахеи / Б. В. Аничкин, А. С. Карпицкий, Л. П. Истранов //Здравоохранение Белоруссии. – 1990. – № 3. – С. 55–56. 7. Антитромбоцитарная терапия в предотвращении несостоятельности сосудистого доступа: систематический обзор и метаанализ / S. C. Palmer [et al.] // Почки [Украина]. – 2013. – № 3 (5). – С. 5–8. 8. Аронов, Д. М. Некоторые аспекты патогенеза атеросклероза / Д. М. Аронов, В. П. Лупанов // Атеросклероз и дислипидемии. – 2011. – № 1. – С. 48–56. 112 9. Белослудцев, Д. Н. Применение углеродного имплантата в лечении больных с послеоперационными и рецидивными грыжами / Д. Н. Белослудцев // Вестн. хирургии им. И. И. Грекова. – 2000. – Т. 159, № 5. – С. 90–91. 10. Биосовместимость / под ред. В. И. Севастьянова. –М.,1999. – 368 с. 11. Биотехнологические аспекты создания трансплантатов артерий / Д. В. Бызов [и др.] // Biotechnologia Acta. – 2010. – Т. 3, № 3. – С. 23–32. 12. Бойцов, С. А. Опыт профилактики сердечно-сосудистых заболеваний в стране / С. А. Бойцов, Р. Г. Оганов // Терапевт. арх. – 2012. – Т. 84, № 9. – С. 4–10. 13. Бокерия, Л. А. Роль экспериментальных исследований в развитии новых направлений и инновационных технологий / Л. А. Бокерия, Л. Л. Стрижакова, Т. И. Юшкевич // Бюл. НЦССХ им. А. Н. Бакулева. – 2013. – Т. 14, № 5. – С. 4–11. 14. Бокерия, Л. А. Современные тенденции развития кардиохирургии / Л. А. Бокерия // 80 лекций по хирургии / под ред. В. С. Савельева. – М. : Литтерра, 2008. – С. 16–32. 15. Винокур, А. А. Сравнительное изучение новых сосудистых заплат из политетрафторэтилена (экспериментальное исследование) : дис. ... канд. мед. наук : 14.01.26 / А. А. Винокур ; Ин-т хирургии РАМН. – М., 2011. – 101 с. : ил. 16. Винокур, А. В. Сравнительная оценка in vivo реакции фиброзной соединительной ткани на инородные тела, изготовленные из термопластических литьевых безмономерных полимеров и акриловых пластмасс горячей полимеризации / А. В. Винокур, А. В. Иванов, М. А. Затолокина // Курск. науч.-практич. вестн. «Человек и его здоровье». – 2011. – № 4. – С. 5–10. 17. Винокурова, Т. И. Исследование 113 прочностных свойств эндопротезов для герниопластики Современные технологии и / Т. И. возможности Винокурова // реконструктивно- восстановительной и эстетической хирургии : сб. материалов I Междунар. конф. – М., 2008. – С 22–24. 18. Влияние активности воспаления сосудистой стенки на отдаленные результаты реконструктивных операций у пациентов, страдающих облитерирующим атеросклерозом аорты и артерий нижних конечностей / А. А. Полянцев, П. В. Мозговой, Д. В. Фролов, Г. Л. Снигур // Medline.ru : электрон. журн. – 2011. – Т. 12, ст. 34. – С. 410–419. – Режим доступа: http://www.medline.ru/public/art/tom12/art34.html, свободный. 19. Влияние поздней имплантационной тканевой реакции на выбор полипропиленового эндопротеза для превентивной подапоневротической пластики брюшной стенки / Б. С. Суковатых, А. В. Иванов, Н. М. Валуйская, Е. В. Герасимчук // Новости хирургии. – 2013. – Т. 21, № 5. – С 11–17. 20. Влияние экзогенных эмбриональных фибробластов на соотношение коллагена I и III типов в тканях парапротезной капсулы у мышей / И. С. Иванов [и др.] // Цитология. – 2012. – Т. 54, № 10. – С. 783–789. 21. Воспаление: рук. для врачей / под ред. В. В. Серова, B. C. Паукова. – М. : Медицина, 1995. – 640 с. 22. Временное протезирование при ранениях магистральных сосудов конечностей (аналитический обзор) / А. В. Штейнле [и др.] // Сиб. мед. журн. – 2008. – Т. 23, № 4-2. – С. 120–129. 23. Генная терапия в сосудистой хирургии: результаты применения генотерапевтической конструкции VEGF165 в лечении хронической ишемии нижних конечностей атеросклеротической этиологии / Р. Е. Калинин, Р. В. Деев, П. Г. Швальб, Н. Д. Мжаванадзе // Vestnik. – 114 2012. – Т. 169, № 3. – С. 124–125. Верхневолж. мед. журн. – 2013. – Т. 11, вып. 3. – С. 10–14. Источник информации http://medjournal.tvergma.ru/134/ 24. Герасимчук, Е. В. Выбор полипропиленового эндопротеза для мышечно-апоневротичекого лифтинга брюшной стенки при лечении вентральных грыж (экспериментально-клиническое исследование) : автореф. дис. … канд. мед. наук : 14.00.27 / Е. В. Герасимчук. – Курск, 2014. – 23 с. 25. Глянцев, С. П. Эволюция инноваций в сосудистой хирургии / С. П. Глянцев, Н. Б. Щелкунов, Т. Ю. Гекова // Верхневолж. мед. журн. – 2013. – Т. 11, вып. 3. – С. 4–10. 26. Горелов, А. С. Обоснование и оценка эффективности применения сетчатых имплантатов из поливинилиденфторида при герниопластике послеоперационных вентральных грыж (экспериментально-клиническое исследование) : автореф. дис. ... канд. мед. наук : 14.00.27 / А. С. Горелов. – СПб., 2008. – 23 с. 27. ГОСТ Р ИСО 11462-1–2007. Статистические методы. Руководство по внедрению статистического управления процессами. Часть 1. Элементы. – Введ. 2007–09–01. – М. : Стандартинформ, 2007. – 22 с. 28. Гузеев, А. И. Пластика при грыжах брюшной стенки с использованием синтетических материалов / А. И. Гузеев // Хирургия. – 2001. – № 12. – С. 38–42. 29. Даурова, Т. Т. Реакция тканей: на имплантацию различных полимеров / Т. Т. Даурова, А. П. Майсюк // Эксперим. хирургия. – 1963. – № 3. – С. 58–62. 30. Дубова, Е. А. Морфологическая характеристика тканевой реакции при имплантации сетчатых эндопротезов : автореф. дис. ... канд. мед. наук : 14.00.15 / Е. А. Дубова. – М., 2008. – 23 с. 115 31. Егиев, В. Н. Изучение тканевой реакции и изменения иммунитета на имплантацию различных синтетических протезов в хирургическом лечении послеоперационных вентральных грыж / В. Н. Егиев, С. Н. Шурыгин, Н. П. Наумова // Герниология. – 2004. – № 1. – С. 28–30. 32. Егиев, В. Н. Сравнительная оценка материалов для внутрибрюшинной пластики вентральных грыж: экспериментальное исследование / В. Н. Егиев, В. К. Лядов, С. Ю. Богомазова // Хирургия. – 2010. – № 10. – С. 36–41. 33. Ефимов, А. А. Морфологический анализ возрастных изменений артериальной стенки / А. А. Ефимов // Рос. мед.-биол. вестн. им. И. П. Павлова. – 2011. – № 3. – С. 8-12. 34. Жуковский, В. А. Новые направления и возможности совершенствования полимерных имплантатов для реконструктивновосстановительной хирургии / В. А. Жуковский // Современные технологии и возможности реконструктивно-восстановительной и эстетической хирургии : материалы II Междунар. науч. конф. – М., 2010. – С. 90–93. 35. Жуковский, В. А. Полимерные эндопротезы для герниопластики / В. А. Жуковский. – СПб. : Эскулап, 2011. – 104 с. 36. Жуковский В. А. Разработка, производство и перспективы совершенствования сетчатых эндопротезов для пластической хирургии //Современные применением методы герниопластики полимерных материалов: и абдоминопластики материалы I с Междунар. конф.(25-26 ноября 2003 г., г. Москва).-М. – 2003. – С. 16-18. 37. Использование полипропиленовых сетчатых эксплантатов в хирургии послеоперационных вентральных грыж у больных с сахарным диабетом / М. В. Ромашин-Тиманов, А. В. Иванов, С. С. Гайдук, П. А. Кевеленов // Вестн. герниологии. – М., 2008. – С. 116–119. 116 38. Исследование биосовместимости хиругических имплантатов нового поколения для пластики передней брюшной стенки / А. Л. Ярош [и др.] // Фундам. исслед. – 2011. – № 10, ч. 1. – С. 186–189. – Режим доступа: http://www.rae.ru/fs/413-r28703/ 39. Каплин, А. Н. Фармакологическое прекондиционирование и посткондиционирование рекомбинантным эритропоэтином в коррекции тотального ишемического и реперфузионного повреждения изолированного сердца крысы : дис. … канд. мед. наук : 14.03.06 / А. Н. Каплин. – Курск, 2013. – 111 с. 40. Катунина, Т. П. Выбор синтетического эндопротеза в лечении больных с вентральными грыжами : автореф. дис. ... канд. мед. наук : 14.01.17 / Т. П. Катунина. – Курск, 2012. – 22 с. 41. Кирпичев, А. Г. Использование сетки из пролена при пластике передней брюшной стенки / А. Г. Кирпичев, Н. А. Сурков. – М., 2001. – 86 с. 42. Кирпичев хирургического А. Г., лечения Сурков Н. А. Современные послеоперационных принципы вентральных грыж //Кремлевская медицина. Клин. вестник. – 2000. – №. 2-2000. – С. 34-38. 43. Кузнецов, С. С. Применение аллогенных эмбриональных фибробластов в хирургическом лечении грыж передней брюшной стенки : дис. … канд. мед. наук : 14.00.27 / С. С. Кузнецов. – Курск, 2006. – 121 с. 44. Лазаренко, В. М. Процессы петлеобразования / В. М. Лазаренко. – М. : Легпромбытиздат, 1986. – 136 с. 45. Лечение повторного расслоения аорты типа А при помощи имплантации системы Djumbodis: Действительно ли полностью эндоваскулярное лечение становится реальностью? / G. Iannelli [et al.] // J. Endovasc. Ther. – 2011. – Vol. 18. – P. 368–373. 117 46. Лилли, Р. Патогистологическая техника и практическая гистохимия : пер. с англ. / под ред. и с предисл. В. В. Португалова. – М. : Мир, 1969. – 646 с. 47. Литвяков, М. А. Клинико-патогенетические особенности формирования атеросклеротических поражений сосудистого русла у взрослых и детей при инфекционных заболеваниях в терапевтической и хирургической клиниках / М. А. Литвяков, А. М. Литвяков, А. П. Шмаков // Вестн. Витеб. гос. мед. ун-та. – 2012. – Т. 11, № 3. – С. 5–14. 48. Лопухин, Ю. М. Экспериментальная хирургия / Ю. М. Лопухин, В. Г. Владимиров, А. Г. Журавлев ; [под ред. Ю. Л. Шевченко]. – 2-е изд., доп. – М. : Династия, 2011. – 584 с. 49. Лукин, О. П. Этапность окклюзионно-стенотических хирургических вмешательств мультивазальных при поражениях артериального русла / О. П. Лукин, И. А. Андриевских // Грудная и сердечно-сосудистая хирургия. – 2012. – № 3. – С. 30–34. 50. Лызиков, А. А. Применение искусственных протезов при реконструкциях сосудов / А. А. Лызиков // Новости хирургии. – 2010. – Т. 18, № 4. – С.135–145. 51. Мамедов, синтетических Р. А. Сравнительные материалов результаты «Эслан» и применения «Эсфил» при эндопротезировании передней брюшной стенки у больных с послеоперационными вентральными грыжами : автореф. дис. … канд. мед. наук : 14.00.27 / Р. А. Мамедов. – Курск, 2009. – 12 с. 52. Маянский, А. Н. Очерки о нейтрофиле и макрофаге / А. Н. Маянский, Д. Н. Маянский. – Новосибирск : Наука, 1983. – 256 с. 53. Медведев, А. Ю. Сравнительная оценка применения полипропиленовых и политетрафторэтиленвых имплантов при 118 плановом устранении паховых грыж : автореф. дис. ... канд. мед. наук : 14.00.27 / А. Ю. Медведев. – Тверь, 2009. – 22 с. 54. Медицинская биомеханика / под ред. А. Каппоццио, В. К. Калнберза. – Рига, 1986. – Т. 1–4. 55. Методические рекомендации для студентов по выполнению хирургических экспериментальных исследований на животных / сост. : В. А. Липатов, А. И. Бежин, Е. Н. Стельмах. – Курск, 2004. 56. Методы статистической обработки медицинских данных : метод. рекомендации для ординаторов и аспирантов мед. учеб. заведений, науч. работников / А. Г. Кочетов [и др.]. – М. : РКНПК, 2012. – 42 с. 57. Михайлова, A. П. Девитализированные сосудистые протезы: исследование in vivo / A. П. Михайлова, A. П. Сынчикова, A. П. Сандомирский // Вестн. трансплантологии и искусств. органов. – 2014. – Т. 13, №. 4. – С. 81–90. 58. Нерешенные вопросы неотложной сосудистой хирургии / А. К. Гадеев [и др.] // Вестн. соврем. клинич. медицины. – 2013. – Т. 6, № 5. – С. 137–142. 59. Нетяга, А. А. Обоснование применения новых синтетических материалов для пластики брюшной стенки (экспериментальное исследование) Выбор синтетического материала для пластики дефектов брюшной стенки (экспериментальное исследование) : автореф. дис. … канд. мед. наук : 14.01.17 / А.А. Нетяга. – Курск, 2002. – 15 с. 60. Нигматуллин, Р. Т. Морфологические аспекты пересадки соединительнотканных аллотрансплантатов : автореф. дис. … канд. мед. наук / Р. Т. Нигматуллин. – Новосибирск, 1996. – 40 с. 61. Оганов, Р. Г. Гендерные различия кардиоваскулярной патологии / Р. Г. Оганов, Г. Я. Масленникова // Кардиоваскуляр. профилактика. – 2012. – Т. 11, № 4. – С. 101–104. 119 терапия и 62. Оганов, Р. Г. Демографические тенденции в Российской Федерации: вклад болезней системы кровообращения / Р. Г. Оганов, Г. Я. Масленникова // Кардиоваскуляр. терапия и профилактика. – 2012. – Т. 11, №. 1. – С. 5–10. 63. Опыт применения эндоваскулярных протезов в лечении аневризм различных отделов аорты / А. С. Беленький [и др.] // Хабаршы (Вестник) : респ. науч. журн. / Юж.-Казахст. гос. фармацевт. акад. – 2012. – № 3. – С. 20-25. Особенности реакции соединительной ткани стенки трахеи на 64. полипропиленовый протез при двухэтапном замещении обширного циркулярного дефекта / Д. А. Горяинов, А. И. Бежин, А. В. Иванов, О. В. Кичигина // Курск. науч.-практич. вестн. «Человек и его здоровье». – 2014. – № 2. – С. 5–11. 65. Пальцев, М. А. Межклеточные взаимодействия / М. А. Пальцев, А. А. Иванов. – М. : Медицина, 1995. 66. Патологическая анатомия : национальное руководство / гл. ред.: М. А. Пальцев, Л. В. Кактурский, О. В. Зайратьянц. – М. : ГЭОТАРМедиа, 2011. – 1264 с. 67. Патофизиология : учебник : в 2 т. / под ред. В. В. Новицкого, Е. Д. Гольдберга, О. И. Уразовой. – 4-е изд., перераб. и доп. – М. : ГЭОТАР-Медиа, 2009. 68. Покровский, А. В. Пластические операции на магистральных венах / А. В. Покровский. – М. : Книга по Требованию, 2012. – 108 с. 69. Покровский, А. В. Состояние сосудистой хирургии в России в 2012 году / А. В. Покровский, В. Н. Гонтаренко ; Рос. о-во ангиологов и сосудистых хирургов. – М., 2011. – 95 с. 70. Проблемы прочности в биомеханике / под ред. И. Ф. Образцова. – М., 1988. 120 71. Результаты 3000 операций с использованием имплантатов и заплат «БАСЭКС» в сердечно-сосудистой Р. А. Абдулгасанов, В. С. Аракелян, хирургии / Л. А. Бокерия, А. А. Рахимов // Грудная и сердечно-сосудистая хирургия. – 2012. – № 3. – С. 47–51. 72. Роль экзогенных эмбриональных фибробластов в процессе коллагенообразования при имплантации синтетического протеза в эксперименте / В. А. Лазаренко [и др.] // Курск. науч.-практич. вестн. «Человек и его здоровье». – 2012. – № 3. – С. 23–29. 73. Руководство по гистологии. В 2 т. Т. 1. Общая гистология (учение о тканях) : учеб. пособие для студ. мед. вузов и фак. / И. Г. Акмаев [и др.] ; под ред. Р. К. Данилова, В. Л. Быкова. – СПб. : СпецЛит, 2001. – 495 с. 74. Семенов, Г. М. Хирургический шов / Г. М. Семенов, В. Л. Петришин, М. В. Ковшова. – 3-е изд. – СПб. : Питер, 2013. – 256 с. 75. Сидоренко, Е. С. Методология оценки гемосовместимых имплантируемых материалов / Е. С. Сидоренко // Вестн. Рос. ун-та дружбы народов. Сер.: Экология и безопасность жизнедеятельности. – 2005. – № 1. – С. 109–111. 76. Скипидарников, А. А. Анестезиологическое обеспечение хирургического эксперимента на собаках / А. А. Скипидарников, А. Н. Кудинова, В. А. Липатов // Материалы 68-й межвузовской научной конференции студентов и молодых ученых : в 3 ч.– Курск : Изд-во КГМУ, 2003. – Ч. I. – С. 134. 77. Сморщивание полипропиленовых сеток после имплантации (экспериментальное исследование) / У. Клинге [и др.] // Актуальные вопросы герниологии : сб. материалов конф. – М., 2002. – С. 21. 78. Сравнительное исследование биомеханических свойств говяжьего ксеноперикарда после различных 121 обработок / С. С. Гамзин, А. Д. Кручинина, А. А. Венедиктов, М. Т. Генгин // Изв. ПГПУ им. В. Г. Белинского. – 2012. – № 29. – С. 25–28. 79. Струков, А. И. Патологическая анатомия : учебник / А. И. Струков, В. В. Серов. – 5-е изд., стер. – М. : Литтерра, 2010. – 846 с. 80. Суковатых, Б. С. Сравнительная характеристика раневого процесса в артериальной стенке после имплантации синтетического и биологического эндопротезов / Б. С. Суковатых, Ю. И. Веденев, А. О. Родионов // Новости хирургии. – 2013. – Т. 21, № 3. – С. 9–15. 81. Сурков Н. А. и др. Особенности репаративных процессов передней брюшной стенки в зоне имплантации сетки из пролена в эксперименте //Анналы пластической, реконструктивной и эстетической хирургии. – 2002. – Т. 1. – С. 52-61. 82. Сурков, А.Н. Тканевая реакция на имплантацию сетки из мерсилена / А.Н. Сурков, С.А. Заринская, В.А. Виссарионов // Анналы пластич., реконструктив. и эстетич. хирургии. 2003.- № 4. -С.68-75. 83. Тихонов, Д. Г. Некоторые проблемы патогенеза и клинических проявлений атеросклероза (ишемической болезни сердца, гипертонической болезни) на Крайнем Севере / Д. Г. Тихонов, В. П. Николаев, В. И. Седалищев // Терапевт. арх. – 2011. – № 1. – С. 63. 84. Тишкина, И. Е. Прогнозирование повторного инфаркта миокарда. Современное состояние проблемы / И. Е. Тишкина // От профилактики к высоким технологиям : материалы X юбилейн. съезда кардиологов и терапевтов ЦФО России. – Рязань, 2011. – С. 160–163. 85. Торкунова, З. А. Испытания трикотажа / З. А. Торкунова. – 2-е изд., перераб. – М. : Легпромбытиздат, 1985. – 200 с. 86. Труевцев, А. В. Определение жесткости нити при изгибе с целью нахождения геометрических параметров петли кулирного трикотажа / 122 А. В. Труевцев, В. Г. Кивипелто // Изв. вузов. Технология текстил. промсти. – 1991. – № 6. – С. 71–77. 87. Факторы связанные с развитием рестеноза после реконструктивных операций на артериях / Б. Б. Кок, А. В. Федоров, А. А. Костарева, В. Н. Вавилов // Бюл. ФЦСКЭ им. В. А. Алмазова. – СПб., 2013. – № 6. – С. 108–111. 88. Цуканов, А. В. Сравнительная оценка биосовместимости синтетических материалов при эндопротезировании передней брюшной стенки у больных с послеоперационными вентральными грыжами (клинико-экспериментальное исследование) : автореф. дис. … канд. мед. наук : 14.01.17 / А. В. Цуканов. – Курск, 2010. – 21 с. 89. Шалимов, А. А. Хирургия аорты и магистральных сосудов / А. А. Шалимов, Н. Ф. Дрюк. – Киев, 1979. – 346 с. 90. Шашин, С. А. К вопросу о пластике магистральных сосудов аутотканями / С. А. Шашин // Кардиология и сердечно-сосудистая хирургия. – 2010. – № 1. – С. 25–27. 91. Шехтер, А. Б. Воспаление, адаптивная регенерация и дисрегенерация (анализ межклеточных взаимодействий) / А. Б. Шехтер, В. В. Серов // Арх. патологии. – 1991. – № 7. – С. 7–14. 92. 5-year follow-up of polytetrafluoroethylene-covered stents compared with bare-metal stents in aortocoronary saphenous vein grafts: the randomized BARRICADE (Barrier Approach to Restenosis: Restrict Intima to Curtail Adverse Events) trial / G. W. Stone [et al.] // JACC: Cardiovasc. Interv. – 2011. – Vol. 4, N 3. – P. 300–309. 93. A 10-year experience of infection following carotid endarterectomy with patch angioplasty / P. A. Stone [et al.] // J. Vasc. Surg. – 2011. – Vol. 53, N 6. – P. 1473–1477. 123 94. A contemporary experience of open aortic reconstruction in patients with chronic atherosclerotic occlusion of the abdominal aorta / C. A. West [et al.] // J. Vasc. Surg. – 2010. – Vol. 52, N 5. – P. 1164–1172. 95. A New Unibody Branched Stent-graft for Reconstruction of the Canine Aortic Arch / W. Li [et al.] // Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. – 2012. – Vol. 44, N 2. – P. 139–144. 96. A randomized trial comparing conventional and endovascular repair of abdominal aortic aneurysms / M. Prinssen [et al.] // N. Eng. J. Med. – 2004. – Vol. 351, N 16. – P. 1607–1618. 97. Amid, P.K. Biomaterials for abdominal wall hernia surgery and principles of their applications. Langenbecks / P.K. Amid, A.G. Shulman, I.L. Lichtenstein //Arch, fur Chirurgie. 1994. - P. 168-171. 98. An elastic, biodegradable cardiac patch induces contractile smooth muscle and improves cardiac remodeling and function in subacute myocardial infarction / K. L. Fujimoto [et al.] // J. Am. Coll. Cardiol. – 2007. – Vol. 49, N 23. – P. 2292–2300. 99. Anderson J.M. Inflammatory response to implants. ASAIO, 1988,11, 101-106 100. Anderson, J. M. Inflammatory response to implants / J. M. Anderson // ASAIO Trans. – 1988. – Vol. 34, N 2. – 101–107. 101. Aneurysm of an expanded polytetrafluoroethylene vascular graft: An ultrastructural evaluation / N. Chakfé [et al.] //Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. – 2003. – Vol. 25, N 4. – P. 360–366. 102. Archie, J. P. A fifteen-year experience with carotid endarterectomy after a formal operative protocol requiring highly frequent patch angioplasty / J. P. Archie // J. Vasc. Surg. – 2000. – Vol. 31, N 4. – P. 724–735. 124 103. Biomaterials for abdominal wall hernia surgery and principles of their applications / P. K. Amid, A. G. Shulman, I. L. Lichtenstein, M. Hakakha // Langenbecks Arch Chir. – 1994. – Vol. 379, N 3. – P. 168–171. 104. Biomimetic poly (glycerol sebacate)(PGS) membranes for cardiac patch application / R. Rai [et al.] // Mater. Sci. Eng.: C. – 2013. – Vol. 33, N 7. – P. 3677–3687. 105. Blood Flow in Distal End-to-side Anastomoses with PTFE and a Venous Patch: Results of an «In vitrо» Flow Visualisation Study / N. Noori [et al.] // Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. – 1999. – Vol. 18, N 3. – P. 191–200. 106. Carotid artery reconstruction for infected carotid patches / P. A. Naughton [et al.] // Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. – 2010. – Vol. 40, N 4. – P. 492–498. 107. Carotid endarterectomy with a polyurethane patch versus primary closure: a prospective randomized study / D. Mannheim [et al.] // J. Vasc. Surg. – 2005. – Vol. 41, N 3. – P. 403–407. 108. Carotid endarterectomy with homologous vein patch angioplasty: a review of 1006 cases / K. A. Plestis [et al.] // J. Vasc. Surg. – 1996. – Vol. 24, N 1. – P. 109–119. 109. Case-matched comparison of early and long-term outcomes of everted cervical vein and saphenous vein carotid patch angioplasty / Y. Louagie [et al.] // Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. – 2011. – Vol. 42, N 6. – P. 766–774. 110. Closure of the arteriotomy after carotid endarterectomy: patch type is related to intraoperative microemboli and restenosis rate / B. A. Verhoeven [et al.] // J. Vasc. Surg. – 2005. – Vol. 42, N 6. – P. 1082–1088. 111. Comparison of endovascular aneurysm repair with open repair in patients with abdominal aortic aneurysm (EVAR trial 1), 30-day operative mortality results: randomised controlled trial / R. M. Greenhalgh [et al.] // Lancet. – 2004. – Vol. 364, N 9437. – P. 843–848. 125 112. Dacron or PTFE for above-knee femoropopliteal bypass. a multicenter randomised study / L. P. Jensen [et al.] // Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. – 2007. – Vol. 34, N 1. – P. 44–49. 113. Elective Endovascular versus Open Surgical Repair of Abdominal Aortic Aneurysms: Systematic Review of Short-term Results / M. E. Adriaensen [et al.] // Radiology. – 2002. – Vol. 224, N 3. – P. 739–747. 114. Endarterectomy versus stenting in patients with symptomatic severe carotid stenosis / J. L. Mas [et al.] // N. Eng. J. Med. – 2006. – Vol. 355, N 16. – P. 1660–1671. 115. Endovascular aortic arch reconstruction with supra-aortic transposition for symptomatic contained rupture and dissection: early experience in 8 highrisk patients / H. Schumacher [et al.] // J. Endovasc. Ther. – 2003. – Vol. 10, N 6. – P. 1066–1074. 116. Establishing a protocol for endovascular treatment of ruptured abdominal aortic aneurysms: outcomes of a prospective analysis / M. Mehta [et al.] // J. Vasc. Surg. – 2006. – Vol. 44, N 1. – P. 1–8. 117. European Mortality Database. Mortality indicators by 67 causes of death, age, sex (HFA-MDB). – Updated July 2011. 118. Evaluation of pressure transmission and intra-aneurysmal contents after endovascular repair using the Trivascular Enovus expanded polytetrafluoroethylene stent graft in a canine model of abdominal aortic aneurysm / R. L. Hynecek [et al.] // J. Vasc. Surg. – 2007. – Vol. 46, N 5. – P. 1005–1013. 119. Expansion rates and outcomes for the 3.0-cm to the 3.9-cm infrarenal abdominal aortic aneurysm / S. M. Santilli [et al.] // J. Vasc. Surg. – 2002. – Vol. 35, N 4. – P. 666–671. 126 120. Fluoropolymer-coated dacron versus PTFE grafts for femorofemoral crossover bypass: randomised trial / J. P. Eiberg [et al.] // Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. – 2006. – Vol. 32, N 4. – P. 431–438. 121. Gelatin-sealed Dacron graft is not more susceptible to MRSA infection than PTFE graft / A. Yasim, M. Gul, H. Ciralik, Y. Ergun // Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. – 2006. – Vol. 32, N 4. – P. 425–430. 122. Healing of PTFE grafts in a pig model recruit neointimal cells from different sources and do not endothelialize / S. Mellander [et al.] // Eur. J. Vasc Endovasc. Surg. – 2005. – Vol. 30, N 1. – P. 63–70. 123. Hemostatic efficacy of a novel, PEG-coated collagen pad in clinically relevant animal models / K. M. Lewis [et al.] // Int. J. Surg. – 2014. – Vol. 12, N 9. – P. 940–944. 124. Heparin immobilization reduces thrombogenicity of small-caliber expanded polytetrafluoroethylene grafts / J. M. Heyligers [et al.] // J. Vasc. Surg. – 2006. – Vol. 43, N 3. – P. 587–591. 125. Ho, K. J. Intermeediate-term outcome of carotid endarterectomy with bovine pericardial patch closure compared with Dacron patch and primary closure / K. J. Ho, L. L. Nguyen, M. T. Menard // J. Vasc. Surg. – 2012. – Vol. 55, N 3. – P. 708–714. 126. Humanmonocyte/macrophage adhesion, macrophage motility, and IL4-induced foreign body giant cell formation on silane-modified surface in vitro / C. R. Jenney, K. M. DeFife, E. Cotton, J. M. Anderson // J. Biomed. Mater. Res. – 1998. – Vol. 41. – P. 171–185. 127. Immediate repair compared with surveillance of small abdominal aortic aneurysms / F. A. Lederle [et al.] // N. Eng. J. Med. – 2002. – Vol. 346, N 19. – P. 1437–1444. 127 128. In situ revascularization with silver-coated polyester grafts to treat aortic infection: early and midterm results / M. Batt [et al.] // J. Vasc. Surg. – 2003. – Vol. 38, N 5. – P. 983–989. 129. Jakobsen, H. L. Below-knee popliteal and distal bypass with PTFE and vein cuff / H. L. Jakobsen, N. Baekgaard, J. K. Christoffersen // Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. – 1998. – Vol. 15, N 4. – P. 327–330. 130. Jenney C.R., DeFife K.M., Cotton E., Anderson J.M. Humanmonocyte/macrophage adhesion, macrophage motility, and IL-4induced foreign body giant cell formation on silane-modified surface in vitro. J. Biomed. Mater. Res., 1998, 41, 171-185 131. Kao W.J., Hiltner A., Anderson J.M., Lodoen G.A. Theoretical analysis of in vivo macrophage adhesion and foreign body giant cell formation jn strained poly(ether- urethane urea) elastomers. J.Biomed.Mater.Res., 1994, 28, 819-829. 132. Kallis, Yiannis N., Christopher J. Scotton, Alison C. MacKinnon, Robert D. Goldin, Nicholas A. Wright, John P. Iredale, Rachel C. Chambers, and Stuart J. Forbes. "Proteinase activated receptor 1 mediated fibrosis in a mouse model of liver injury: a role for bone marrow derived macrophages." PloS one 9, no. 1 (2014): e86241. 133. Knight, B. C. Dacron patch infection following carotid endarterectomy: a systematic review of the literature / B. C. Knight, W. F. Tait // Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. – 2009. – Vol. 37, N 2. – P. 140–148. 134. Long-term dilatation of polyester and expanded polytetrafluoroethylene tube grafts after open repair of infrarenal abdominal aortic aneurysms / P. L. Stollwerck [et al.] // J. Vasc. Surg. – 2011. – Vol. 53, N 6. – P. 1506– 1513. 128 135. Lovrencic-Huzjan, A. Recommendations for management of patients with carotid stenosis / A. Lovrencic-Huzjan, T. Rundek, M. Katsnelson // Stroke Res. Treat. – 2012. – 2012:175869. doi: 10.1155/2012/175869. 136. Mahmud, E. Current Treatment of Peripheral Arterial DiseaseRole of Percutaneous Interventional Therapies / E. Mahmud, J. J. Cavendish, A. Salami // J. Am. Coll. Cardiol. – 2007. – Vol. 50, N 6. – P. 473–490. 137. Management and outcome of prosthetic patch infection after carotid endarterectomy: a single-centre series and systematic review of the literature / C. D. Mann [et al.] // Eur. J. Vasc. Endovascular Surgery. – 2012. – Vol. 44, N 1. – P. 20–26. 138. Nonporous silicone polymer coating of expanded polytetrafluoroethylene grafts reduces graft neointimal hyperplasia in dog and baboon models / A. B. Lumsden [et al.] // J. Vasc. Surg. – 1996. – Vol. 24, N 5. – P. 825–833. 139. Postlethwaite, A. E. Fibroblast / A. E. Postlethwaite, A. H. Kang // Inflamation basic principle and clinical correlation / Gallin J. (ed.). – N.-Y. : Raven Press, 1988. – P. 577–597. 140. Predictive risk factors for restenosis after remote superficial femoral artery endarterectomy / W. J. Derksen [et al.] // Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. – 2010. – Vol. 39, N 5. – P. 597–603. 141. Preliminary experience with tissue engineering of a venous vascular patch by using bone marrow–derived cells and a hybrid biodegradable polymer scaffold / S. W. Cho [et al.] // J. Vasc. Surg. – 2006. – Vol. 44, N 6. – P. 1329–1340. 142. Prevention of neointimal hyperplasia associated with modified stretch expanded polytetrafluoroethylene hemodialysis grafts (Gore) in an experimental preclinical study in swine / M. Gessaroli [et al.] // J. Vasc. Surg. – 2012. – Vol. 55, N 1. – P. 192–202. 129 143. Production of endothelium-derived factors from sodded expanded polytetrafluoroethylene grafts / D. A. Lewis [et al.] // J. Vasc. Surg. – 1997. – Vol. 25, N 1. – P. 187–197. 144. Prospective randomized study of carotid endarterectomy with Fluoropassiv™ thin wall carotid patch versus venous patch / R. Meerwaldt [et al.] // Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. – 2008. – Vol. 36, N 1. – P. 45–52. 145. Prospective randomized trial of carotid endarterectomy with primary closure and patch angioplasty with saphenous vein, jugular vein, and polytetrafluoroethylene: long-term follow-up / A. F. AbuRahma [et al.] // J. Vasc. Surg. – 1998. – Vol. 27, N 2. – P. 222-234. 146. Prosthetic patch infection after carotid endarterectomy / A. R. Naylor [et al.] // Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. – 2002. – Vol. 23, N 1. – P. 11–16. 147. Randomised controlled trial to evaluate the efficacy of TachoComb H Patches in controlling PTFE suture–hole bleeding / T. Joseph [et al.] // Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. – 2004. – Vol. 27, N 5. – P. 549–552. 148. Reconstruction of the right atrium using an extracellular matrix patch in a patient with severe mediastinal aspergillosis / M. Wyler von Ballmoos, G. Murtaza, M. Gasparri, S. Masroor // Int. J. Surg. Case Rep. – 2013. – Vol. 4, N 3. – P. 290–292. 149. Reduction of myointimal hyperplasia after arterial anastomosis by local injection of transforming growth factor β3 / J. Ghosh [et al.] // J. Vasc. Surg. – 2006. – Vol. 43, N 1. – P. 142–149. 150. Shankar, V. K. Iliac artery syndrome: successful outcome after endarterectomy and vein patch angioplasty / V. K. Shankar, D. Roskell, C. Darby // EJVES Extra. – 2006. – Vol. 11, N 6. – P. 107–109. 151. Smooth muscle cells improve endothelial cell retention on polytetrafluoroethylene grafts in vivo / H. Yu [et al.] // J. Vasc. Surg. – 2003. – Vol. 38, N 3. – P. 557–563. 130 152. Successful implantation of a decellularized equine pericardial patch into the systemic circulation / P. M. Dohmen, [et al.] // Med. Sci. Monit. Basic Res. – 2014. – N 20. – P. 1–8. 153. Sugarcane biopolymer patch in femoral vein angioplasty on dogs / S. R. de Barros-Marques [et al.] // J. Vasc. Surg. – 2012. – Vol. 55, N 2. – P. 517–521. 154. Systematic review of randomized controlled trials of different types of patch materials during carotid endarterectomy / S. Ren [et al.] // PloS one. – 2013. – Vol. 8, N 1. – e55050. 155. Tang, L. Complement activation and inflammation triggered by model biomaterial surface / L. Tang, L. Liu, H. B. Elwing // J. Biomed. Mater. Res. – 1998. – Vol. 41. – P. 333–340. 156. The development of endotension is associated with increased transmission of pressure and serous components in porous expanded polytetrafluoroethylene stent-grafts: characterization using a canine model / S. M. Trocciola [et al.] // J. Vasc. Surg. – 2006. – Vol. 43, N 1. – P. 109–116. 157. The effects of porosity on endothelialization of ePTFE implanted in subcutaneous and adipose tissue / D. L. Salzmann, L. B. Kleinert, S. S. Berman, S. K. Williams // J. Biomed. Mater. Res. – 1997. – Vol. 34. – P. 463–476. 158. The European Convention for the Protection of Vertebrate Animals Used for Experimental and Other Scientific Purposes. Strasbourg, 1986, March 18. – URL: http://conventions.coe.int/treaty/en/treaties/html/123.htm 159. The use of polytetrafluoroethylene to facilitate the vascular access in recurrent melanoma to limbs / R. Ruggeri [et al.] // Int. J. Surg. Case Rep. – 2013. – Vol. 4, N 1. – P. 40–43. 131 160. The use of temporary vascular shunts as a damage control adjunct in the management of wartime vascular injury / T. E. Rasmussen [et al.] // J. Trauma. – 2006. – Vol. 61, N 1. – P. 8–15. 161. Theoretical analysis of in vivo macrophage adhesion and foreign body giant cells formation on polydimethylsiloxane, low density polyethelene and polyethenurethane / W. J. Kao, Q. H. Zhao, A. Hiltner, J. M. Anderson // J. Biomed. Mater. Res. –1994. – Vol. 28, N 1. – P. 73–79. 162. Theoretical analysis of in vivo macrophage adhesion and foreign body giant cell formation on strained poly(etherurethane urea) elastomers / W. J. Kao, A. Hiltner, J. M. Anderson, G. A. Lodoen // J. Biomed. Mater. Res. – 1994. – Vol. 28, N 7. – P. 819–829. 163. Theoretical analysis on cell size distribution and kinetics of foreignbody giant cell formation in vivo on polyurethane elastomers / Q. H. Zhao [et al.] // J. Biomed. Mater. Res. – 1992. – Vol. 26, N 8. – P. 1019–1038. 164. Thoo, C. H. Symptomatic sac enlargement and rupture due to seroma after open abdominal aortic aneurysm repair with polytetrafluoroethylene graft: implications for endovascular repair and endotension / C. H. Thoo, B. M. Bourke, J. May // J. Vasc. Surg. – 2004. – Vol. 40, N 6. – P. 1089– 1094. 165. Undifferentiated mesenchymal stem cells seeded on a vascular prosthesis contribute to the restoration of a physiologic vascular wall / A. Mirza [et al.] // J. Vasc. Surg. – 2008. – Vol. 47, N 6. – P. 1313–1321. 166. Wijesinghe, L. D. Polytetrafluoroethylene (PTFE) femorodistal grafts with a distal vein cuff for critical ischaemia / L. D. Wijesinghe, D. M. Beardsmore, D. J. Scott // Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. – 1998. – Vol. 15, N 5. – P. 449–453. 132
