Способ эндотелизации протезов кровеносных сосудов
Группа изобретений относится медицине, в частности к способу нанесения несплошного покрытия из металла, выбранного из титана, циркония, гафния, ванадия, ниобия или тантала, на внутреннюю и внешнюю поверхность полимерного протеза кровеносного сосуда из полиэтилентерефталата; а также к протезу кровеносного сосуда, содержащему каркас из полиэтилентерефталата с нанесенным несплошным покрытием из металла. Осуществление изобретения позволяет сократить время образования неоинтимы по всей внутренней поверхности протеза кровеносного сосуда за счет технологии нанесения несплошного покрытия на внутреннюю или внешнюю поверхность протеза. 2 н. и 10 з.п. ф-лы, 1 табл., 5 ил.
Область техники
Настоящее изобретение относится к медицине и медицинской технике, а именно к технологии нанесения покрытия на медицинские имплантируемые устройства, размещаемые внутри тела пациента и непосредственно к самим указанным устройствам, имеющим, по меньшей мере, одну поверхность, контактирующую с кровью, в частности к протезам кровеносных сосудов из полимерного материала (полиэтилентерефталата). Использование изобретения позволяет активировать процесс эндотелизации и предотвратить тромбообразование.
Уровень техники
Заболевания сердечно-сосудистой системы являются ведущей причиной смертности населения в мире. По мере развития сосудистой хирургии все больше пациентов с сердечно-сосудистыми заболеваниями подвергаются реконструктивно-восстановительным операциям. Лечение сердечных патологий зачастую выполняется с использованием аутотрансплантатов, однако во многих случаях применение синтетических протезов различных конструкций предпочтительнее. В современной реконструктивной хирургии сердца и сосудов широко используются имплантаты из полимерных материалов, которые должны иметь требуемые морфологические, физико-механические и поверхностные свойства.
В последние 15-20 лет наибольшее распространение в клинической практике получили сосудистые протезы на основе полиэтилентерефталата (ПЭТФ, Дакрон, PET). Это наиболее химически стабильный и биологически инертный полимерный материал, поэтому имплантация протезов из него сопровождается минимальной реакцией окружающих тканей. Большая жесткость дакроновых нитей дает преимущество в создании устойчивых механических конструкций. Вместе с тем технология изготовления вязаных протезов позволяет получать трубки, пластичность которых превышает пластичность PTFE протезов. Зазор между нитями (волокнами) протеза создает возможность прорастания клеток эндотелия через вязаную структуру протеза. При этом собственно материал длительное время не изменяет свои медико-биологические и физико-химические свойства под воздействием биологических сред in vivo. Тем не менее, при использовании протезов из полимерных материалов, в частности из ПЭТФ, существуют проблемы, связанные с повышенным тромбообразованием.
С начала использования полимерных изделий медицинского назначения предпринимаются усилия повысить их биосовместимость и, в частности, создать антитромбогенную, фибринолитическую или тромболитическую поверхность раздела с жидкостями организма, такими как кровь. Для этого разрабатывают различные способы повышения тромборезистентности полимерных изделий, а именно разрабатывают покрытия для полимерных протезов.
Из уровня техники известен способ эндотелизации in vitro протезов кровеносных сосудов, описанный в RU2205612. Указанный способ включает электризацию внутренней поверхности протеза, термостабилизацию зарядов при температуре 150°C, заполнение протеза суспензией эндотелия в питательной среде и закрепление эндотелиальных клеток на внутренней поверхности протеза. В качестве эндотелия используют аутогенный эндотелий пациента или эндотелий человека на стадии его внутриутробного развития. Однако недостатком этого способа является то, что покрытие, полученное указанным способом, недолговечно и легко смывается кровью. Сложность и длительность процесса модернизации протеза предлагаемым способом делает значительно трудоемкой его серийную реализацию.
Из документа US5744515 известно имплантируемое медицинское устройство, выполненное из жесткого пористого биоматериала, на поверхности которого иммобилизованы молекулы адгезии, способствующие капиллярной эндотелизации устройства in vivo.
Из документа US6322588 известно медицинское устройство, контактирующее с жидкостями в теле пациента, в том числе с кровью, и представляющее собой полимерную подложку, покрытую металлом. В качестве покрытий используются инертные металлы такие, как титан, кобальт, никель и другие. Однако вследствие того, что покрытие таких протезов имеет большую толщину и является сплошным, оно растрескивается и осыпается в процессе длительного использования в токе крови и не способствует нарастанию эндотелия на поверхности протеза.
Из документа US20030050691 известно имплантируемое устройство, а также способ его получения. Имплантируемое устройство представляет собой протез сосудов, характеризующийся тем, что он выполнен из полимерной подложки с металлическим покрытием. Предпочтительным материалом покрытия является сплошной титановый слой толщиной 50-300 нм с существенно рентгеноаморфной структурой. Изобретение обеспечивает только краткосрочную тромборезистентность протеза, так как не приводит к эндотелизации и образованию неоинтимы на всей поверхности искусственного сосуда, контактирующей с кровью.
Таким образом, сохраняется необходимость разработки протезов сосудов, имеющих устойчивое антитромбогенное покрытие и способа нанесения такого покрытия на полимерные протезы сосудов из полиэтилентерефталата. Развитие методов изготовления и модифицирования полимеров и изделий на их основе поможет перейти к решению важнейших задач теоретической и практической кардиологии.
Раскрытие изобретения
Задачей данного изобретения является разработка метода создания несплошного покрытия для полимерных сосудистых протезов, выполненных из потиэтилентерефталата, позволяющего получать био- и гемо-совместимое покрытие протезов, характеризующихся низкой тромбогенностью, а также создание протеза сосудов с устойчивым антитромбогенным покрытием.
Техническим результатом данного изобретения является сокращение времени образования неоинтимы по всей внутренней поверхности протеза сосудов за счет технологии нанесения несплошного покрытия на внутреннюю или внешнюю поверхность протеза. Кроме того, покрытие, нанесенное на протез способом по изобретению, характеризуется высокой устойчивостью, не отслаивается от протеза и не подвержено растрескиванию, благодаря чему протезы сосудов, имеющие такое покрытие, характеризуются длительно сохраняющейся антитромбогенностью.
Достижение указанного технического результата обеспечивается при осуществлении способа нанесения несплошного покрытия из металла IVB или VB группы на внутреннюю и внешнюю поверхности полимерного протеза кровеносного сосуда из потиэтилентерефталата, который включает следующие этапы:
- плазмохимическую модификацию поверхности полимерного протеза;
- нанесение покрытия методом магнетронного напыления с разбалансированной плазмой в аргоново-кислородной плазме;
причем нанесение покрытия осуществляется циклично в режиме чередования ионного травления с нанесением покрытия методом магнетронного напыления.
В частных вариантах воплощения изобретения протез кровеносного сосуда из потиэтилентерефталата имеет, по меньшей мере, одну поверхность, контактирующую с кровью.
В частных вариантах воплощения изобретения один цикл включает нанесение покрытия методом магнетронного напыления с разбалансированной плазмой в течение 30 секунд, и последующего ионного травления в течение 10 секунд.
В частных вариантах воплощения изобретения покрытие наносится в течение четырех циклов.
В частных вариантах воплощения изобретения нанесение покрытия методом магнетронного напыления с разбалансированной плазмой в аргоново-кислородной плазме осуществляют при давлении 2±0,5 Па и соотношении Ar:O2=1:9, с плотностью мощности распыления мишени 5-6 Вт/см2.
В частных вариантах воплощения изобретения способ включает предварительную стадию очистки полимерного протеза в ультразвуковой ванне с помощью бактерицидного вещества и/или стадию ионной очистки (ионного травления) в атмосфере аргона. Внекоторых предпочтительных вариантах бактерицидное вещество представляет собой бензалконий хлорид или хлоргексидин.
В частных вариантах воплощения изобретения стадию предварительной ионной очистки (ионного травления) в атмосфере аргона осуществляют в течение 50-60 секунд.
В частных вариантах воплощения изобретения плазмохимическую модификацию полимерного протеза осуществляют с использованием аммиака в высокочастотном 13,56 МГц разряде мощностью 20-40 Вт, давлении 6,6 Па в течение 45-60 мин.
В частных вариантах воплощения изобретения ионное травление осуществляют с применением щелевого ионного источника с неравномерностью плотности ионного тока по длине обрабатываемого объекта ±10% при следующих режимах:
- рабочее напряжение 2 кВ;
- рабочий ток разряда в аргоне 0,5 А.
В частных вариантах воплощения изобретения металл для покрытия представляет собой титан, тантал, цирконий или ниобий.
В частных вариантах воплощения изобретения размер частиц покрытия составляет 20-100 нм.
Технический результат достигается также за счет создания протеза кровеносного сосуда, содержащего каркас из потиэтилентерефталата, с внутренней и внешней поверхностями, на внутреннюю и внешнюю поверхности каркаса которого нанесено несплошное покрытие из металла IVB или VB группы вышеуказанным способом.
В частных вариантах воплощения изобретения металл покрытия протеза представляет собой титан, тантал, цирконий или ниобий.
В частных вариантах воплощения изобретения размер частиц покрытия составляет 20-100 нм.
Определение и термины
В данном документе под термином «чистота поверхности» понимают низкую шероховатость поверхности.
В данном документе под термином «шероховатость поверхности» понимается совокупность неровностей поверхности с относительно малыми шагами на базовой длине, определяющая эксплуатационные характеристики поверхности. Нужно понимать, что при любом способе изготовления поверхности деталей не могут быть абсолютно гладкими, т.к. на них остаются следы обработки, состоящие из чередующихся выступов и впадин различной геометрической формы и величины.
В данном документе под термином «протез» понимают, в частности, сосудистый протез, имеющий каркас, выполненный из волокон ПЭТ (Dacron®), как правило, тканый, вязаный или плетеный, причем волокна в результате располагаются по определенной геометрии и структуре, что придает ему подходящие механические свойства, в том числе пористость. Геометрическая форма каркаса, предпочтительно, цилиндрическая.
Под термином «несплошное покрытие» в данном документе следует понимать покрытие, сформированное из частиц размера от нескольких десятков до 200 нм, в частных вариантах до 100 нм, которые, как правило, имеют форму, близкую к сферической, точнее вписывающуюся в сферу, и не срастаются друг с другом. Зародыши кристаллов в начальный период образования указанного покрытия на поверхности инородной подложки разрастаются до определенного размера, при этом между зародышами остается зазор, хотя точки касания могут быть. Зародыши таких размеров могут моно- или поликристаллическими. Дальнейший рост приводит к их срастанию и образованию сплошной пленки (покрытия), что не должно допускаться, согласно изобретению, поскольку в сплошных покрытиях неизбежно возникают напряжения, которые могут приводить к их растрескиванию или отслаиванию. В случае не сросшихся частиц покрытия это исключено, поскольку нет связи между атомами отдельных частиц.
Краткое описание чертежей
Рисунок 1. Волокна полиэтилентерефталата (PET) без покрытия.
Рисунок 2. Титановое покрытие, нанесенное на вязаную Дакроновую подложку способом без чередования (прерывания) процесса напыления ионным травлением, время напыления - 30 секунд (отслаивание покрытия).
Рисунок 3. Титановое покрытие, нанесенное на вязаную Дакроновую подложку способом без чередования (прерывания) процесса напыления ионным травлением, время напыления - 70 секунд (растрескивание покрытия).
Рисунок 4. Поверхность ePTFE (Политетрафторэтилен) протеза без покрытия.
Рисунок 5. Титановое покрытие PET протеза, полученное способом по изобретению.
Подробное раскрытие изобретения
Для продления функционирования реконструированных хирургическим путем сосудов требуется максимально снизить опасность тромбирования протезов. Полноценное функционирование сосудистого протеза возможно только после появления эндотелиальной выстилки, которая синтезирует противосвертывающие факторы и препятствует росту гладких мышц и, следовательно, уменьшению просвета сосуда. Особенно важно ускоренное наращивание неоинтимы на внутренней поверхности протеза кровеносного сосуда в условиях, когда потенции к регенерации уже снижены.
Эндотелизация может осуществляться по двум различным механизмам. По одному механизму, называемому transanastamotic (от анастомоза), эндотелизация происходит с внутренней полости кровеносного сосуда, в которую помещен протез. В результате клетки эндотелия выстилают просвет протеза, мигрируя от линии анастомоза. Другой механизм - transmural (трансмуральный), т.е. пронизывающий стенку или промежуточную ткань, активирует врастание эндотелиальных клеток через стенки протеза.
Покрытие, нанесенное на протез из потиэтилентерефталата согласно изобретению, обеспечивает ускоренное образование неоинтимы, поскольку процесс эндотелизации осуществляется по двум указанным выше механизмам одновременно. Способ по изобретению отличается тем, что покрытие наносится как с наружной, так и с внутренней стороны протеза. Покрытие с внутренней стороны протеза позволяет клеткам эндотелия выстлать просвет протеза посредством миграции от линии анастомоза. Покрытие с наружной стороны протеза наносится с целью ускорения образования эндотелиального слоя внутри протеза за счет прорастания эндотелиальных клеток через пористую вязаную основу протеза и образования выстилки в области, удаленной от анастомоза. Таким образом, при имплантации протеза одновременно происходит распространение эндотелия как от анастомоза, так и трансмурально с внешней поверхности протеза, через поры.
Как уже отмечалось выше, для активации процесса миграции клеток эндотелия от анастомоза и с поверхности протеза, не контактирующей с кровью, их закреплению и увеличению адгезионной прочности нарастающего слоя эндотелия по изобретению, на материал протеза последовательно наносится, как с внутренней, так и с внешней стороны (сначала с внутренней, а затем с наружной стороны) несплошное покрытие на основе металлов IVB или VB групп, например на основе Ti, Zr, Nb или Та.
Наносимое способом согласно изобретению несплошное покрытие, активирующее процесс эндотелизации, состоит из частиц размером несколько десятков нанометров. Дальнейшее увеличение размеров частиц покрытия приводит к образованию сплошного покрытия, что является препятствием релаксации возникающих напряжений и увеличивает вероятность отслаивания покрытия.
Покрытие с заданным размером частиц наносится методом магнетронного напыления с разбалансированной плазмой, способствующим максимальному проникновению напыляемых частиц в сквозные поры и неровности на поверхности материала протеза, циклично в режиме чередования с ионным травлением.
Главное условие успешного функционирования искусственного сосуда - быстрое разрастание и закрепление эндотелиальных клеток по его внутренней поверхности. Это возможно при термодинамической нестабильности поверхности зарастания, т.е. повышенной поверхностной энергии Гиббса. Энергия поверхностного слоя, или поверхностная энергия Gs, пропорциональна площади (s) межфазной поверхности: Gs = σ⋅s, где коэффициент пропорциональности о - поверхностное натяжение. Для выполнения этого условия внутренняя поверхность протеза должна быть развитой, поскольку получение развитой или более развитой поверхности означает увеличение шероховатости, т.е. увеличение площади межфазной поверхности. Вместе с тем, наносимое на поверхность сосуда покрытие должно быть несплошным, чтобы не создавать больших напряжений, которые могут привести к отслоению и растрескиванию (рис. 2-3). Поскольку PET волокна (рис. 1) характеризуются высокой чистотой поверхности (на рис. 4, для сравнения приведено изображение поверхности ePTFE протеза), то есть низкой шероховатостью и исчезающе малой концентрацией центров кристаллизации, наносимый из газовой фазы металл образует сплошной слой при сколь угодно малой контролируемой толщине покрытия, что, как ранее было отмечено, приводит к отслоению и растрескиванию покрытия. Экспериментально неожиданно были обнаружены режимы чередования ионного травления с методом магнетронного напылением покрытия, с целью ограничения образования центров кристаллизации путем удаления мелких кристаллических зародышей посредством ионного травления.
Как правило, полимерные материалы характеризуются низкими значениями поверхностной энергии, плохо смачиваются растворителями, имеют низкую адгезию к напыленным слоям металлов и т.п. В данном изобретении для преодоления указанных ограничений поверхность полимерного протеза подвергается плазмохимической модификации, затрагивающей очень тонкий слой, не превышающий 100А, при этом основная масса полимера не изменяется, сохраняя механические, физико-химические и электрофизические свойства модифицируемого материала. Воздействие плазмы на поверхность полимера позволяет изменять, в основном, его контактные свойства (смачивание, адгезию) путем образования гидрофильных групп. Одновременно достигается очистка поверхности от адсорбированного молекулярного слоя. Процесс проводится с использованием аммиака или его смесей с водородом, в результате чего на поверхности возникают азотсодержащие группы (амино-, амидо- имидо- имино- и т.п).
Осуществление изобретения
Возможность объективного достижения технического результата при осуществлении изобретения подтверждена достоверными данными, приведенными в примерах, содержащих сведения экспериментального характера. Следует понимать, что эти и все приведенные в материалах заявки примеры не являются ограничивающими и приведены только для иллюстрации настоящего изобретения.
Покрытие по изобретению получают методом магнетронного напыления с разбалансированной плазмой мишени (металлической пластины, например из титана тантала, циркония или ниобия), например из титана марки ВТ-1-0 (или ASTM F67). Состав и структура покрытия, осаждаемого на подложки (например, полиэтилентерефталат в виде пластин или трубок DALLON®H производства компании TRICOMED), зависит от газовой атмосферы в камере напыления и режимов проведения процесса.
До начала процесса напыления подложка подвергается очистке в ультразвуковой ванне с помощью высокоэффективных бактерицидных веществ широкого спектра действия и обладающих низкой токсичностью, например, таких как бензалконий хлорид или хлоргексидин. Высушенная подложка (полимерный протез) помещается в вакуумную камеру, которая откачивается до P=0,1 Па.
Затем следует ионная очистка в атмосфере аргона (Ar) при остаточном давлении 0,1-1,0 Ра. Цель ионной чистки - создать ювенильную (идеально чистую и активную, т.е. с незаблокированными центрами кристаллизации) поверхность подложки. Поэтому необходимо осуществлять нанесение покрытия в вакууме и после ионной очистки основы.
Для этого в вакуумной камере монтируется щелевой ионный источник с неоднородностью плотности ионного тока ±10%. Процесс проводится при величине тока ионов аргона 0,5 А и напряжении 2 кВ.
В дальнейшем поверхность полимерного протеза подвергается плазмохимической модификации. Процесс проводится с использованием аммиака в высокочастотном 13,56 МГц разряде мощностью 20-40 Вт, давлении 6,6 Па в течение 45-60 мин.
Нанесение покрытия по изобретению осуществляется магнетронным напылением в аргоново-кислородной плазме, в частности при давлении 2±0,5 Па и соотношении Ar:O2=9:1 (режим является оптимальным для получения максимально развитой поверхности). Осаждение покрытия в среде аргона приводит к формированию структуры с повышенной пористостью. Содержание азота в покрытии должно быть минимизировано, так как его наличие приводит к измельчению (уменьшению размера частиц покрытия) и уплотнению структуры. Размер частиц, образующих покрытие, как правило, не превышает 20-100 нм (рис. 5). Подача плазмообразующего газа производилась непосредственно в зону разряда с целью уменьшения загрязнения поверхности. Используется несбалансированная магнетронная распылительная система (например, несбалансированная магнетронная распылительная система НМ-В-65МК, производитель НПФ «Элан-Практик»). Питание на планарное магнетронное устройство подавалось от независимого источника постоянного напряжения. Напыляющий магнетрон обеспечивает напыление металла мишени с однородностью не хуже ±10% по поверхности подложки.
Оптимальное значение плотности мощности распыления мишени находится в интервале 5-6 Вт/см2. Скорость напыления составляет 3-5⋅10-4 г/мин.см2. Напыление осуществляется в 4 цикла, каждый из которых включает напыление покрытия в течение 30 сек и последующее ионное травление в течение 10 сек при величине тока ионов аргона 0,5 А.
В данном случае осуществляется визуальный контроль несплошности наносимого покрытия. Теоретический предельно допустимый удельный привес титанового покрытия - 5⋅10-3 мг/см2.
Нанесение несплошного покрытия по изобретению на поверхности сосудистого полимерного протеза осуществляли последовательно: в первую очередь нанесение покрытия осуществляли на внутреннюю поверхность за 4 цикла, а затем - на внешнюю, за 4 цикла.
Указанное несплошное покрытие, нанесенное на протез из тетрафторэтилентерефталата способом по изобретению, характеризуется высокой устойчивостью, не отслаивается от протеза и не подвержено растрескиванию.
В отличие от сплошного покрытия, имеющего тенденцию к отслоению от протеза во всей зоне контакта с сосудом, разрушение несплошного покрытия локализуется в зоне единичного участка, что приводит к тому, что несплошное покрытие по всей своей поверхности не отслаивается от протеза.
Оценка клеточной адгезии к поверхности материала протезов в условиях in vitro.
Изучение адгезии клеток к поверхности образцов и их выживаемости, а также оценка скорости пролиферации клеточной культуры были осуществлены с помощью тест-системы in vitro. Оценка клеточной активности in vitro проводится в культуральных планшетах на образцах строго определенной формы и размера. Для оценки пролиферации эндотелиоцитов использовался стандартный МТТ-тест. Были исследованы 4 типа образцов на основе полиэтилентерефталата:
1) Дакрон (дакрон вязаный DALLON®H) без покрытия;
2) Дакрон с односторонним титановым покрытием, причем клетки заселяли на поверхность с титановым покрытием(*);
3) Дакрон с односторонним титановым покрытием, причем клетки заселяли на поверхность без титанового покрытия(*);
4) Дакрон с биополимерным (на основе коллагена IV) покрытием.
(*) Клетки линии ЕА.hy926 заселяли на поверхность, содержащую титановое покрытие в окрестности пор в вязаной подложке.
В качестве модельной клеточной культуры для оценки матричных свойств исследуемых образцов были использованы клетки линии ЕА.hy926. Это одна из наиболее часто используемых линий, полученная с помощью слияния HUVEC и клеток линии аденокарциномы легкого человека А549. Клетки культивировали в ростовой среде (DMEM/F-12 (Dulbecco's Modified Eagle Medium/Nutrient Mixture F-12) (1:1) с добавлением 10% фетальной сыворотки крупного рогатого скота, 100 ед/мл пенициллина, 100 мкг/мл стрептомицина (все перечисленные реактивы - Gibco)) в CO2-инкубаторе в стандартных условиях (37°C, 5% CO2, 80% влажности). Снятие клеток с поверхности пластика осуществляли путем инкубации в 0,25% р-ре трипсина в смеси с раствором Версена (1:1) при 37°C в течение 5 мин, после чего клетки осаждали центрифугированием и ресуспендировали в ростовой среде.
За 24 часа до заселения образцов клетками лунки планшетов заполняли ростовой средой для смачивания образцов; непосредственно перед внесением клеток среду из лунок отбирали. Клетки переводили в суспензию, как это было описано выше, а затем наносили на образцы (4 типа, указанные выше) аликвоты клеточной суспензии в ростовой среде объемом 1 мл (концентрация клеток 200000 кл./мл). Дальнейшее культивирование осуществляли в СO2 инкубаторе в стандартных условиях в течение максимум пяти суток. Через 6, 24, 72 и 120 часов после заселения выполняли оценку количества жизнеспособных клеток, прикрепленных к образцам. Для этого использовался метод МТТ-теста, позволяющий провести комплексную оценку пролиферативной активности, складывающейся из таких показателей, как соотношение живых и мертвых клеток, динамика роста популяции клеток, скорость формирования монослоя. При достижении контрольного времени эксперимента в лунки планшета добавляли по 100 мкл р-ра 3-(4,5-диметилтиазол-2-ил)-2,5-дифенил тетразолия бромида в концентрации 5 мг/мл (конечная концентрация составляла 0,5 мг/мл), после чего инкубировали еще 3 часа. По окончании образцы извлекали, отмывали в фосфатно-солевом буфере, а затем помещали в планшет, лунки которого содержали по 200 мкл диметилсульфоксида (ДМСО) и встряхивали его на автоматическом шейкере в течение 5 мин для полного растворения кристаллов формазана. Оптическую плотность содержимого лунок измеряли на планшетном сканере Infinite 200 PRO («Tecan», Германия) при длине волны 550 нм, референсное измерение проводили при 690 нм.
Таблица 1. Концентрация (×103 мл-1) клеточной культуры в зависимости от длительности эксперимента (в таблице представлены средние значения, полученные по 5 замерам).
Как видно из таблицы 1, спустя 6 часов после заселения количество жизнеспособных клеток на образцах разного типа выровнялось. Различие в скорости адгезии клеток EA.hy926 на всех образцах статистически не существенно (43.21±3.04, 42.36±3.51, 43.74±1.34, 44.08±1.45). Однако замеры после 3 и 5 суток показали существенное превышение темпа пролиферации клеток ЕА.hy926 для образцов с титановым покрытием: за период 6-120 ч он составил 7.54±0.75. Для образцов с титановым слоем в районе пор в вязаной дакроновой ткани этот показатель равен 3.46±0.16, что также превышает темп пролиферации образцов №4 и №1: 2.31±0,09 и 2.40±0,17 соответственно.
На основании представленных результатов исследования можно заключить следующее:
1) Образец, выполненный из Дакрона (PET) обеспечивает адгезию клеток линии EA.hy926 на своей поверхности и позволяет им сохранять жизнеспособность, однако не способствует пролиферативной активности клеток при дальнейшем культивировании;
2) Модификация образца, выполненного из Дакрона (PET), путем напыления титана способом по изобретению увеличивает количество эндотелиальных клеток, прикрепляющихся к поверхности образцов и поддерживает стабильно высокий темп пролиферации клеток эндотелия;
3) Трансмуральный механизм эндотелизации вносит значительный вклад в образование неоинтимы на внутренней поверхности протеза из Дакрона (PET), удаленной от линии анастомоза, что может привести к значительному сокращению времени образования неоинтимы по всей внутренней поверхности протеза и предотвращению тромбообразования.
Несмотря на то, что изобретение описано со ссылкой на раскрываемые варианты воплощения, для специалистов в данной области должно быть очевидно, что конкретные подробно описанные эксперименты приведены лишь в целях иллюстрирования настоящего изобретения и их не следует рассматривать как каким-либо образом ограничивающие объем изобретения. Должно быть понятно, что возможно осуществление различных модификаций без отступления от сути настоящего изобретения.
1. Способ нанесения несплошного покрытия из металла, выбранного из титана, циркония, гафния, ванадия, ниобия или тантала, на внутреннюю и внешнюю поверхности полимерного протеза кровеносного сосуда из полиэтилентерефталата, который включает следующие этапы:
- плазмохимическую модификацию полимерного протеза;
- нанесение покрытия методом магнетронного напыления с разбалансированной плазмой в аргоново-кислородной плазме;
причем нанесение покрытия осуществляется циклично в режиме чередования процесса магнетронного напыления с процессом ионного травления.
2. Способ по п. 1, в котором протез кровеносного сосуда из полиэтилентерефталата имеет по меньшей мере одну поверхность, контактирующую с кровью.
3. Способ по п. 1, в котором процесс нанесения покрытия осуществляют в 4 цикла.
4. Способ по пп. 1-3, в котором каждый цикл включает магнетронное напыление покрытия с разбалансированной плазмой в аргоново-кислородной плазме в течение 30 секунд и последующее ионное травление в течение 10 секунд.
5. Способ по п. 1, в котором нанесение несплошного покрытия методом магнетронного напыления с разбалансированной плазмой в аргоново-кислородной плазме осуществляют при давлении 2±0,5 Па и соотношении Ar:O2=9:1 с плотностью мощности распыления мишени 5-6 Вт/см2.
6. Способ по п. 1, в котором плазмохимическую модификацию полимерного протеза осуществляют с использованием аммиака в высокочастотном 13,56 МГц разряде мощностью 20-40 Вт, давлении 6,6 Па в течение 45-60 мин.
7. Способ по п. 1, который дополнительно включает предварительную очистку поверхности полимерного протеза в ультразвуковой ванне и/или ионную очистку в атмосфере аргона.
8. Способ по п. 7, в котором ионная очистка осуществляется в течение 50-60 секунд.
9. Способ по п. 1, в котором ионное травление осуществляется с применением щелевого ионного источника с неравномерностью плотности ионного тока по длине обрабатываемого объекта ± 10% при следующих режимах:
рабочее напряжение 2 кВ;
рабочий ток разряда в аргоне 0,5 А.
10. Способ по п. 1, в котором размер частиц покрытия составляет 20-100 нм.
11. Протез кровеносного сосуда, содержащий каркас из полиэтилентерефталата с внутренней и внешней поверхностями, при этом на внутреннюю и внешнюю поверхности каркаса нанесено несплошное покрытие из металла, выбранного из титана, циркония, гафния, ванадия, ниобия или тантала, способом по п. 1.
12. Протез по п. 11, в котором размер частиц металла покрытия составляет 20-100 нм.
