|
Е.А. Бобровская, В.А. Липатов (http://www.drli.h1.ru)
Курский государственный медицинский университет
В последние годы внимание хирургов все больше привлекает роль
шовного материала в исходе операции. Это обусловлено тем, что оставшийся в
зажившей ране инкапсулированный шовный материал нередко является источником
хронического асептического воспаления, что способствует в дальнейшем развитию
различных послеоперационных осложнений.
Шовный материал для подавляющего большинства операций
является по сути единственным инородным телом, которое остается в тканях. И
закономерно, что от качества, химического состава и структуры материала зависит
реакция тканей на его имплантацию. Поэтому "идеальный" шовный материал в
дополнение к традиционным требованиям, предъявляемым к хирургическим нитям,
должен обладать низкой реактогенностью, обеспечивающей его высокую
биосовместимость к тканям (Н.Б. Доброва, В.В. Навроцкая, 1981).
Биосовместимость шовных материалов определяется результатом
их длительного взаимодействия с организмом, при котором ни сами нити, ни
продукты их деградации не оказывают отрицательного воздействия на организм.
Особенно большое значение приобретает данная характеристика нитей в сосудистой
хирургии, так как ареактивность препятствует деформации тканей вокруг анастомоза
и не нарушает нормального тока крови по сосудам (А.С. Криковцев с соавт., 1990).
Здесь же следует отметить, что для шовных материалов, применяемых в
ангиохирургии, важно и такое свойство как тромборезистентность (Ю.П. Кудрявцев,
Н.А. Калашникова, В.Г. Бабаев и др., 1992).
Биоинертные материалы при имплантации в ткани организма не
должны вызывать патологических процессов. Кроме того, нормальная защитная
реакция организма, проявляющаяся в виде клеточной инфильтрации и отложения
фибрина должна быть выражена нерезко, что приводит к инкапсуляции нитей, то есть
к такому состоянию, которое условно обозначается термином "вживление".
Используемые в настоящее время шовные материалы отличаются по
своим биоинертным свойствам и, вследствие этого, различны результаты их
применения в областях хирургии.
Желание хирургов иметь "идеальный" шовный материал всегда
сталкивалось с реальными возможностями промышленности.
Обобщая высказывания многих хирургов (П.И. Симич, 1979; В.Г.
Лаппо, В.И. Тимохина, С.Я. Ланина, 1981; А.А. Шалимов, Ю.А. Фурманов, 1986; В.М.
Буянов, В.М. Егиев, О.А. Удотов, 1993) можно сформулировать современные
требования к хирургическим шовным материалам:
1. Хирургическая нить должна обладать высокими
манипуляционными и техническими характеристиками - прочностью (в узле и без
узла), гибкостью, обширным диапазоном калибров; должна хорошо поддаваться
стерилизации.
2. Материал должен иметь гладкую, ровную поверхность; не
впитывать в себя секрет из прокольного канала и не склеиваться с его стенками.
3. Нить должна обладать низкой реактогенностью и не оказывать
токсического, аллергогенного и тератогенного воздействия на ткани и организм в
целом.
4. Желательно наличие у нити способности к биодеградации.
5. Темп биодеградации для рассасывающихся шовных материалов
должен соответствовать темпу заживления раны.
К сожалению, современные шовные материалы не обладают таким
комплексом свойств, которые сделали бы их пригодными если не для всех, то, по
крайней мере, для большей части хирургических операций. Не является исключением
в этой области и сосудистая хирургия.
В ангиологии трудно себе представить применение одного
"идеального" шовного материала, отвечающего всем предъявляемым высоким
требованиям (А.В. Покровский, В.Ф. Мезенцев, Е.В. Потемкина, 1968; Ю.А.
Фурманов, А.А. Шалимов, С.А. Макаров и др., 1981; И.В. Ступин с соавт., 1990).
По мере накопления знаний в этой области медицины на первое место выдвигается
такое качество шовных материалов, как нереактивность.
В.М. Буянов и соавт. (1993), проанализировав имеющиеся
литературные данные и исходя из собственного опыта использования различных
шовных материалов, дает характеристику некоторым нитям, применяемым в сосудистой
хирургии. Так, автор считает, что полиамидные (капроновые) нити обладают высокой
прочностью и гибкостью. Однако, из всех синтетических нитей полиамидные дают
наиболее выраженную реакцию тканей. Наиболее выраженная реакция тканей
наблюдается при применении крученного капрона. Выпускаются полиамиды в виде
крученных, плетеных и мононитей. Большинство фирм выпускают полиамиды в виде
плетеной нити или мононити (Ethicon, Mathuda, Ergon sutramed, Sharpoint, Devis &
Geck и др.). При этом реактогенность нитей значительно снижается, а ее
сорбционные свойства уменьшаются. Полиэфирные (лавсановые) нити более инертны,
чем полиамиды, и вызывают меньшую тканевую реакцию. Нити на основе полиэфиров (этибонд,
мерсилен, лавсан, М-дек и др.) широко применяются при шве сосудов. Как правило,
это плетеные полиэфирные волокна, покрытые оболочкой, придающей
псевдомонофиламентные свойства. Однако, нити из полиэфиров уступают полиамидам
по эластичности, а полиолефинам - по инертности, по прочности и надежности узла.
Поэтому область их применения постоянно уменьшается. Полиолефины наиболее
инертны к тканям организма. В настоящее время получили широкое распространение
нити на основе полипропилена. К ним относятся пролен фирмы "Ethicon",
полипропилен фирмы "Sharpoint", суржилен фирмы "Davis & Geck", суржипро фирмы "USSC".
Полиолефины выпускаются только в виде мононити. Эти нити обладают высокой
инертностью, прочностью и эластичностью. Полипропилен обладает большой
надежностью узла. Существует огромное количество статей, посвященных
преимуществам применения полипропилена перед другими нерассасывающимися шовными
материалами при протезировании сосудов и др. Благодаря своим уникальным
свойствам, нить из полипропилена может применятся даже на инфицированных тканях.
Фторполимерные нити считаются еще более инертными, чем полиолефины, обладают
великолепными манипуляциооными свойствами. Нити из высокочистого
политетрафторэтилена (гор - тэкс) обладают высокой тромборезистентностью. В
настоящее время эти нити используются в сердечно - сосудистой хирургии.
В последние годы появились шовные материалы на основе
поливинилидена, например, корален фирмы "Ergon Sutramed". По представленным
фирмой данным, этот материал обладает большей прочностью, меньшей
гигроскопичностью и реактогенностью, чем полипропилен. Но в настоящий момент
идет лишь разработка рекомендаций по применению нитей на основе поливинилидена в
хирургии сосудов.
Заслуживает внимания уникальная нить эластик производства
фирмы "Mathuda". Ее особенностью является высокая эластичность - нить может
удлинятся в 3 - 4 раза. Эта нить специально разработанна для мягкого стягивания
тканей вокруг катетера, введенного внутриартериально или внутрисердечно. За счет
своей эластичности она сжимает отверстие, образованное после удаления катетера и
препятствует кровотечению.
По данным В.М.Буянова с соавт. (1993) в хирургии
сердечно-сосудистой системы при шве сосуда целесообразнее применение
рассасывающегося шовного материала (полисорб, PDS, максон), при протезировании -
только нерассасывающихся синтетических нитей (полиолефины, каролен, М-dec,
гор-тэкс).
За необходимость клинической идентификации каждого вида нитей
высказываются и многие другие хирурги (Ю.А. Фурманов, 1978; И.В. Ступин, М.Х.
Кадырова, В.В. Касьяненко и др., 1990), подчеркивая вместе с тем важность
применения биологически инертных шовных материалов.
Длительное время считалось, что сосудистый шов обязательно
должен отвечать четырем основным требованиям (Г.Л. Ратнер, 1965). Во-первых, не
следует, чтобы шовный материал попадал в просвет сосуда и соприкасался с
кровотоком. Во-вторых, необходимо, чтобы концы сшиваемых сосудов соприкасались
бы только внутренними оболочками. В-третьих, шов не должен суживать просвета
сосуда на месте анастомоза. В-четвертых, должна быть достигнута полная
герметичность по линии анастомоза.
В последние годы эти требования довольно часто нарушаются,
но, несмотря на это, тромбоз сосуда в месте шва происходит далеко не всегда.
Возникает вопрос: насколько важно придерживаться этих правил, какие из них и при
каких условиях можно нарушать?
Конечно, идеальным следует признать такое соединение концов
сосуда, при котором было бы минимальное соприкосновение крови с любыми тканями
или инородными материалами, кроме интимы. В этом случае не будет происходить
образование тромбопластина - начального фактора свертывания крови. В стыке между
сшиваемыми концами сосуда тромб образовываться или совсем не будет, или он будет
минимальных размеров. Заживление раны сосуда будет происходить по принципу
первичного заживления с тонким и нежным рубцом. Следовательно, по возможности не
следует пренебрегать первыми двумя требованиями. В то же время при сосудистой
пластике и особенно аллопластике эти требования не имеют особого смысла, так как
интима гомо- и гетеротрансплантанта уже в первые 48 часов подвергается
значительным изменениям и образование тромбопластина неизбежно.
Тем не менее шовный материал должен все же обладать рядом
качеств, среди которых на первом месте следует поставить ареактивность к нему
крови и тканей и несмачиваемость кровью.
Н.А. Добровольская (1912) и С.К. Софотеров (1910) применяли
для сосудистого шва волос - материал, требующий тщательного приготовления,
чрезмерно упругий и недостаточно прочный. E. Hurwitt и S. Altmann (1954) в
эксперименте и клинике с успехом применили хромированный кетгут N 00000. Такой
кетгут в стенке сосуда рассасывается медленно и к моменту полной фрагментации
его уже наступает сращение. После рассасывания кетгута не остается препятствия
со стороны шовного материала для роста сосуда на месте анастомоза, что очень
важно при операции на растущем организме.
Большинство хирургов употребляет в качестве шовного материала
плетеный или крученый шелк N 0-000000. Отдельные хирурги продолжают специально
готовить шелк, парафинируя его или смачивая минеральными маслами, другие
предварительно вымачивают шелк в гепарине или растворе цитрата натрия, однако
целесообразность этого мало доказана (Г.Л. Ратнер, 1965).
Капрон (нейлон за рубежом) значительно крепче шелка,
практически не теряет прочности при стерилизации, не разрыхляется и не
разволокняется. Капрон почти не адсорбирует влагу, реакция со стороны тканей
организма на капрон ничтожна. Если к тому же добавить, что капрон плохо
смачивается кровью и вследствии большой гладкости не тянет за собой в шов ткань,
то становится очевидным все преимущества капрона как шовного материала в
сосудистой хирургии. Еще более подходящими для сосудистого шва оказываются нити
из других синтетических волокон: дакрона, терилена, тефлона, лавсана. Капрон
выпускают в виде плетеных или монолитных нитей на атравматической игле.
Преимущество атравматической иглы состоит в том, что нить впаяна в иглу и
является как бы ее продолжением. Отверстие, сделанное иглой в стенке сосуда,
целиком заполняется нитью.
При наложении сосудистого шва удобнее пользоваться нитью,
окрашенной в темные тона, тогда на светлом фоне стенки сосуда и трансплантанта
хорошо видны стежки шва. Из недостатков капроновой монолитной нити следует
отметить ее излишнюю упругость, что мешает иногда достаточно хорошо затягивать
шов, а также требует при завязывании тройного узла.
Неукоснительно следует соблюдать третье требование - при
наложении шва стремиться к минимальному сужению просвета сосуда, так как
последнее ведет к завихрению тока крови и часто приводит к тромбозу. Особенно
опасно сужение просвета сосуда малого калибра, где самый мелкий тромб может
вызвать полную непроходимость.
Четвертое требование - герметичность шва - следует признать
относительным. Небольшое подтекание крови после снятия зажимов по линии шва -
почти обычное явление при любой методике шва и не является помехой, так как
просачивание крови быстро прекращается после прижатия к кровоточащим точкам
марлевого тампона. При небрежном сшивании сосудов может возникнуть более
значительное кровотечение из анастомоза, что гораздо опаснее. Если такое
кровотечение из сравнительно большого дефекта в линии швов все же остановилось
после образования сгустка, то в дальнейшем этот сгусток может отойти или
расплавиться, что приведет к вторичному кровотечению. В том случае, когда для
остановки кровотечения приходится накладывать дополнительные швы, деформация и
сужение просвета сосуда, образующиеся на месте наложения этих дополнительных
швов, могут явится местом начала тромбообразования.
Прохождение хирургической иглы и нити через ткани вызывает
повреждение и некроз клеток. Этот момент представляет собой пусковой механизм
воспалительной реакции (А.Б. Шехтер, Г.Н. Берченко, А.Б. Николаев, 1984),
развивающейся в присутствии инородного тела - нити. Сгустки излившейся крови
рассматриваются как "эндогенные" инородные тела. Если нить проводится через
ткани при зашивании ран, то воспалительная реакция на нить наслаивается на
раневое воспаление.
Первоначально в очаге воспаления появляются нейтрофильные
лейкоциты, затем к ним присоединяются моноциты и, наконец, фибробласты (Е.Н.
Мешалкин, Н.И. Кремлев, И.В. Константинова и др., 1963). Моноциты (макрофаги)
переводят воспалительную реакцию в фибропластическую стадию, активируя
пролиферацию фибробластов (Д.Н. Маянский, 1982). Последние синтезируют
внеклеточный матрикс, в частности коллаген.
Присутствие инородного тела (нити) способствуют накоплению в
очаге воспаления избытка макрофагов, и эта особенность сохраняется не менее 3 -
5 суток. В это время практически незаметны какие-либо морфологические
особенности реакции на отдельные синтетические шовные материалы (Е.Н. Мешалкин,
Н.И. Кремлев, И.В. Константинова и др., 1963; Н.И. Кремлев, 1972; Ю.А. Фурманов,
А.А. Шалимов, С.А. Макаров и др., 1981; И.Б. Розанова, С.М. Дегтярева, Г.И.
Винокурова, 1981; И.В. Ступин, М.Х. Кадырова, В.В. Касьяненко и др., 1990).
Специфичность реакции на разные виды шовных материалов начинают проявляться
только через 10 - 15 суток. В более поздние сроки на морфологической картине
реакции начинаются сказываться физические и химические особенности шовных
материалов. Зависимость степени и характера воспаления в окружающих тканях от
вида применяемого шовного материала отмечается многими авторами (Д.П. Чухриенко,
1962; В.Ф. Гусаров, В.Г. Кащенко - Боган, 1976).
Исследования А.Д. Смирнова (1955) показали, что регенерация
стенки артерии на месте анастомоза происходит следующим образом. Эндотелий после
операции особенно повреждается в месте шва. Место анастомоза и нити, выступающие
в просвет, в течении нескольких часов покрываются плоским тромбом. Эндотелий
вблизи тромба полностью отсутствует. В первые сутки наступают необратимые
изменения части эндотелиальных клеток и гибель их, однако большая часть
эндотелиальных клеток жизнеспособна. Пристеночный тромб инфильтрируется
лейкоцитами. Гладкая мускулатура средней оболочки частично претерпевает
некробиотические изменения. Отек анастомоза наиболее выражен в адвентиции, vasa
vasorum расширяются, заполняются форменными элементами, отдельные сосуды
тромбируются.
Пролиферация начинается на 2 - 3 сутки. В эндотелии
обнаруживаются и амитозы с образованием многоядерных клеток. Эндотелий
надвигается на область дефектов. Это полиморфный эндотелиальный пласт,
инфильтрированный лейкоцитами. Тромб постепенно достигает максимальных размеров.
Некробиоз в средней оболочке нарастает, но отек исчезает. Выражена
воспалительная реакция адвентиции.
На 4 - 5 сутки эндотелий приближается к анастомозу и
надвигается на тромб. На 5-е сутки появляются митозы в субэндотелиальных
клетках. Пристеночный тромб начинает подвергаться зернистому распаду. Гладкие
мышцы на месте шва разрушаются, а подальше от него делятся митотически. В
адвентиции видна грануляционная ткань.
На 6 - 7 сутки эндотелий продвигается далеко, особенно там,
где тромб распадается. Противоположные ростки эндотелия срастаются. Со стороны
адвентиции вдоль нитей шва в тромб врастает соединительная ткань. Гладкомышечные
волокна гибнут и превращаются в гомогенную массу. Грануляции в адвентиции
максимально развиты.
На 8 - 10 сутки область анастомоза покрыта эндотелием, лишь
на месте тромбов имеются дефекты.
Через 20 суток и позднее наступает полная эндотелизация, но
нормализация клеток идет медленно. Поверхность артерии становится гладкой и
блестящей. Полного восстановления непрерывности средней оболочки не происходило.
Известно, что имплантирование шовного материала способствует
инфицированию раны (С.Ф. Юшков, А.А. Клименков, Ф.И. Искандеров, 1991). В этом
отношении более опасны плетеные хирургические шовные материалы, чем монолитные
(Н.И. Кремлев, 1972; П.И. Буренин, Г.И. Лаврищев, В.М. Надгериев и др., 1974;
В.Ф. Гусаров, В.Г. Кащенко - Боган, 1976). Нить как инородное тело во все время
своего пребывания в тканях поддерживает воспалительную реакцию, задерживает ее
на моноцитарно-макрофагальной стадии, что не только увеличивает опасность
гнойных осложнений, но и препятствует завершению фиброзирования и,
следовательно, восстановлению прочности раневого рубца (Д.Н. Маянский, 1982).
Для ослабления воспаления стремятся сделать нить как можно более "инертной".
Особенности морфологических реакций на имплантацию различных
нерассасывающихся шовных материалов отражены в исследованиях многочисленных
авторов.
Хлопчатобумажные и льняные нити в первые сутки имплантации
вызывают острое фибринозное воспаление, сопровождающееся некрозом участков
тканей, кровоизлияниями, полиморфноклеточной инфильтрацией и абсцессами.
Воспаление протекает с последовательной сменой клеточного состава в
воспалительных инфильтратах с лимфо-лейкоцитарного на гигантоклеточный с
последующим рассасыванием погибших тканей и инкапсуляцией нитей коллагеновыми
волокнами. Исследователи отмечают сохранение клеточной реакции на материал и по
истечению трех месяцев после имплантации (П.И. Буренин, Г.И. Лаврищев, В.М.
Надгериев и др., 1974; В.Ф. Гусаров, В.Г. Кащенко - Боган, 1976).
По данным А.В. окровского с соавт. (1968), проводивших
исследования атравматических игл отечественного производства, производства
английской фирмы Этикон, швейцарской фирмы Супрамед, чешских объединений Спофа:
крученый натуральный шелк и лен, монолитный (жилка) и плетеный капрон, лавсан, а
также сутрален, супрамид, полифил, орсилон (толщина нитей соответствовала по
ГОСТу N0000, а импортных - составляла 5/0 и 4/0), влияние нитей на регенерацию
сосудистой стенки определялось следующими моментами:вначале, в первые 2 - 5 дней
после операции, вокруг льна и шелка постепенно развиваются воспалительные
изменения с нарастанием лейкоцитарной инфильтрации. В клеточном составе
инфильтрата в это время преобладают полиморфноядерные лейкоциты и единичные
круглые клетки. На 7 - 10 день на фоне ярко выраженной воспалительной реакции
намечается созревание грануляционной ткани, ее очаги располагаются по периферии
в прилежащей к шву зоне. Отмечаются большие скопления круглых клеток, а
полиморфноядерных клеток становится меньше. В дальнейшем вокруг шовной нити
происходит разрастание молодой соединительной ткани, которая в процессе
созревания постепенно деформирует окружающие ткани стягивающим фиброзным рубцом,
что можно наблюдать с двухнедельного срока. Позднее соединительнотканный рубец
становится грубее (4 - 6 мес.).
Вокруг капроновых, орсилоновых, супрамидных нитей,
относящихся к полиамидным соединениям, в первые две недели воспалительная
реакция в тканях артериальной стенки по характеру была идентична реакции на шелк
и лен, но степень распространенности воспалительного процесса была менее
выраженная. По мере созревания грануляционной ткани вокруг полиамидных волокон
образовалась соединительнотканная капсула, а воспалительные явления в этой зоне
угасли, причем коллагеновые волокна, плотно обвивающие шовную нить, рубцовых
изменений и деформации окружающих тканей не вызывали. В срок до 6 месяцев в
толще артериальной стенки отмечалось частичное рассасывание капроновых,
орсилоновых и супрамидных нитей. В этот срок основная масса полиамидных волокон
еще сохраняла свою структуру и была окружена оформленной соединительнотканной
оболочкой. Очаги рассасывания обнаруживались внутри фиброзной капсулы на местах,
ранее занятых шовным материалом, и заполнялись грануляционной тканью.
Полиэфирные нити лавсана и карбоцепные нити сутралена с
полифилом вживали в артериальную стенку обычно с минимальными признаками
воспалительной реакции в виде гранулемы инородного тела. Соединительная ткань в
окружности этих швов представляется нежной и тонкой оболочкой, менее грубой, чем
в наблюдениях с капроном.
Лен и шелк оказывают большее механическое повреждение
сосудистой стенки, нежели синтетические нити (А.В. Покровский, В.Ф. Мезенцев,
Е.В. Потемкина, 1968). Кроме того, под воздействием тканевой жидкости и крови
мягкие ткани набухают и разволокняются, увеличиваясь в объеме, тем самым
расширяется зона раздражения. Наблюдаемая пролиферативная реакция тканей с
исходом в рубцевание является продуктом асептического воспаления. Синтетические
нити тоньше льняных, отличаются стойкостью в организме (лавсан, сутрален,
полифил в химическом отношении более инертны, чем капрон, орсилон и супрамид) и,
оказывая слабое раздражающее действие, они дают минимальную тканевую реакцию;
оставаясь в организме, обеспечивают надежное соединение артерий и не вызывают
атипичного роста тканей.
Шероховатые нити вызывают большее повреждение сосудистой
стенки, а также деформируют сосуд, увлекая за собой цепляющиеся к ней окружающие
ткани (интиму, адвентицию и т.д.). Монолитные нити в виде жилки более приемлимы,
но в сравнении с лавсаном, полифилом, сутраленом и супрамидом капроновые и
орсилоновые нити отличаются большей жесткостью и как бы "ускользают" при работе.
Для уменьшения трения в тканях авторы предложили предварительно смачивать шовный
материал физиологическим раствором с гепарином. Г.Л. Ратнер (1965) считает
целесообразность такой обработки малодоказанной.
Мягкие нити недостаточно прочны и часто рвутся при
завязывании узлов, что может привести к распусканию шва и дополнительному
ушиванию. Синтетические нити более прочны и меньше подвержены разрывам, но их
завязывание требует большего числа узлов. При оставлении концов нитей в 5 мм
было достаточно завязывания на 3 - 4 узла.
Однако, несмотря на положительные свойства синтетических
полимеров, такие, как значительная прочность, малая адсорбция, отсутствие
разволокнения, химическая стойкость, при их применении в качестве шовного
материала осложнения могут возникать в результате травмы сосудистой стенки от
прорезывания нитью ее краев (чаще наблюдается при несоответствии диаметров нити
и атравматической иглы). Дополнительное наложение швов с целью гемостаза
приводит к сужению артерий.
И.В. Ступин и соавт. (1990), проводя сравнение нитей фирмы "Этикон"
(неэластичный шовный материал) и фирмы "Спандекс" (высокоэластичная
полиуретановая нить, обладает высокой биосовместимостью и способностью к
биодеградации в сочетании с высокой прочностью), отмечают, что при применении
нитей "Спандекс" через 1 неделю после операции во всех случаях наблюдается
полная проходимость сосуда. Окружающие место анастомоза ткани образуют нежную
соединительнотканную капсулу, изнутри места проколов покрываются неоинтимой.
Шовные нити выглядят набухшими, в шовный канал проникают соединительнотканные
элементы. Структура нити не изменяется. Хорошо сохраняются захваченные швами
эластические мембраны. Наружная поверхность умеренно инфильтрируется лейкоцитами
признаками воспалительной реакции слабо выражены. Через 2 недели после операции
центральный и периферический отрезки сосуда хорошо сопоставлены друг с другом.
Капсула вокруг нитей швов тонкая, местами состоит из одного ряда фибробластов.
Адвентиция хорошо сформирована, тонкая, сквозь нее просвечивались шовные нити
белого цвета, окруженные рыхлой клетчаткой, содержавшей соединительнотканные
клетки и большое количество коллагеновых волокон, ориентированных в разных
направлениях. Через 1 - 3 месяца после операции внутренняя и наружняя
поверхности анастомоза имеют вид гладкой пленки, сквозь нее просматриваются
шовные нити. Гистологически к этому времени клеточная заселенность неоинтимы
возрастает, граница между интимой и неоинтимой становится нечеткой. Наблюдается
прорастание эластических и коллагеновых волокон вокруг шовных нитей, а также
микрофагальная реакция. Капсула шовных нитей остается четкой и представлена
коллагеновыми волокнами и фибробластами. В некоторых местах вблизи капсулы
формируются тонкостенные капилляры. Через 1 - 1,5 года наружняя и внутренняя
выстилки анастомоза по виду не отличаются от наружней и внутренней поверхностей
артерий. Просматриваются пожелтевшие полиуретановые нити. Тонкие прослойки
соединительной ткани, проходящие между капсулами швов, сохраняются и прочно
соединяют края артерий.
При использовании нитей фирмы "Этикон" частым осложнением по
ходу операции являлось кровотечение из мест анастомозов, что требовало наложения
дополнительных швов. Кроме того, отмечалось большое количество кровотечений в
ранние послеоперационные сроки (до 7 дней), до 30% случаев возникали тромбозы.
На 7 - ой день после операции в области анастомоза обнаруживается фибриновая
пленка, интима значительно утолщается. Вокруг швов отмечается большое скопление
макрофагов и лимфо - гистиоцитарная инфильтрация. Через 3 месяца область
анастомоза ригидна, капсула лигатуры местами гиалинизируется. В области
анастомоза хорошо сформированная интима состоит из нежной соединительной ткани.
В неоинтиме среди воспалительных инфильтратов отмечается много клеток,
содержащих пигмент коричневого цвета, дающий положительную реакцию на железо при
реакции Перлса, т.е. гемосидерин. Через 1 - 1,5 года ригидность в области
анастомоза остается и там же определяются признаки хронического воспаления.
Снаружи образуется соединительнотканная капсула, местами гиалинизированная.
Вдоль лигатур местами прослеживаются коллагеновые волокна вместе с сосудами. В
области анастомоза неоинтима утолщена (имеет вид треугольника), содержит большое
количество гладкомышечных клеток. В неоадвентиции отмечаются крупные
тонкостенные сосуды. Ряд хирургов (В.М. Буянов, В.М. Егиев, О.А. Удотов, 1993)
отмечают наличие достаточно высокой тканевой совместимости и у многих
неабсорбируемых монофиламентных синтетических шовных материалов, что,
несомненно, существенно дополняет их основные преимущества (надежная прочность,
резистентность к инфекции и др).
На основании результатов многочисленных экспериментальных и
клинических исследований установлено, что в настоящее время наименее
реактогенными признаются синтетические шовные материалы. Критериями для выбора
оптимального хирургического материала служат такие качества, как характер
реакции тканей в области шва по данным гистологического контроля (А.И. Овод,
Л.Н. Моралев, С.А. Бахтин, А.П. Цайгер, 1992), частота инфекционных осложнений
(Ф.В. Баллюзек, Е.Е. Синевич, Н.К. Дзуцов и др., 1977) и др.
По мнению А.И. Толстых (1980), нарушение заживления
послеоперационных асептических и свежеинфицированных ран в известной мере
определяется особенностями шовного материала.
Разработка новых полимерных материалов продолжается (A.R.
Kats, 1985). Так созданы и находятся на стадии клинических испытаний новые
синтетические нити на основе фторсодержащих полимеров (А.М. Кронфельд, Р.Б.
Александравичус, Л.М. Аснис, А.В. Беспрозванных, 1981), углеродные нити (Ю.П.
Кудрявцев, С.Е. Евсюков, М.Б. Гусева и др., 1993); довольно широко в настоящее
время используются в практической хирургии полипропиленовые волокна (В.Г. Тюрин,
А.Д. Смирнова, 1971; Е.Н. Трунин, Ф.В. Баллюзек, Л.М. Аснис, И.И. Шамолина,
1981; А.А. Шалимов, Ю.А. Фурманов, 1986; В.Т. Сторожук, Л.А. Вольф, Т.Н.
Калинина и др., 1992).
Тем не менее, шовного материала, удовлетворяющего требованиям
хирургов, не создано до сих пор, что обусловливает необходимость продолжения
поиска новых хирургических нитей, лишенных принципиальных недостатков
существующих образцов.
Перспективным в этом отношении является новый синтетический
шовный материал с карбиновым покрытием.
Карбин впервые синтезирован в Институте элементоорганических
соединений им. А.Н. Несмеянова РАН (А.М. Сладков, В.И. Касаточкин, В.В Коршак,
Ю.П. Кудрявцев, 1972) и является одномерным полимером формулы =(С=С)= n,
линейные молекулы которого состоят из sp-гибридизированных атомов углерода.
Карбин - высокотемпературная фаза углерода. В чистом виде он
представляет собой мелкокристаллический порошок черного цвета плотности 1,9 -
2,0 г/куб.см.
В результате широкого ряда проведенных исследований
определены физико-химические свойства карбина (Ю.П. Кудрявцев, С.Е. Евсюков,
М.Б. Гусева и др., 1993), из которых наиболее ценным для медицины следует
признать его высокую химическую инертность, приближающуюся к алмазу.
В результате многолетних исследований, проведенных
сотрудниками лаборатории высокомолекулярных полимеров ИНЭОС АН СССР, Института
сердечно-сосудистой хирургии им. А.Н. Бакулева АМН СССР и НПО "Север", в 1978 г.
разработан способ получения волокна с высокой степенью тромборезистентности,
названного волокном "Витлан" (А.В. Власов, Н.Б. Доброва, А.Д. Дрогайцев и др.,
1978). Предложенный процесс нанесения карбинового покрытия на углеводородное
волокно включал полимеризацию поливинилиденхлорида (ПВДХ) из газовой фазы на
волокнах из полипропилена методом "радиоактивной прививки" с последующим
дегидрохлорированием в автоклаве привитого ПВДХ амидом натрия в среде жидкого
аммиака.
Получаемый по предлагаемому способу тромборезистентный слой
из карбина связан с поверхностью изделия и механически, и термически устойчиво
при различных режимах эксплуатации. Прочность нитей "Витлан" составляла не менее
20 гс/текс, толщина - 13-15 текс.
В экспериментальных исследованиях установлено, что плетеные
протезы кровеносных сосудов из волокна "Витлан" удовлетворяют медицинским и
техническим требованиям, а именно: нетоксичны, выдерживают стерилизацию в
автоклаве, обладают, благодаря карбину, высокими тромборезистентными свойствами
(Н.Б. Доброва, В.В. Навроцкая, 1981; Н.Б. Доброва, М.Б. Ильина, А.Б. Шехтер,
1983; Н.Б. Доброва, М.Б. Ильина, Б.Л. Цейтлин, Е.М. Силькис, 1985; Ю.П.
Кудрявцев, 1988). Авторы отмечают, что при протезировании полой вены собаки
искусственными сосудами из фторлона или других известных в настоящее время
материалов животное гибнет в течение нескольких часов после операции из-за
тромбоза; при протезировании же полой вены искусственным сосудом из волокна "Витлан"
проходимость ее была сохранена в период наблюдения более 5 лет после операции.
Гистологическое изучение имплантантов на различных сроках
наблюдения (от 2-х месяцев до 5-ти лет) показало, что клеточная реакция на "Витлан"
выражена крайне слабо; на сроке 1 год происходит полная организация протеза с
эндотелизацией неоинтимы (Н.Б. Доброва, М.Б. Ильина, А.Б. Шехтер и др., 1985).
Клинические испытания сосудистых протезов из волокна "Витлан"
подтвердили их надежную тромборезистентность, что позволило рекомендовать их к
серийному выпуску (А.С. Криковцев, С.В. Иванов, А.А. Капустин и др., 1990).
Однако, несмотря на положительные результаты проведенных испытаний, промышленное
производство витлановых протезов так и не было налажено из-за достаточно сложной
технологии получения.
Дальнейшие исследования авторов позволили найти более
оптимальный способ получения изделий с карбиновым покрытием. Так было
установлено, что одним из наиболее удобных и доступных методов синтеза карбина
является химическое дегидрогалогенирование некоторых галогенсодержащих полимеров
(С.Е. Евсюков, Ю.П. Кудрявцев, Ю.В. Коршак, 1991).
В качестве исходных полимеров для синтеза карбина был
использован ряд поливинилиденгалогенидов (ПВДГ ): поливинилиденбромид,
поливинилиденхлорид и поливинилиденфторид (ПВДФ). В ряду ПВДГ наиболее
перспективным исходным полимером с точки зрения получения изделий из карбина
является ПВДФ, для которого была разработана эффективная дегидрогалогенирующая
система (Ю.П. Кудрявцев, Н.А. Калашникова, В.Г. Бабаев и др., 1992),
представляющая собой смесь насыщенного раствора КОН в этаноле с ацетоном в
соотношении 1:9. Эта система позволяет достаточно быстро проводить исчерпывающее
дегидрофторирование ПВДФ при обычных температурных режимах, не требует
дорогостоящих затрат.
Материал, синтезированный путем низкотемпературной
карбонизации поливинилиденфторидного волокна и пленок по реакции химического
дегидрогалогенирования, получил название "Карбилан".
Реакция тканевых структур реципиентного ложа на имплантацию
карбилановых пленок изучена в экспериментах на 20 крысах и 10 кроликах в ЦНИИ
стоматологии (А.С. Григорян, В.В. Паникаровский, Т. Хамраев и др., 1992).
Исследования свидетельствовали о высокой биосовместимости материала.
При подсадки карбилана в мягкие ткани в сроки 1 - 3 суток у
животных вокруг имплантатов на фоне операционной травмы развивались
преимущественно эксудативно-гиперемические процессы с умеренной лейкоцитарной
инфильтрацией. На пятые сутки интенсивность гиперемии и эксудации падала с
превалированием инфильтративно-пролиферативного компонента реакции.
К 10 - 20 суткам наряду с лимфомакрофагальными элементами
отмечалось появление вокруг имплантатов в значительном количестве клеток
фибробластического ряда, межклеточный матрикс уплотнялся, образуя оксифильную
полоску, содержащую преколлагеновые волокна и одиночные коллагеновые фибриллы.
Через 1 месяц клеточная инфильтрация вокруг имплантированных
нитей падала; коллагеновые волокна формировали еще несколько рыхлую, но местами
уже плотную, истончающуюся капсулу. Процесс капсулообразования полностью
завершался через 2 месяца формированием тонкой, плотной соединительнотканной
капсулы.
Супрапериостальная подсадка карбилана также не вызывала
сколько-нибудь выраженных патологических изменений в прилежащей костной ткани.
Полученные результаты, по мнению авторов, свидетельствовали о высокой
биосовместимости испытуемого материала.
Аналогичные данные получены в экспериментах на 6 собаках при
пластике мочевыводящих путей плетеными протезами из карбиланового волокна.
Проведенные опыты показали, что карбилан обладает биологической инертностью, не
вызывает реакции окружающих тканей на инородное тело, не инкрустируется солями
мочи и может быть использован в качестве материала для изготовления
синтетических заменителей мочевыводящих путей (В.И. Кирпатовский, Ю.П. Кудрявцев,
И.С. Мудрая и др., 1992).
Эксперименты по изучению физико - механических свойств
карбиновой нити, учитывая литературные данные, показали полное ее соответствие
требованиям , предъявляемым к монофиламентным синтетическим шовным материалам
(А.А. Бондарев, 1994). "Карбилан" по своим прочностным и эластическим свойствам
занимает промежуточное положение между шелком и капроном сопоставимого калибр
|
