Способ изготовления трехслойного каркаса для протезирования желчного протока

Изобретение относится к области медицины и может быть использовано для изготовления протезов желчных протоков. Способ изготовления трехслойного каркаса для протезирования желчного протока из биосовместимых рассасывающихся полимеров в виде трубки заключается в послойном нанесении методом электроформования трех слоев указанных полимеров. Из раствора поликапролактона и хлороформа вязкостью 0,29-1,28 Па⋅с и электропроводностью от 2,1⋅10^-7 до 7,3⋅10^-5 См/см производят формование первого слоя толщиной от 0,1 до 0,4 мм с производительностью от 0,88 от 15,2 см³/ч на вращающийся осадительный электрод диаметром от 2,0 до 6,3 мм при межэлектродном расстоянии от 12 до 30 см. Затем на первый слой, без остановки процесса, в течение от 1,5 до 3,5 мин, производят формование второго слоя толщиной от 0,1 до 0,15 мм из того же полимерного раствора при межэлектродном расстоянии от 6,0 до 8,5 см и производительности от 26,4 до 41,6 см³/ч. Сразу после завершения изготовления второго слоя, поверх него, производят формование третьего слоя толщиной от 0,2 до 0,4 мм при межэлектродном расстоянии от 12 до 30 см и производительности процесса от 4,0 до 12 см³/ч, при продолжающемся вращении осадительного электрода из раствора одного из биоразлагаемых полимеров. Полученный трубчатый элемент разрезают на трубочки необходимой длины и снимают с электрода. Изобретение обеспечивает упрощение процесса изготовления трехслойного каркаса для протезирования желчного протока за счет его изготовления в одну стадию. 1 ил., 1 пр.

 

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к протезам желчных протоков, кровеносных сосудов и других трубчатых или полых органов, имплантируемых в человеческий организм, и может быть использовано в хирургии протоков экстрасекреторных органов, во внутрисосудистой хирургии, хирургической онкологии, гастроэнтерологии, урологии, а также для экстраанатомического использования.

Важнейшим элементом тканеинженерного желчного протока является каркас, который должен функционировать не только как физическая матрица для прохода желчи, но также поддерживать клеточную адгезию, пролиферацию и дифференцировку и иметь нужную скорость деградации, соответствующую скорости формирования новой ткани.

Чаще всего используют биоразлагаемые полимеры в качестве носителя для роста клеток. Преимуществом биоразлагаемых полимерных скаффолдов является их способность к разложению или рассасываемость в естественных условиях, а также пролиферация клеток, заселивших каркас, и формирование новой ткани.

Во всех вышеуказанных областях применения основным условием успешного использования протеза является время сохранения его функциональных свойств, таких как прочность, резистентность к распространению инфекции, низкая тромбогенность желчи и кровепроницаемость, за которое в структуре этого протеза должен сформироваться свой собственный орган. Конструкция протеза должна обеспечивать непроницаемость его стенок для желчи в течение всего времени замещения. Время деструкции, в течение которого протез сохраняет свои функциональные свойства, должно быть достаточным для замещения материала каркаса собственной тканью пациента, который и возьмет на себя функции протеза. Использование таких биодеградируемых органов в достаточной степени снимает реакцию отторжения имплантата со стороны организма или, по крайне мере, делает ее ограниченной во времени. При этом исключается необходимость постоянного приема иммунодепрессантов.

То же самое можно сказать и о тромбогенности. Одним из требований, предъявляемых к материалам, предназначенным для изготовления имплантируемых протезов, является биологическая и химическая инертность.

В настоящее время изготовление подобных полых органов производится, в основном, из синтетических полимеров, таких как политетрафторэтилен (ПТФЭ) или его сополимеры.

Изготовление таких органов может производиться механическим путем, как описано в патенте РФ №2207825, где для изготовления кровеносных сосудов используется намотка на оправку тонкой ориентированной пленки из ПТФЭ. Ориентированная пленка имеет пористую структуру в виде узлов, соединенных фибриллами, аналогичную описанной в европейском патенте 0293090, где формование протеза кровеносного сосуда проводилось с помощью экструзии с последующей вытяжкой, необходимой для получения пористого изделия.

Для изготовления кровеносных сосудов также используется метод электроформования, так в патентах США №4524036, 1985 г., Великобритании №2120945, 1983 г., №2121286, 1983 г., №2181207, 1987 г., №2195251, 1989 г., и в европатенте ЕР №0239339, 1987 г. описывается производство синтетических сосудов электростатическим формованием волокон из полиуретана в диметилформамиде, полиалкиленгликоле, метилэтилкетоне, диаметром 0,1-25 микрон.

В патенте США 1975 года, №646924 описано изготовление полимерных трубчатых образцов, которые могут быть использованы для замены сосудов, из водной дисперсии ПТФЭ.

В статье Rebeen Othman, Gavin E Morris «Auautomated fabrication strategy to crcatepatterned tubular architecture sat celland tissuescales», Biofabrication 7(2015) 025003 описан способ получения разнообразных трубчатых элементов методом электроформования, с внутренним диаметромот 25 до 1 мм, которые могут применяться для замены аорты, трахеи, средних артерий и мочеточников. Эти элементы изготавливаются из полиэтилентерефталата (лавсан). Такое применение вызывает недоумение, т.к. свойства протезов для аорты и артерий не требуют непроницаемой стенки, т.к. кровь сама сделает стенки сосуда непроницаемыми, а вот для мочеточников требуется герметичность.

Недостатком описанных изобретений является то, что использование вышеописанных протезов требует постоянного применения пациентом лекарственных препаратов, предотвращающих тромбообразование и подавляющих реакцию отторжения. Кроме этого, использование протезов из синтетических полимеров для лечения детей, которые находятся в стадии роста, потребует повторных операций, т.к. у них происходит рост внутренних органов. Кроме всего прочего описанные способы изготовления позволяют изготавливать однослойные протезы (трубчатые элементы), в этих элементах отсутствует барьерный слой, непроницаемый для желчи, в результате чего желчь будет изливаться в организм через стенки такого изделия.

В статье HyunheeAnu, Yang Minju «Engineered small diameter vascular grafts by combining cell sheet engineering and electrospinning technology)), Act Bio 3569, 31 january 2015, № elpage 9, modele 5G описан способ изготовления трубчатого элемента методом электроспининга с внутренним диаметром 4,75 мм, длиной 15 см на вращающийся электрод из биодеградируемых полимеров поликапролактона (PCL) и коллагена 1 типа. Недостатком описанного способа является однослойность данной конструкции и негерметичность ее стенок для желчи.

В статье Y. Elsayed, C. Lekakou, F. Labeed, P. Tomlins «Fabrication and characterization of biomimetic, electrospungelat in fibrscaffolds fortunicamedia-equivalent tissue engineered vasculargrabt», Materials Science and Engineering C61 (2016) 473-483 описано изготовление трубчатых протезов для коронарных артерий методом электроспининга. Протезы изготавливаются из различных биодеградируемых полимеров на основе молочной кислоты, полиуретана, политетрафторэтилена и желатина типа А. Недостатком данных изделий является их однослойность и проницаемость стенок для желчи.

Известен способ получения матрикса трахеи RU 2453291 и RU 2458635, в котором используется донорская трахея, которую механически очищают от жировой и соединительной ткани, промывают дистиллированной водой, инкубируют в течение 14-21 суток в 5% растворе, заселяют клетками пациента, после чего трансплантируют пациенту. Недостатком этого способа является, то, что он не годится для изготовления трубчатых конструкций небольшого диаметра, кроме этого указанный способ также требует применения лекарственных средств, подавляющих реакцию отторжения.

Конструкция трехслойного протеза из биодеградируемых полимеров описана в патенте на полезную модель РФ №163630. В этом патенте описана конструкция, состоящая из трех слоев, причем первый и третий (внутренний и наружный) являются волокнистыми, изготовленными из PCL и PDLLGA, полученными способом электроформования, а второй, внутренний слой, выполнен в виде пленки PCL. Такая конструкция требует при изготовлении не менее трех стадий: изготовление первого слоя, установка и закрепление второго слоя, нанесение третьего слоя.

Для изготовления подобной конструкции предлагается способ, прототипом которому является способ получения искусственного двухслойного желчного протока из биоразлагаемых полимеров, описанный в статье (ChenZong 1,5, MeicongWang, FuchunYang, GuojunChen, JiarongChen, ZihuaTang, QuanwenLiu, ChangyouGao, LieMaandJinfuWang). Внутренний слой был изготовлен из поликапролактона (PCL), который показывает высокую биосовместимость, медленную кинетику деградации и хорошие механические свойства. Сополимер полилактида с гликолидом (PLLGA) использовали для наружного мультипористого слоя каркаса ввиду сравнительно большой скорости деградации, которая выгодна для формирования новой ткани.

Недостатком данного способа является его многостадийность, что делает затруднительным его широкое использование; и невозможность получения однородной, по толщине, пленки из PCL, особенно при изготовлении протоков достаточной длины. К недостаткам конструкции следует отнести отсутствие развитой поверхности на внутреннем слое, что не способствует росту клеток.

Технической задачей изобретения является упрощение процесса изготовления.

Технический результат достигается за счет применения метода электроформования, который позволяет изготавливать полимерные волокна различного диаметра (от нанодиапазона, до десятков микрон), с различной плотностью упаковки и пористостью

Поставленная задача решается способом изготовления трехслойного каркаса для протезирования желчного протока из биосовместимых рассасывающихся полимеров в виде трубки, заключающимся в том, что методом электроформования послойным нанесением из раствора поликапролактона и хлороформа вязкостью 0,29-1,28 Па⋅с, электропроводностью от 2,1⋅10^-7 до 7,3⋅10^-5 См/см производят формование первого слоя толщиной от 0,1 до 0,4 мм с производительностью от 0,88 от 15,2 см³/ч, на вращающийся осадительный электрод диаметром от 2,0 до 6,3 мм, при межэлектродном расстоянии от 12 до 30 см, на первый слой без остановки процесса в течение от 1,5 до 3,5 мин производят формование второго слоя толщиной от 0,1 до 0,15 мм из того же полимерного раствора при межэлектродном расстоянии от 6,0 до 8,5 см и производительности от 26,4 до 41,6 см³/ч, сразу после завершения изготовления второго слоя поверх него производят формование третьего слоя толщиной от 0,2 до 0,4 мм при межэлектродном расстоянии от 12 до 30 см, производительности процесса от 4,0 до 12 см³/ч при продолжающемся вращении осадительного электрода из раствора одного из биоразлагаемых полимеров, полученный трубчатый элемент разрезают на трубочки необходимой длины и снимают с электрода.

Сущность изобретения состоит в том, что на установке по электроформованию, схема которой показана на фиг. 1, производится изготовление протеза желчного протока из полимерных растворов на основе PCL и одного из биодеградируемых полимеров: сополимерполимер L лактида с капролактоном (PLLCL), сополимерполимер D-L лактида с гликолидом (PDLLGA), сополимерполимер Lлактида с гликолидом (PLLGA) и др.

Описание процесса изготовления.

Пример 1 изготовления трехслойного каркаса для протезирования желчного протока из двух полимеров PCL и PLLCL:

Готовят 7% раствор PCL в растворителе, состоящем из 90% хлороформа и 10% этанола, после полного растворения замеряют его характеристики: вязкость 0,29 Па⋅с, электропроводность 2,1⋅10^-7 См/см.

1. Готовят 16% раствор сополимера PLLCL в растворителе, состоящем из 90% этилацетата и 10% этанола, после полного растворения замеряют его характеристики: вязкость 0,54 Па⋅с, электропроводность 3⋅10^-6 См/см.

2. В установку для электроформования устанавливают осадительный электрод диаметром 4,3 мм.

3. Растворы PCL и сополимера PCL, помещают в одноразовые шприцы объемом 20 мл, которые устанавливают в шприцевые насосы. Шприцы соединяют с волокнообразующими элементами (капиллярами), которые соединены с источником высокого напряжения.

4. Осадительный электрод устанавливают на расстоянии 25 см от капилляра, включают его вращение. На шприцевом насосе, в который установлен шприц с раствором PCL, устанавливают производительность 8 мл/ч. После этого включают высокое напряжение и секундомер, фиксирующий длительность формования.

5. По достижении толщины волокнистого слоя 0,3 мм осадительный электрод придвигают к волокнообразующему слою на расстояние 6,5 см, а на шприцевом насосе устанавливают производительность 30,0 см³/ч.

6. По истечении 3,5 мин шприцевой насос с PCL отключают и включают шприцевой насос, на котором установлен шприц с раствором сополимера PCL, устанавливают производительность 4 см³/ч, осадительный электрод отодвигают на расстояние 20 см.

7. По достижении толщины стенки трубчатого элемента 0,7-0,8 мм шприцевой насос выключают, вращение осадительного электрода отключают. Осадительный электрод выдвигают из защитного короба и с помощью ножа разрезают на трубочки необходимой длины. Съем трубочек осуществляют в стерильных перчатках.

Точно так же изготавливают образцы из других биодеградируемых полимеров, приведенные в таблице на фиг. 1.

Способ по изобретению позволяет упростить процесс изготовления трехслойного каркаса для протезирования желчного протока за счет его изготовления в одну стадию, что позволит в дальнейшем автоматизировать данный процесс изготовления каркасов.

Способ изготовления трехслойного каркаса для протезирования желчного протока из биосовместимых рассасывающихся полимеров в виде трубки, заключающийся в том, что методом электроформования послойным нанесением из раствора поликапролактона и хлороформа вязкостью 0,29-1,28 Па⋅с, электропроводностью от 2,1⋅10^-7 до 7,3⋅10^-5 См/см производят формование первого слоя толщиной от 0,1 до 0,4 мм с производительностью от 0,88 от 15,2 см³/ч, на вращающийся осадительный электрод диаметром от 2,0 до 6,3 мм, при межэлектродном расстоянии от 12 до 30 см, на первый слой без остановки процесса в течение от 1,5 до 3,5 мин производят формование второго слоя толщиной от 0,1 до 0,15 мм из того же полимерного раствора при межэлектродном расстоянии от 6,0 до 8,5 см и производительности от 26,4 до 41,6 см³/ч, сразу после завершения изготовления второго слоя поверх него производят формование третьего слоя толщиной от 0,2 до 0,4 мм при межэлектродном расстоянии от 12 до 30 см, производительности процесса от 4,0 до 12 см³/ч при продолжающемся вращении осадительного электрода из раствора одного из биоразлагаемых полимеров, полученный трубчатый элемент разрезают на трубочки необходимой длины и снимают с электрода.