RU2835436C1 - Method for manufacturing functionally active polymer patch for arterial reconstruction resistant to aneurysm formation - Google Patents
Method for manufacturing functionally active polymer patch for arterial reconstruction resistant to aneurysm formation Download PDFInfo
- Publication number
- RU2835436C1 RU2835436C1 RU2024106292A RU2024106292A RU2835436C1 RU 2835436 C1 RU2835436 C1 RU 2835436C1 RU 2024106292 A RU2024106292 A RU 2024106292A RU 2024106292 A RU2024106292 A RU 2024106292A RU 2835436 C1 RU2835436 C1 RU 2835436C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- polymer
- patch
- solution
- emulsion
- liquid phase
- Prior art date
Links
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 title claims abstract description 87
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 title claims abstract description 23
- 206010002329 Aneurysm Diseases 0.000 title claims abstract description 17
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 title claims abstract description 17
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 15
- 239000004814 polyurethane Substances 0.000 claims abstract description 37
- 239000000243 solution Substances 0.000 claims abstract description 37
- 229920002635 polyurethane Polymers 0.000 claims abstract description 36
- 229920001610 polycaprolactone Polymers 0.000 claims abstract description 29
- 239000003814 drug Substances 0.000 claims abstract description 25
- 229940079593 drug Drugs 0.000 claims abstract description 22
- 239000000839 emulsion Substances 0.000 claims abstract description 19
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 claims abstract description 17
- 238000000576 coating method Methods 0.000 claims abstract description 17
- 229920000036 polyvinylpyrrolidone Polymers 0.000 claims abstract description 16
- 239000001267 polyvinylpyrrolidone Substances 0.000 claims abstract description 16
- 235000013855 polyvinylpyrrolidone Nutrition 0.000 claims abstract description 16
- 102000003974 Fibroblast growth factor 2 Human genes 0.000 claims abstract description 15
- 108090000379 Fibroblast growth factor 2 Proteins 0.000 claims abstract description 15
- 108010073929 Vascular Endothelial Growth Factor A Proteins 0.000 claims abstract description 15
- 102000005789 Vascular Endothelial Growth Factors Human genes 0.000 claims abstract description 15
- 108010019530 Vascular Endothelial Growth Factors Proteins 0.000 claims abstract description 15
- -1 polyoxyethylene Polymers 0.000 claims abstract description 14
- 102000006573 Chemokine CXCL12 Human genes 0.000 claims abstract description 13
- 108010008951 Chemokine CXCL12 Proteins 0.000 claims abstract description 13
- 238000001523 electrospinning Methods 0.000 claims abstract description 13
- HTTJABKRGRZYRN-UHFFFAOYSA-N Heparin Chemical compound OC1C(NC(=O)C)C(O)OC(COS(O)(=O)=O)C1OC1C(OS(O)(=O)=O)C(O)C(OC2C(C(OS(O)(=O)=O)C(OC3C(C(O)C(O)C(O3)C(O)=O)OS(O)(=O)=O)C(CO)O2)NS(O)(=O)=O)C(C(O)=O)O1 HTTJABKRGRZYRN-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims abstract description 12
- 229920000669 heparin Polymers 0.000 claims abstract description 12
- 239000004632 polycaprolactone Substances 0.000 claims abstract description 12
- 239000007791 liquid phase Substances 0.000 claims abstract description 11
- 239000000203 mixture Substances 0.000 claims abstract description 11
- HIFJCPQKFCZDDL-ACWOEMLNSA-N iloprost Chemical compound C1\C(=C/CCCC(O)=O)C[C@@H]2[C@@H](/C=C/[C@@H](O)C(C)CC#CC)[C@H](O)C[C@@H]21 HIFJCPQKFCZDDL-ACWOEMLNSA-N 0.000 claims abstract description 10
- 229960002240 iloprost Drugs 0.000 claims abstract description 10
- 239000000017 hydrogel Substances 0.000 claims abstract description 9
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Chemical compound O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims abstract description 8
- 239000002975 chemoattractant Substances 0.000 claims abstract description 7
- 230000005865 ionizing radiation Effects 0.000 claims abstract description 6
- 239000008223 sterile water Substances 0.000 claims abstract description 6
- 229920003171 Poly (ethylene oxide) Polymers 0.000 claims abstract description 4
- 229920001400 block copolymer Polymers 0.000 claims abstract description 4
- 239000000872 buffer Substances 0.000 claims abstract description 4
- 229920001451 polypropylene glycol Polymers 0.000 claims abstract description 4
- LOKCTEFSRHRXRJ-UHFFFAOYSA-I dipotassium trisodium dihydrogen phosphate hydrogen phosphate dichloride Chemical compound P(=O)(O)(O)[O-].[K+].P(=O)(O)([O-])[O-].[Na+].[Na+].[Cl-].[K+].[Cl-].[Na+] LOKCTEFSRHRXRJ-UHFFFAOYSA-I 0.000 claims abstract description 3
- 239000003960 organic solvent Substances 0.000 claims abstract description 3
- 239000002953 phosphate buffered saline Substances 0.000 claims abstract description 3
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 claims description 6
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 claims description 5
- 239000002184 metal Substances 0.000 claims description 5
- 231100000987 absorbed dose Toxicity 0.000 claims description 4
- 238000005520 cutting process Methods 0.000 claims description 3
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 claims 1
- 238000007634 remodeling Methods 0.000 abstract description 7
- 229920000249 biocompatible polymer Polymers 0.000 abstract description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 238000005755 formation reaction Methods 0.000 description 20
- 230000002792 vascular Effects 0.000 description 19
- 238000002513 implantation Methods 0.000 description 17
- 229920001983 poloxamer Polymers 0.000 description 11
- 210000001105 femoral artery Anatomy 0.000 description 9
- 230000000525 athrombogenic effect Effects 0.000 description 8
- 208000010110 spontaneous platelet aggregation Diseases 0.000 description 8
- 229960002897 heparin Drugs 0.000 description 6
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 6
- HEDRZPFGACZZDS-UHFFFAOYSA-N Chloroform Chemical compound ClC(Cl)Cl HEDRZPFGACZZDS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 5
- 229960001701 chloroform Drugs 0.000 description 5
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 5
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 5
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 5
- 210000004623 platelet-rich plasma Anatomy 0.000 description 5
- 229920001343 polytetrafluoroethylene Polymers 0.000 description 5
- 239000004810 polytetrafluoroethylene Substances 0.000 description 5
- 230000001023 pro-angiogenic effect Effects 0.000 description 5
- DHMQDGOQFOQNFH-UHFFFAOYSA-N Glycine Chemical compound NCC(O)=O DHMQDGOQFOQNFH-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- NBIIXXVUZAFLBC-UHFFFAOYSA-N Phosphoric acid Chemical compound OP(O)(O)=O NBIIXXVUZAFLBC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M Sodium chloride Chemical compound [Na+].[Cl-] FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 4
- 208000007536 Thrombosis Diseases 0.000 description 4
- 230000002429 anti-coagulating effect Effects 0.000 description 4
- 239000003146 anticoagulant agent Substances 0.000 description 4
- 229920002988 biodegradable polymer Polymers 0.000 description 4
- 239000004621 biodegradable polymer Substances 0.000 description 4
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 4
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 4
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 4
- 239000000463 material Substances 0.000 description 4
- 239000005020 polyethylene terephthalate Substances 0.000 description 4
- 229920005594 polymer fiber Polymers 0.000 description 4
- 208000037803 restenosis Diseases 0.000 description 4
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 4
- 241001465754 Metazoa Species 0.000 description 3
- 241001494479 Pecora Species 0.000 description 3
- 239000004952 Polyamide Substances 0.000 description 3
- 241000288906 Primates Species 0.000 description 3
- 230000009471 action Effects 0.000 description 3
- 229940127219 anticoagulant drug Drugs 0.000 description 3
- 229940127218 antiplatelet drug Drugs 0.000 description 3
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 3
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 3
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 3
- 230000032798 delamination Effects 0.000 description 3
- 206010020718 hyperplasia Diseases 0.000 description 3
- 208000015181 infectious disease Diseases 0.000 description 3
- 239000004005 microsphere Substances 0.000 description 3
- 230000005012 migration Effects 0.000 description 3
- 238000013508 migration Methods 0.000 description 3
- 239000000106 platelet aggregation inhibitor Substances 0.000 description 3
- 229920002647 polyamide Polymers 0.000 description 3
- 229920000139 polyethylene terephthalate Polymers 0.000 description 3
- 230000008569 process Effects 0.000 description 3
- 210000005167 vascular cell Anatomy 0.000 description 3
- XKRFYHLGVUSROY-UHFFFAOYSA-N Argon Chemical compound [Ar] XKRFYHLGVUSROY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 239000004471 Glycine Substances 0.000 description 2
- 239000004433 Thermoplastic polyurethane Substances 0.000 description 2
- 229910000147 aluminium phosphate Inorganic materials 0.000 description 2
- 238000002399 angioplasty Methods 0.000 description 2
- 239000007864 aqueous solution Substances 0.000 description 2
- 210000001715 carotid artery Anatomy 0.000 description 2
- 230000003511 endothelial effect Effects 0.000 description 2
- 239000011521 glass Substances 0.000 description 2
- 239000003102 growth factor Substances 0.000 description 2
- 239000007943 implant Substances 0.000 description 2
- 238000001746 injection moulding Methods 0.000 description 2
- 238000002156 mixing Methods 0.000 description 2
- 210000002381 plasma Anatomy 0.000 description 2
- 229920000747 poly(lactic acid) Polymers 0.000 description 2
- 239000004626 polylactic acid Substances 0.000 description 2
- 238000004626 scanning electron microscopy Methods 0.000 description 2
- 239000011780 sodium chloride Substances 0.000 description 2
- 238000004544 sputter deposition Methods 0.000 description 2
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 2
- 229920002994 synthetic fiber Polymers 0.000 description 2
- 229920001059 synthetic polymer Polymers 0.000 description 2
- 229920002803 thermoplastic polyurethane Polymers 0.000 description 2
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 description 2
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 2
- 200000000007 Arterial disease Diseases 0.000 description 1
- 208000037260 Atherosclerotic Plaque Diseases 0.000 description 1
- 102000015081 Blood Coagulation Factors Human genes 0.000 description 1
- 108010039209 Blood Coagulation Factors Proteins 0.000 description 1
- 229920004934 Dacron® Polymers 0.000 description 1
- 208000009087 False Aneurysm Diseases 0.000 description 1
- 206010027336 Menstruation delayed Diseases 0.000 description 1
- 241000282520 Papio Species 0.000 description 1
- 241001504519 Papio ursinus Species 0.000 description 1
- 229920000331 Polyhydroxybutyrate Polymers 0.000 description 1
- 206010046996 Varicose vein Diseases 0.000 description 1
- 239000013543 active substance Substances 0.000 description 1
- 150000001298 alcohols Chemical class 0.000 description 1
- 238000010171 animal model Methods 0.000 description 1
- 230000000702 anti-platelet effect Effects 0.000 description 1
- 229910052786 argon Inorganic materials 0.000 description 1
- 208000028922 artery disease Diseases 0.000 description 1
- 230000003143 atherosclerotic effect Effects 0.000 description 1
- 230000000975 bioactive effect Effects 0.000 description 1
- 239000003114 blood coagulation factor Substances 0.000 description 1
- 229940019700 blood coagulation factors Drugs 0.000 description 1
- 210000001185 bone marrow Anatomy 0.000 description 1
- 239000007853 buffer solution Substances 0.000 description 1
- 230000002308 calcification Effects 0.000 description 1
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 1
- 238000013130 cardiovascular surgery Methods 0.000 description 1
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 1
- 230000012292 cell migration Effects 0.000 description 1
- 238000005119 centrifugation Methods 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 238000004140 cleaning Methods 0.000 description 1
- 230000001427 coherent effect Effects 0.000 description 1
- 238000010668 complexation reaction Methods 0.000 description 1
- 239000002131 composite material Substances 0.000 description 1
- 238000006731 degradation reaction Methods 0.000 description 1
- 238000003618 dip coating Methods 0.000 description 1
- 229920001971 elastomer Polymers 0.000 description 1
- 239000000806 elastomer Substances 0.000 description 1
- 210000002889 endothelial cell Anatomy 0.000 description 1
- 239000004744 fabric Substances 0.000 description 1
- 239000007789 gas Substances 0.000 description 1
- BBKFSSMUWOMYPI-UHFFFAOYSA-N gold palladium Chemical compound [Pd].[Au] BBKFSSMUWOMYPI-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000023597 hemostasis Effects 0.000 description 1
- 230000007062 hydrolysis Effects 0.000 description 1
- 238000006460 hydrolysis reaction Methods 0.000 description 1
- 230000003301 hydrolyzing effect Effects 0.000 description 1
- 238000007654 immersion Methods 0.000 description 1
- 230000028993 immune response Effects 0.000 description 1
- 238000000338 in vitro Methods 0.000 description 1
- 239000000411 inducer Substances 0.000 description 1
- 239000011261 inert gas Substances 0.000 description 1
- 230000002458 infectious effect Effects 0.000 description 1
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 1
- 230000033001 locomotion Effects 0.000 description 1
- 230000007774 longterm Effects 0.000 description 1
- 229940126601 medicinal product Drugs 0.000 description 1
- 238000002844 melting Methods 0.000 description 1
- 230000008018 melting Effects 0.000 description 1
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 1
- 230000007170 pathology Effects 0.000 description 1
- 239000008363 phosphate buffer Substances 0.000 description 1
- 239000008055 phosphate buffer solution Substances 0.000 description 1
- 239000005015 poly(hydroxybutyrate) Substances 0.000 description 1
- 229920002959 polymer blend Polymers 0.000 description 1
- 238000006116 polymerization reaction Methods 0.000 description 1
- 239000013641 positive control Substances 0.000 description 1
- 230000002980 postoperative effect Effects 0.000 description 1
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 1
- 238000011809 primate model Methods 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 230000035755 proliferation Effects 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 210000003752 saphenous vein Anatomy 0.000 description 1
- 238000012216 screening Methods 0.000 description 1
- 238000004062 sedimentation Methods 0.000 description 1
- 210000000329 smooth muscle myocyte Anatomy 0.000 description 1
- 239000001509 sodium citrate Substances 0.000 description 1
- NLJMYIDDQXHKNR-UHFFFAOYSA-K sodium citrate Chemical compound O.O.[Na+].[Na+].[Na+].[O-]C(=O)CC(O)(CC([O-])=O)C([O-])=O NLJMYIDDQXHKNR-UHFFFAOYSA-K 0.000 description 1
- 238000005507 spraying Methods 0.000 description 1
- 210000000130 stem cell Anatomy 0.000 description 1
- 230000001954 sterilising effect Effects 0.000 description 1
- 238000004659 sterilization and disinfection Methods 0.000 description 1
- 238000003860 storage Methods 0.000 description 1
- 238000013517 stratification Methods 0.000 description 1
- 230000004083 survival effect Effects 0.000 description 1
- 201000005060 thrombophlebitis Diseases 0.000 description 1
- 229940070710 valerate Drugs 0.000 description 1
- NQPDZGIKBAWPEJ-UHFFFAOYSA-N valeric acid Chemical compound CCCCC(O)=O NQPDZGIKBAWPEJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000007740 vapor deposition Methods 0.000 description 1
- 208000027185 varicose disease Diseases 0.000 description 1
- 238000007631 vascular surgery Methods 0.000 description 1
- 210000002385 vertebral artery Anatomy 0.000 description 1
- 238000005406 washing Methods 0.000 description 1
- 238000004804 winding Methods 0.000 description 1
Abstract
Description
Изобретение относится к области медицины. Описан способ изготовления высокопористой полимерной заплаты, содержащей в своем составе проангиогенные факторы, предназначенной для применения в сердечно-сосудистой хирургии для реконструкции и восстановления стенки кровеносных сосудов, полученной методом электроспиннинга из биосовместимых полимеров и биологически активных компонент, стимулирующих полноценную эндотелизацию и ремоделирование заплаты после ее имплантации в сосудистую стенку, а также обладающей атромбогенной активностью за счет поверхностного гидрогелевого покрытия с включенными в него антиагрегантами и антикоагулянтами. В качестве полимеров используется смесь ε-поликапролактона и термопластичного полиуретана, что придает заплате устойчивость к аневризмообразованию в силу очень медленной скорости гидролиза полиуретана; в качестве биоактивных компонент выступают сосудистый эндотелиальный фактор роста (vascular endothelial growth factor, VEGF) и основной фактор роста фибробластов (basic fibroblast growth factor, bFGF) и хемоаттрактантная молекула - стромальный фактор 1 альфа (stromal cell-derived factor 1 alpha, SDF-1α); в качестве лекарственнонаполненного покрытия выступает гидрогель на основе поливинилпирролидон с присоединенными к нему иломедином и гепарином. При этом высокопористая структура заплаты и ее форма в виде лоскута достигается проведением электроспиннига 5% - 8% раствора смеси полимеров в трихлорметане и жидкой фазы раствора биологически активных компонент, введенной в полимерный раствор, на плоскую поверхность металлического коллектора или металлический барабан диаметром от 8 до 200 мм с последующим выкраиванием заплаты необходимого размера. Заплата после имплантации в стенку кровеносного сосуда подвергается ремоделированию с формированием нативной сосудистой ткани. На сегодняшний день существуют два основных подхода к закрытию артериотомии после удаления атеросклеротических бляшек и прочих образований, критично сужающих просвет артериальных сосудов - первичное ушивание и ангиопластика заплатой. При первичном ушивании на края разреза артерии накладываются швы. Заплата вшивается в область артериотомии, что позволяет расширить просвет кровеносного сосуда. При этом в клинической практике предпочтение отдается ангиопластике заплатой, что обеспечивает значимое снижение частоты осложнений в раннем и позднем послеоперационных периодах (Naylor A.R, Ricco J.B., de Borst G.J., Debus S., de Haro J., Halliday A., Hamilton G., Kakisis J., Kakkos S., Lepidi S., Markus H.S., McCabe D.J., Roy J., Sillesen H., van den Berg J.C., Vermassen F., Esvs Guidelines Committee, Kolh P., Chakfe N., Hinchliffe R.J., Koncar I., Lindholt J.S., Vega de Ceniga M., Verzini F., Esvs Guideline Reviewers, Archie J., Bellmunt S., Chaudhuri A., Koelemay M., Lindahl A.K., Padberg F., Venermo M. Editor's choice e management of atherosclerotic carotid and vertebral artery disease: 2017 clinical practice guidelines of the european society for vascular surgery (ESVS). Eur J Vase Endovasc Surg 2018; 55: 3-81).The invention relates to the field of medicine. A method is described for producing a highly porous polymer patch containing proangiogenic factors in its composition, intended for use in cardiovascular surgery for the reconstruction and restoration of the wall of blood vessels, obtained by electrospinning from biocompatible polymers and biologically active components that stimulate complete endothelialization and remodeling of the patch after its implantation in the vascular wall, and also possessing athrombogenic activity due to a surface hydrogel coating with antiplatelet agents and anticoagulants included therein. A mixture of ε-polycaprolactone and thermoplastic polyurethane is used as polymers, which imparts resistance to aneurysm formation to the patch due to the very slow rate of polyurethane hydrolysis; The bioactive components are vascular endothelial growth factor (VEGF), basic fibroblast growth factor (bFGF), and chemoattractant molecule - stromal cell-derived factor 1 alpha (SDF-1α); the drug-filled coating is a hydrogel based on polyvinylpyrrolidone with ilomedin and heparin attached to it. In this case, the highly porous structure of the patch and its flap shape are achieved by electrospinning a 5% - 8% solution of a polymer mixture in trichloromethane and a liquid phase of a solution of biologically active components introduced into the polymer solution onto a flat surface of a metal collector or a metal drum with a diameter of 8 to 200 mm, followed by cutting out a patch of the required size. After implantation into the wall of a blood vessel, the patch undergoes remodeling with the formation of native vascular tissue. Today, there are two main approaches to closing an arteriotomy after removing atherosclerotic plaques and other formations that critically narrow the lumen of arterial vessels - primary suturing and patch angioplasty. During primary suturing, sutures are placed on the edges of the arterial incision. The patch is sewn into the arteriotomy area, which allows the lumen of the blood vessel to be expanded. In clinical practice, preference is given to patch angioplasty, which provides a significant reduction in the incidence of complications in the early and late postoperative periods (Naylor A.R, Ricco J.B., de Borst G.J., Debus S., de Haro J., Halliday A., Hamilton G., Kakisis J., Kakkos S., Lepidi S., Markus H.S., McCabe D.J., Roy J., Sillesen H., van den Berg J.C., Vermassen F., Esvs Guidelines Committee, Kolh P., Chakfe N., Hinchliffe R.J., Koncar I., Lindholt J.S., Vega de Ceniga M., Verzini F., Esvs Guideline Reviewers, Archie J., Bellmunt S., Chaudhuri A., Koelemay M., Lindahl A.K., Padberg F., Venermo M. Editor's choice e management of atherosclerotic carotid and vertebral artery disease: 2017 clinical practice guidelines of the European society for vascular surgery (ESVS). Eur J Vase Endovasc Surg 2018; 55: 3-81).
Наиболее часто в качестве заплат используют аутологичные ткани, а именно собственную большую подкожную вену голени пациента, так как они обладают полной биосовметимостью, не вызывают иммунной реакции организма, удобны в имплантации, устойчивы к тромбозу и рестенозу, благодаря наличию эндотелиальной выстилки. Однако основной проблемой при использовании венозных заплат является формирование аневризм и возможные разрывы ткани в области шва. Помимо этого, для получения данного материала проводится дополнительное хирургическое вмешательство у пациента с изъятием здорового сосуда. У части пациентов и такая возможность отсутствует в силу предшествующего использования аутовен, либо венозной патологии (варикозная болезнь, тромбофлебит и прочее). В связи с этим, в клинической практике на сегодняшний день широкое применение имеют заплаты из ксеногенных (из тканей животного происхождения) и синтетических материалов.Autologous tissues are most often used as patches, namely the patient's own great saphenous vein of the lower leg, since they are fully biocompatible, do not cause an immune response, are easy to implant, and are resistant to thrombosis and restenosis due to the presence of an endothelial lining. However, the main problem with the use of venous patches is the formation of aneurysms and possible tissue ruptures in the suture area. In addition, to obtain this material, the patient undergoes additional surgery with the removal of a healthy vessel. Some patients do not have this opportunity due to the previous use of autologous veins or venous pathology (varicose veins, thrombophlebitis, etc.). In this regard, patches made of xenogenic (from animal tissues) and synthetic materials are widely used in clinical practice today.
Заплаты из ксеногенных материалов (ксеноперикард) подвержены массивной кальцификации и гиперплазии неоинтимы, а заплаты из синтетических материалов (политетрафторэтилен и полиэтилентерефталат) - формированию рестеноза за счет гиперплазии неоинтимы, а также псевдоаневризм в отдаленном периоде. Кроме того, закрытие артериотомии заплатами Dacron ассоциировано с высоким риском инфекционных осложнений и тромбообразования, тогда как при использовании заплат из PTFE необходимо больше времени для гемостаза.Patches made of xenogeneic materials (xenopericardium) are subject to massive calcification and neointimal hyperplasia, while patches made of synthetic materials (polytetrafluoroethylene and polyethylene terephthalate) are subject to restenosis due to neointimal hyperplasia, as well as pseudoaneurysms in the late period. In addition, closure of arteriotomy with Dacron patches is associated with a high risk of infectious complications and thrombus formation, while more time is required for hemostasis when using PTFE patches.
Таким образом, использование существующих, в том числе коммерческих, сосудистых заплат все еще сопряжено с рядом осложнений, таких как тромбоз, аневризмы, рестеноз, инфекционное поражение.Thus, the use of existing, including commercial, vascular patches is still associated with a number of complications, such as thrombosis, aneurysms, restenosis, and infection.
Решением данной проблемы может стать создание полимерной сосудистой заплаты, обладающей проангиогенной активностью и устойчивостью к аневризмообразованию, а также сохраняющей возможность к полноценному ремоделированию после имплантации в сосудистое русло.The solution to this problem may be the creation of a polymer vascular patch that has proangiogenic activity and resistance to aneurysm formation, and also retains the ability to fully remodel after implantation into the vascular bed.
Известна заплата из полиамида (ПА), полиэтилентерефталата (ПЭТ) или политетрафторэтилена (ПТФЭ) с модификацией полиуретановыми (ПУ) микросферами (CN 102068323 A, China. Cardiac or vascular patch with anticoagulant effect, pub. date 26.03.2014). Заплата обладает антикоагулянтным действием. Основа заплаты состоит из синтетических полимеров полиамида, полиэтилентетрафталата, политетрафторэтилена), поверхность которых модифицирут с помощью полиуретана в виде микросфер, встраиваемых в поверхность заплаты посредством использования фосфорной кислоты. Нанометровую полиуретановую микросферу диаметр 100-300 нм с модифицированной фосфорной кислотой поверхностью (PU) пропитывают фосфатным буферным раствором, который и оказывает антикоагулянтный эффект. Такой подход позволяет сохранить физико-механические свойства заплат после поверхностной модификации, проведенной с целью улучшения атромбогенных свойств заплаты.A patch made of polyamide (PA), polyethylene terephthalate (PET) or polytetrafluoroethylene (PTFE) modified with polyurethane (PU) microspheres is known (CN 102068323 A, China. Cardiac or vascular patch with anticoagulant effect, pub. date 26.03.2014). The patch has an anticoagulant effect. The base of the patch consists of synthetic polymers of polyamide, polyethylene tetraphthalate, polytetrafluoroethylene), the surface of which is modified with polyurethane in the form of microspheres embedded in the surface of the patch using phosphoric acid. A nanometer polyurethane microsphere with a diameter of 100-300 nm with a surface modified with phosphoric acid (PU) is impregnated with a phosphate buffer solution, which has an anticoagulant effect. This approach allows preserving the physical and mechanical properties of patches after surface modification carried out with the aim of improving the athrombogenic properties of the patch.
Основным недостатком данного подхода является отсутствие антианевризматической защиты и функциональной проангиогенной активности заплаты. Изготовление заплаты только из синтетических небиодеградируемых полимеров не решает проблему гиперплазии неоинтимы, инфицирования, рестеноза и формирования аневризм, что свойственно заплатам из синтетических полимеров.The main disadvantage of this approach is the lack of antianeurysmal protection and functional proangiogenic activity of the patch. Manufacturing a patch only from synthetic non-biodegradable polymers does not solve the problem of neointimal hyperplasia, infection, restenosis and aneurysm formation, which is typical for patches made from synthetic polymers.
Известны многослойная сосудистая заплата из полимолочной кислоты, поликапролактона и полиуретана для реконструкции стенки артерий и вен (CN 114642518 A, China. Biocompatible vascular patch, pub. date 21.06.2022). Композитный матрикс содержит внутренний, средний и наружный слои. Внутренний слой и наружный слой прикреплены к двум противоположным сторонам среднего слоя. Внутренний слой состоит из сополимера полимолочной кислоты/поликапролактона, содержит в своем составе гепарин, имеет пористую структуру, образованной путем укладки полимерных волокон диаметром от 100 нм до 800 нм, пористость составляет 60-80%. Внешний слой заплаты изготовлен из полиуретана и образован усеченными полимерными волокнами диаметр от 100 нм до 800 нм и длиной от 60 до 300 мкм. Пористость данного слоя от 80% до 90%. Внешний слой также в своем составе содержит гепарин. Промежуточный слой представляет собой непроницаемый для воды эластичный слой, сформированный из поликапролактона. Внутренний и внешний слои полимерной заплаты изготовлены методом электроспиннинга. Промежуточный слой сформирован способом литьевого формования, способом распыления жидкости, способом нанесения покрытия погружением, способом нанесения поверх покрытия или способом осаждения из паровой фазы. Соединения слоев заплаты осуществляется посредством термокомпрессионного склеивания при температуре от 80 до 85°С и давлении от 10 до 12 кПа.A multilayer vascular patch made of polylactic acid, polycaprolactone and polyurethane for reconstructing the walls of arteries and veins is known (CN 114642518 A, China. Biocompatible vascular patch, pub. date 21.06.2022). The composite matrix contains an inner, middle and outer layers. The inner layer and the outer layer are attached to two opposite sides of the middle layer. The inner layer consists of a polylactic acid/polycaprolactone copolymer, contains heparin, has a porous structure formed by laying polymer fibers with a diameter of 100 nm to 800 nm, the porosity is 60-80%. The outer layer of the patch is made of polyurethane and is formed by truncated polymer fibers with a diameter of 100 nm to 800 nm and a length of 60 to 300 μm. The porosity of this layer is from 80% to 90%. The outer layer also contains heparin. The intermediate layer is a water-impermeable elastic layer formed from polycaprolactone. The inner and outer layers of the polymer patch are made by electrospinning. The intermediate layer is formed by injection molding, liquid spraying, dip coating, overcoating, or vapor deposition. The patch layers are joined by thermocompression bonding at a temperature of 80 to 85°C and a pressure of 10 to 12 kPa.
Недостатком данных сосудистых заплат является использование методики литьевого формования для формирования среднего слоя. Присутствие такого материала будет препятствовать миграции сосудистых клеток в толщу заплаты, что делает невозможным формирование целостной новообразованной сосудистой ткани на основе данной заплаты. Кроме того, слоистость заплаты и разная архитектоника поверхности каждого из слоев могут привести к расслоению заплаты после имплантации в стенку сосуда в ответ как на пульсовую волну, так и в процессе различий в сроках биорезорбции слоев. Помимо этого, критичным является соединение слоев заплаты посредством термокомпрессионного склеивания при температуре от 80 до 85°С, что вряд ли позволяет сохранять средний слой в неизменном виде, так как температура плавления поликапролактона значимо ниже (59-64°С), чем температура, использованная для склеивания. Отсутствие в составе заплаты проангиогенных факторов будет дополнительно способствовать задержке или неполноценному формированию ремоделирования заплаты в сосудистом направлении.A disadvantage of these vascular patches is the use of injection molding to form the middle layer. The presence of such material will prevent the migration of vascular cells into the thickness of the patch, which makes it impossible to form a coherent newly formed vascular tissue based on this patch. In addition, the layering of the patch and the different surface architecture of each layer can lead to delamination of the patch after implantation into the vessel wall in response to both the pulse wave and the differences in the timing of layer bioresorption. In addition, the connection of the patch layers by thermocompression bonding at a temperature of 80 to 85 ° C is critical, which is unlikely to keep the middle layer unchanged, since the melting point of polycaprolactone is significantly lower (59-64 ° C) than the temperature used for bonding. The absence of proangiogenic factors in the patch will additionally contribute to a delay or incomplete formation of patch remodeling in the vascular direction.
Наиболее близким к заявленному технологическому решению является технология изготовления функционально активных биодеградируемых сосудистых протезов малого диаметра с лекарственным покрытием (RU 2702239 С1; МПК A61F 2/06 (2019.05); A61L 27/14 (2019.05); A61L 27/54 (2019.05); A61L 33/06 (2019.05). Технология изготовления функционально активных биодеградируемых сосудистых протезов малого диаметра с лекарственным покрытием. Антонова Л.В., Севостьянова В.В., Резвова М.А., Кривкина Е.О., Кудрявцева Ю.А., Барбараш О.Л., Барбараш Л.С.; №2702239, заявл. 25.06.2019; опубл. 07.10.2019). Технологии изготовления функционального биодеградируемого сосудистого протеза малого диаметра с лекарственным покрытием заключается в использовании смеси биодеградируемых полимеров ε-поликапролактона (ПКЛ) и полигидроксибутирата/валерата (ПГБВ) с послойным введенными в структуру протеза ростовых факторов VEGF, bFGF и хемоаттракантной молекулы SDF-1α. Тромборезистентность внутренней поверхности достигается формированием поверхностного лекарственного покрытия, содержащего лекарственные препараты антиагрегантного и антикоагулянтного действия, которые присоединены к поверхности протеза через гидрогелевое покрытие.The closest to the declared technological solution is the technology for the production of functionally active biodegradable vascular prostheses of small diameter with a drug coating (RU 2702239 C1; IPC A61F 2/06 (2019.05); A61L 27/14 (2019.05); A61L 27/54 (2019.05); A61L 33/06 (2019.05). Technology for the production of functionally active biodegradable vascular prostheses of small diameter with a drug coating. Antonova L.V., Sevostyanova V.V., Rezvova M.A., Krivkina E.O., Kudryavtseva Yu.A., Barbarash O.L., Barbarash L.S.; No. 2702239, declared 25.06.2019; published. 07.10.2019). The technology for manufacturing a functional biodegradable small-diameter vascular prosthesis with a drug coating consists in using a mixture of biodegradable polymers ε-polycaprolactone (PCL) and polyhydroxybutyrate/valerate (PHBV) with growth factors VEGF, bFGF and the chemoattractant molecule SDF-1α introduced layer-by-layer into the structure of the prosthesis. Thromboresistance of the inner surface is achieved by forming a surface drug coating containing drugs with antiplatelet and anticoagulant action, which are attached to the surface of the prosthesis through a hydrogel coating.
Одним из самых главных недостатков предложенной технологии является отсутствие антианевризматической защиты данного протеза, так как в состав трубчатого каркаса протеза входят только биодеградируемые полимеры. Помимо этого, послойное введение VEGF, bFGF SDF-1α в состав протеза может повлечь его расслоение в процессе и после имплантации в сосудистое русло, что в последующем может привести к формированию аневризм. Оба данных недостатка описаны авторами в собственных публикациях, содержащих результаты тестирования протезов in vitro и итоги преклинических испытаний на модели овцы (Антонова Л.В., Кривкина Е.О., Ханова М.Ю., Великанова Е.А., Матвеева В.Г., Миронов А.В., Шабаев А.Р., Сенокосова Е.А., Глушкова Т.В., Синицкий М.Ю., Мухамадияров Р.А., Барбараш Л.С. Результаты преклинических испытаний биодеградируемых сосудистых протезов малого диаметра на модели овцы / Вестник трансплантологии и искусственных органов. - 2022. -Т. XXIV. - №3. С. 80-93. DOI: 10.15825/1995-1191 -2022-3-80-93). Все протезы, имплантированные в сонную артерию овец на 18 месяцев и сохранившие свою проходимость, подверглись аневризматическому расширению уже через 6 месяцев после имплантации. Причиной тому послужила быстрая биорезорбция основного полимерного трубчатого каркаса, которая наблюдалась уже через 6 месяцев после имплантации. Поэтому вне зависимости, какую геометрическую форму придают биодеградируемым матриксам (форму трубчатого каркаса или форму пласта/заплаты), данные матриксы нуждаются в антианевризматической защите.One of the main disadvantages of the proposed technology is the lack of anti-aneurysmal protection of this prosthesis, since the tubular frame of the prosthesis contains only biodegradable polymers. In addition, the layered introduction of VEGF, bFGF SDF-1α into the prosthesis may cause its stratification during and after implantation into the vascular bed, which may subsequently lead to the formation of aneurysms. Both of these disadvantages are described by the authors in their own publications containing the results of in vitro testing of the prostheses and the results of preclinical trials on a sheep model (Antonova L.V., Krivkina E.O., Khanova M.Yu., Velikanova E.A., Matveeva V.G., Mironov A.V., Shabaev A.R., Senokosova E.A., Glushkova T.V., Sinitsky M.Yu., Mukhamadiyarov R.A., Barbarash L.S. Results of preclinical trials of small-diameter biodegradable vascular prostheses on a sheep model / Bulletin of Transplantology and Artificial Organs. - 2022. -Vol. XXIV. - No. 3. P. 80-93. DOI: 10.15825/1995-1191-2022-3-80-93). All prostheses implanted in the carotid artery of sheep for 18 months and retaining their patency were subject to aneurysmal expansion already 6 months after implantation. The reason for this was the rapid bioresorption of the main polymer tubular framework, which was observed already 6 months after implantation. Therefore, regardless of the geometric shape of biodegradable matrices (the shape of a tubular framework or the shape of a layer/patch), these matrices require anti-aneurysmal protection.
Техническим результатом предлагаемого изобретения является способ создания биосовместимой полимерной заплаты для артериальной реконструкции, состоящей из биорезорбируемого и биостабильного полимеров, имеющей высокопористую структуру, обладающей проангионенной и атромбогенной активностью и сохраняющей способность к ремоделированию.The technical result of the proposed invention is a method for creating a biocompatible polymer patch for arterial reconstruction, consisting of bioresorbable and biostable polymers, having a highly porous structure, possessing proangionic and athrombogenic activity and retaining the ability to remodel.
Технический результат достигается при совокупности следующих параметров:The technical result is achieved with the combination of the following parameters:
1. В качестве основного материала для изготовления полимерной заплаты используют смесь биосовместимых полимеров: термопластичного полиуретана (ПУ) марок Chronoflex™, Tecoflex™, Pelletane™ и ε-поликапролактона (ε-polycaprolactone, ПКЛ). Полиуретан - это синтетический полимер-эластомер с высокой биосовместимостью; изделия из ПУ облададают механическими свойствами, схожими с аналогичными свойствами нативных сосудов. Полиуретан отличается повышенной стабильностью в биологических системах за счет крайне медленной скорости гидролитической деградации и используется в биомедицинской промышленности. Поэтому использование ПУ для изготовления полимерной заплаты будет препятствовать формированию аневризм после имплантации заплат в сосудистую стенку. Поликапролактон - биодеградируемый полимер с длительным сроком резорбции (до 3 лет). Постепенная биорезорбция ПКЛ будет способствовать ремоделированию заплаты после имплантации за счет возможности миграции сосудистых клеток в высокопористую стенку заплаты и формирования новообразованной сосудистой ткани, что делает возможным полноценное ремоделирование полимерной заплаты в долгосрочной перспективе. Использование комбинации данных полимеров придаст полимерной заплате высокую прочность, износостойкость и устойчивость к формированию аневризм наряду с сохранением эластичности.1. The main material for manufacturing the polymer patch is a mixture of biocompatible polymers: thermoplastic polyurethane (PU) of the Chronoflex™, Tecoflex™, Pelletane™ brands and ε-polycaprolactone (ε-polycaprolactone, PCL). Polyurethane is a synthetic polymer-elastomer with high biocompatibility; PU products have mechanical properties similar to those of native vessels. Polyurethane is characterized by increased stability in biological systems due to the extremely slow rate of hydrolytic degradation and is used in the biomedical industry. Therefore, the use of PU for manufacturing the polymer patch will prevent the formation of aneurysms after implantation of patches into the vascular wall. Polycaprolactone is a biodegradable polymer with a long resorption period (up to 3 years). Gradual bioresorption of PCL will facilitate patch remodeling after implantation due to the possibility of vascular cell migration into the highly porous wall of the patch and the formation of newly formed vascular tissue, which makes possible full remodeling of the polymer patch in the long term. The use of a combination of these polymers will give the polymer patch high strength, wear resistance and resistance to aneurysm formation along with maintaining elasticity.
2. Для стимуляции процесса привлечения и миграции сосудистых клеток в толщу полимерной заплаты после ее имплантации в сосудистое русло используют сосудистый эндотелиальный фактор роста (vascular endothelial growth factor, VEGF) и основной фактор роста фибробластов (basic fibroblast growth factor, bFGF) и хемоаттрактантную молекулу - стромальный фактор 1 альфа (stromal cell-derived factor 1 alpha, SDF-1α). VEGF обеспечивает полноценную эндотелизацию, bFGF стимулирует миграцию, пролиферацию и выживание эндотелиальных и гладкомышечных клеток. SDF-1α привлекает к зоне своей локации клетки-предшественники костно-мозгового происхождения из кровотока.2. To stimulate the process of attraction and migration of vascular cells into the thickness of the polymer patch after its implantation into the vascular bed, vascular endothelial growth factor (VEGF), basic fibroblast growth factor (bFGF) and a chemoattractant molecule - stromal cell-derived factor 1 alpha (SDF-1α) are used. VEGF ensures complete endothelialization, bFGF stimulates migration, proliferation and survival of endothelial and smooth muscle cells. SDF-1α attracts bone marrow-derived progenitor cells from the bloodstream to the area of its location.
3. Полимерную заплату изготавливают методом эмульсионного электроспиннинга, что обеспечивает ввод смеси ростовых факторов и хемоаттрактантной молекулы в полимерное волокно в процессе изготовления заплаты. Для предупреждения расслаивания и осаждения получаемой эмульсии 5,0 мл полимерной эмульсии, содержащей VEGF, bFGF и SDF-1α, содержит 0.05 г плюроника (ПЛУ) - блок-сополимера полиоксиэтилена и полиоксипропилена, позволяющего полимерному раствору с жидкой фазой длительно оставаться в состоянии эмульсии и не расслаиваться. В итоге стенка заплаты сформирована тонкими хаотично переплетенными полимерными волокнами диаметром от 300 нм до 4,0 мкм.3. The polymer patch is manufactured by emulsion electrospinning, which ensures the introduction of a mixture of growth factors and a chemoattractant molecule into the polymer fiber during the patch manufacturing process. To prevent delamination and sedimentation of the resulting emulsion, 5.0 ml of the polymer emulsion containing VEGF, bFGF and SDF-1α contains 0.05 g of Pluronic (PLU), a block copolymer of polyoxyethylene and polyoxypropylene, which allows the polymer solution with the liquid phase to remain in the emulsion state for a long time and not to delaminate. As a result, the patch wall is formed by thin, randomly intertwined polymer fibers with a diameter of 300 nm to 4.0 μm.
4. В процессе изготовления полимерной заплаты проангиогенные факторы и хемоаттрактантную молекулу вводят в полимерный раствор в жидкой фазе (0,9% растворе хлорида натрия, фосфатно-солевом буфере или стерильной воде) в концентрациях от 10 до 40 мкг на 1 мл полимерного раствора.4. During the process of manufacturing the polymer patch, proangiogenic factors and a chemoattractant molecule are introduced into the polymer solution in the liquid phase (0.9% sodium chloride solution, phosphate buffered saline or sterile water) in concentrations from 10 to 40 μg per 1 ml of polymer solution.
5. Для увеличения тромборезистентности поверхности полимерной заплаты ее модифицируют атромбогенными лекарственными средствами. В качестве атромбогенных лекарственных средств могут быть использованы антиагреганты (иломедин и его аналоги) и антикоагулянты (нефракционированный гепарин и его аналоги). Модификация поверхности протеза осуществляется смесью данных препаратов или их аналогов. При этом использование комбинации препаратов из разных групп усиливает атромбогенный эффект модифицирующего покрытия.5. To increase the thromboresistance of the polymer patch surface, it is modified with athrombogenic drugs. Antiplatelet agents (ilomedin and its analogues) and anticoagulants (unfractionated heparin and its analogues) can be used as athrombogenic drugs. The surface of the prosthesis is modified with a mixture of these drugs or their analogues. In this case, the use of a combination of drugs from different groups enhances the athrombogenic effect of the modifying coating.
6. Модификация поверхности полимерной заплаты комбинацией атромбогенных лекарственных средств осуществляется посредством формирования на поверхности протеза гидрогелевого покрытия из поливинилпирролидона (polyvinylpyrrolidone, ПВП), который сшивается поверхностью заплаты посредством ионизирующего излучения. К свободным реакционным группам ПВП, оставшимся после полимеризации, присоединяются лекарственные средства методом комплексообразования. В силу растворимости полиуретана в спиртах для формирования гидрогелевого покрытия полимерной заплаты, содержащей ПУ, готовится водный раствор ПВП.6. Modification of the polymer patch surface with a combination of athrombogenic drugs is carried out by forming a hydrogel coating of polyvinylpyrrolidone (PVP) on the surface of the prosthesis, which is cross-linked with the patch surface by ionizing radiation. Drugs are added to the free reactive PVP groups remaining after polymerization by the complexation method. Due to the solubility of polyurethane in alcohols, an aqueous solution of PVP is prepared to form a hydrogel coating of the polymer patch containing PU.
7. Антиагреганты и антикоагулянты вводят в готовое гидрогелевое покрытие путем погружения полимерной заплаты с привитым ПВП в раствор лекарственных препаратов, что позволяет комплексу лекарственных средств присоединиться к свободным реакционным группам ПВП, расположенным не только на внутренней и наружной поверхностях заплаты, но и в ее толще. Благодаря этому при контакте полимерной заплаты с кровью действие лекарственных средств осуществляется не только сразу при контакте с кровью, но и продолжается до полного высвобождения препаратов из толщи стенки полимерной заплаты. Такой способ присоединения лекарственных препаратов к поверхности заплаты не подвергает молекулы лекарственных веществ пространственным изменениям и не блокирует центры связывания молекул с факторами свертывания крови. Физико-механические характеристики полимерных заплат также не ухудшаются.7. Antiplatelet agents and anticoagulants are introduced into the finished hydrogel coating by immersing the polymer patch with grafted PVP in a solution of drugs, which allows the drug complex to attach to the free reactive groups of PVP located not only on the inner and outer surfaces of the patch, but also in its thickness. Due to this, when the polymer patch comes into contact with blood, the action of the drugs is carried out not only immediately upon contact with blood, but also continues until the drugs are completely released from the thickness of the polymer patch wall. This method of attaching drugs to the patch surface does not subject the molecules of drugs to spatial changes and does not block the binding centers of molecules with blood coagulation factors. The physical and mechanical characteristics of the polymer patches are also not deteriorated.
Изготовление функционально активной полимерной заплаты для артериальной реконструкции, устойчивой к аневризмообразованию, выполняют следующим образом:The fabrication of a functionally active polymer patch for arterial reconstruction that is resistant to aneurysm formation is performed as follows:
Этап 1. Изготовление методом эмульсионного электроспиннинга полимерной заплаты, устойчивой к аневризмообразованию:Stage 1. Manufacturing of a polymer patch resistant to aneurysm formation using emulsion electrospinning:
- Готовят эмульсию для изготовления полимерного трубчатого каркаса протеза из раствора смеси полимеров ПУ, ПКЛ, ПЛУ и композиции биологически активных веществ VEGF/bFGF/SDF-1α (РФ) в органическом растворителе трихлорметане с концентрацией 10-20%. Для этого 0,25 г ПУ, 0,4 г ПКЛ, 0,05 г ПЛУ, растворяют в 4,75 мл трихлорметана, смешивая с помощью магнитной мешалки или ультразвуковой ванны. Параллельно готовят 0,25 мл физиологического раствора, или фосфатно-солевого буфера, или стерильной воды с введенными в данный объем GF с концентрацией каждой молекулы 10-40 мкг/мл. Готовую жидкую фазу вносят в полимерный раствор ПУ/ПКЛ/ПЛУ и продолжают тщательно смешивать с помощью магнитной мешалки или ультразвуковой ванны до образования устойчивой эмульсии.- An emulsion is prepared for the production of a polymer tubular framework for the prosthesis from a solution of a mixture of PU, PCL, PLU polymers and a composition of biologically active substances VEGF/bFGF/SDF-1α (RF) in an organic solvent, trichloromethane, with a concentration of 10-20%. For this, 0.25 g of PU, 0.4 g of PCL, 0.05 g of PLU are dissolved in 4.75 ml of trichloromethane, mixing using a magnetic stirrer or an ultrasonic bath. In parallel, 0.25 ml of physiological solution, or phosphate buffer saline, or sterile water with GF introduced into this volume with a concentration of each molecule of 10-40 μg/ml are prepared. The finished liquid phase is introduced into the PU/PCL/PLU polymer solution and continues to be thoroughly mixed using a magnetic stirrer or an ultrasonic bath until a stable emulsion is formed.
- Растворы VEGF, bFGF и SDF-1α могут быть как одной концентрации, так и в разных концентрациях в составе объединенного раствора РФ.- Solutions of VEGF, bFGF and SDF-1α can be either of the same concentration or in different concentrations as part of a combined RF solution.
- Электроспиннинг эмульсии ПУ/ПКЛ/ПЛУ/РФ осуществляют на поверхность металлического вращающегося коллектора или барабана диаметром 8,0-200,0 мм при скорости подачи раствора 0,2-5 мл/ч, подаваемом напряжении 15-30 кВ, расстоянии от места выхода полимерной нити до коллектора 5-20 см. Процесс электроспиннинга продолжают до образования полимерного матрикса толщиной 250-1000 мкм. Снятие полимерного матрикса с коллектора или барабана выполняют посредством рассечения скальпелем полимерного полотна вдоль используемого коллектора/барабана и последующего осторожного отслаивания от металлической поверхности и распрямления. На выходе получают высокопористый полимерный пласт, из которого в дальнейшем выкраивается заплата нужного размера.- Electrospinning of the PU/PKL/PLU/RF emulsion is carried out on the surface of a metal rotating collector or drum with a diameter of 8.0-200.0 mm at a solution feed rate of 0.2-5 ml/h, an applied voltage of 15-30 kV, and a distance from the exit point of the polymer thread to the collector of 5-20 cm. The electrospinning process continues until a polymer matrix with a thickness of 250-1000 μm is formed. The polymer matrix is removed from the collector or drum by cutting the polymer web with a scalpel along the used collector/drum and then carefully peeling it off from the metal surface and straightening it. The output is a highly porous polymer layer, from which a patch of the required size is subsequently cut out.
Этап 2. Формирование атромбогенного лекарственного покрытия на поверхности полимерной заплаты ПУ/ПКЛ/ПЛУ/РФ:Stage 2. Formation of an athrombogenic drug coating on the surface of the PU/PKL/PLU/RF polymer patch:
- Для модификации поверхности заплаты готовят раствор ПВП в воде с концентрацией 1-25%. Заплату погружают в раствор ПВП на 10-60 минут. Далее заплату вынимают из раствора и сушат горизонтально в течение 24 часов.- To modify the patch surface, prepare a PVP solution in water with a concentration of 1-25%. The patch is immersed in the PVP solution for 10-60 minutes. Then the patch is removed from the solution and dried horizontally for 24 hours.
- Для проведения прививки ПВП к поверхности полимерной заплаты изделие помещают в стеклянную пробирку в скрученном состоянии, пробирку заполняют инертным газом, закупоривают парафилмом и облучают ионизирующим излучением с общей поглощенной дозой 10-15 кГр.- To carry out the grafting of PVP to the surface of the polymer patch, the product is placed in a glass test tube in a twisted state, the test tube is filled with an inert gas, sealed with parafilm and irradiated with ionizing radiation with a total absorbed dose of 10-15 kGy.
- В стерильных условиях готовят модифицирующий раствор, содержащий гепарин (Н) 50-1000 МЕ/мл и иломедин (I) 0,1-2,0 мкг/мл на основе стерильного глицинового буферного раствора (рН = 2,5-2,6).- Under sterile conditions, a modifying solution is prepared containing heparin (H) 50-1000 IU/ml and ilomedin (I) 0.1-2.0 μg/ml based on a sterile glycine buffer solution (pH = 2.5-2.6).
- Для присоединения лекарственных препаратов к полимеризованному ПВП покрытию полимерные заплаты отмывают от остатков неполимеризовавшегося поливинилпирролидона посредством отмывания заплаты в стерильной воде четырехкратно по 15 минут. Затем заплаты погружают в модифицирующий раствор, содержащий гепарин и иломедин, и выдерживают в течение 30 минут. Далее изделие высушивают на воздухе в стерильных условиях.- To attach medicinal products to the polymerized PVP coating, the polymer patches are washed from the remains of unpolymerized polyvinylpyrrolidone by washing the patch in sterile water four times for 15 minutes. Then the patches are immersed in a modifying solution containing heparin and ilomedin and kept for 30 minutes. Then the product is dried in air under sterile conditions.
Сущность изобретения поясняется иллюстрациями.The essence of the invention is explained by illustrations.
Фиг. 1. Сканирующая электронная микроскопия полимерной заплаты ПУ/ПКЛ/РФ/I/H: а - внутренняя поверхность, ув. ×500; б - внешняя поверхность, ув. ×500.Fig. 1. Scanning electron microscopy of the PU/PKL/RF/ I/H polymer patch: a - inner surface, magnification ×500; b - outer surface, magnification ×500.
Фиг. 2. Максимум агрегации тромбоцитов после контакта крови с полимерной заплатой ПУ/ПКЛ/РФ до и после модифицирования иломедином и нефракционированным гепарином; * - р < 0,05, в сравнении с заплатой ПУ/ПКЛ/РФ.Fig. 2. Maximum platelet aggregation after blood contact with the PU/PCL/RF polymer patch before and after modification with ilomedin and unfractionated heparin; * - p < 0.05, compared with the PU/PCL/RF patch.
Фиг. 3. Имплантация полимерной заплаты ПУ/ПКЛ/РФ/I/H в бедренную артерию примата: а - операция по имплантации полимерной заплаты в бедренную артерию павиана; б - вид имплантированного полимерной заплаты. Фиг. 4. Проходимость бедренной артерии с имплантированной полимерной заплатой спустя 180 дней после имплантации и вид эксплантированной полимерной заплаты ПУ/ПКЛ/РФ/I/H спустя 180 дней после имплантации: а - УЗИ с функцией доплера бедренной артерии с имплантированной заплатой; б - макрофото эксплантированной бедренной артерии с имплантированной в стенку артерии заплатой; в - вид эксплантированной артерии с заплатой на поперечном срезе; г - стереомикроскопия поперечного среза эксплантированной бедренной артерии с заплатой, ув. ×10.Fig. 3. Implantation of the PU/PCL/RF/ I/H polymer patch into the femoral artery of a primate: a - surgery to implant the polymer patch into the femoral artery of a baboon; b - view of the implanted polymer patch. Fig. 4. Patency of the femoral artery with an implanted polymer patch 180 days after implantation and view of the explanted PU/PCL/RF/ I/H polymer patch 180 days after implantation: a - ultrasound with the Doppler function of the femoral artery with an implanted patch; b - macrophoto of the explanted femoral artery with a patch implanted into the artery wall; c - view of the explanted artery with a patch on a cross section; d - stereomicroscopy of a cross section of the explanted femoral artery with a patch, magnification ×10.
Пример 1. Изготовление функционально активной полимерной заплаты для артериальной реконструкции, устойчивой к аневризмообразованиюExample 1. Fabrication of a functionally active polymer patch for arterial reconstruction resistant to aneurysm formation
Полимерный матрикс изготавливают методом эмульсионного электроспиннинга из смеси ПУ, ПКЛ и ПЛУ в трихлорметане. Для этого в 4,75 мл трихлорметана вносили 0,25 г ПУ, 0,4 г ПКЛ, 0,05 г ПЛУ и подвергали перемешиванию раствора на магнитной мешалке при температуре 25°С. Комплекс биологически активных молекул VEGF, bFGF, SDF-1α (РФ) растворяют в 0,25 мл 0,9% раствора NaCl с итоговой концентрацией каждой молекулы 10 мкг/мл. Вносят полученную жидкую фазу в полимерный раствор ПУ/ПКЛ/ПЛУ и перемешивают с помощью магнитной мешалки до получения эмульсии. После смешивания полимерного раствора с жидкой фазой, содержащей РФ, итоговая концентрация полимеров в эмульсии составила 5% ПУ, 8% ПКЛ, 1% ПЛУ, а итоговая концентрация каждой биомолекулы - 500 нг на 1 мл полимерной эмульсии. Электроспиннинг осуществляют с использованием затупленной иглы 22G при напряжении 25 kV, скорости подачи раствора - 2,0 мл/ч, скорости вращения коллектора - 200 об/мин, расстоянии от иглы до намоточного коллектора - 150 мм, времени очистки иглы - 30 сек. В качестве коллектора используют барабан диаметром 200 мм. Время изготовления одного полимерного полотна - 8 часов. После окончания электроспиннинга острым скальпелем проводят разрез полимерного полотна вдоль барабана и осторожно отслаивающими движениями снимают лоскут с барабана и распрямляют его. Толщина стенки полимерного лоскута составила ~600 мкм.The polymer matrix is produced by emulsion electrospinning from a mixture of PU, PCL, and PLU in trichloromethane. For this purpose, 0.25 g of PU, 0.4 g of PCL, and 0.05 g of PLU were added to 4.75 ml of trichloromethane and the solution was stirred on a magnetic stirrer at a temperature of 25°C. The complex of biologically active molecules VEGF, bFGF, SDF-1α (RF) was dissolved in 0.25 ml of 0.9% NaCl solution with a final concentration of each molecule of 10 μg/ml. The resulting liquid phase was added to the PU/PCL/PLU polymer solution and stirred using a magnetic stirrer until an emulsion was obtained. After mixing the polymer solution with the liquid phase containing RF, the final concentration of polymers in the emulsion was 5% PU, 8% PCL, 1% PLU, and the final concentration of each biomolecule was 500 ng per 1 ml of the polymer emulsion. Electrospinning was performed using a blunted 22G needle at a voltage of 25 kV, a solution feed rate of 2.0 ml/h, a collector rotation speed of 200 rpm, a distance from the needle to the winding collector of 150 mm, and a needle cleaning time of 30 sec. A drum with a diameter of 200 mm was used as a collector. The production time of one polymer web was 8 hours. After the end of electrospinning, a sharp scalpel was used to cut the polymer web along the drum and carefully remove the flap from the drum with peeling movements and straighten it. The wall thickness of the polymer flap was ~600 μm.
Из полимерного полотна с помощью ножниц выкраивают заплату необходимого размера. Далее для формирования гидрогелевого слоя заплаты погружают в 10%-ный водный раствор ПВП на 30 мин и высушивают на воздухе при комнатной температуре в течение суток. Далее полимерные заплаты сворачивают и размещают в стеклянные пробирки, которые заполняют инертным газом аргоном и герметично запаковывают парафильмом. Прививку полимера на поверхность заплат проводят под действием ионизирующего излучения общей поглощенной дозой 15 кГр и времени облучения 2,5 ч. Под воздействием данной общей поглощенной дозы одновременно с модифицированием происходит стерилизация заплат, поэтому дальнейшие действия по обработке проводят в условиях стерильного бокса. Непривитый ПВП отмывают стерильной водой для инъекций с полным погружением заплаты в стерильную воду четырехкратно по 15 минут. Раствор лекарственных препаратов иломедина и нефракционарованного гепарина (I/H) готовят на стерильном глициновом буфере (рН = 2,61), внося 12500 ME гепарина и 40 мкг иломедина в 100 мл буфера. Полимерные заплаты выдерживают в приготовленном растворе в течение 30 минут, высушивают в течение суток на воздухе и размещают в стерильные емкости для хранения.A patch of the required size is cut out of the polymer fabric using scissors. Then, to form a hydrogel layer, the patches are immersed in a 10% aqueous solution of PVP for 30 minutes and dried in air at room temperature for 24 hours. Then, the polymer patches are rolled up and placed in glass test tubes, which are filled with inert argon gas and hermetically sealed with parafilm. The polymer is grafted onto the surface of the patches under the action of ionizing radiation with a total absorbed dose of 15 kGy and an irradiation time of 2.5 hours. Under the influence of this total absorbed dose, sterilization of the patches occurs simultaneously with modification, therefore, further processing actions are carried out in a sterile box. Ungrafted PVP is washed with sterile water for injections with complete immersion of the patch in sterile water four times for 15 minutes. A solution of the medicinal preparations ilomedin and unfractionated heparin (I/H) is prepared in a sterile glycine buffer (pH = 2.61), adding 12500 IU of heparin and 40 μg of ilomedin to 100 ml of the buffer. The polymer patches are kept in the prepared solution for 30 minutes, dried in air for 24 hours, and placed in sterile containers for storage.
Оценка эффективности разработанной технологииEvaluation of the effectiveness of the developed technology
Оценка структуры поверхности полимерной заплаты ПУ/ПКЛ/РФ/1/н методом сканирующей электронной микроскопииEvaluation of the surface structure of the PU/PKL/RF/ 1/n polymer patch using scanning electron microscopy
Оценку структуры поверхности полимерных заплат проводили на сканирующем электронном микроскопе S-3400N (Hitachi, Япония) в условиях высокого вакуума при ускоряющем напряжении 10 кВ. Перед исследованием образцы протезов размером 0,5×0,5 см подвергали золото-палладиевому напылению с получением покрытия толщиной 15 нм при использовании системы для напыления ЕМ АСЕ200 (Leica Mikrosysteme GmbH, Австрия).The surface structure of the polymer patches was assessed using a scanning electron microscope S-3400N (Hitachi, Japan) under high vacuum conditions at an accelerating voltage of 10 kV. Before the study, prosthesis samples measuring 0.5×0.5 cm were subjected to gold-palladium sputtering to obtain a coating thickness of 15 nm using the EM ACE200 sputtering system (Leica Mikrosysteme GmbH, Austria).
Полимерная заплата ПУ/ПКЛ/РФ/I/H обладала высокопористой поверхностью без признаков расслоения (Фиг. 1).The polymer patch PU/PKL/RF/ I/H had a highly porous surface without signs of delamination (Fig. 1).
Оценка гемосовместимости полимерной заплатыEvaluation of hemocompatibility of a polymer patch
Оценку агрегации тромбоцитов после контакта донорской плазмы с поверхностью полимерной заплаты проводили в соответствии со стандартом ISO 10993.4. К свежей донорской крови добавляли 3,8% раствор цитрата натрия (в соотношении 9:1) и затем центрифугировали при 1000 об/мин в течение 10 минут. Полученную обогащенную тромбоцитами плазму (ОТП) использовали в качестве положительного контроля реакции агрегации тромбоцитов. Для калибровки прибора применяли бедную тромбоцитами плазму, которую получали в результате повторного центрифугирования ОТП при 4000 об/мин в течение 20 мин. Исследуемые образцы матриксов помещали в кюветы с ОТП на 3 минуты, затем добавляли индуктор агрегации тромбоцитов АДФ (АГРЕНАМ, АГ-6) в концентрации 20 мкМ/л. Агрегацию тромбоцитов оценивали с помощью полуавтоматического 4-канального анализатора АР ACT 4004 (LABiTec, Германия). Спустя 5 минут регистрировали максимальный процент агрегации тромбоцитов (%).Platelet aggregation after contact of donor plasma with the polymer patch surface was assessed according to ISO 10993.4. Fresh donor blood was added with 3.8% sodium citrate solution (in a ratio of 9:1) and then centrifuged at 1000 rpm for 10 minutes. The resulting platelet-rich plasma (PRP) was used as a positive control for the platelet aggregation reaction. Platelet-poor plasma obtained by repeated centrifugation of PRP at 4000 rpm for 20 minutes was used to calibrate the device. The studied matrix samples were placed in cuvettes with PRP for 3 minutes, then the platelet aggregation inducer ADP (AGRENAM, AG-6) was added at a concentration of 20 μM/l. Platelet aggregation was assessed using a semiautomatic 4-channel analyzer AP ACT 4004 (LABiTec, Germany). After 5 minutes, the maximum percentage of platelet aggregation (%) was recorded.
Агрегация тромбоцитов при контакте с полимерной заплатой ПУ/ПКЛ/РФ до формирования лекарственного покрытия не превысила уровень контрольной обогащенной тромбоцитами плазмы (83,33 (82,24; 84,21) %). Модифицирование поверхности заплаты иломедином и нефракционированным гепарином способствовало статистически значимому снижению максимума агрегации тромбоцитов в 10 раз (Фиг. 2).Platelet aggregation upon contact with the PU/PCL/RF polymer patch before the formation of the drug coating did not exceed the level of the control platelet-rich plasma (83.33 (82.24; 84.21)%). Modification of the patch surface with ilomedin and unfractionated heparin contributed to a statistically significant decrease in the maximum platelet aggregation by 10 times (Fig. 2).
Имплантация полимерных заплат ПУ/ПКЛ/РФ/I/H шириной 3,0-3,5 мм, длиной 30,0-40,0 мм в бедренную артерию приматов (взрослых самцов павианов) проводили по схеме 1 животное - 1 протез (Фиг. 3, а). Количество животных в группе - 5. Вид имплантированной полимерной заплаты представлен на Фиг. 3, б.Implantation of polymer patches PU/PKL/RF/ I/H 3.0-3.5 mm wide, 30.0-40.0 mm long into the femoral artery of primates (adult male baboons) was performed according to the scheme 1 animal - 1 prosthesis (Fig. 3, a). The number of animals in the group is 5. The appearance of the implanted polymer patch is shown in Fig. 3, b.
Оценка проходимости полимерных заплат ПУ/ПКЛ/РФ/I/H после их имплантации в бедренную артерию приматовEvaluation of the patency of PU/PCL/RF/ I/H polymer patches after their implantation into the femoral artery of primates
Итоговый скрининг проходимости имплантированных полимерных заплат осуществляли методом ультразвукового исследования с функцией доплера 180 дней после имплантации. Через 180 дней после имплантации проходимость полимерных заплат ПУ/ПКЛ/РФ/I/Н составила 80,0%. Признаков аневризмообразования не выявлено (Фиг. 4, а). После эксплантации бедренных артерий с имплантированной заплатой проходимость заплат подтверждена визуально с стереомикроскопически в 80,0% случаев (Фиг. 4, б-г).The final screening of the patency of the implanted polymer patches was performed using ultrasound examination with the Doppler function 180 days after implantation. At 180 days after implantation, the patency of the PU/PCL/RF/ I/N polymer patches was 80.0%. No signs of aneurysm formation were detected (Fig. 4, a). After explantation of the femoral arteries with an implanted patch, the patency of the patches was confirmed visually with a stereomicroscope in 80.0% of cases (Fig. 4, b-d).
Таким образом, предложенный способ изготовления функционально активной полимерной заплаты для артериальной реконструкции, устойчивой к аневризмообразованию, позволил на модели приматов (животной модели, максимально приближенной к человеку) достичь 80,0% проходимости заплат и их полноценного ремоделирования без сопутствующих признаков аневризмо- и тромбообразования.Thus, the proposed method for manufacturing a functionally active polymer patch for arterial reconstruction that is resistant to aneurysm formation made it possible to achieve 80.0% patch patency and their complete remodeling without accompanying signs of aneurysm and thrombus formation in a primate model (an animal model that is as close as possible to humans).
Claims (6)
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2835436C1 true RU2835436C1 (en) | 2025-02-25 |
Family
ID=
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5100422A (en) * | 1989-05-26 | 1992-03-31 | Impra, Inc. | Blood vessel patch |
| RU2462273C1 (en) * | 2011-05-16 | 2012-09-27 | Учреждение Российской академии медицинских наук Научный центр сердечно-сосудистой хирургии имени А.Н. Бакулева РАМН | Method for processing synthetic textile implanted blood contact medical devices |
| WO2019175288A1 (en) * | 2018-03-13 | 2019-09-19 | Institut Químic De Sarrià Cets Fundació Privada | Vascular repair patch |
| RU2702239C1 (en) * | 2019-06-25 | 2019-10-07 | Федеральное государственное бюджетное научное учреждение "Научно-исследовательский институт комплексных проблем сердечно-сосудистых заболеваний" (НИИ КПССЗ) | Technology of producing functionally active biodegradable small-diameter vascular prostheses with drug coating |
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5100422A (en) * | 1989-05-26 | 1992-03-31 | Impra, Inc. | Blood vessel patch |
| RU2462273C1 (en) * | 2011-05-16 | 2012-09-27 | Учреждение Российской академии медицинских наук Научный центр сердечно-сосудистой хирургии имени А.Н. Бакулева РАМН | Method for processing synthetic textile implanted blood contact medical devices |
| WO2019175288A1 (en) * | 2018-03-13 | 2019-09-19 | Institut Químic De Sarrià Cets Fundació Privada | Vascular repair patch |
| RU2702239C1 (en) * | 2019-06-25 | 2019-10-07 | Федеральное государственное бюджетное научное учреждение "Научно-исследовательский институт комплексных проблем сердечно-сосудистых заболеваний" (НИИ КПССЗ) | Technology of producing functionally active biodegradable small-diameter vascular prostheses with drug coating |
Non-Patent Citations (2)
| Title |
|---|
| Bruna B.J. Leal et al. Vascular Tissue Engineering: Polymers and Methodologies for Small Caliber Vascular Grafts / Frontiers in Cardiovascular Medicine, 2021, v. 7, pp. 592361 (1-18). * |
| Севостьянова В.В. и др. Тканеинженерная заплата, модифицированная фактором роста эндотелия сосудов, для реконструкции сосудистой стенки / Патология кровообращения и кардиохирургия, 2020, т. 24, N. 4, с. 114-128. * |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US5628785A (en) | Bioelastomeric stent | |
| Nakayama et al. | In vivo tissue-engineered small-caliber arterial graft prosthesis consisting of autologous tissue (biotube) | |
| US5554182A (en) | Method for preventing restenosis | |
| US10582996B2 (en) | Biodegradable vascular grafts | |
| US5599352A (en) | Method of making a drug eluting stent | |
| EP0701801B1 (en) | Method for making an intraluminal stent | |
| Shtilʹman | Polymeric biomaterials | |
| JP4168740B2 (en) | Collagen artificial blood vessel | |
| Wulff et al. | Biomimetic heparan sulfate-like coated ePTFE grafts reduce in-graft neointimal hyperplasia in ovine carotids | |
| JP3970013B2 (en) | Lumen formation inducing material and intracorporeal instrument | |
| Rumisek et al. | Heat-denatured albumin-coated Dacron vascular grafts: physical characteristics and in vivo performance | |
| EP3434292B1 (en) | Composite blood vessel substitute and the method for producing it | |
| RU2835436C1 (en) | Method for manufacturing functionally active polymer patch for arterial reconstruction resistant to aneurysm formation | |
| RU2702239C1 (en) | Technology of producing functionally active biodegradable small-diameter vascular prostheses with drug coating | |
| Uretzky et al. | Long-term evaluation of a new selectively biodegradable vascular graft coated with polyethylene oxide-polylactic acid for right ventricular conduit: an experimental study | |
| Sevostyanova et al. | Approaches to antithrombotic modification of vascular implants | |
| Cardon et al. | Sealing of polyester prostheses with autologous fibrin glue and bone marrow | |
| RU2308295C2 (en) | Coating composition for implanted medical device and method for coating of such device | |
| RU2707964C1 (en) | Functionally active biodegradable vascular patch for arterial reconstruction | |
| JP2010508109A (en) | Method for producing an implantable prosthesis from a base element made of a porous material, a prosthesis related thereto and use thereof | |
| JPH05269196A (en) | Multilayered artificial blood vessel | |
| Antonova et al. | Technology for anti-thrombogenic drug coating of small-diameter biodegradable vascular prostheses | |
| Bai et al. | Vascular Patches: Past and Future, Problems, and Solutions | |
| Zhang | Studies of Tissue-Engineered Vascular Graft fabricated from Electrochemically Aligned Collagen Yarns and Electrospun Collagen Nanofibers | |
| RU2555502C2 (en) | Suture material with antithrombotic coating |