диссертации / 73

роны боковых мышц. Структуры сеток в боковом направлении обладали наимень-

шей упругостью и не восстанавливали прежнюю форму после прекращения мы-

шечного воздействия. При этом увеличение сеток в ширину и величина сокраще-

ния в длину зависели от типа трикотажной структуры. Известно, что в зависимости от строения трикотажного материала при растяжении происходит различная пере-

группировка структурных элементов, которая определяет не только удлинение в направлении растяжения, но и сокращение в перпендикулярном направлении [422].

Поэтому деформационные изменения 3 типов сеток были связаны с мышечными нагрузками на растяжение, а их характер и выраженность определялись трикотаж-

ной структурой и ее механическими свойствами. Кроме того, вокруг 3 типов про-

тезов, сформировалась разная по составу и качеству соединительная ткань. Это дает возможность утверждать, что трикотажная структура еще оказывала и значи-

тельное влияние на формирование соединительной ткани, так как у 3 типов проте-

зов, несмотря на близкую материалоемкость, имелись принципиальные отличия в конструкции.

В книги «Механобиология» Shawn J. Peniston и соавт. подробно остановились на важности изучения конструктивных особенностей сетчатых протезов и одни из первых обратили внимание на необходимость корректного сравнения биосовме-

стимости разных конструкций. Как отметили авторы, характеристики конструкции сеток включают структуру и тип нитей. Вместе, эти характеристики достоверно влияют на биосовместимость сеток и их механическое соответствие для определен-

ного применения. Однако, несмотря на то, что характеристики конструкции сеток вызывают широкое обсуждение в отношении их влияния, не было выполнено ни одного исследования, которое выделило отдельно каждую характеристику. Напри-

мер, нет исследований in vivo, в которых бы сравнивались одинаковые конструк-

ции, но с разным типом нитей. До сих пор исследования проводятся с использова-

нием коммерчески доступных сеток, каждая из которых имеет отличающуюся кон-

струкцию, форму волокон и химический состав волокон, что делает сложным изу-

151

чение влияния отдельных элементов. В то же время исследование отдельных эле-

ментов конструкции обеспечивает более глубокое понимание их общего влияния на биосовместимость [423].

Мы разделяем эту позиции и своих работах всегда обращали внимание на конструкцию протезов, которую описывали в виде комплекса специальных струк-

турных характеристики, не ограничиваясь несколькими показателями. В тех же случаях, когда изучается роль отдельных элементов и одинаковые показатели мо-

гут быть использованы при описании разных типов протезов, считаем, что следует обращать внимание на то, какой тип конструкции они характеризуют, иначе это может приводить к сомнительной интерпретации результатов. В своем исследова-

нии Weyhe и соавт. [258] сравнили тканевую интеграцию двух протезов из поли-

пропилена, имеющих разный тип конструкции: трикотажной сетки и нетканого протеза, разделив их по показателю поверхностной плотности на тяжелую - с по-

верхностной плотностью 95 г/м (Marlex, BARD), и легкую - с поверхностной плот-

ностью 40 г/м (Biomesh NK2, Cousin Biotech). В заключение авторы резюмировали полученные результаты следующим образом: важен не вес протеза, а размер пор.

На наш взгляд, такой вывод допустим, если исследуются протезы одного типа, но он не правомочен в отношении конструкций протезов с микропорами и макропо-

рами, обладающих разным типом тканевой интеграции. Клиническую значимость разделения протезов на классы по типу материала, определяющему тканевую ин-

теграцию, показал PK Amid [30]. Фактически, он отнес к 1 типу протезов трико-

тажные или тканые монофиламентные сетки из макропористых биоматериалов, а

ко 2 типу протезы из растянутых или нетканых полимерных мембран, состоящие из хаотично расположенных или частично ориентированных волокон с микропо-

ристой структурой. Особенностью волокнисто-пористых материалов является то,

что их общая пористость может достигать 90%, но при этом они не доступны для прорастания тканей. Так как имеют размер менее 50 мкм, и более того, часть пор,

в отличие от макропористых материалов, закрытого или полузакрытого типа, по-

этому через них не проходят клетки, не прорастают сосуды и коллагеновые во-

локна. Такие материалы интегрируются в окружающие ткани, преимущественно,

152

путем инкапсуляции [424]. Это и было ещё раз продемонстрировано Weyhe и со-

авт., которые отметили образование поверхностной рубцовой пластины вокруг не-

тканого протеза Biomesh NK2 и хорошее прорастание соединительной ткани сквозь поры трикотажной сетки Marlex через 90 дней после имплантации крысам.

В связи с чем, ряд технологических показателей, которые применяют при описании физических свойств у разных типов материалов, например, поверхностная плот-

ность, общая пористость, размер пор и др. следует использовать при сравнении биологических свойств протезов только в том случае, если они изготовлены по од-

ному принципу.

В 4 серии исследований мы собрали коммерческие протезы одного типа, из-

готовленные по принципу основовязанных трикотажных переплетений из монофи-

ламентных нитей и разделили их на группы. Главным признаком объединения или включения в группу являлся способ организации трикотажной структуры или вид трикотажного переплетения. Внутри групп протезы дополнительно делились по материалоемкости, были отмечены разные полимеры и технологическая обработка материала. Структура трикотажных сеток часто определяется как высоко упорядо-

ченное расположение взаимосвязанных петель [425]. При этом именно вид трико-

тажного переплетения определяет форму, расположение и взаимосвязанность эле-

ментарных звеньев (петель и протяжек), закладывая в трикотажный материал ха-

рактерных рисунок, определенные физические качества и механические свойства.

Основовязанные структуры отличаются от тканых и поперечновязанных тем,

что их физические свойства являются в большой степени функцией структуры

[426]. Поэтому исследование структурных характеристик основовязанного трико-

тажа может быть очень полезным для проектирования и определения эксплуатаци-

онных свойств изделия. К сожалению, существует лишь небольшое количество ис-

следований, посвященных связи между свойствами основовязанного трикотажа и его структурой [427]. Основные работы были сфокусированы на геометрии [422, 428-430] или связи между одним или двумя механическими и физическими свой-

ствами, такими как толщина или вес в образцах [429, 431]. В отношении трикотаж-

ных сеток практически отсутствуют исследования, рассматривающие комплексные

153

взаимосвязи структурных характеристик, а также работы, где изучается структура материала и механические свойства. Поэтому мы провели экспериментальное ис-

следование комплекса свойств в зависимости от вида структуры. Анализируя структуры внутри групп и сравнивая группы между собой, мы выделили основные факторы, которые влияют на характеристики протезов, изготовленных по техноло-

гии основовязанного трикотажа. Трикотажные переплетения или способы соедине-

ния петель вносили технологические ограничения при облегчении структуры, ве-

роятнее всего, связанные с возможным соотношением толщина/длина нити. Вид переплетения устанавливал ограничения количества петель в рядах и столбиках,

допустимые изменения размера петель, расстояния между столбиками и т.д. Ис-

пользование филейного переплетения за счет пропуска элементов позволило уве-

личить поры даже у стандартной сетки, комбинации переплетений создавали структуры с большими порами благодаря пропуску петельных столбиков, как у лег-

ких, так и у стандартных сеток, а у переплетения атлас возможности увеличения пор были значительно ограничены самой технологией. Поэтому наиболее отчет-

ливо влияние материалоемкости отразилось на величинах структурных показате-

лей в группах или технологических парах. У протезов из ПП нитей в технологиче-

ских парах при снижении поверхностной плотности отмечалось уменьшение диа-

метра нити и толщины, сокращение контактной поверхности и увеличение пори-

стости. Но если для протезов из одного полимера, поверхностная плотность в каж-

дой группе точно указывала материалоемкость и охватывала структурные показа-

тели, то в группе трико-атлас, состоявшей из двух ПП протезов и одного из ПВДФ,

информативность поверхностной плотности оказалась сильно ограниченной из-за почти в 2 раза большего удельного веса ПВДФ по сравнению с ПП. В этой ситуации мы попытались оценивать реальную материалоемкость, сравнивая истинный объем образцов (размером 60 х 60 мм) от 3 протезов в этой группе. Получилось, что ма-

териалоемкость образцов Uniflex составляет 0.9 от Esfil Standard и приблизительно в таком соотношении находятся структурные показатели. Этот подход выявил, что

Uniflex по материалоемкости более «легкая» сетка и то, что для оценки материало-

154

емкости нужен дополнительный параметр независимый от удельного веса поли-

мера. На эту роль не подходит ни один из структурных показателей, например, по-

ристость или контактная поверхность, предлагаемые как альтернативные в некото-

рых исследованиях [275, 432], прежде всего потому, что являются производными от удельного количества используемых нитей и способа их соединения, т.е. трико-

тажного переплетения. Кроме того, при определении пористости или контактной поверхности существует большая вероятность отклонений или методической ошибки, достигающей в тестах до 10% от основной величины. Поэтому следует найти параметр, отражающий непосредственно объем полимера, содержащийся в нитях и пересчитанный на единицу площади материала. С нашей точки зрения, этот параметр должен характеризовать количество мл полимера, распределенного с по-

мощью переплетенных нитей в 1 м2 материала. В соответствии с предназначением его можно обозначить как распределенный объем, а в качестве единицы измерения использовать мл/м2 или см3/м2. Преимущества распределенного объема в том, он независим от плотности полимера и вида переплетения, его можно легко сравни-

вать с традиционной поверхностной плотностью и применить для расчетов кон-

тактной поверхности и объемной пористости.

Принимая во внимание, что фактор биомеханических взаимодействий, как и фактор структуры, играл важную роль в интеграции сеток, перед тем как начать изучение биосовместимости сетчатых протезов, мы предприняли исследования ме-

ханических свойств у тех же 12 коммерческих протезов, которые провели с учетом особенностей их трикотажных структур, оставив разделение по видам переплете-

ний. При организации и проведении механических испытаний, анализе и сопостав-

лении полученных данных столкнулись с множеством методических проблем. Сет-

чатые протезы являются изделиями текстильного, чаще всего, трикотажного про-

изводства, которые отличаются тем, что предназначены для имплантации в ПБС. В

тоже время, как отмечали W.Cobb и соавт. [57], в механических тестах использу-

ются стандарты и термины, утвержденные для текстильной и швейной промыш-

ленности, которые могут быть использованы в исходном варианте или адаптиро-

ваны самими авторами при проведении тестов. При этом важно отметить, что и в

155

самой текстильной промышленности используется огромное количество разнооб-

разных материалов и предложено множество утвержденных вариантов испытаний,

каждый из которых преследует решение конкретной задачи, позволяющей выявить определенные эксплуатационные свойства и оценить качество материала для про-

мышленных целей. При этом ни один из методов не учитывает специфику приме-

нения сетчатых протезов. С этой проблемой столкнулись не только мы, но и другие исследователи протезирующих устройств, так J.Stella, W.Wagner и соавт. отметили,

что простой перенос методов тестирования, применяемых в материаловедении, на биологические ткани не дает возможности оценить полный ответ исследуемого ма-

териала на нагрузки. Для более полной функциональной характеристики материа-

лов очень важно оценить соответствие выбранных методов тестирования тканевым функциям. Ошибочным является и простое сравнение значений инженерных пара-

метров, полученных в тестах [53].

С нашей точки зрения, хирургическая сетка должна не только обеспечить ста-

бильность передней брюшной стенки, но и восстановить функциональные взаимо-

отношения мышечно-фасциальных слоев. Поэтому следует обязательно учитывать мышечные нагрузки, действующие на сетки после имплантации и передающиеся через фасции, к которым фиксируется протез. При пластике грыжевого дефекта по способу sublay, протез испытывает основные нагрузки на растяжение в плоскости его расположения. При этом он должен, как и фасция, обеспечить жесткость в од-

ном направлении и эластичность в другом. Трикотажные материалы обладают уни-

кальными механическими свойствами, связанными с вязко-эластическим характе-

ром растяжения, а также с тем, что их растяжимость может значительно отличаться в разных направлениях [428]. Поэтому, чтобы выявить механические свойства хи-

рургических сеток мы использовали униаксиальный тест на растяжение, с помо-

щью которого испытывали протезы вдоль и поперек петельных столбиков. Такая организация одноосных испытаний на растяжение позволила выявить и сопоста-

вить со структурой прочность и жесткость материалов в двух технологических направлениях, оценить анизотропию сеток и установить ее зависимость от струк-

156

туры. Широко распространенные многоосные испытания на растяжения при про-

давливании материала шариком, мембраной или сферой воссоздают одновремен-

ное его деформирование в нескольких направлениях. В этих тестах действие уси-

лия направлено перпендикулярно плоскости расположения образца, и простран-

ственное растяжение материала не дает представления о его анизотропии. Невоз-

можно судить о прочности и жесткости протеза в нескольких направлениях отно-

сительно его структуры. Тест дает обобщенное представление о максимальной устойчивости материала к механическим нагрузкам, так как растяжение ограничи-

вается направлением, где происходит минимальная деформация [422]. Поэтому при тестировании материалов для sublay и onlay техник многоосное испытание мо-

жет использоваться только в качестве дополнительного исследования. Большее значение методы многоосного растяжения приобретают при испытании материа-

лов для IPOM пластики без закрытия дефекта, т.к. хорошо имитируют действие ВБД. С помощью теста продавливания сферой можно выявить величину эластиче-

ского прогиба и определить циркулярную жесткость сетки, которая будет противо-

стоять выдавливанию структуры протеза в грыжевой дефект. Мембранный тест по-

казывает деформационные изменения протеза в соответствии с действующим на мембрану давлением [433, 434].

В одноосных испытаниях на растяжении для сравнительной оценки механи-

ческих свойств материалов существует две серьезные проблемы – это выбор пока-

зателей и методика их получения. В одноосных тестах при растяжении материалов измеряют три базовых параметра: усилие, удлинение и время. Для того, чтобы ре-

зультаты теста не зависели от размеров образца производят нормализацию усилия и удлинения [57, 431]. Усилие нормализуется к поперечному сечению образца, обо-

значается как Stress (напряжение) и измеряется в N/m2 или Pa. Абсолютное удли-

нение нормализуется к исходной длине образца и называется Strain (относительное удлинение), его рассчитывают в % или условных единицах. Для плоских проб до-

пускается нормализация усилия к ширине. Полученный параметр может обозна-

чаться термином Strength (нагрузка) и измеряться в N/cm или N/mm. Следует отме-

157

тить, что нормализация разрывного усилия к ширине образца при испытании три-

котажных материалов является широко распространенной методикой. Нормализа-

ция усилия к ширине образца позволяет оценивать механические свойства плоских материалов, у которых сложно или невозможно определить поперечное сечение об-

разца, и сравнивать эти свойства с любыми плоскими материалами независимо от их структуры. С точки зрения теории и практики, грубой ошибкой является опре-

деление поперечного сечения у пористых проб простым умножением толщины и ширины, т.е. без учета свободных промежутков. Эта ошибка не позволяет пра-

вильно установить величину стресса, так как искажает суть этого показателя. На

«Stress – Strain» диаграммах величина стресса определяется, главным образом, ве-

ществом пробы и направлением в котором она вырезана [431]. В нашем исследова-

нии, если мы испытывали пробу из сетки, то величина стресса в определенном направлении зависела от типа полимера, если эта проба была получена из фасции или грыжевого мешка, то от состава коллагена. На «Strength – Strain» диаграммах величина нагрузки (Strength) зависит, как от вещества, так и от его количества. По-

этому, когда мы тестировали пробы из сетки или ткани, величина нагрузки опреде-

лялась, преимущественно, структурой материала или ткани. Примером могут слу-

жить графики растяжения в двух системах координат хирургических сеток Parietene Standard и Parietene Light, изготовленных на основе одного трикотажного пе-

реплетения, но имеющих разную материалоемкость. Простая монофиламентная трикотажная конструкция этих сеток допускает определение усредненного попе-

речного сечения путем пересчета долевого соотношения объема нитей и незапол-

ненного пространства (общей пористости). В качестве примера механических ис-

пытаний фасциальных структур мы сравнили графики растяжения в обеих систе-

мах координат переднего листка крысы, кролика и человека. При определении напряжения (Stress) графики растяжения хирургических сеток, как и передних листков крысы, кролика и человека, при сравнении между собой имели близкое расположение и почти совпадающий предел прочности (максимальный стресс), т.к.

сетки состояли из полипропиленовых нитей, а сухожильные листки из плотной со-

единительной ткани, в составе которой преобладает коллаген I типа (рис. 45 А,Б).

158

При определении нагрузки (Strenght) у обеих хирургических сеток и у передних

листков графики растяжения находились на разных уровнях, отражая способность

каждой сетки и фасции сопротивляться удлинению в соответствие со своей струк-

турой, включающей как вещество, так и его количество (рис. 45 В,Г).

Рис. 45. Диаграммы растяжения хирургических сеток с разной материалоемкостью и передних листков крысы, кролика, человека в двух системах координат: А,Б – «Напряжение – деформация» или «Stress – strain»; В,Г – «Нагрузка – деформация» или «Strength – strain».

Поэтому максимальная или разрывная нагрузка, которую могут выдержать пробы,

является показателем, характеризующим механическую прочность в пересчете на

1см материала сетчатого протеза или ткани в направлении, в котором вырезана

проба. При этом направление растяжения четко позиционируется и обозначается

относительно структуры материала или анатомического образования.

159

Большое значение имеет понимание параметров напряжения и нагрузки при определении упругих деформаций, где структура материала и тканей играет значи-

тельную роль [435]. Общепринятый модуль эластичности при растяжении рассчи-

тывается в зоне обратимых деформаций как отношение стресса к относительному удлинению, выраженному в условных единицах. Модуль эластичности при растя-

жении один из главных показателей упругих свойств монолитных материалов или фактически вещества [436], например, полимеров, у которых величина модуля определяется межмолекулярными связями, положением молекул и межмолекуляр-

ной структурой вещества. Для полимерных материалов изменение формы под дей-

ствием нормализованной к поперечному сечению силы связано с изменением кон-

формации (пространственного расположения) макромолекулы в объеме полимера в результате ее распрямления и увеличения расстояния между макромолекулами.

В определенный для каждого полимера момент растяжения увеличение силы при-

водит к нарушению конформации и разрыву связей, происходит образование надмолекулярных образований. Протекание этих процессов приводит к необрати-

мому изменению размера и возникновению остаточных деформаций, свидетель-

ствующих о том, что макромолекулы переходят в надмолекулярные образования и не могут занять исходное пространственное расположение [437]. Количественная оценка устойчивости материала к переходу от обратимых изменений к необрати-

мым задается модулем упругости, который является соотношением напряжения и деформации в начальной стадии растяжения. Кроме того, для определения момента перехода одной деформации в другую, используется максимальная величина меха-

нического напряжения, при которой деформация данного материала остаётся упру-

гой. Этот показатель широко используется при изучении материалов и называется пределом упругости [431].

Обратимые и необратимые деформационные изменения происходят и в сложных материалах, имеющих в качестве структурных элементов полимерные во-

локна, синтетические нити, различные комбинации элементов и способы их соеди-

нений. Но деформирование таких материалов имеет более сложный характер. Раз-

160