Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Биосовместимость сетчатых протезов, применяемых в хирургии грыж (обзор литературы) 15
1.1 Реакция на инородное тело 16
1.2 Долгосрочная биосовместимость хирургических сеток: осложнения 22
1.3 Расположение протеза, как фактор биосовместимости 30
1.4 Свойства хирургических сеток, влияющие на их биосовместимость 34
1.5 Возможные пути повышения биосовместимости хирургических сеток и снижения числа осложнений 44
Глава 2. Материалы и методы 59
2.1 Объем и структура исследований 59
2.2 Экспериментальные модели и порядок проведения исследований 61
2.3 Аппаратура и методики проведения исследований 71
Глава 3. Результаты исследований 88
3.1 Воздействие биоактивных субстанций на процесс формирование рубцовой ткани при имплантации протеза 88
3.2 Влияние расположения протеза относительно мышечного слоя на воспалительный ответ и образование коллагена 89
3.3 Сравнение биомеханических свойств у 3 типов легких сетчатых протезов 91
3.4 Сравнение структурных и механических показателей у стандартных и легких протезов, изготовленных на основе разных типов трикотажных переплетений 96
3.5 Сравнительное исследование передних и задних листков влагалища прямой мышцы живота крысы, кролика и человека 111
3.6 Моделирование грыжевых дефектов 114
3.7 Сравнение биосовместимости стандартных сетчатых протезов с разной трикотажной структурой 118
3.8 Влияние структурных модификаций на биомеханические свойства сеток и характер возникающих осложнений 126
3.9 Влияние расположения протеза при sublay пластике на его деформационное поведение 135
3.10 Оксидативные повреждения волокон сеток и их связь с механическими свойствами 141
Глава 4. Обсуждение результатов 144
Глава 5. Классификация сетчатых протезов 177
5.1 Анализ существующих классификаций и обоснование концепции системного подхода 177
5.2 Общая характеристика исследуемых сетчатых протезов и методические дополнения при проведении исследований 185
5.3 Выделение системных параметров и классифицирование исследуемых сетчатых протезов 187
5.4 Использование системных параметров для построения классификации 210
Заключение 223
Выводы 248
Практические рекомендации 252
Список литературы 254
- Долгосрочная биосовместимость хирургических сеток: осложнения
- Сравнение биомеханических свойств у 3 типов легких сетчатых протезов
- Влияние расположения протеза при sublay пластике на его деформационное поведение
- Выделение системных параметров и классифицирование исследуемых сетчатых протезов
Долгосрочная биосовместимость хирургических сеток: осложнения
В 2008 году D. Williams определил биосовместимость долгосрочно имплантируемых медицинских устройств как "способность устройства выполнять предназначенные функции с заданной степенью инкорпорации в организм хозяина, не вызывая каких-либо нежелательных местных или системных реакций в организме" [152]. Все современные протезы, применяемые в хирургии грыж, состоят из химически и физически инертных, устойчивых, неиммуногенных и нетоксичных полимеров. Однако они не являются биологически инертными. Имплантированные в брюшную стенку, биоматериалы способны вызвать целый ряд неблагоприятных реакций, включая воспаление, фиброз, кальцификацию или инфекцию, и привести к развитию таких серьезных осложнений, как формирование фистул и свищей, спаек с органами брюшной полости и рецидивных грыж. "Сморщивание " хирургических сеток.
Уже более 10 лет концепция "сморщивания" сетки вызывает активные дискуссии. Ряд авторов утверждает, что "сморщивание" ("shrinkage") — это общий феномен, развивающийся после имплантации сетки [153-155]. Это не значит, что сетка сжимается, но поверхность её уменьшается за счет ретракции фиброзной руб-цовой ткани, окружающей сетку. Сокращение рубца является физиологической реакцией в процессе его развития, начинается с потери воды и приводит в результате к уменьшению площади поверхности в среднем до 60%. Образование фиброзных мостиков или fibrotic bridging - это процесс, который, по мнению ряда авторов, тесно связан с развитием сморщивания. Кроме того, считается, что он не связан с текстильной структурой сетки и возникает при имплантации любой модификации сетки, если размер гранулемы, окружающей каждое отдельное волокно, превосходит половину размера поры сетки [156]. По мнению авторов, феномен "bridging" наблюдается при имплантации сеток с размером пор меньше 1 мм. Во всех этих случаях гранулема, формирующаяся вокруг одного волокна, начинает сливаться с гранулемами, окружающими соседние волокна, что, в конечном счете, приводит к заключению всей сетки в гранулемы, соединенные бок в бок. Гранулемы формируют общую наружную фиброзную капсулу, объединяя каждое волокно сетки и образуя рубцовую пластину, покрывающую всю сетку. Эта рубцовая пластина делает сетку ригидной и малоподвижной, что, в свою очередь, нарушает функцию передней брюшной стенки и качество жизни после протезирующей пластики. В противоположность тяжелым мелкопористым, легкие сетки с крупными порами сконструированы таким образом, что гранулема всегда меньше половины размера поры сетки. У некоторых из этих сеток размер пор увеличен более, чем в 6 раз, по сравнению со стандартными тяжелыми, что исключает "bridging". Поэтому, по мнению авторов, имплантация облегченных сеток с крупными порами вызывает локальную фиброзную реакцию вокруг волокон с формированием небольших гранулем, что не влияет на эластичность сетки и не нарушает функции передней брюшной стенки [35].
Можно предположить, что легкие сетки, вызывающие более низкую реакцию образования фиброзной ткани, должны демонстрировать и меньшую степень сморщивания, однако это допущение ещё требует доказательств. Так, Cobb и соавт. не обнаружили разницы в степени "сморщивания" между тяжелыми (95 г/м2), средне-весными (45 г/м2) и легкими (28 г/м2) сетками через 5 месяцев после имплантации свиньям [157]. Garcia-Urena и соавт. показали, что "сморщивание" полипропиленовых протезов зависело от их расположения при пластике экспериментального грыжевого дефекта у кроликов, и было максимальным при надапоневротическом положении [158]. В другом экспериментальном исследовании была обнаружена корреляция между степенью тканевого прорастания и сокращением сетки. Авторы показали, что сетки, демонстрирующие лучшее прорастание, которое оценивали по силе отрыва сетки от окружающей ткани, в меньшей степени уменьшаются в размерах. В то же время, авторами не была выявлена корреляция между степенью сокращения протеза и выраженностью фиброзной реакции [159]. В обзоре, включающем 11 экспериментальных и 3 клинических исследования, был проведен анализ данных относительно сокращения площади хирургических сеток при их интрапе-ритониальном расположении. Авторы отметили, что, в соответствии с экспериментальными данными, полипропиленовые протезы сокращаются на 3.6-25.4%, а по клиническим данным - на 5-57% [160]. В то же время Coda и соавт. [161], изучив структурные нарушения сетчатых протезов, сделали заключение, что протезы могут, вне зависимости от размера пор, как сокращаться, так и увеличиваться в размерах в пределах от -40% до +58.5%.
В любом случае, "сморщивание", или сокращение сетки, очень важно учитывать при проведении протезирующей пластики. Адекватной в настоящее время считается пластика, при которой сетка перекрывает грыжевые ворота как минимум на 5 см с каждой стороны [162-164]. Рецидивы.
Около 60% всех эксплантированных сеток удаляются в связи с рецидивом грыжи [32]. Последние клинические исследования свидетельствуют о том, что число рецидивов после пластик грыжевых дефектов с использованием хирургических сеток достоверно ниже, чем после натяжных пластик [2, 165-170]. Так, анализ большой совокупности пациентов показывает, что снижение числа рецидивов после протезирующих операций, по сравнению с различными видами пластик местными тканями, достигает 50% [171-173]. В случаях пластики послеоперационной грыжи, частота рецидивов повышается в 24 раза, если для пластики не используется синтетический протез [174]. Однако в некоторых клинических исследованиях отмечен рост числа рецидивов в отдаленные сроки после обоих типов пластики. Безусловно, эти данные могут быть интерпретированы в том смысле, что сегодня ни одна из процедур не может полностью защитить пациентов от рецидива грыжи, но использование хирургических сеток может снизить их число [171, 174].
Рецидив грыжи, особенно инцизионной, возникает с частотой 11-15 % в течение первого года после операции; частота рецидивов удваивается в течение последующих 9 лет [42]. Рецидивы после имплантации сеток отмечаются в среднем через 26 месяцев (3- 180). Рецидивирующая грыжа развивается в 99% случаев в области свободного края сетки [14, 35, 175], что еще раз подчеркивает важность достаточного перекрытия сеткой грыжевых ворот. Образование грыж в области сетки представляется редким исключением [176].
Есть основание считать, что рецидив грыжи после протезирующей пластики является результатом внешних нагрузок, которые испытывает рана до наступления тканевой интеграции и развития достаточной прочности раны, то есть в первые 2-3 недели после вмешательства. Согласно обзору Franz, в одном проспективном исследовании было выявлено, что после операции по поводу первичной грыжи у 11% пациентов было отмечено острое расхождение швов на 30-ый послеоперационный день, позже у большинства из этих пациентов (94%) развилась инцизионная грыжа [177]
Кроме того, в качестве основных причин рецидивов называются интраопера-ционные технические ошибки (неадекватная фиксация в течение первых 2 недель и несостоятельность краев), сморщивание сетки после имплантации и нарушения в формировании экстрацеллюлярного коллагенового матрикса, которые до сих пор изучаются у пациентов с возвратными грыжами [178-184]. Полученные данные показывают, что нарушение метаболизма коллагена (снижение коэффициента коллаген I/III) сопровождает рецидивы у большинства пациентов [185]. Klinge et al. [186] процитировали важный отчет, который был опубликован Haapaniemi and Nordin [187], и содержал результаты лечения 107 838 пациентов из регистра паховых грыж Швеции. Общее число повторных хирургических вмешательств при паховых грыжах линейно растет в течение периода наблюдения, достигая максимума через несколько лет после первой операции. Это подтверждает гипотезу, что причиной рецидивов при паховых грыжах является дефект соединительной ткани. Сходные результаты пришли из США. У 10 822 пациентов сравнение количества повторных операций после пластики вентральных грыжевых дефектов с использованием сетчатых протезов и без них показало одинаковый линейный рост с течением времени [174]. То есть, протезирующая пластика, похоже, только откладывает развитие рецидивов на несколько лет. Это наглядно демонстрирует, что причиной рецидивных вентральных грыж является слабость соединительной ткани [188]. Соотношение между объемом коллагена I и III типа влияет на механическую прочность и стабильность соединительной и рубцовой ткани [189, 190]. Грыжи часто сопровождают различные заболевания, связанные с нарушениями синтеза коллагена [191]. Другими факторами, влияющими на соотношение коллагенов и, соответственно, на рецидивирование являются возраст, пол, курение и генетические факторы [192]. Кроме того, существует мнение, что не физиологически низкая растяжимость комплекса сетка/ткань может контрастировать с высокой эластичностью брюшной стенки, что приводит к возникновению усилия сдвига (shear forces) у края сетки. Стресс сдвига вызывает нарушение процессов формирования и созревания коллагена с последующим развитием рецидива по краю сетки [193]. Хронические боли.
Сравнение биомеханических свойств у 3 типов легких сетчатых протезов
Поверхностная плотность трикотажных материалов протезов 1, 2 и 3 типов находилась в узком диапазоне от 33 до 41 г/м2 (табл.3). Протезы 1 типа были выработаны из тонких нитей диаметром 92+3,8 мкм с использованием технологии филейного переплетения. Особенностью структуры являлось относительно равномерное распределение структурных элементов вокруг пор размером 1.5x1.5 мм и их симметричная ориентация относительно осей координат (рис.17А). Протезы 2 типа были связаны из "толстых" нитей диаметром 139,7 + 3,6 мкм на основе комбинации двух переплетений. Их строение отличалось отсутствием симметрии и неоднородностью заполнения материала. Неравномерность структуры характеризовалась наличием крупных пор (2.5 х 2.7 мм) и мелких ячеек с образованием "узловых" соединений, а также чередованием в петельных столбиках одинарных и двойных петель (рис 17Б). Протезы 3 типа имели только крупные поры в виде ромба (3.2 х 2.2 мм), стороны которого образовывали петли двух цепочек и уточные нити из рассасывающегося сополимера Полиглекапрон-25 (рис. 17В). Симметрично расположенные компоненты состояли из множества переплетенных нитей, которые при соединении между собой формировали крупные узлы. Четко упорядоченная структура материала имела крайне неоднородный характер заполнения.
Через три месяца после имплантации по данным планиметрии в наименьшей степени изменились геометрические размеры протезов в 1 группе (рис.18А). Растяжение протезов в ширину на 10% и уменьшение в длину на 2.3% привело к умеренному увеличению площади (+6.8%). Во 2 группе произошло увеличение протезов в ширину на 12.4% и значительное сокращение в длину на 10.2%, поэтому при планиметрии прямоугольники имплантатов были развернуты на 90 градусов (рис. 18Б), а их площади остались практически без изменений (-1.8%). В 3 группе длина протезов не отличалась от исходной, но за счет увеличения ширины на 17% прямоугольная форма превращалась в квадрат с приростом площади на 19% (рис.18В).
Разрывные испытания также выявили большую растяжимость протезов поперек петельных столбиков или в ширину. Причем, если у образцов 1 типа разница относительного удлинения в поперечном и продольном направлениях укладывалась в 8%, у 3 типа приближались к 25%, то у 2 типа составляла 49 % , а сами значения отличалась в 2.2 раза. Неравномерность удлинений у 2 типа сеток была связана с двойными петлями в петельных столбиках, которые ограничивали растяжение проб в продольном направлении.
При определении разрывных усилий исходные образцы протезов 1 типа, выкроенные вдоль и поперек петельных столбиков, показали близкие значения удельной прочности (22+3 и 24.5+1.7 Н/см). У образцов протезов 2-го типа разрывные усилия достоверно преобладали вдоль петельных столбиков и составляли 28.5+3.1 и 23+3.4 Н/см. Сильно выраженные различия наблюдалась у проб 3 типа, которые показали разрывную нагрузку в продольном направлении в 3,6 раза выше, чем в поперечном (56+5.5 и 15.5+1.6 Н/см). При этом разрывная нагрузка в поперечном направлении была ниже минимально допустимой удельной прочности 16 Н/см, рассчитанной для укрепления фасций при пластике местными тканями. Через 3 месяца после имплантации прочность образцов в 1 группе, выделенных вместе с соединительной тканью, достигла средних значений 31.1+4.7 и 31.5+8.1 Н/см (р 0.05), что практически соответствовало расчетной удельной прочности 32 Н/см, необходимой для реконструкции ПБС. Во 2 группе, несмотря на то, что разрывные усилия в обоих направлениях увеличились недостоверно до 32.2+4.4 и 25+6.2 Н/см, продольные пробы стали соответствовать необходимому уровню прочности. В 3 группе произошло умеренное ослабление проб по длине (49+6.5 Н/см), вследствие частичной резорбции уточных нитей, и укрепление по ширине до 18.2+7 Н/см (р 0/05), незначительно превысившее минимально допустимый уровень. Однако выраженные различия в 2.7 раза показателей прочности вдоль и поперек петельных столбиков у имплантатов сохранились.
Морфометрический анализ гистологических срезов, показал достаточно равномерное распределение зрелой соединительной ткани в сформировавшемся слое у животных 1 и 3 группы. Но доля зрелой соединительной ткани в порах, которая связывала текстильную структуру сеток, была достоверно выше в 1 группе (табл. 4). Во 2 группе было выявлено диспропорциональное образование зрелой соединительной и жировой тканей. Выраженные разрастания зрелой соединительной ткани с участками начинающегося гиалиноза и фиброза находились внутри узловых соединений, крупные поры при этом заполнялись преимущественно жировой тканью (табл. 4). Толщина сформировавшегося слоя вокруг протезов в 1 и 2 группах была достоверно больше, чем в 3. Только в 1 группе он формировался за счет соединительнотканных тяжей, чередующихся с жировыми прослойками, а во 2 группе это происходило за счет избыточного образования жировой ткани (рис.19А,Б). Меньшая толщина «протезного» слоя с небольшим содержанием зрелой соединительной ткани в 3 группе (рис. 19В), вероятнее всего, была связана с длительно продолжающимся активным воспалением вокруг резорбируемых нитей.
С нашей точки зрения, деформация растяжения всех типов СЭ по ширине являлась результатом максимальных нагрузок со стороны боковых мышц передней брюшной стенки и недостаточной упругости трикотажных материалов поперек петельных столбиков. Наименьшую прочность в поперечном направлении в тестах на разрыв и наибольшую деформацию растяжения в эксперименте показали сетки 3 типа. Учитывая, что у животных 3 группы сформировался наиболее тонкий «протезный» слой с малым содержанием зрелой соединительной ткани, прочность которого недостоверно превышала минимально допустимый уровень, при более длительном наблюдении или при увеличении нагрузок можно ожидать появление повреждений в структуре протезов этого типа. Высокая концентрация структурных элементов на отдельных участках петельных столбиков и неравномерная растяжимость протезов 2 типа, помимо выраженных деформационных изменений, вызывали еще и диспропорциональное образование соединительной ткани. Вдоль петельных столбиков формировались рубцовые тяжи, стягивающие протез по длине, а в крупных порах разрасталась жировая ткань. В конечном итоге происходило растяжение протезов в ширину и значительное сокращение их в длину, которое не сопровождалось укреплением трикотажной конструкции образованной соединительной тканью. Относительно однородная структура протезов 1 типа и симметричное расположение элементарных звеньев обеспечили изотропность материала и в значительной степени предопределили наименьшую деформацию имплантатов. Равномерное распределение и высокое содержание зрелой соединительной ткани в сформированном слое повысили прочность протезов в обоих направлениях.
Таким образом, механические свойства и трикотажная структура повлияли на процесс формирования соединительной ткани и определили геометрические размеры и прочность у 3 типов протезов после имплантации.
Влияние расположения протеза при sublay пластике на его деформационное поведение
Через 6 месяцев после операции животных обследовали. В группе с продольным расположением Parietene L у всех животных отметили образование поперечных складок. Причиной образования складок была низкая жесткость и упругость на изгиб в продольном направлении (1.5 + 0.1 сН, 57.7 + 2.1 %). За счет складок длина сеток уменьшилась в среднем на 14.6 + 2.3% (р 0.05) и в 3 случаях под нижним краем появились грыжевые дефекты (Рис. 37А,Б).
В группе с продольным расположением Dyna L сетки растягивались в ширину в среднем на 11.5 + 1.3% и сокращались в длину на 12.3 + 1.7% (р 0.05). Нижний край сетки смещался вверх и под ним у 2 животных сформировались краевые дефекты (рис.38А). Деформационные изменения были связаны с тем, что сильно анизотропная структура сетки в поперечном направлении легко растягивалась боковыми мышцами. Модуль эластичности поперек петельных столбиков был в 8 раз меньше, чем вдоль. При растяжении в ширину трикотажная структура сетки значительно сокращалась в перпендикулярном направлении (рис. 38Б).
В группе с продольным расположением Ultrapro у всех животных были обнаружены повреждения протезов: от обширных разрушений с образованием грыжи у 2 двух животных (Рис.39А) до разрыва отдельных цепочек и петель у остальных. Сетки испытывали максимальные нагрузки на растяжение со стороны боковых мышц и, как показали испытания на растяжение, в этом же направлении имели низкую прочность (14.3 + 0.9 Н/см) и жесткость (рис. 39Б). Кроме того, после удаления монокрила прочность сетки снижалась до 10 Н/см, достигая критических значений.
Механические испытания.
Через 6 месяцев в группе Ultrapro не произошло укрепление области дефекта. Прочность образцов, вырезанных поперек средней линии, не отличалась от прочности тканей грыжевого мешка (16.4+3.3 vs. 15.2+4.4 Н/см, р 0.05). В двух других группах (с продольным расположением Dyna L и Parietene L) тесты проб, вырезанных вдоль и поперек средней линии, показали, что протезированные ПБС были укреплены (в области, где находились протезы), но полностью утратили природную анизотропию (рис. 40А,Б). Коэффициенты анизотропии протезированных ПБС составляли 0.6 в группе Dyna L и 0.7 в группе Parietene L и значительно превышали коэффициенты анизотропии фасциальных листков (0.05 - передний, 0.1 задний).
Гистологи ческие исследования.
При морфомстрическом анализе было установлено, что в группах Ultrapro, Dyna L и Parietene L средние значения толщины протезированной ПБС, соответственно, составляли 720 + 73, 681 + 95.3 и 640 + 84 мкм. В гистологических срезах отмечали диспропорциональное образование жировой и соединительной ткани. При этом содержание зрелой соединительной ткани было относительно низким во всех группах: 19.7 + 4.6% (Ultrapro), 29.8 + 7.6% (Dyna L) и 30.3 + 8.3% (Parietene L). Визуально фасции были истончены и отделены от сеток слоями жировой ткани.
Поперечное расположение.
В группах с поперечным расположением Parietene L, Dyna L и Ultrapro анизотропные структуры сеток были наиболее оптимально ориентированы по отношению к физиологическим нагрузкам, поэтому деформационные изменения сеток были минимальны (рис.41 А,Б,В). Только в группе Ultrapro у нескольких животных отметили образование небольших волнообразных складок (рис. 41 Г) и сокращение протеза в длину, приблизительно, на 6%, которое не привело к образованию дефектов. В петлевом тесте образцы Ultrapro, вырезанные поперек петельных столбиков, показали самую низкую жесткость (3 сН) и упругость (60%) при изгибе из 3 исследуемых сеток. Недостаточная жесткость и упругость на изгиб явились причиной деформационных изменений.
Механические испытания.
При растяжении проб, вырезанных поперек средней линии группах Parietene L, Dyna L и Ultrapro, было установлено значительное укрепление ПБС (рис. 42А), соответственно, в 2, 2.2 и 2.6 раза, при котором сохранилась выраженная анизотропия передней брюшной стенки (рис. 42Б). Средние значения коэффициентов анизотропии в группах равнялись 0.3 (Parietene L), 0.11 (Dyna L) и 0.14 (Ultrapro).
Выделение системных параметров и классифицирование исследуемых сетчатых протезов
При исследовании трикотажной структуры сетчатых протезов мы выделили 14 видов основовязаных переплетений, которые сгруппировали в 4 типа: простые (главные), комбинированные, уточные и филейные (рис. 46). Каждый тип соответствовал определенной технологии соединения петель. В любом переплетении петли, расположенные по вертикали, формировали петельные столбики, а петли, расположенные по горизонтали - петельные ряды.
Из 26 исследуемых протезов 9 относились к простому типу, 8 из них были изготовлены на основе двух видов переплетения атлас с закрытыми (Premilene, Surgimesh, Dyna ІРОМ основа и Optilene LP) и открытыми (Surgipro, Hermesh 5, Mariex old и new) промежуточными петлями (рис. 47 А,Б). Одна сетка (Prolene old) - по способу трико с открытыми петлями (рис. 47 В). В трикотажных структурах простых переплетений каждая нить совершала один или два петельных шага в сторону, а затем возвращалась обратно, формируя петлю в каждом столбике. Сетки состояли из петель одинаковой формы. Размер пор ограничивался самой петлей и расстоянием между петлями в соседних столбиках. Структура Prolene old отличалась тем, что при ее изготовлении использовалась не одинарная, а сдвоенная нить (рис. 47 В).
Комбинированную структуру имели 6 протезов. При их создании применялось сочетание двух простых переплетений. Три протеза Esfil Standard, Esfil Light и Uniflex были изготовлены по способу трико-атлас. Два протеза были произведены с помощью комбинации атлас-атлас - Dyna Snandard и Dyna Light и один (Prolene new) - по способу трико-сукно (рис. 48). Особенностью всех комбинированных переплетений являлось наличие сдвоенных петель, как результат совмещения двух переплетений. Причем если в структуре трико-атлас и трико-сукно все петли были сдвоенными, то у сеток Dyna S и L сдвоенные и одинарные петли чередовались друг с другом. Степень разряжения структуры и размер крупных пор зависели от количества пропущенных петельных столбиков на условной дистанции.
Хирургические сетки уточных переплетений были созданы на основе двух простых (Dyna IPOM, Ultrapro и ее основа) и одного филейного (Hermesh 6) переплетений с введением их структуру дополнительной нити (рис. 49). Внутри цепочек Ultrapro были проложены уточные нити из монокрила и ПП, соединившие их на определенных участках, что позволило сформировать единую структуру с крупными ромбическими порами. Удаление монокрила изменило вес, но не структуру основы Ultrapro. У сетки Dyna IPOM петли основного переплетение атлас были обвиты продольными нитями, которые в виде рубчиков с лицевой стороны выступали над поверхностью сетки. У сетки Hermesh 6 уточная нить была вплетена в петельные столбики и переходила с одной стороны на другую. В этих переплетениях уточная нить либо создавала единую структуру (Ultrapro), либо из основы формировала новую структуру с другими характеристиками и размером пор.
На принципе филейного переплетения (запрограммированного пропуска соединения или элемента) были изготовлены 7 сеток. Классическими представителями этой группы являлись протезы Parietene S и Parietene L, у которых с помощью филейной технологии в переплетении атлас был сформирован ажурный рисунок из чередования разных отверстий. Вокруг симметрично расположенных крупных пор проходили изгибающиеся петельные столбики. Технология филейного переплетения позволила со-здать и другие конструкции сетчатых протезов с разной материалоемкостью (Cicat, Optilene elastic и Hermesh 7), у которых в структуре преобладали крупные поры (рис. 50 А,Б,В).
Трикотажная структура каждого из исследуемых протезов представляла собой уникальное соединение элементарных звеньев. Тип переплетения отражался на внешних признаках и устанавливал технологические рамки для внесения конструктивных изменений. Вид трикотажного переплетения определял форму, расположение и взаимосвязи структурных элементов в петельной структуре сетчатых протезов. Однако, используя одно и то же переплетение, были связаны сетчатые протезы, у которых, несмотря на одинаковый или похожий рисунок, значительно отличались показатели материалоемкости, структурные параметры и деформационные свойства. 5.3.2 Оценка материалоемкости и определение категорий.
Трикотажные конструкции протезов состояли из объединенных в единице площади нитей определенной протяженности и толщины. Поэтому для оценки количества полимера, из которого были образованы нити, помимо стандартного показателя поверхностной плотности мы ввели новый показатель распределенного объема (табл.15). Классифицирующие возможности поверхностной плотности сильно ограничены. Диапазоны этого показателя, предназначенные для градации плоских протезов, базируются на распределение веса полипропилена, который является самым легким среди 4-х используемых полимеров. Удельный вес ПЭТ, ПВДФ и ПТФЕ, соответственно, в 1.5, 2 и 2.4 раза больше, чем у ПП.
Распределенный объем каждого протеза был получен двумя способами — путем расчета и прямого измерения. Во всех случаях оба значения практически не отличались друг от друга (табл. 15). Категоризацию протезов на основе распределенного объема проводили в два этапа. Сначала мы разделили ПП хирургические сетки в соответствии с поверхностной плотностью, взяв за основу градацию протезов по D. Early and L. Mark [390], в которую добавили одну категорию. Добавление категории было связано с тем, что авторы для «средних» сеток выделили слишком большой диапазон поверхностной плотности от 50 до 90 г/м2. Они не учитывали тот факт, что при изменении поверхностной плотности более чем на 30 г/м2 у ПП протезов принципиально меняются структурно-механические свойства. После того как были определены границы 5 категорий в единицах поверхностной плотности: 35; 36 - 50; 51 - 70; 71 - 90; 90 г/м2, мы разделили эти значения на удельный вес ПП (0.9 г/м2) и получили соответствующие им пограничные значения в единицах распределенного объема, которые округлили в сторону увеличения: 40; 40 — 60; 60 - 80; 80 - 100; 100 см3/м2. Таким образом, мы сформировали 5 категорий на основе распределенного объема полимера, в которые поместили все исследуемые трикотажные сетки. В четырех основных категориях: тяжелой, стандартной, средней и легкой - разместилось наибольшее число сеток. Каждую категорию составляли от 5 до 7 протезов, за исключением ультра легкой, в которую вошли 3 сетки. (Табл. 15).
![Выбор швов для ушивания дефектов кишечной стенки [Электронный ресурс]](/i/i/4704/175432.png "Выбор швов для ушивания дефектов кишечной стенки [Электронный ресурс] Семенов Константин Владиславович")
