Главная страница  |  Описание сайта  |  Контакты
Патент на изобретение №2462273

(19)

RU

(11)

2462273

(13)

C1

(51) МПК A61L27/34 (2006.01)

A61L27/54 (2006.01)

A61L33/10 (2006.01)

A61F2/06 (2006.01)

(12) ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ К ПАТЕНТУ Статус: по данным на 17.09.2012 - нет данных Пошлина:

(21), (22) Заявка: 2011119527/15, 16.05.2011

(24) Дата начала отсчета срока действия патента:

16.05.2011

Приоритет(ы):

(22) Дата подачи заявки: 16.05.2011

(45) Опубликовано: 27.09.2012

(56) Список документов, цитированных в отчете о

поиске: US 5851229 А, 13.09.1996. US 2003163186 A1, 10.04.2000. RU 2135214 C1, 27.08.1999.

Адрес для переписки:

119049, Москва, Ленинский пр-кт, 8, ФГБУ "Научный центр сердечно-сосудистой хирургии имени А.Н. Бакулева" РАМН, патентный отдел

(72) Автор(ы):

Бокерия Леонид Антонович (RU),

Новикова Светлана Петровна (RU),

Лосева Светлана Владимировна (RU),

Шустрова Оксана Витальевна (RU)

(73) Патентообладатель(и):

Учреждение Российской академии медицинских наук Научный центр сердечно-сосудистой хирургии имени А.Н. Бакулева РАМН (RU)

(54) СПОСОБ ОБРАБОТКИ СИНТЕТИЧЕСКИХ ТЕКСТИЛЬНЫХ ИМПЛАНТИРУЕМЫХ МЕДИЦИНСКИХ ИЗДЕЛИЙ, КОНТАКТИРУЮЩИХ С КРОВЬЮ

(57) Реферат:

Изобретение относится к области медицины, а именно, к сердечно-сосудистой хирургии, и может быть использовано для модифицирования синтетических текстильных имплантируемых медицинских изделий. Описан способ обработки синтетических текстильных имплантируемых медицинских изделий, включающий нанесение на поверхность изделий гидрогелевого покрытия на основе природных биодеградируемых полимеров, где в качестве природного биодеградируемого полимера используют полисахарид хитозан или его производные (сульфированный хитозан, карбоксиметилированный) в сочетании с полиэфиром-поли-3-гидроксибутиратом. Покрытие высушивают и переводят в водонерастворимое состояние путем термообработки при температуре 100°С. Способ обработки синтетических текстильных медицинских изделий, предназначенных для контакта с кровью, позволяет придать изделиям комплекс необходимых свойств: повышенную тромборезистентность и антимикробность, нулевую хирургическую пористость и пролонгированное выделение лекарственных препаратов. 2 з.п. ф-лы, 1 табл., 5 пр.

Изобретение относится к области медицины, а именно к сердечно-сосудистой хирургии, и может быть использовано для модифицирования синтетических текстильных имплантируемых медицинских изделий - кардиоваскулярных заплат, протезов кровеносных сосудов полимерными покрытиями, содержащими биологически активные и лекарственные вещества направленного действия, способные пролонгированно выделяться в биологические среды.

Известен способ обработки синтетических текстильных имплантируемых медицинских изделий, включающий нанесение на поверхность изделий покрытий на основе веществ белковой природы - коллагена, желатина с последующим высушиванием, переводом в водонерастворимое состояние путем химических реакций со сшивающими агентами, вводом в покрытие гепарина (Heparin bonded Dacron or Polytetrafluoroethylene for femoro-popliteal bypass: A multicenter trial. Devine and Me Collum. // J. of Vase. Surg. - 2001. - 1 March. - P.533-539), ионов серебра (In situ revascularization with silver coated polyester grafts to treat aortic infection: early and midterm results. Batt et al. // J. Vase. Surg. - 2003. - Vol.38. - 5. - Р.983-989) или проведением перед операцией замачивания изделий в растворе антибиотиков, например рифампицина - фирма «Vascutek» (Treatment of Vascular Graft Infecnion by in Situ Replasement with a Rifampincin Bonded Getlatin - Sealed Dacron Graft / Goëau-Brissoniere. Oliver et al. // J. Vase. Surg. - 1994. - Vol.19. - P.739-744).

Недостатком этих способов является то, что гепарин, введенный в покрытие, быстро вымывается; ионов серебра недостаточно для придания протезам кровеносных сосудов антимикробных свойств, а замачивание протезов кровеносных сосудов в растворах антибиотиков непосредственно перед имплантацией придает протезам лишь кратковременную антимикробность из-за быстрого вымывания лекарственных препаратов из покрытия, кроме того, использование в качестве основного модифицирующего компонента животного белка - желатина, который имеет видовую специфичность и, следовательно, обладает антигенными свойствами, может вызвать аллергическую реакцию, а также может быть питательной средой для патогенных микроорганизмов. Модифицированные таким образом синтетические текстильные изделия не обладают всем комплексом медико-биологических и функциональных свойств, а именно сочетанием тромборезистентности, антимикробности, нулевой хирургической пористости, и пролонгированностью выделения лекарственных веществ, введенных в покрытие.

Известен способ обработки синтетических текстильных имплантируемых медицинских изделий, таких как протезы кровеносных сосудов (ПКС) «БАСЭКС» и кардиоваскулярные заплаты «БАСЭКС-Patch», включающий нанесение на поверхность изделий биодеградируемого покрытия на основе высокоочищенного желатина медицинской марки с последующим высушиванием покрытия, перевод покрытия в водонерастворимое состояние путем обработки глутаровым альдегидом, введение в покрытие антимикробных лекарственных препаратов широкого спектра действия и препаратов антикоагулянтного и антиагрегантного действия, которые длительно выделяются из покрытия (Протезы кровеносных сосудов и кардиохирургические заплаты с тромборезистентными, антимикробными свойствами и нулевой хирургической пористостью. Бокерия Л.А., Новикова С.П. // Бюллетень НЦССХ им. А.Н.Бакулева РАМН «Сердечно-сосудистые заболевания». - 2008. - Т.9. - 4. - С.5-20).

Недостатком данного способа является использование в составе покрытия в качестве основного компонента животного белка - желатина, который имеет видовую специфичность и антигенные свойства, что может вызвать аллергическую реакцию, а также может являться питательной средой для патогенных микроорганизмов.

Известны способы обработки синтетических текстильных имплантируемых протезов кровеносных сосудов, включающие предварительную физико-химическую активацию поверхности изделий, нанесение на поверхность изделий покрытий на основе различных полисахаридов растительного и животного происхождения - целлюлоза, карбоксиметилцеллюлоза, альгинаты, караггенан, пектин, хитин (JP, 3254752 (A), A61L 27/00, опубл. 13.11.1991 г.; KR, 920000459 (В1), A61L 27/00, опубл. 14.01.1992 г.), с последующим высушиванием и переводом покрытия в водонерастворимое состояние путем химических реакций с гидроксидом натрия и монохлоруксусной кислотой.

Недостатком данных способов является проведение сложной химической обработки поверхности кровеносного сосуда с использованием агрессивных химических реагентов - серной, хлорной кислот и плазменного разряда высокого напряжения. Однако нанесенные покрытия не обеспечивают полную герметичность тканой основы, в покрытия не вводили лекарственные препараты антикоагулянтного, антиагрегантного и антимикробного действия. Таким образом, покрытия не обеспечивали текстильным изделиям весь необходимый комплекс свойств - гемосовместимость, антимикробность, нулевую хирургическую пористость и пролонгированность выделения лекарственных препаратов.

Известен способ обработки искусственных протезов кровеносных сосудов (US, 2003163186, A61L 27/00, опубл. 28.08.2003 г.), включающий нанесение на поверхность двухслойного покрытия на основе полисахарида - декстрана. Покрытие наносили из растворов декстрана и его органических производных с добавлением гепарина, высушивали и переводили в водонерастворимое состояние путем обработки раствором сшивающих агентов диглицидиловым эфиром 1,4-бутандиола или триметафосфатом натрия в органических растворителях.

Недостатком данного способа является то, что получение органических производных декстрана возможно только в результате многостадийных органических синтезов, а при использовании только декстрана без сочетания с его производными не удалось достичь полной герметичности протезов сосудов; после введения гепарина на покрытие воздействовали сшивающими агентами, что могло привести к инактивации гепарина, кроме того, не приведены сведения о пролонгированности выделения гепарина; в покрытия не вводили антимикробные лекарственные вещества, а использование органических растворов сшивающих агентов может оказывать на организм негативное воздействие, и поэтому требуется длительная тщательная отмывка. Таким образом, покрытие не обеспечивает текстильным медицинским изделиям весь необходимый комплекс свойств - гемосовместимость, антимикробность, нулевую хирургическую пористость.

Известен способ обработки поверхности протезов кровеносных сосудов, включающий нанесение гидрогелевого покрытия на основе солей хитозана, причем покрытие наносили из растворов хитозана в органических кислотах, после нанесения на текстильную основу покрытие для перевода в водонерастворимое состояние высушивали при температуре 35-40°С, в покрытие вводили лекарственные вещества антитромбогенного действия, в том числе гепарин (JP, 5220213 (A), A61F 2/06, A61L 27/00, опубл. 31.08.1993 г.).

Недостатки данного способа: получаемое покрытие является частично водорастворимым, что способствует сильному набуханию покрытия при контакте с кровью из-за низкой температуры высушивания, в покрытие не вводили антимикробные препараты. Таким образом, предложенный авторами способ обработки поверхности синтетических протезов кровеносных сосудов не обеспечивает необходимый комплекс свойств - тромборезистентность, антимикробность, нулевую хирургическую пористость и пролонгированность выделения лекарственных веществ.

Наиболее близким техническим решением, взятым за прототип, является способ обработки полимерным покрытием (US, патент US5851229, A61F 2/06, опубл. 22.12.1998 г.) синтетических текстильных имплантируемых медицинских изделий, включающий нанесение на поверхность гидрогелевого покрытия в 4-6 слоев, состоящего из двух и более различных полисахаридов, в том числе хитозана, с последующим высушиванием при температурах 23°С или 60°С, т.е. переводом покрытий в водонерастворимую форму - для пары хитозан/гуаровая камедь термообработкой при 60°С; в качестве пластификатора использовали глицерин или его производные; в качестве антикоагулянта вводили только гепарин, который пролонгированно выделялся в течение всего срока деструкции покрытия, при этом данных о сроках деструкции в патенте нет.

Недостатки данного способа следующие: из приведенных 57 вариантов сочетаний различных компонентов только 1 вариант покрытия на основе хитозана в сочетании с гуаровой камедью позволил достичь нулевой водопроницаемости; для перевода покрытий в водонерастворимую форму для пары хитозан/гуаровая камедь использовали температуру 60°С, однако при этих условиях трудно получить структуру покрытия, обеспечивающую нулевую водопроницаемость, вследствие чего наносили многослойное, 6-кратное, покрытие, кроме того, не использовали лекарственные вещества, обеспечивающие антимикробность покрытия, а для придания тромборезистентности в покрытие вводили только один компонент - антикоагулянт - гепарин.

Техническим результатом данного изобретения является понижение хирургической пористости текстильных имплантируемых медицинских изделий до нуля, повышение их тромборезистентности и антимикробности, увеличение содержания лекарственных веществ в покрытии, наносимом на изделия, и пролонгированности их выделения.

Предлагаемый способ модифицирования текстильных материалов заключается в следующем.

Готовят растворы полимеров:

Раствор А: 0,5-4,0 мас.%-ный раствор поли-3-гидроксибутирата (ПГБ) (х.ч.) с молекулярной массой 600-900 кДа в хлороформе с добавлением ципрофлоксацина - 30% от массы полимера и дипиридамола -30% от массы полимера.

Раствор В: 4-6 мас.%-ный раствор хитозана или его производных (х.ч.) с молекулярной массой 200-300 кДа в 1-3 мас.%-ной уксусной кислоте.

Обрабатывают текстильную основу (медицинское полотно для кардиохирургических заплат, сосудистый протез, шовная нить) раствором полимера А, высушивают при комнатной температуре, затем обрабатывают в растворе В и высушивают при комнатной температуре до постоянного веса. Модифицированную текстильную основу термообрабатывают при температуре 100°С в течение 1-1,5 ч, затем обрабатывают раствором гепарина с концентрацией 500 МЕ/мл с последующим высушиванием. Ввод ципрофлоксацина, дипиридамола и пластификатора в слой хитозана осуществляют сорбцией из их раствора с концентрацией 1-2 мг/мл.

Технический результат достигается тем, что в способе обработки синтетических текстильных имплантируемых медицинских изделий, включающем нанесение на поверхность изделий гидрогелевого покрытия на основе природных биодеградируемых полимеров с последующим высушиванием покрытия, переводом покрытия в водонерастворимое состояние путем термообработки и введением в покрытие биологически активных и лекарственных веществ и пластификатора, в качестве природного биодеградируемого полимера используют полисахарид хитозан или его производные (сульфированный хитозан, карбоксиметилированный) в сочетании с природным биодеградируемым полиэфиром-поли-3-гидроксибутиратом, перевод в водонерастворимое состояние осуществляют при температуре 100°С, а при вводе в покрытие биологически активных и лекарственных веществ используют гепарин в сочетании с ципрофлоксацином и дипиридамолом, причем покрытие состоит из 2 слоев и его формируют послойно, первый слой - полиэфир поли-3-гидроксибутират с молекулярной массой 600-900 кДа, который наносят из раствора поли-3-гидроксибутирата в хлороформе с концентрацией 0,5-4 мас.%, второй слой - полисахарид хитозан или его производные с молекулярной массой 200-300 кДа, который наносят из уксуснокислого раствора хитозана с концентрацией 4-6 мас.%, лекарственные вещества вводят в оба слоя покрытия, причем в поли-3-гидроксибутират добавляют 30 мас.% ципрофлоксацина и 30 мас.% дипиридамола при приготовлении раствора поли-3-гидроксибутирата в хлороформе, введение биологически активных и лекарственных веществ в слой хитозана осуществляют после термообработки последовательно: сначала сорбцией из растворов гепарина с концентрацией 500 МЕ/мл с последующим высушиванием, затем сорбцией ципрофлоксацина и дипиридамола из их растворов с концентрацией 1-2 мг/мл.

Хитозан является наиболее перспективным природным полимером с точки зрения биосовместимости и в связи со своими пленкообразующими свойствами. Он деструктируется в организме до нетоксичных веществ, которые являются метаболитами самого организма (N-ацетилглюкозамин, глюкозамин). Использование полисахарида хитозана или его производных (сульфированный хитозан, карбоксиметилированный) в сочетании с природным полиэфиром - поли-3-гидроксибутиратом (ПГБ) позволяет достичь нулевой водопроницаемости, обеспечить увеличенное, двойное депонирование лекарственных веществ, в связи с наличием 2-слойной структуры полимеров разной природы.

Первый слой - ПГБ является гидрофобным, слабо набухающим полимером и имеет уменьшенную скорость выделения лекарственных веществ, что обеспечивает их выделение в отдаленные сроки.

Второй слой - набухающий гидрогелевый слой хитозана обеспечивает полную герметизацию текстильной основы и выделение необходимых первоначальных терапевтических количеств лекарственных веществ с большей скоростью на начальных сроках.

ПГБ наносят из раствора в хлороформе с концентрацией ПГБ 0,5-4 мас.%. Концентрация ниже 0,5 мас.% нецелесообразна из-за недостаточной пленкообразующей способности и невозможности введения необходимого количества лекарственных веществ, а раствор с концентрацией выше 4 мас.% имеет очень высокую вязкость, его трудно нанести на поверхность изделия. В ПГБ вводят лекарственные вещества (ЛВ) - ципрофлоксацин, дипиридамол в количествах по 30 мас.%, это то максимальное количество ЛВ, которое совместимо с полимером, большее количество ЛВ вызывает разрыхление структуры полимера, и он теряет пленкообразующие свойства.

Уксуснокислый раствор хитозана с концентрацией 4-6 мас.% наносят на первый слой ПГБ. Концентрация ниже 4 мас.% не обеспечивает нулевую водопроницаемость, а раствор с концентрацией выше 6 мас.% имеет очень высокую вязкость, его трудно нанести на поверхность изделия, обработанного ПГБ.

При переводе покрытий в водонерастворимое состояние используют термообработку в сочетании с последующей обработкой гепарином, гепарин при этом является не только антикоагулянтом, но и сшивающим агентом, образуя с хитозаном водонерастворимый полиэлектролитный комплекс, а последующее введение дипиридамола в слой хитозана способствует дополнительной иммобилизации гепарина и более пролонгированному его выделению, чем в случае применения только одного гепарина. Для перевода покрытия в водонерастворимую форму используют термообработку при температуре 100°С. Перевод в водонерастворимое состояние необходим только для верхнего слоя - хитозана (ПГБ не является водорастворимым полимером). При данной температуре происходит наиболее полный переход аминогрупп хитозана в ацетамидные группы, что и способствует водонерастворимости покрытия, образуется покрытие с заданными сроками биодеструкции.

Введение ЛВ в слой хитозана осуществляют сорбцией из их растворов с концентрациями: для гепарина - 500 МЕ/мл, для ципрофлоксацина и дипиридамола - 1-2 мг/мл. Выбранные концентрации ЛВ являются оптимальными для их максимальной сорбции. При концентрации гепарина ниже 500 МЕ/мл и концентраций ципрофлоксацина и дипиридамола ниже 1 мг/мл слой хитозана сорбирует недостаточное количество ЛВ, а при концентрации ЛВ выше выбранных наблюдается несовместимость с полимером.

Для придания эластичности покрытию в качестве пластификатора вводили глицерин и его производные.

Количество лекарственных веществ, введенных в слой ПГБ, определяли взвешиванием по разности между весом изделия до и после нанесения покрытия, зная соотношение масс полимера и смеси лекарственных веществ, а количество лекарственных веществ в хитозановом слое определяли спектрофотометрически на приборе Shimadzu в УФ и видимой области, используя калибровочные кривые.

Количество выделяющихся лекарственных веществ в покрытии и пролонгированность их выделения оценивали спектрофотометрически, помещая изделия в физиологический раствор (модельную среду).

Антимикробные свойства оценивали микробиологическими тестами, используя диско-диффузионный метод. (Методические указания по определению чувствительности микроорганизмов к антибиотикам методом диффузии в агар с использованием дисков. - М., 1983. - 16 с.)

Деструкцию покрытий исследовали в модельных средах (стерильный, подкисленный физиологический раствор) при температуре 37°С.

Водопроницаемость модифицированных материалов определяли при давлении 200 мм рт.ст. (ГОСТ Р 51566-2000 «Протезы кровеносных сосудов. Общие технические требования. Методы испытаний»).

Предлагаемое изобретение поясняется примерами.

Пример 1.

Готовят растворы полимеров для последующего нанесения на текстильную основу протеза кровеносного сосуда:

Раствор А: 2%-ный раствор ПГБ (х.ч.) с молекулярной массой 900 кДа в хлороформе с добавлением ципрофлоксацина - 30% от массы полимера и дипиридамола 30% от массы полимера.

Раствор В: 4%-ный раствор хитозана (х.ч.) с молекулярной массой 300 кДа в 2%-ной уксусной кислоте.

Образец тканого сосудистого протеза последовательно обрабатывают растворами полимеров А и В, последовательно высушивают при комнатной температуре до постоянного веса. Перевод слоя хитозана в водонерастворимое состояние осуществляют следующим способом: модифицированную текстильную основу термообрабатывают при температуре 100°С в течение 1,5 ч с последующей обработкой раствором гепарина с концентрацией 500 МЕ/мл и высушиванием. Ввод ципрофлоксацина, дипиридамола и пластификатора - глицерина в слой хитозана осуществляют сорбцией из их общего раствора с концентрацией 2 мг/мл.

Модифицированный сосудистый протез имеет нулевую водопроницаемость, содержит в покрытии большое количество лекарственных препаратов - 41,0 мг/г покрытия, лекарственные препараты выделяются пролонгированно - из хитозанового слоя антимикробный препарат выделяется в течение 14 суток, а из слоя ПГБ более 30 суток, антикоагулянт и антиагрегант тромбоцитов выделяются из обоих слоев более 50 суток. Хитозановый слой покрытия в модельной среде деструктирует в течение 60-65 суток.

Пример 2.

Готовят растворы полимеров:

Раствор А: 0,15%-ный раствор ПГБ (х.ч.) с молекулярной массой 900 кДа в хлороформе с добавлением ципрофлоксацина - 30% от массы полимера и дипиридамола 30% от массы полимера.

Раствор В: 4%-ный раствор хитозана (х.ч.) с молекулярной массой 300 кДа в 2%-ной уксусной кислоте.

Образец тканого сосудистого протеза последовательно обрабатывают растворами полимеров А и В, последовательно высушивают при комнатной температуре до постоянного веса. Перевод слоя хитозана в водонерастворимое состояние осуществляют следующим способом: модифицированную текстильную основу термообрабатывают при температуре 100°С в течение 1,5 ч с последующей обработкой раствором гепарина с концентрацией 500 МЕ/мл и высушиванием. Ввод ципрофлоксацина, дипиридамола и пластификатора - глицерина в слой хитозана осуществляют сорбцией из их общего раствора с концентрацией 2 мг/мл.

Модифицированный сосудистый протез имеет нулевую водопроницаемость, но лекарственных препаратов содержит примерно в 2 раза меньше, чем в примере 1 - 25,5-26,0 мг/г покрытия. Лекарственные вещества выделяются быстрее, чем в примере 1, антимикробный препарат полностью выделяется в течение 15 суток, а антиагрегант в течение менее 30 сут.

Пример 3.

Готовят растворы полимеров:

Раствор А: 4%-ный раствор ПГБ (х.ч.) с молекулярной массой 900 кДа в хлороформе, с добавлением ципрофлоксацина - 30% от массы полимера и дипиридамола 30% от массы полимера.

Раствор В: 5%-ный раствор сульфированного хитозана (х.ч.) с молекулярной массой 300 кДа в 2%-ной уксусной кислоте.

Образец тканого сосудистого протеза последовательно обрабатывают растворами полимеров А и В, последовательно высушивают при комнатной температуре до постоянного веса. Перевод слоя сульфированного хитозана в водонерастворимое состояние осуществляют следующим способом: модифицированную текстильную основу термообрабатывают при температуре 100°С в течение 1,5 ч с последующей обработкой раствором гепарина с концентрацией 500 МЕ/мл и высушиванием. Ввод ципрофлоксацина, дипиридамола и пластификатора - глицерина в слой сульфированного хитозана осуществляют сорбцией из их общего раствора с концентрацией 2 мг/мл.

Модифицированный сосудистый протез имеет нулевую водопроницаемость, содержит в покрытии большое количество лекарственных препаратов 47,8 мг/г покрытия, лекарственные препараты выделяются пролонгированно - из хитозанового слоя покрытия антимикробный препарат выделяется в течение 14 суток, а из слоя ПГБ более 30 суток, антиагрегант тромбоцитов выделяется из обоих слоев более 50 суток. Хитозановый слой покрытия в модельной среде деструктирует в течение 70 суток.

Пример 4.

Готовят растворы полимеров:

Раствор А: 0,25%-ный раствор ПГБ (х.ч.) с молекулярной массой 900 кДа в хлороформе, с добавлением ципрофлоксацина - 30% от массы полимера и дипиридамола 30% от массы полимера.

Раствор В: 4%-ный раствор хитозана (х.ч.) с молекулярной массой 300 кДа в 2%-ной уксусной кислоте.

Образец тканого сосудистого протеза последовательно обрабатывают растворами полимеров А и В, последовательно высушивают при комнатной температуре до постоянного веса. Перевод слоя хитозана в водонерастворимое состояние осуществляют следующим способом: модифицированную текстильную основу термообрабатывают при температуре 100°С в течение 1,5 ч с последующей обработкой раствором гепарина с концентрацией 500 МЕ/мл и высушиванием. Ввод ципрофлоксацина, дипиридамола и пластификатора - глицерина в слой хитозана осуществляют сорбцией из их общего раствора с концентрацией 2 мг/мл.

Модифицированный сосудистый протез имеет нулевую водопроницаемость, содержит в покрытии лекарственных препаратов 31,5 мг/г покрытия, лекарственные препараты выделяются пролонгированно - из хитозанового слоя покрытия антимикробный препарат выделяется в течение 20 суток, а из слоя ПГБ более 25 суток, антиагрегант тромбоцитов выделяется из обоих слоев более 35 суток. Хитозановый слой покрытия в модельной среде деструктирует в течение 65 суток.

Пример 5.

Готовят растворы полимеров:

Раствор А: 2%-ный раствор ПГБ (х.ч.) с молекулярной массой 900 кДа в хлороформе с добавлением ципрофлоксацина - 30% от массы полимера.

Раствор В: 4-%-ный раствор хитозана (х.ч.) с молекулярной массой 300 кДа в 2%-ной уксусной кислоте.

Образец тканого сосудистого протеза последовательно обрабатывают растворами полимеров А и В, последовательно высушивают при комнатной температуре до постоянного веса. Перевод слоя хитозана в водонерастворимое состояние осуществляют следующим способом: модифицированную текстильную основу термообрабатывают при температуре 100°С в течение 1,5 ч с последующей обработкой раствором гепарина с концентрацией 500 МЕ/мл и высушиванием. Ввод ципрофлоксацина и пластификатора - глицерина в слой хитозана осуществляют сорбцией из их общего раствора с концентрацией 2 мг/мл. Дипиридамол не вводили.

Модифицированный сосудистый протез имеет нулевую водопроницаемость, содержит в покрытии лекарственных препаратов 37,0 мг/г покрытия, лекарственные препараты выделяются пролонгированно - из хитозанового слоя покрытия антимикробный препарат выделяется в течение 14 суток, а из слоя ПГБ более 35 суток, антиагрегант тромбоцитов выделяется за 15 сут за счет того, что в покрытие не добавлен дипиридамол.

Хитозановый слой покрытия в модельной среде деструктирует в течение 65 суток.

Для наглядности результаты занесли в таблицу 1.

Таким образом, из таблицы видно, что использование полисахарида хитозана и его производных (сульфированный хитозан, карбоксиметилированный), в сочетании с природным полиэфиром - поли-3-гидроксибутиратом (ПГБ) позволило достичь нулевую водопроницаемость, обеспечить увеличенное депонирование лекарственных веществ в связи с наличием 2-слойной структуры полимеров разной природы, а последующее введение дипиридамола (примеры 1-4) в слой хитозана способствовало дополнительной иммобилизации гепарина и более пролонгированному его выделению, причем при уменьшении количества лекарственных веществ в покрытии они быстрее выделяются из покрытия, не обеспечивая длительный терапевтический эффект (примеры 2, 5).

Следовательно, предлагаемый способ обработки синтетических текстильных медицинских изделий, предназначенных для контакта с кровью, позволяет придать изделиям комплекс необходимых свойств: повышенную тромборезистентность и антимикробность, нулевую хирургическую пористость и пролонгированное выделение лекарственных препаратов.

Формула изобретения

1. Способ обработки синтетических текстильных имплантируемых медицинских изделий, включающий нанесение на поверхность изделий гидрогелевого покрытия на основе природных биодеградируемых полимеров с последующим высушиванием покрытия, переводом покрытия в водонерастворимое состояние путем термообработки и введением в покрытие биологически активных и лекарственных веществ и пластификатора, отличающийся тем, что в качестве природного биодеградируемого полимера используют полисахарид хитозан или его производные (сульфированный хитозан, карбоксиметилированный) в сочетании с природным биодеградируемым полиэфиром - поли-3-гидроксибутиратом, перевод в водонерастворимое состояние осуществляют при температуре 100°С, а при вводе в покрытие биологически активных и лекарственных веществ используют гепарин в сочетании с ципрофлоксацином и дипиридамолом.

2. Способ по п.1, отличающийся тем, что покрытие состоит из 2 слоев и его формируют послойно, причем первый слой - полиэфир поли-3-гидроксибутират с молекулярной массой 600-900 кДа, который наносят из раствора поли-3-гидроксибутирата в хлороформе с концентрацией 0,5-4 мас.%, второй слой - полисахарид-хитозан или его производные с молекулярной массой 200-300 кДа, который наносят из уксуснокислого раствора хитозана с концентрацией 4-6 мас.%.

3. Способ по п.1, отличающийся тем, что лекарственные вещества вводят в оба слоя покрытия, причем в раствор поли-3-гидроксибутирата в хлороформе добавляют 30 мас.% ципрофлоксацина и 30 мас.% дипиридамола, а введение лекарственных веществ в слой хитозана осуществляют после термообработки последовательно: сначала сорбцией из растворов гепарина с концентрацией 500 МЕ/мл, с последующим высушиванием, затем сорбцией ципрофлоксацина и дипиридамола из их растворов с концентрацией 1-2 мг/мл.