Устройство и способ модуляции сердечной ткани путем местного применения разряжения для минимизации гибели и повреждения клеток - RU2544093C2

Чертежи

Показать все 14 чертежа(ей)

Описание

Область техники, к которой относится изобретение

Настоящее изобретение относится к устройству и способу лечения сердечной ткани, в частности, но не исключительно, к модулированию состояния сердечной ткани при ишемии и реперфузии с использованием субатмосферного давления с целью минимизировать гибель и повреждение клеток.

Уровень техники

Ишемия миокарда развивается, когда часть ткани сердца не получает достаточного для удовлетворения его потребностей количества кислорода и энергетических субстратов. Как правило, это происходит из-за блокады кровотока в артерии атеросклеротической бляшкой или тромбом. При инфаркте миокарда образуется область, в которой поврежденные клетки, из-за отсутствия притока крови, немедленно погибают. В то же время в прилегающем слое кровоток нарушается, то есть образуется зона застоя крови, а в более периферической зоне нарушений нет. К сожалению, при инфаркте сердце пытается увеличить частоту сокращений и общий объем работы, чтобы компенсировать функцию пораженных областей. Вследствие этого в областях, находящихся в "зоне застоя крови", объем работы мышцы сердца должен увеличиваться, что приведет к увеличению энергетических потребностей в этих областях, а впоследствии - к дальнейшему прогрессированию гибели клеток. Без лечения такая ишемия приведет к расширению зоны инфаркта, которая может в итоге расшириться до трансмуральной - на всю толщину стенки желудочка.

Ограничение степени инфаркта в результате ишемии миокарда имеет первостепенное значение для улучшения у пациентов краткосрочных и долгосрочных исходов. Поэтому, чтобы спасти эту ткань миокарда, необходимо обеспечить своевременную реперфузию (восстановление коронарного кровотока) ткани. Количество восстановимой ткани в зоне ишемии зависит от своевременности реперфузии. Хотя реперфузия останавливает ишемические процессы, обеспечивая ткань кислородом и питательными веществами (в том числе энергетическими субстратами), этот процесс также быстро запускает ряд явлений и каскадов, усугубляющих повреждение и расширяющих область некроза за пределы области ишемии в покое. Значительную часть этого реперфузионного повреждения считают имеющей воспалительную природу, но ошибочно направленной против тканей организма хозяина, а не инородных веществ. Возможность уменьшить это реперфузионное повреждение позволяет сохранить наибольшее количество ткани миокарда.

Реперфузионное повреждение проявляется по ряду направлений, включая дисфункцию (оглушенность) миокарда, аритмии, ряд явлений, приводящих к смертельному для клеток реперфузионному повреждению. В настоящее время разработаны эффективные методы фармакологической терапии реперфузионных аритмий, а оглушенность миокарда, как правило, разрешается самопроизвольно через определенное время, поэтому для сохранения поврежденных ишемией и реперфузией, но жизнеспособных тканей логичным представляется воздействовать на медиаторы смертельного для клеток реперфузионного повреждения.

Существует большое количество потенциальных медиаторов смертельного для клеток реперфузионного повреждения, в том числе перегрузка кальцием, кислородные радикалы, изменения осмотических градиентов (и вызываемый ими отек клеток), митохондриальные поры, вызывающие скачок проницаемости, и воспаление (само по себе представляющее сложный набор каскадов и медиаторов, включающий активацию комплемента, инфильтрацию лейкоцитами, провоспалительные цитокины и медиаторы). Кроме того, кардиопротективные эффекты избирательного подавления любой и всех этих систем, в том числе антиоксидантами, ингибиторами натрий-водородного обменного насоса, противовоспалительными средствами (в том числе аденозином, антителами, молекулами адгезии, ингибиторами комплемента) изучены в моделях ишемии-реперфузии миокарда на животных. Однако очень немногие из них оказались сколько-нибудь клинически эффективны у человека; вероятно, это связано с тем, что эти методы терапии действуют выборочно на отдельные точки в каскаде явлений, или на один из аспектов очень сложного и многогранного процесса. Таким образом, хотя показано, что применение отрицательного (или субатмосферного) давления для лечения раненых кожных и подкожных тканей увеличивает по сравнению с традиционными методами скорость их излечения (как это указано в патентах US 5645081, 5636643, 7198046, 721665 и, а также в опубликованных заявках US 2003/0225347, 2004/0039391, 2004/0122434, содержание которых включено в настоящую заявку путем ссылки), потребность в устройствах и способах, предназначенных для применения при лечении ишемии миокарда, сохраняется. При этих типах ран кожи и подкожных тканей экраны/повязки нередко можно заменять без затруднений и неинвазивно через стандартные, заранее определенные интервалы времени без существенного нарушения процесса заживления тканей. Однако когда такие методы используют для лечения тканей или органов, расположенная над которыми кожа остается неповрежденной, покрывающую их кожу приходится хирургическим путем повреждать, и формировать раны через вышерасположенные ткани, чтобы открыть доступ к изначально поврежденным ткани или органу.

Вышерасположенные изначально здоровые ткани, поврежденные для открытия доступа к поврежденным тканям, можно закрыть швами поверх поврежденных тканей. Это позволяет проводить лечение поврежденных тканей отрицательным давлением, на фоне восстановления тканей, расположенных над раной. Современные представленные на рынке варианты повязок и покрытий, формирующих отрицательное давление, не подвергаются биологическому разложению или биологическому рассасыванию. Вследствие отсутствия биоразложения/биорассасывания требуется проводить повторное вскрытие ушитого разреза, удаление повязки и покрытия, размещение новой повязки и покрытия, и вновь ушивать разрез. Эту последовательность действий следует повторять до заживления исходно поврежденной ткани, причем затем проводят еще один окончательный разрез для удаления повязки и покрытия. Каждая процедура вскрытия разреза для замены или удаления повязки и покрытия увеличивает риск инфицирования данной области.

Раскрытие изобретения

Настоящее изобретение относится к устройствам и способам лечения повреждений сердечной ткани, таких как инфаркт миокарда в ишемической или ранней реперфузионной фазах, путем применения субатмосферного (или отрицательного) давления. Лечение с помощью устройств и способов, описываемых настоящим изобретением, может спасти клетки в зоне стаза и тем самым уменьшить размер инфаркта. Такое лечение будет особенно эффективно на конечных стадиях поражения миокарда, при которых провести шунтирование или стентирование не представляется возможным. Такое лечение также будет полезно в качестве дополнения к ЭМО (экстракорпоральной мембранной оксигенации) при необходимости обеспечить сердцу покой, после остановки сердца, при поражениях левой главной артерии, и т.д.

В одном из аспектов данного изобретения представлено устройство для терапии отрицательным давлением, которое может включать размещаемую поверх ткани повязку с разряжением, например, пористый материал. Повязка с разряжением может включать встраивающиеся в биологические среды так, чтобы избавить от необходимости проводить второе вмешательство для удаления пористого материала. (Термин "свойство встраиваться в биологические среды" здесь определен для описания материала, который может находиться в организме пациента неограниченно долго и может подвергаться ремоделированию, рассасыванию, растворению и/или другим видам усвоения или изменения). Устройство также может содержать покрытие, встраивающееся в биологические среды, для размещения над повязкой с разряжением, с образованием герметичного соединения, в которой может быть обеспечено формирование и поддержание субатмосферного давления в повязке с разряжением и ткани. Покрытие может прикрепляться к повязке и распространяться за пределы повязки с разряжением, обеспечивая прикрепление покрытия к окружающей неповрежденной сердечной ткани. Покрытие может иметь гелеобразный характер, чтобы окружать сердце соответственно контуру его поверхности, и может быть достаточно гибким, чтобы не нарушать функционирование сердца. Покрытие может быть закреплено на миокард с помощью фибринового клея, мини-скоб или швов.

При использовании устройство по одному из аспектов данного изобретения может быть размещено при торакоскопии над областью инфаркта мышцы и над прилегающей зоной стаза. Устройство может быть размещено через небольшой разрез в грудной стенке, и проведено через перикард. Повязка с разряжением может быть скатана или сложена таким образом, чтобы ее можно было ввести через канал торакоскопа. Эпикард можно перфорировать с помощью лазера на CO₂ или аналогичного, или другого режущего инструмента, чтобы обнажить расположенный ниже ишемизированный миокард. Повязка с разряжением может быть размещена прямо над этой зоной ишемии. Покрытие может быть размещено и закреплено на окружающей сердечной ткани также и эндоскопически. Трубка отсоса (отсасывающая трубка для создания разряжения), например небольшой катетер, может быть установлена так, чтобы ее дистальный конец трубки обеспечивал распределение газа между пространством под покрытием, чтобы сформировать в нем и в ткани, подвергаемой лечебному воздействию, субатмосферное давление. Другой конец трубки отсоса может быть затем соединен с отсосом, и отсос может быть активирован для формирования субатмосферного давления, оказывающего лечебное действие на поврежденные сердечные ткани. Кроме того, субатмосферное давление может формироваться с перерывами, частота которых будет согласована с сердечным ритмом.

Данное изобретение также может обеспечить отсроченное начало лечения инфаркта миокарда, при котором уже сформировалась стабильная зона гибели клеток миокарда. Вновь через эндоскоп и небольшой разрез в стенке грудной клетки в область инфаркта можно ввести повязку с разряжением, встраивающуюся в биологические среды. Вновь, если потребуется воздействие на пораженный миокард и смежные участки миокарда, используется лазер на CO₂ или аналогичный режущий инструмент, позволяющий перфорировать эпикард. В повязку с разряжением можно также встроить сетку с клетками миокарда или периферическими мышечными клетками. Также в повязку с разряжением можно встроить небольшой катетер с возможностью последующих неоднократных вливаний раствора с клетками миокарда, полипотентными клетками-предшественниками или периферическими мышечными клетками через определенные промежутки времени. В области почти полной гибели клеток или слабой выраженности или отсутствия сокращения мышечных клеток в поврежденной сердечной ткани можно ввести новые сократимые клетки для замены и восстановления сократительной функции поврежденной сердечной ткани. Первоначально, могут быть использованы периферические мышцы или периферические мышечные клетки, полученные в культуре. Жизненный цикл этих клеток ограничен, и можно ожидать, что их запас через некоторое время истощится. Во время лечения можно провести биопсию миокарда, извлечь и культивировать клетки миокарда, чтобы увеличить массу жизнеспособных клеток. Собранные клетки миокарда можно сохранять в культуре и использовать для последующих периодических вливаний для формирования лоскута миокарда, который закроет область развившегося инфаркта. Кроме того, клетки-предшественники можно собрать и немедленно ввести в область повреждения сердечной ткани, или же вырастить в культуре и периодически вводить в область повреждения сердечной ткани с целью достичь их дифференцировки в кардиомиоциты. С течением времени произойдут митоз или саморепликация введенных клеток, что увеличит массу функционирующей сердечной ткани. Возможность постепенно добавлять клетки, которые будут постепенно васкуляризироваться, является важным этапом развития регенеративной медицины, в настоящее время позволяющей обеспечивать выживание только клеток, выращиваемых на подложке.

В частности, в одном из аспектов данного изобретения предусмотрен способ лечения поврежденной сердечной ткани с использованием субатмосферного давления. Способ предусматривает размещение пористого материала в непосредственном или косвенном контакте с поврежденной сердечной тканью, позволяющем обеспечить распределение газа между одной или несколькими порами пористого материала и поврежденной сердечной тканью. Пористый материал может включать по меньшей мере один из материалов, полученных методами электропрядения, литья, печати, или материал с открытыми порами. Альтернативно или дополнительно, пористый материал может быть встраивающимся в биологические среды. Пористый материал может включать, например, коллаген, хитозан, поликапролактон, полигликолевую кислоту, полимолочную кислоту, и их комбинации. Кроме того, пористый материал может представлять собой пену из поливинилового спирта, которая может быть расположена в непосредственном контакте с поврежденной сердечной тканью.

Пористый материал может быть уплотнен (герметизирован) по месту над поврежденной сердечной тканью, чтобы обеспечить поддержание в области поврежденной сердечной ткани субатмосферного давления. Пористый материал может быть функционально связан с источником разряжения для формирования субатмосферного давления в поврежденной сердечной ткани, и источник разряжения может быть активирован, чтобы обеспечить в поврежденной сердечной ткани субатмосферное давление. Субатмосферное давление в поврежденной сердечной ткани может быть сохранено в течение времени, достаточного для уменьшения отека (и тем самым обеспечит восстановление сократимости и эластичности ткани), снижения интерстициального давления, удаления медиаторов воспаления, удаления усилителей воспалительных реакций, регуляции уровня внутриклеточных медиаторов, усиления реперфузии и кровотока в микрососудах, уменьшения закупорки микрососудов и/или уменьшения накопления воспалительных клеток в поврежденной сердечной ткани. Микро- и макродеформация сердечной ткани при лечении приведет к увеличению в ишемизированной ткани новообразования сосудов или формирования новых кровеносных сосудов. Это обеспечит увеличение выживаемости кардиоцитов и в конечном счете улучшит функцию ишемизированных отделов сердца. Кроме того, исходно существующая макро- и микродеформация мелких артериол в сердце приведет к их физической переориентации в области ишемизированной ткани, тем самым увеличивая перфузию и, в конечном счете, функцию миокарда.

Например, субатмосферное давление может поддерживаться на уровне примерно на 25-125 мм рт.ст. ниже атмосферного давления. Способ также может предусматривать размещение покрытий, таких как покрытие, встраивающееся в биологические среды, поверх поврежденной сердечной ткани, и герметизацию покрытия к тканям вблизи поврежденной сердечной ткани, например, к неповрежденной сердечной ткани, для поддержания в поврежденной сердечной ткани субатмосферного давления. Покрытие может быть представлено в форме адгезивной (самоклеящейся) пленки, которая может быть размещена поверх поврежденной сердечной ткани. В таком случае шаг герметизации покрытия может включать адгезивную герметизацию и приклеивание адгезивной пленки к ткани, окружающей поврежденную сердечную ткань, с образованием между пленкой и этой тканью герметичного соединения.

В соответствии с другим аспектом настоящего изобретения предлагается устройство для лечения поврежденной сердечной ткани. Устройство содержит пористый материал для лечения поврежденной сердечной ткани, причем структура пористого материала обеспечивает распределение газа (газовое сообщение) между одной или несколькими порами этого материала и сердечной тканью, лечение которой производится. Пористый материал может содержать по крайней мере один материал, полученный путем электропрядения, литья, печати. Альтернативно или дополнительно, пористый материал может содержать материал, встраивающийся в биологические среды. В таких случаях пористый материал может быть составлен таким образом, чтобы внешние края пористого материала рассасывались или разрушались быстрее, чем внутренняя часть. Скорость удаления (резорбции/разрушения) пористого материала может быть согласована со скоростью образования новой ткани. Одним из способов контролировать скорость разрушения или резорбции является изменение числа сшивок в пористом материале.

Устройство также может содержать источник разряжения для создания субатмосферного давления; источник разряжения может обеспечивать газовое сообщение с пористым материалом, чтобы распространять в сердечной ткани субатмосферное давление. Размер пор пористого материала, по крайней мере на выбранной поверхности пористого материала, может быть достаточно мал, чтобы предотвратить прорастание в него ткани. Кроме того, размер пор пористого материала, по крайней мере на выбранной поверхности, может быть меньше размера фибробластов и клеток сердца, а в другом участке, помимо выбранной поверхности, размер пор может быть больше размера фибробластов и клеток сердца. Размер пор пористого материала может быть достаточно большим, чтобы обеспечить прохождение белков, по размеру соответствующих альбумину. Кроме того, пористый материал может содержать по меньшей мере одну уплотненную (герметизированную) поверхность для предотвращения распространения через нее субатмосферного давления. Устройство также может содержать покрытие, например, встраивающееся в биологические среды, позволяющее герметизировать поврежденную сердечную ткань для поддержания под покрытием на поврежденной сердечной ткани субатмосферного давления.

Пористый материал и/или покрытие, встраивающиеся в биологические среды, могут быть созданы из синтетических материалов, таких как полигликолевая кислота, полимолочная кислота или поли-о-цитрат, или изготовлены из естественных молекул, таких как коллаген, эластин, протеогликаны. Для оптимизации материальных свойств пористого материала и покрытия могут быть использованы сочетания синтетических молекул, сочетания естественных молекул, или сочетания синтетических с естественными молекулами.

Примером материала, который может быть использован для изготовления пористого материала, является поликапролактон. В одном из примеров поликапролактон смешивают с хлоридом натрия (1 часть капролактона на 10 частей хлорида натрия) и для растворения компонентов помещают в достаточный объем хлороформа. Раствор сливают в контейнер соответствующего размера и формы и обеспечивают его высыхание в течение двенадцати часов. Затем хлорид натрия вымывают водой.

Второй образец литой формы пористого материала представлен хитозаном, 1,33% раствор (мас./объем) в 2% уксусной кислоте. Раствор (20 мл) заливают в соответствующего размера контейнер и замораживают в течение 2 часов при -70°С, а затем переносят в лиофилизатор и обеспечивают разряжение в течение 24 часов. В лиофилизированном высушенном материале повязки затем формируют поперечные сшивки путем обработки парами 2,5-5% глутаральдегида в течение от 12 до 24 часов.

Таким образом, данное изобретение относится к устройствам и способам минимизации прогрессирования патологических процессов, минимизации нарушения физиологической целостности сердца, минимизации нарушений кровоснабжения и питания сердечной ткани и увеличения степени реваскуляризации ишемизированных областей сердца путем новообразования сосудов и переориентации существующих сосудов. Уменьшая выраженность отека и интерстициальное давление в сердечной ткани, может быть минимизирован риск гибели и нарушения функции клеток сердца. Кроме того, данное изобретение обеспечивает ускоренное выведение медиаторов, продуктов разрушения ткани и токсинов, усиливающих воспалительные и нейропатологические процессы в поврежденной сердечной ткани.

Краткое описание чертежей

Ниже изобретение более подробно рассмотрено со ссылкой на прилагаемые фигуры, на которых показано:

на фиг.1 показан схематический вид с поперечным разрезом примера конфигурации предлагаемого в настоящем изобретении устройства, расположенного по месту, перед созданием субатмосферного давления;

фиг.2 схематически иллюстрирует частичное изображение среза с фиг.1 в процессе создания субатмосферного давления;

фиг.3 схематически иллюстрирует частичное изображение среза с фиг.1 после создания субатмосферного давления;

на фиг.4 показан схематический вид с поперечным разрезом примера конфигурации предлагаемого в настоящем изобретении устройства, расположенного по месту, в котором трубка окружена тканью, покрывающей сердце, с целью сформировать пространство, в котором можно было бы поддерживать разряжение, чтобы для этого не требовалось использовать покрытия;

на фиг.5 показан частичный схематический вид с поперечным разрезом примера конфигурации предлагаемого в настоящем изобретении устройства, расположенного по месту, в котором применен пористый материал, причем к поврежденной ткани прилежит слой с меньшим размером пор, а поверх слоя с мелкими порами расположен слой с порами более крупного размера;

на фиг.6 показан схематический вид примера конфигурации предлагаемого в настоящем изобретении пористого материала, в котором открыта и не герметизирована только одна сторона пористого материала;

на фиг.7 показан схематический вид с поперечным разрезом примера конфигурации предлагаемого в настоящем изобретении устройства, в котором поверх пористого материала размещено покрытие, а потенциальные области утечки герметизированы фибриновым клеем;

на фиг.8 показан частичный схематический вид с поперечным разрезом примера конфигурации предлагаемого в настоящем изобретении устройства, в котором края покрытия подвернуты внутрь;

на фиг.9 показан схематический вид с поперечным разрезом примера конфигурации предлагаемого в настоящем изобретении устройства, в котором покрытие самоклеящееся;

на фиг.9 показан схематический вид с поперечным разрезом примера конфигурации предлагаемого в настоящем изобретении устройства, в котором через покрытие пропущена трубка;

на фиг.11 показан частичный схематический вид с поперечным разрезом трубки отсоса, прикрепленной к покрытию;

на фиг.12 схематически представлен вид почки с указанием артерии и вены;

на фиг.13 схематически представлено двухстворчатое захватывающее устройство или двухклапанная камера для формирования субатмосферного давления;

на фиг.14 схематически представлен вид почки, размещенной в камере с фиг.13.

Осуществление изобретения

Рассмотрим фигуры, на которых сходные элементы пронумерованы одинаково на всех иллюстрациях. Данное изобретение относится к устройствам и способам применения субатмосферного (или отрицательного) давления для лечения поврежденной сердечной ткани, причем "поврежденная" ткань определяется как травмированная, с нарушением функции, либо иным образом деградировавшая, например, поврежденная вследствие травмы, заболевания, инфекции, осложнения хирургического вмешательства, другого патологического процесса. Более точно, устройства и способы, предлагаемые в данном изобретении, могут повлиять на лечение инфаркта миокарда.

Пример конфигурации устройства 100 для лечения поврежденной сердечной ткани субатмосферным давлением в данном изобретении может включать источник разряжения (отсос) 30 для формирования субатмосферного давления через трубку 20, проходящую в пористый материал 10, совместимый с биологическими средами и размещенный в непосредственном или косвенном контакте с поврежденной сердечной тканью 7 (фиг.1-4). В данном контексте, "косвенный контакт" определяется как размещение для передачи субатмосферного давления промежуточного материала, контактирующего как с поврежденной сердечной тканью 7, так и с пористым материалом 10. В этой связи, пористый материал 10 может быть структурирован для подачи и распределения субатмосферного давления на поврежденную сердечную ткань 7. Кроме того, пористый материал 10 может состоять из материала, который после терапии субатмосферным давлением должен быть удален, для чего может потребоваться вторая операция. Устройство 100 для лечения поврежденной сердечной ткани может быть прикреплено к телу пациента путем размещения пористого материала 10 вблизи поврежденной сердечной ткани 7, чтобы обеспечить распределение газа между одной или несколькими порами пористого материала 10 и поврежденной областью сердца 7. К пористому материалу 10 может быть подключен дистальный конец 22 трубки 20, и пористый материал 10 может быть герметизирован на месте швами 8 к коже и подкожной ткани 2, чтобы получить в области поврежденной сердечной ткани 7 стабильное субатмосферное давление (фиг.4). Проксимальный конец 24 трубки 20 может быть подключен к источнику разрежения 30, чтобы функционально связать пористый материал 10 с источником разрежения 30 для получения при активации источника разрежения 30 в поврежденной сердечной ткани 7 субатмосферного давления. Опционально, для поддержания в поврежденной сердечной ткани 7 субатмосферного давления, над поврежденной сердечной тканью 7 может быть расположено покрытие 40, например, покрытие 40, совместимое с биологическими средами, с образованием герметичной области вокруг поврежденной сердечной ткани 7.

Рассматривая фиг.1-4 более подробно, пример конфигурации устройства 100 для лечения поврежденной сердечной ткани субатмосферным давлением, предлагаемого в настоящем изобретении, проиллюстрирован частичным поперечным разрезом пористого материала 10 в контакте с поврежденной сердечной тканью 7. Покрытие 40 закрывает пористый материал 10 и может распространяться в здоровую сердечную ткань 6, формируя герметичное пространство 48. Между покрытием 10 и здоровой сердечной тканью 6 может быть расположен клей 41, такой как фибриновый клей или клей из другого материала. Клей 41 может также или вместо этого быть расположен по периметру покрытия 10 для предотвращения утечек, а также может быть размещен вокруг сквозного отверстия 52, через которое для предотвращения утечек проходит трубка из покрытия 10. На фиг.1 представлено устройство 100 до применения субатмосферного давления. На фиг.2 представлено устройство 100 в момент применения субатмосферного давления, и герметичное пространство 48 по мере выведения из него жидкости и газа уменьшается в объеме, и покрытие 40 более точно соответствует форме пористого материала 10. На фиг.3 представлено устройство 100 после применения субатмосферного давления, причем покрытие 40 соответствует форме пористого материала 10.

Рассматривая фиг.4 более подробно, пример конфигурации устройства 100 для лечения сердечной ткани субатмосферным давлением, предлагаемого в настоящем изобретении, проиллюстрирован частичным поперечным разрезом окружающих тканей на месте. Проиллюстрированные ткани включают кожу 1 и подкожную ткань 2, мышечную ткань 3, костную ткань 4, перикард 5, здоровую неповрежденную сердечную ткань 6, поврежденную сердечную ткань 7, плевральную ткань 12. Для обеспечения доступа к поврежденной сердечной ткани 7, часть перикарда 5 может быть удалена путем хирургического рассечения или повреждения. Пористый материал 10, такой как воздухопроницаемый (с открытыми порами) коллагеновый материал, может быть помещен в подкожном пространстве в контакте (непосредственном или косвенном) с сердечной тканью 7, чтобы обеспечить воздействие на него субатмосферного давления с целью уменьшения отека и интерстициального давления, количества кислородных радикалов, медиаторов воспаления и других молекул, которые могут неблагоприятно повлиять на выживаемость или жизнеспособность клеток в поврежденной сердечной ткани, с целью, например, улучшения физиологических функций. К пористому материалу 10 может быть подключен дистальный конец 22 трубки 20, и трубка 20 может быть выведена из тела через разрез. Трубка 20 может иметь одно или более отверстий 23 в части трубки 20, контактирующей с пористым материалом 10, фиг.6. Ткани между сердечной тканью 7 до кожи 1 включительно закрывают, например, швами 8, для создания герметичного уплотнения, позволяющего поддерживать разрежение. Когда применяется субатмосферное давление, края разрезанных тканей 1-5 сводят, и плевральную ткань 12 для поддержания разрежения прикрепляют к пористому материалу. Проксимальный конец трубки 24 может быть подключен к источнику разрежения 30, и уровень субатмосферного давления контролируется контроллером 32. Источник разрежения 30 может быть снабжен емкостью для сбора удаленной жидкости.

Покрытие 40 может использоваться для дальнейшего ограничения области вокруг поврежденной сердечной ткани 7, в которой поддерживается субатмосферное давление. То есть, как показано на фиг.1-3, 7-9, покрытие 40, 50 обеспечивает герметичность пространства/области 48, 58 вокруг поврежденной сердечной ткани 7 под покрытием 40, 50, которые могут обеспечивать изоляцию тканей, внешних по отношению к покрытию 40, 50 при воздействии субатмосферного давления на поврежденную сердечную ткань 7. Наоборот, как показано на фиг.4, в отсутствие покрытия, обеспечение субатмосферного давления в пористом материале 10 и поврежденной сердечной ткани 7 может притянуть окружающие ткани, такие как перикард 5 и плевральная ткань 12, внутрь к трубке 20 и пористому материалу 10 вдоль направления стрелок на фиг.4. В этой связи растяжимые и/или смещаемые ткани, такие как перикард 5 и плевральная ткань 12, могут обеспечить распространение субатмосферного давления до области между перикардом 5 и поврежденной сердечной тканью 7. Кроме того, покрытия 40, 50 могут дополнительно защищать поврежденную сердечную ткань 7 от экзогенной инфекции и загрязнения за пределами области защиты, исходно обеспечиваемой пористым материалом 10 и ушитой кожей 1 и подкожной тканью 2. Аналогичным образом, покрытия 40, 50 могут дополнительно защищать область повреждения сердечной ткани 7 от распространения инфекции от окружающих тканей (например, при абсцессах сердечной ткани и медиастините).

Чтобы способствовать поддержанию субатмосферного давления в поврежденной сердечной ткани 7, над поврежденной сердечной тканью 7 может быть размещено гибкое покрытие 40 (фиг.7) или гибкое самоклеющееся покрытие 50 (фиг.9), чтобы обеспечить формирование вокруг поврежденной сердечной ткани 7 области 48, 58, в которой может быть сохранено субатмосферное давление, фиг.7, 8. В частности, на фиг.7, 8 и 9 поверх поврежденной сердечной ткани 7 и пористого материала 10 может быть обеспечено покрытие 40, 50 путем прикрепления покрытия 40, 50 к сердечной ткани вблизи поврежденной сердечной ткани 7, чтобы сформировать вокруг поврежденной сердечной ткани 7 и пористого материала 10 герметичную область 48, 58. Например, покрытие 40 может быть приклеено к сердечной ткани с помощью клея 41, такого как фибриновый клей. Клей 41 может состоять из самополимеризующегося клея и/или желательно включать наполнитель, обеспечивающий клею 41 достаточный объем, чтобы обеспечить соответствие клея 41 форме потенциально неровных поверхностей, с которыми контактирует клей 41. Клей 41 может быть представлен в качестве отдельного компонента или в составе покрытия 40. Для гибкого покрытия 40 внешний край или граница гибкого покрытия 40 может быть либо загнут в направлении от (или располагаться в горизонтальном положении относительно) неповрежденной сердечной ткани 6, либо загнут под (или в направлении) поврежденной сердечной тканью 7, фиг.7, 8. Клей 41 может быть размещен между краем покрытия 40 и здоровой сердечной тканью 6, чтобы обеспечить герметичное уплотнение. Клей 41 может быть также размещен вокруг трубки 20, где он будет проникать через покрытие 40. Кроме того, самоклеящееся гибкое покрытие 50 может быть отвернуто от поврежденной сердечной ткани 7 так, чтобы нижняя часть покрытия 50 (обращенная к пористому материалу 10) могла затем контактировать с окружающей неповрежденной сердечной тканью 6, фиг.9.

В дополнение к воздухопроницаемому (с открытыми порами) коллагеновому материалу, пористый материал 10 может также включать материал из полигликоля и/или полимолочной кислоты, синтетический полимер, гибкую листовую сетку, воздухопроницаемую полимерную пену, пенистый сегмент, пористый лист, пену из поливинилового спирта, материал из полиэтилена и/или полиэстера, или другие подходящие материалы, которые могут быть изготовлены, например, методами электропрядения, литья, печати. раствор хитозана (1,33 мас./объем.% в 2% уксусной кислоте, общим объемом 20 мл), который может быть залит в соответствующего размера форму. Затем раствор замораживают в течение 2 часов при температуре -70°С, после чего переносят в лиофилизатор и обеспечивают вакуум в течение 24 часов. В материале могут быть сформированы поперечные сшивки путем обработки парами 2,5-5% глутаральдегида в течение 12-24 часов, чтобы сформировать литой пористый материал.

Кроме того, пористый материал 10 может быть изготовлен путем литья из поликапролактона. Поликапролактон может быть смешан с хлоридом натрия (1 часть капролактона на 10 частей натрия хлорида), и для растворения компонентов помещен в достаточный объем хлороформа. Например, можно загрузить 8 мл раствора в емкость соответствующего размера и формы, и высушить в течение двенадцати часов. Хлорид натрия может быть затем вымыт водой в течение 24 часов.

Покрытие 40 может быть также встраиваемым в биологические материалы, и может состоять из электроспряденной смеси коллагена I типа и 1,8-полиоктандиолцитрата в соотношении 80%:20% по весу. Концентрация раствора может составлять 15% при растворении в гексафтор-2 пропаноле общим объемом 9,5 мл. Раствор можно затем выделять из шприца через иглу 18 калибра при скорости потока 1-3 мл/час. Напряжение может составлять 25 кВ при рабочем расстоянии 20-25 см. Пленку можно полимеризовать нагреванием до 80°С в течение 48 часов (на 90°С в течение 96 часов) и сшивать парами 2,5%-10% глутаральдегида в течение 24 часов.

Кроме того, для получения пористого материала 10 и литых материалов для покрытия 40 можно использовать электроспряденные материалы. Одним из примеров формы и способа получения электроспряденного пористого материала 10 были изготовлены с использованием сочетания коллагена I типа; хондроитин-6-сульфата (CS): 1,8-полиоктандиолцитрата (РОС) в соотношении 76%:4%:20% по весу. Коллаген/CS/POC растворяли в двух растворителях. CS растворяли в воде, а коллаген и РОС растворяли в 2,2,2-трифторэтаноле (ТФЭ). Затем использовали раствор 20% воды/80% ТФЭ (по объему). Для электропрядения раствор, содержащий смесь коллаген: CS: РОС, помещали в шприц емкостью 3 мл с установленной иглой 18 калибра (Ga). Для введения раствора в кончик иглы со скоростью 2,0 мл/час был использован шприцевой насос (производства New Era Pump Systems, Wantaugh, Нью-Йорк, США). С помощью источника высокого напряжения (HV Power Supply, Gamma High Voltage Research, Ormond Beach, Флорида, США) создавалось напряжение 10-20 кВ, прикладываемое между иглой (анод) и заземленным коллектором (катод) с расстояния 15-25 см. Затем материал сшивали глутаральдегидом (степень II, 25% раствор) и полимеризовали нагреванием (80°С) в течение 48 часов. Также пористые материалы 10 из коллагена I типа возможно подвергать электропрядению, начиная с начальной концентрации 80 мг/мл коллагена в 1,1,1,3,3,3-гексафтор-2-пропаноле, а затем использовать те же условия электропрядения, как при сочетании коллаген: CS:POC.

Примерами литых форм покрытия могжет быть использование 1,8-полиоктандиолцитрата (РОС) или другие комбинации диоловых цитратов, которыми могут быть, например, 1,6 гександиол или 1,10 декандиол. Чтобы изготовить литое покрытие 40, в колбе с округлым дном могут быть объединены эквимолярные количества безводной лимонной кислоты и выбранного диола. (Как пример: 38,4 г лимонной кислоты и 29,2 октандиола). Раствор может быть нагрет в масляной ванне в течение 10 мин при 165°С до расплавления, после чего нагревание продолжают при 140°С до 45 мин. Полимер может быть использован в этой форме, хотя также сохраняется непрореагировавший мономер. Для удаления непрореагировавшего мономера в колбу могут быть добавлены эквиобъемные количества полимера и 100% ацетона, после чего колбу встряхивают, пока полимер полностью не растворится, затем разливают в пресс-формы соответствующей формы. Для выпаривания ацетон может быть оставлен на ночь под химическим колпаком при комнатной температуре. Пленки могут быть полимеризованы при 80°С в течение 36 ч, а затем в течение 18 ч при 110°С.

Кроме того, чтобы отлить покрытие 40 из хитозана, к 1% раствору хитозана мас./объем можно добавить 2% раствор уксусной кислоты в воде. (Например, 400 мкл уксусной кислоты можно добавить к 20 мл воды, затем добавить 200 мг хитозана). Пленки могут быть получены путем заливки смеси непосредственно в форму и высыхания раствора, оставленного на ночь. Отлитое покрытие 40 из поли-L молочной кислоты или поли-D, L гликолевой и молочной кислот, растворенных в хлороформе, также может быть получено путем заливки раствора в формы и выпаривания растворителя (хлороформ).

Дополнительным методом создания пористых материалов 10 является использование технологий струйной термопечати. Печати можно подвергать материалы, встраивающиеся в биологические ткани, такие как коллаген, эластин, гиалуроновая кислота, альгинаты, сополимеры полимолочной/полигликолевой кислоты. В качестве примера, коллаген I типа (Elastin Products Co., Owensville, Миссури, США) растворяли в 0,05% уксусной кислоте, затем разводили в воде до 1 мг/мл, что позволяло подвергать его печати, как и альгинат натрия (Dharma Trading Co., San Raphael, Калифорния, США) в концентрации 1 мг/мл в воде. Также возможно подвергать печати смеси коллагена I типа (2,86 мг/мл в 0,05% уксусной кислоты) и полимолочной/полигликолевой кислоты (PURAC America, Blair, Небраска, США) (14,29 мг/мл в тетрагликоле (Sigma Aldrich, St. Louis, Миссури, США)). Необходимое оборудование - принтер производства компании Hewlett Packard 660 с - может быть установлено на платформе. Затем можно скорректировать высоту платформы с оборудованием для послойной печати. При минимальном объеме изменений оборудования, изменений программного обеспечения не требуется.

Обращаясь к фиг.5, пористый материал 10 в области размещения материала над поврежденной сердечной тканью может представлять собой многослойную структуру с неврастающим в ткань слоем 112 с размером пор, достаточно мелким для предотвращения в нем роста тканей, например, с размером пор меньше размера фибробластов и сердечных клеток. В противном случае пористый материал 110 может фиксироваться к поврежденной сердечной ткани 7 и вызывать в ней кровотечение или травму, а возможно - даже разрыв стенки желудочка при удалении пористого материала 110. Кроме того, рост тканей в пористом материале 110 может привести к постепенной эрозии через стенку желудочка или плевральную ткань, с постоянным движением и трением пористого материала 110 об эти ткани, если пористый материал 110 будет оставлен в организме пациента. Кроме того, рост тканей в пористом материале 110 может привести к формированию в пористом материале рубца, не поддающегося уменьшению, или риску кальцификации тканей внутри пористого материала 110, если пористый материал 110 будет оставлен в организме пациента. Кроме того, размер пор на границе пористого материала 10, 110 и поврежденной сердечной ткани 7 может быть достаточно мал, чтобы избежать избыточного образования в поврежденной сердечной ткани 7 грануляционной или рубцовой ткани, которая может нарушать физиологические функции сердца. В то же время размер пор пористого материала 10, 110 может быть достаточно крупным, чтобы обеспечить движение через них белков, размером соответствующих молекуле альбумина, и удаление загрязняющих ткань нежелательных веществ, таких как медиаторы, продукты распада и токсины.

Однако внутри пористого материала 10, 110, или в любом другом участке пористого материала 10, который не находится в контакте с сердечной тканью 7, размер соответствующих пор может быть больше (например, превышать размер фибробластов и клеток сердечной ткани). Например, пористый материал 110 может представлять собой многослойную структуру с неврастающим в ткань слоем 112 с размером пор, достаточно небольшим, чтобы предотвратить врастание в них ткани, в области размещения материала над сердечной тканью, и может иметь дополнительный слой 114, изготовленный из другого материала, имеющего относительно крупные размеры пор, который будет контактировать с неврастающим слоем 112.

С другой стороны, как показано на фиг.6, пористый материал 10 может быть однородным по составу и/или морфологии. В участках, отдаленных от границы поврежденной сердечной ткани, размер пор 10 может быть достаточно крупным, чтобы способствовать формированию грануляционной ткани в других тканях пространства, окружающего поврежденную сердечную ткань, например, формированию грануляционной ткани в областях, где повреждения сердечной ткани не произошло. Кроме того, пористый материал 210 может иметь конфигурацию, в которой один или более сторон или поверхности 212 пористого материала 210 герметичны, чтобы предотвратить передачу через них субатмосферного давления через такие герметичные поверхности, например, поверхность 212, в то же время по меньшей мере одна поверхность 214 обеспечивает возможность передачи субатмосферного давления. Такая конфигурация пористого материала 210 может обеспечить преимущественное воздействие на ткань на одной стороне пористого материала 210, но отсутствие такого воздействия на другой стороне. Например, поврежденную сердечную ткань можно лечить при размещении с одной стороны негерметичной поверхности 214 пористого материала 210.

Такая конфигурация пористого материала 10 может включать неметаллические материалы, чтобы имелась возможность без удаления пористого материала 10 проводить томографию (МРТ). Пористый материал 10 может также быть достаточно эластичным, чтобы он не нарушал функционирование сердца. В то же время, пористый материал 10 может быть достаточно жестким, чтобы не деформироваться в степени, создающей тягу или искажение формы сердечной ткани 6, 7, что может помешать функционированию сердца.

Обращаясь к фиг.7, для передачи субатмосферного давления к пористому материалу 10, чтобы оно могло распространиться в сердечной ткани 7, с помощью трубки 20 может быть обеспечен прямой или косвенный контакт газа с пористым материалом 10 в области дистального конца 22 трубки 20. Например, дистальный конец 22 трубки 20 может быть вложен в пористый материал 10 или может быть размещен над пористым материалом 10. Дистальный конец 22 трубки 20 может также иметь одно или несколько отверстий 23, способствующих передаче субатмосферного давления к пористому материалу 10 и поврежденной сердечной ткани 7. Трубка 20 может проходить через отверстие в коже 1 и подкожной ткани 2, к которой может быть фиксирована швом 8, чтобы способствовать герметизации трубки 20. Проксимальный конец 24 трубки 20 может быть функционально связан с источником разрежения 30 (например, V.A.C., Model 30015B, Kinetic Concepts, Inc., Сан-Антонио, штат Техас, США), чтобы обеспечить формирование субатмосферного давления, которое посредством трубки 20 передается до пористого материала 10 и поврежденной сердечной ткани 7.

Источник разрежения 30 может содержать контроллер 32 для регулирования величины субатмосферного давления. Например, источник разрежения 30 может быть настроен для получения субатмосферного давления непрерывно или с перерывами, например, чтобы чередованием включения и выключения обеспечить периодическое формирование субатмосферного давления. Рабочий цикл периодического формирования субатмосферного давления может составлять от 1 до 10 (вкл/выкл) до 10 к 1 (вкл/выкл). Кроме того, периодическое формирование субатмосферного давления может иметь форму периодической или циклической волны, такой как синусоида, или может быть циклическим после начала лечения, чтобы имитировать более физиологические состояния, например, сердечные сокращения. Субатмосферное давление может формироваться циклически путем включения-выключения по мере необходимости, определяемой на основе мониторинга давления в поврежденной сердечной ткани 7. В целом, источник разрежения 30 может быть настроен для обеспечения величин субатмосферного давления, лежащих между атмосферным давлением и величиной на 200 мм рт.ст. ниже атмосферного давления, чтобы минимизировать риск снижения кровотока в некоторых участках за счет либо сужения капилляров и мелких сосудов, либо застоя (гиперемия) в поврежденной сердечной ткани 7, или иных вредных воздействий на поврежденную сердечную ткань 7. Формирование субатмосферного давления может обеспечивать устранение отека поврежденной сердечной ткани 7, таким образом, сохраняя функции сердца для повышения вероятности восстановления ткани и ее выживания в более физиологически сохранном состоянии.

Обращаясь к фиг.10, субатмосферное давление может быть сформировано под покрытием 50 путем обеспечения связи между покрытием 50 и трубкой 20. В частности, покрытие 40 (или гибкое покрытие 50) может содержать сквозное отверстие 52, через которое дистальный конец 22 трубки 20 расположен внутри пространства под гибким покрытием 40 над поврежденной сердечной тканью и обеспечивает газовое сообщение между ними.

В другом аспекте данного изобретения представлен способ лечения повреждений сердечной ткани с помощью субатмосферного давления с использованием, в качестве примера, устройств, показанных на фиг.1-4. В частности, способ может предусматривать размещение пористого материала 10 вблизи поврежденной сердечной ткани 7 с обеспечением контакта газа между одной или несколькими порами материала 10 и областью повреждения сердечной ткани 7. Пористый материал 10 может быть герметизирован в месте вблизи поврежденной сердечной ткани 7, чтобы обеспечить поддержание в поврежденной сердечной ткани 7 субатмосферного давления. В этой связи, мышцы 3 и кости 4 могут быть сведены без натяжения поверх пористого материала 10, а трубка 20 выведена через кожу 1 и подкожную ткань 2, и разрез кожи 1 и подкожной ткани 2 ушит.Затем над областью шва для обеспечения герметичности уплотнения опционально может быть наложена герметичная повязка. Для формирования субатмосферного давления в поврежденной сердечной ткани 7 пористый материал 10 может быть функционально связан с источником разрежения 30, и источник разрежения 30 активирован, чтобы обеспечить формирование в поврежденной сердечной ткани 7 субатмосферного давления. Например, субатмосферное давление может поддерживаться на уровне примерно на 25-125 мм рт.ст. ниже атмосферного. Субатмосферное давление может поддерживаться в поврежденной сердечной ткани 7 в течение времени, достаточного для уменьшения отека поврежденной сердечной ткани 7. Кроме того, субатмосферное давление может поддерживаться в поврежденной сердечной ткани 7 в течение времени, достаточного для достижения стадии заживления сердечной ткани 7 и уменьшения отека и количества воспалительных медиаторов или усилителей воспаления. Этот способ может быть использован в течение не менее чем 2 часов, или могжет применяться в течение многих дней. В конце периода наложения субатмосферного давления шов 8 может быть удален, и разрез кожи 1, подкожной ткани 2, мышц 3 и костей 4 открыт повторно. Пористый материал 10 может быть удален, и разрез кожи 1, подкожной ткани 2 и/или мышц 3 закрыт повторным ушиванием.

Данный способ также может включать размещение покрытия 40, 50, например, совместимого с биологическими тканями покрытия 40, 50, над областью поврежденной сердечной ткани 7 и герметизацию покрытия 40, 50 на ткани, расположенной вблизи от поврежденной сердечной ткани 7, для поддержания на ней субатмосферного давления. Шаг герметизации покрытия 40, 50 к ткани вокруг поврежденной сердечной ткани 7 может предусматривать его герметичное приклеивание к тканям, окружающим поврежденную сердечную ткань 7. Покрытие 50 может содержать гибкий самоклеящийся лист 50, который может быть расположен над поврежденной сердечной тканью 7. В таком случае шаг герметизации покрытия 50 может предусматривать герметичное приклеивание покрытия в виде гибкого самоклеящегося листа 50 к тканям, окружающим поврежденную сердечную ткань 7, с образованием между листом 50 и этими тканями герметичного соединения. Кроме того, шаг хирургического подключения источника разрежения 30 с формированием сообщения газа с пористым материалом 10 может предусматривать подключение источника разрежения 30 к трубке 20, к которой подсоединен вакуумный порт 42 покрытия 140 на фиг.11.

В еще одном аспекте данного изобретения устройства и способы могут также быть использованы, в дополнение к поврежденным тканям и органам, для увеличения размеров и функций пораженных патологическими процессами или поврежденных органов. Например, размер частично функционирующей почки может быть увеличен до размера, достаточного для восстановления общей мощности фильтрации до нормального уровня, фиг.12-14, например, увеличение размера оставшейся почки 301, наблюдаемое у пациентов с единственной функционирующей почкой 301. В этом случае вокруг почки 301 может быть размещена жесткая или полужесткая двухклапанная камера 304 с открытием 305 для сосудистой ножки. Когда двухклапанная камера 304 закрыта, область соединения его половин формирует герметичное уплотнение. Сосудистая ножка с входящим (артерия 302) и выходящим (вена 303) сосудами проходит через отверстие 305. Вокруг артерии 302 и вены 303 в области отверстия 305 до формирования герметичного уплотнения могут быть нанесены фибриновый клей 306 или другие герметизирующие вещества, совместимые с биологическими тканями. Камера 304 может содержать второе отверстие 305 или сосочек 308. Через второе отверстие 305 может быть вставлена, или к соску 308 может быть прикреплена трубка 309. Трубку 309 можно вывести через кожу, подключить к собирательной емкости, а затем подключить к источнику разрежения. Контролируемое разрежение до 125 мм рт.ст. субатмосферного давления можно формировать с перерывами, с временем включения отсоса до пяти минут и временем выключения до 10 минут. Кроме того, разрежение можно применять периодически или циклически, например, по синусоиде, при которой абсолютное значение минимального давления (наиболее близкого к атмосферному) будет ниже диастолического артериального давления, чтобы кровь вытекала из органа, подвергаемого воздействию. Период времени, при котором применяемое разрежение больше (по абсолютной величине) диастолического артериального давления, может достигать пяти минут, время применения разрежения ниже (по абсолютной величине) диастолического артериального давления, может достигать десяти минут. Применение способа продолжается до тех пор, пока подвергаемый воздействию орган либо достигнет желаемого уровня функции, либо заполнит контейнер. В качестве дополнительного примера, это устройство и способ могут также быть аналогичным образом использованы для лечения долей печени или для увеличения размеров поджелудочной железы.

Примеры

Пример 1

Анатомия сердца свиньи аналогична таковой у человека, причем основными сосудами служат правая и левая коронарные артерии. Левая коронарная артерия разделяется на огибающую коронарную артерию и левую переднюю нисходящую (ЛНА) коронарные артерии. ЛНА проходит вдоль передней области перегородки сердца и обеспечивает кровоснабжение передней области левого желудочка, также отделяя диагональные ветви. Для этих исследований была использована модель ишемии и реперфузии у свиней, включающая временную перевязку 2-3 диагональных ветвей ЛНА в целях создания в передней области сердца ишемической области. Эти коронарные артерии окклюзировали в течение 75 минут, а затем реперфузировали в течение 3 часов, чтобы обеспечить развитие ишемии/реперфузии. Терапию отрицательным давлением проводили только во время реперфузионной фазы экспериментов, чтобы имитировать клинически значимое временное окно для лечения.

Чтобы начать исследование, животным проводили седацию, и транспортировали их в операционную. У первых 13 животных сердце обнажали путем торакотомии, у всех последующих животных сердце подготавливали путем стернотомии. Проводили лигирование 2-3 диагональных ветвей ЛНА (окклюзировали их наложением шва) в целях создания в передней области сердца ишемической области. Эти коронарные артерии окклюдировали в течение 75 минут, а затем проводили их реперфузию в течение 3 часов, чтобы обеспечить развитие реперфузии. Терапию отрицательным давлением проводили только во время реперфузионной фазы экспериментов, чтобы имитировать клинически значимое временное окно для лечения. Пять из первых 13 обследованных животных были использованы в качестве контрольных.

После успешного завершения исследования у контрольных животных, проведенного для проверки дизайна исследования, у использованных затем последовательно 5 животных (подвергнутых стернотомии) проведена терапия отрицательным давлением в ишемической области сердца в течение 3 часов во время периода реперфузии. У первых 5 последовательно пролеченных животных вакуумная повязка предусматривала использование пористого материала с поливиниловым спиртом (Versafoam, KCI, Сан-Антонио, штат Техас, США), обрезанного до толщины примерно 1 мм, и обрезанного в соответствии с формой ишемической области. Трубку отсоса либо вкладывали в щелевой разрез пористого материала (у 2 животных), либо подшивали к внешней поверхности пористого материала (у 3 животных). Эту вакуумную повязку затем закрывали покрытием, полученным биологическими методами. Эти биологические покрытия включали: у 1 животного - лечение с помощью повязки E·Z DERM™ (неперфорированный свиной биосинтетический перевязочный материал, Brennen Medical, Сент-Пол, Миннесота, США); у 1 животного - лечение с помощью бычьего перикарда; у 3 животных - с помощью повязки AlloDerm® (из человеческой дермы) (LifeCell). Повязки были прикреплены к сердцу тремя способами: наложением швов, фибриновым клеем, самоклеящимся покрытием, фиксирующимся благодаря относительно крупному "фартуку" из материала покрытия крышки по периметру вакуумной повязки. Трубка отсоса выходила из-под края "фартука" покрытия. Фибриновый клей использовали в сочетании с ушиванием, а также - для самоклеящегося приложения - с точечной герметизацией (при наличии складок в области выхода трубки отсоса и т.д.). Затем в течение 3 часов в течение реперфузионного периода применяли отрицательное давление 125 мм рт.ст.(т.е. на 125 мм рт.ст. ниже атмосферного) с использованием отсоса V.A.C., Model 30015B, Kinetic Concepts, Inc., Сан-Антонио, штат Техас, США.

Для определения последствий ишемии/реперфузии швы в конце 3-часового периода реперфузии затягивали вновь. В правое предсердие вводили синий краситель (патентованный синий, Sigma-Aldrich Inc, Сент-Луис, штат Миссури, США). Он окрашивал области сердца, в норме кровоснабжаемые. Левый желудочек отсекали от остальных отделов сердца и взвешивали (ЛЖ в таблице). Также от левого желудочка отделяли ишемическую область (не окрашенную в синий цвет). Затем синюю область левого желудочка взвешивали (Голубая в таблице). Ишемическую область (ткань, не окрашенную в голубой цвет) затем окрашивали красителем (2,3,5-трифенилтетразолия хлорид, Sigma-Aldrich Inc, Сент-Луис, штат Миссури, США), которые окрашивает живые клетки в красный цвет. Красные области отрезали от области ишемии и взвешивали (Красная в таблице), оставляя области бледно окрашенной мертвой ткани (области некроза - AN в таблице), и эти бледно окрашенные образцы ткани также взвешивали (Бледная в таблице). В совокупности Красная и Бледная области составляют площадь повышенного риска (AAR в таблице). Соотношение AN/AAR отражает размер зоны инфаркта (в процентах от ткани, погибшей во время периодов ишемии/реперфузии).

Результаты у 5 контрольных животных были следующие:

Результаты у 5 животных, подвергнутых лечению, были следующие:

Таким образом, средние размеры зоны инфаркта (AN/AAR, в процентах от ткани, погибшей во время периода ишемии/реперфузии), для животных из контрольной и леченой групп

Контроль 26,43±2,12% (среднее ±8ЕМ) (n=5)

Леченые 11,87±1,24% (среднее ±8ЕМ) (n=5)

Результаты Т-критерия для Р<0,001 в отношении размера зоны инфаркта и Р<0,625 в отношении зоны повышенного риска.

Пример 2

Другой эксперимент был проведен с использованием для лечения разрежения на 50 мм рт.ст., по сравнению с исходными контрольными животными из приведенного выше Примера 1. Техника хирургического вмешательства в этом эксперименте была сходной с использованной в Примере 1. Животных седировали и готовили к операции. Сердце обнажали путем срединной стернотомии. Ветви левой передней нисходящей артерии лигировали в течение 75 минут. Над зоной ишемии размещали вакуумную повязку с поливиниловым спиртом, поверх которой размещали покрытие AlloDerm® и герметизировали его по месту, используя сочетанно наложение швов и фибриновый клей. Отрицательное давление 50 мм рт.ст. применяли в течение 3 часов. В конце этого периода времени сердце окрашивали для выявления области повышенного риска, извлекали, а затем окрашивали контрастно для выявления области некроза. Результаты в отношении размера зоны инфаркта у этих пяти животных, получавших терапию отрицательным давлением 50 мм рт.ст., оказались статистически значимо меньшими (Р<0,001), чем у контрольных животных. Размер зоны инфаркта при воздействии отрицательным давлением на 50 мм рт.ст. у экспериментальных животных был меньше размера зоны инфаркта у экспериментальных животных, получавших лечение давлением 125 мм рт.ст., но не был статистически значимо меньшим.

Среднее артериальное давление и частота сердечных сокращений у животных во всех трех группах (контроль, -125 мм рт.ст., -50 мм рт.ст.) были в ходе этих экспериментов сопоставимыми.

В левое предсердие в начале исследования, в конце периода ишемии, через 30 минут реперфузии и через 180 минут реперфузии (в конце эксперимента) вводили нейтронно-активированные микросферы размером пятнадцать микрон (BioPAL, Inc. Вустер, штат Массачусетс, США). Одновременно из бедренной артерии получали эталонный образец артериальной крови со скоростью 7 мл в минуту в течение девяноста секунд. После процедур определения размеров инфаркта получали образцы ткани из неишемической (ткани, окрашенные в голубой цвет), ишемической не-некротической (ткани, окрашенные в красный цвет), и ишемической некротической (ткани, окрашенные бледно) областей и отправляли их изготовителю для анализа потока крови (BioPAL, Inc, Ворчестер, штат Массачусетс, США). Приток крови был рассчитан как [(FR×СРМТ)/СРМР)/вес ткани в граммах, где FR = эталон скорости потока (7 мл/мин), СРМТ = число единиц в минуту в образцах тканей, CPMR = число единиц в минуту в эталонном образце крови. Кровоток описывают в мл/мин/г ткани.

Анализ потока крови показывает, что во всех 3 областях кровоснабжения в обеих группах лечения потоки крови были подобны исходным. В перфузируемой в норме неишемической зоне кровоток на протяжении всего эксперимента оставался относительно постоянным, без значимых различий между группами или по времени (таблица 3). Во всех трех группах в ишемической, но не некротической (окрашенной в красный цвет) и ишемической некротической (окрашенной бледно) зонах ишемия характеризуется эквивалентной и почти полной утратой притока крови. Эти зоны также характеризовались нормальной реактивной гиперемией (через 30 минут после реперфузии), и кровоток к концу 3 часа реперфузии вернулся к приблизительно исходным уровням (таблица 4).

Пример 3

Последующее исследование было проведено для изучения рассасывающейся вакуумной повязки и покрытия. Одно животное было седировано, подготовлено к операции, как описано выше, после чего у него путем стернотомии по средней линии выделили сердце. Ветви ЛНА перевязали на 90 минут. Повязка был подготовлена методом сублимационного высушивания. В форму соответствующего размера залили раствор хитозана (1,33% масс./объем в 2% уксусной кислоте, общий объем 20 мл). Раствор заморозили на 2 часа при -70°С, а затем лиофилизировали в течение 24 часов. Повязку-перекрестие прошивали парами 2,5% глутарового альдегида в течение 12 часов, чтобы обеспечить пористость материала. Покрытие представляло собой электроспряденную смесь коллагена I типа и поли 1,8-октандиолцитрата (РОС) (в соотношении 80%:20% по весу). Концентрация раствора составила 15% при растворении в гексафтор-20-пропонале (HFIP), общим объемом 9,5 мл. Раствор выделяли из шприца через иглу 18 калибра при скорости потока 3 мл/час, при напряжении 25 кВ и рабочем расстоянии 25 см. Затем пленку подвергали термополимеризации при 80°С в течение 48 часов и сшивали парами 2,5% глутаральдегида в течение 24 часов. Покрытие обеспечивало поддержание разрежения в течение всего времени проведения эксперимента. Однако вследствие спадения и движения материала при разрежении вакуумная повязка не обеспечивала одинаковое распределение разрежения по всему объему.

Пример 4

Для проверки вариаций свойств покрытия было проведено дополнительное исследование. Трех животных седировали и выделяли у них путем стернотомии по средней линии. Инфаркт в этом исследовании, относящемся к материалам, не индуцировали. Покрытие формировали аналогично Эксперименту 3, но с рядом вариаций его свойств, в том числе с изменениями напряжения, скорости потока и концентрации паров глутаральдегида при формировании поперечных сшивок. У этих животных вакуумная повязка из пористого материала была сформирована из раствора, содержавшего 80% коллагена типа 1/20% РОС, общей концентрацией 12%, в 8,5 мл HFIP. Скорость потока составляла 2 мл/час, жидкость выделяли через иглу 18 калибра при напряжении 35 кВ и рабочем расстоянии 25 см. Пленку подвергали термополимеризации при 80°С в течение 48 часов, затем обеспечивали формирование поперечных сшивок воздействием паров 5% глутаральдегида в течение 24 часов. Дренажную трубку подшивали к тонкой повязке с поливиниловым спиртом. Повязку размещали над участком левого желудочка и фиксировали на месте 2-4 швами. Покрытие размещали поверх повязки, и по краям покрытия фиксировали фибриновым клеем, чтобы обеспечить уплотнение для области разрежения. Под повязкой непрерывно создавали разрежение на 50 мм рт.ст. У двух животных примерно через 2,5 часа произошла небольшая утечка воздуха, источник утечки, несмотря на тщательный поиск, выявлен не был. Источником утечки могли стать складки в области покрытия; остаток шовного материала, который мог проколоть в покрытии отверстия; жидкость, накапливающая в перикарде, в которой могла "плавать" небольшая часть покрытия вне участка сердечной ткани, и т.д. У третьего животного отрицательное давление сохранялось в течение всего срока проведения исследования (4 часа применения отрицательного давления).

Пример 5

Проверку повязки провели на двух животных. Хирургическая техника была аналогична использованной выше. Животных седировали, подготавливали к операции и выделяли сердце путем стернотомии по срединной линии. Ветви левой передней нисходящей артерии лигировали в течение 75 минут. Повязку готовили путем отливания из поликапролактона. Поликапролактон смешивали с хлоридом натрия (1 часть капролактона на 10 частей хлорида натрия) и для растворения компонентов помещали в достаточный объем хлороформа. 8 мл раствора выливали в контейнер соответствующего размера и формы и давали высохнуть в течение двенадцати часов. Затем хлорид натрия вымывали в воде в течение 24 часов. Повязку обрезали до размеров ишемической области. К повязке подшивали дренажную трубку, повязку размещали над зоной ишемии и фиксировали по месту. В конце 75-минутного периода ишемии проводили реперфузию ткани. Повязку закрывали материалом AlloDerm®, по краям повязку AlloDerm® фиксировали фибриновым клеем. В течение 3 часов создавали разрежение на 50 мм рт.ст. В конце этого периода сердце окрашивали для выявления области повышенного риска, извлекали, после чего проводили контрастное окрашивание для выявления области некроза, как описано в Примерах 1 и 2. У первого животного площадь повышенного риска (ишемическая область, AAR) оказалась достаточно небольшой, всего 7,9% от площади левого желудочка (ЛЖ). Размер инфаркта (зона некроза, деленная на площадь повышенного риска (AN/AAR×100%) оказалась очень небольшой, на уровне 2,6% от площади повышенного риска. У второго животного площадь повышенного риска была больше на 14,3% (AAR/ЛЖ), а размер инфаркта (AN/AAR) составил 11,52%.

Эти и другие преимущества настоящего изобретения будут понятны из вышеизложенного описания для специалистов в данной области. Соответственно, специалисты в данной области поймут, что в описанные выше варианты осуществления данного изобретения могут быть внесены изменения и модификации, не нарушающие его изобретательской концепции. Поэтому следует понимать, что это изобретение не ограничивается описанными здесь конкретными вариантами, но может включать все изменения и модификации, не противоречащие изложенным в формуле объему и смыслу изобретения.

Реферат

Группа изобретений относится к медицине, в частности к использованию субатмосферного давления как фактора воздействия на ткани организма. Для этого предложены варианты способа лечения поврежденной сердечной ткани местным воздействием субатмосферного давления. Между тканью и источником разряжения размещают пористый материал, совместимый с биологическими средами. Размещают так, чтобы обеспечить газовое сообщение между одной или несколькими порами этого материала и сердечной тканью. Дополнительно размещают встраивающееся в биологические среды покрытие поверх пористого материала. Уплотняют пористый материал и покрытие поверх поврежденной ткани. Функционально соединяют источник разряжения с пористым материалом с обеспечением газового сообщения для создания субатмосферного давления в области сердечной ткани. Предложены варианты способа лечения почки. Для этого почку заключают в воздухонепроницаемой камере, формируют вокруг почки субатмосферное давление и поддерживают субатмосферное давление в течение времени, достаточного для увеличения функции или размера почки. Раскрыты также устройства для лечения поврежденной сердечной ткани, разлагающееся или рассасывающееся вакуумное устройство и устройство для лечения органов. Изобретения обеспечивают минимизацию гибели и повреждения клеток, стимуляцию функции и роста тканей и органов. 6 н. и 84 з.п. ф-лы, 14 ил., 4 табл., 5 пр.

Формула