[На предыдущий раздел]

Полимеры медицинского назначения широко используются в искусственных системах, имитирующих функции клеточных мембран человека, для разделения и диффузии: кислорода и углекислого газа, водяных паров, питательных веществ, метаболитов и других веществ [1, 2].

Максимально повысить процессы газообмена при оксигенации крови (помимо оптимизации конструкции оксигенатора) возможно за счет эффективности мембраны, которая зависит от природы полимера и ее толщины. Высокая эффективность мембраны не столько позволяет варьировать проницаемость кислорода (гемоглобин крови усваивает строго определенный его объем), сколько важна для быстрого выделения (элиминации) углекислого газа из крови. Движущей силой элиминации СО₂ является небольшое парциальное давление в крови, которое не поддается произвольному регулированию извне. Следовательно, скорость выделения двуокиси углерода всецело зависит от эффективности и селективности самой мембраны.

Исследования условий использования полимеров в системах искусственного кровообращения, механизма массообмена в естественном легком и газопроницаемости полимерных мембран показали, что наиболее подходящими для оксигенаторных мембран являются материалы на основе полиорганосилоксанов [4]. Важным является и то, что полиорганосилоксаны обладают хорошими антитромбогенными свойствами. Применение изотропных мембран из полиэтилена, производных целлюлозы и других полимеров [5] не дало желаемых результатов по эффективной оксигенации крови вследствие их малой проницаемости (табл. 1).

Мембраны на основе полиорганосилоксанов в оксигенаторах начали использовать с 60-х годов ХХ века вначале в виде пленочных систем, а затем и капилляров. Создание тонких и прочных мембран из “чистых” полиорганосилоксанов представляет значительные трудности из-за их низкой когезионной прочности. Поэтому вначале разрабатывались армированные или наполненные мембранные элементы. Некоторые примеры таких типов мембран приведены в [4]. Так, в виде ткани из дакрона были предложены силоксановые мембраны, полученные пропиткой. Толщина мембраны в промежутках между плетениями ткани 130 мкм, газообмен ее по кислороду 800 мл м²/мин при перепаде парциального давления 30 см вод. ст. Из а,w-дигидроксиполиорганосилоксанов пропиткой синтетической бумаги толщиной 55 мкм были получены мембраны с проницаемостью по кислороду 3 л м²/мин. Пленочные наполненные мембраны толщиной 130 мкм (70% силоксанового каучука и до 30% окиси кремния) применялась в конструкции оксигенатора фирмы “Lande-Edwards” (США). Насыщение крови кислородом через эту мембрану (при скоростях потока крови 0,5–1,5 л/мин) составляет 22–40 мл/мин. Была разработана мембрана типа “сэндвич” с односторонним нанесением силоксанового покрытия толщиной 10 мкм на микропористые субстраты. Процесс заключался в нанесении на водную поверхность тонкого слоя силоксановой пленки, которую в неотвержденном виде переносят на микропористую подложку. Под действием вакуума и последующего нагревания пленки при 150°С в течение 3 мин она прочно прилипает к гладкому или бороздчатому микропористому несущему материалу. Подобные мембраны, выполненные из гидрофобной микропористой основы (смесь коллоидного графита и политетрафторэтилена), покрытые тонкой (10 мкм) силоксановай пленкой, способны пропускать 70 мл O₂ c м² в минуту. В конструкции оксигенатора ток кислорода проходит по микропорам, а кровь при небольших изменениях форменных элементов омывает пленку снаружи.

Одним из способов увеличения поверхности контакта кислорода с кровью и уменьшения толщины пленки крови на поверхности мембраны является использование капиллярной формы мембран. Она также позволяет увеличить рабочую площадь мембраны (в единице объема) и, следовательно, уменьшить габариты аппарата. В первых модулях такого типа использовались мембраны в виде пакета из капиллярных силоксановых трубок 0,5 м² (850 штук), длиной 30 см, с толщиной стенок 162 мкм и диаметром 625 мкм. Мембрана 1 м² имеет производительность 1л O₂ в минуту. Опробованные в качестве оксигенаторных мембран капилляры из полидиметилсилоксанов имели следующие недостатки: низкий процент открытых пор, большой внутренний диаметр и высокую стоимость. Поэтому были исследованы термопластичные полимеры (например, поли-4-метилпентен-1 – П4МП1), модифицированные жидкими силоксанами. П4МП1 смешивали с силоксановым маслом вязкостью 10 сСт при нагревании и экструдировали в полые волокна с внутренним диаметром 50 мкм и толщиной стенки 10 мкм. Прочность такого волокна при растяжении – 5 МПа. Газопроницаемость модифицированных волокон достигала 85% от проницаемости медицинской резины из силикона. При рециркуляции крови человека за 24 часа через оксигенатор с полыми волокнами (площадью 1м²) не было обнаружено заметного увеличения содержания силоксана в крови.

Работы японских ученых с литьевыми и экструзионными составами силиконовых каучуков позволили создать капиллярные мембраны с наружным диаметром до 300 мкм и толщиной стенки до 50 мкм [6]. Фирма “Baxter” (США) запатентовала мембрану из полого волокна, в том числе и из силиконов, с обвивающей его на определенном расстоянии по шагу монофиламентной нитью [7]. Разновидностью этого является половолоконная мембрана со сформированными на внешней поверхности волокна овальными выступами 10–30 мкм, занимающими до 60% поверхности мембраны [8]. Предложенные капиллярные мембраны (рис. 1) пригодны для увеличения турбулизации потока крови и, следовательно, повышения эффективности оксигенации.

Важным является также влияние эффекта упаковки полых волокон в модуле аппарата на величину проницаемости по О₂ и СО₂, давления крови и характеристик ее течения. На модельных средах было показано, что оптимальным фактором упаковки является 0,28 при наружном диаметре волокна 300 мкм [9].

Дальнейший прогресс в области разработки мембранных материалов для медицины связан с научно-исследовательскими работами, целью которых было повысить механические свойства силиконов, несущественно изменяя при этом общую величину их газопроницаемости. Была синтезирована и исследована целая серия полиоргано-полисилоксановых сополимеров, содержащих гомоцепные или гетероцепные блоки [10]. Фазовое состояние органических блоков в сополимере таково, что в виде доменов они образуют псевдонаполненные системы в гибкой силоксановой матрице, обеспечивая ей механическую прочность за счет физической сетки. Из таких сополимеров были получены довольно тонкие и прочные пленки-мембраны 30–40мкм с хорошими газообменными характеристиками, например, мембрана МЕМ-213 фирмы “General Electric”. При этом силоксановые фрагменты сохраняют высокую газопроницаемость. Важно отметить также, что такие сополимеры, например, поликарбонат-полисилоксаны (ПК-ПДМС) обладают хорошей гемосовместимостью. Это связано с наличием в блок-сополимерах микродоменных областей (10–100 А), близких по размерам белкам крови, а также с невысокими значениями их поверхностной энергии. Из ПК-ПДМС были получены капиллярные мембраны с внутренним диаметром 150 мкм. При площади мембран 1 м², скорости подачи крови 1,4 л/мин и начальном объеме заполнения оксигенатора 100 мл производительность его по кислороду составляла 55 мл/мин, а по СО₂ – 66 мл/мин.

Отечественные исследователи разработали несколько вариантов пленочных асимметричных мембран на основе винилтриметилсилана (мембрана-ПВТМС) [11], полиарилат-полисилоксана (мембрана-Силар) [12] и ПК-ПДМС (мембрана-Карбосил-АС) (рис. 2) [13]. Последние были использованы в плоскостных моделях оксигенаторов [14, 15].

Высокая эффективность мембран для оксигенаторов была в дальнейшем достигнута за счет использования пористых плоских и волоконных систем из гидрофобных политетрафторэтилена [5], полипропилена (GELGARD) и других полимеров. Технология изготовления пористых мембран связана с подбором фракций гранул полимера определенного размера и режимов их прессования, а также режимов экструзии и вытяжки образующихся пленок и волокон [16]. Разброс по размерам пор, например, для фторопластовой мембраны лежит в диапазоне 2–6ґ10 А. Поэтому газовые потоки через пористые мембраны значительно больше (табл. 1), чем через сплошные, и площади газообмена в оксигенаторе меньше (1 м² вместо 3–5 м²).

Однако, как показали последние исследования, такие мембраны имеют и ряд недостатков, связанных с их пористой структурой: 1) возможность попадания пузырьков газа в кровь, что может вызвать эффект послеоперационного невротического расстройства; 2) гидрофилизация липидами крови поверхности пор волокна и проникновение крови в поры, что приводит к ухудшению газопереноса и 3) отрицательное влияние газовых менисков в устьях пор мембраны, создающих высокое поверхностное натяжение крови [17, 18].

Технологически асимметричность структуры мембран по толщине может формироваться различными путями, например, [21–24]:

Научно-технические достижения позволили ряду фирм осуществить разработки конструктивных разновидностей различных мембранных оксигенаторов (табл. 2, рис. 3) [25], тем не менее, совершенствование и создание более эффективных мембранных аппаратов и мембран остается актуальной задачей.

[На следующий раздел] [На Содержание]

Copyright ©