Добавил:
Sekretar
kiopkiopkiop18@yandex.ru
t.me/Prokururor I Вовсе не секретарь, но почту проверяю
Опубликованный материал нарушает ваши авторские права? Сообщите нам.
Вуз:
Предмет:
Файл:Ординатура / Хирургия / Библиотека им академика М.И. Перельмана / Книга_3984_Библиотеки_им_академика_М_И_Перельмана
.pdf
11
Историчеcкие аспекты развития ЭКМО
сью дыхательных газов – direct contact oxygenators [Ludwig C., Schmidt
A., 1868]. По способу достижения этого контакта были разработаны
пленочные (экранные – стационарные и ротационные) и пенные
– пузырьковые оксигенаторы [Куприянов П.А., 1962].
В 1869 г. С. Ludwig and А. Schmidt применили в эксперименте пу-
зырьковый оксигенатор, в 1882 г. Schroder при помощи пузырь-
кового оксигенатора осуществил перфузию изолированных почек
[Ludwig C., Schmidt A., 1868]. В той же лаборатории Frey и Gruber со-
здали первый ротационный пленочный оксигенатор [Rendell-
Baker L., 1963; Wylie W.D., Churchill-Davidson H.C., 1972].
В первые два десятилетии ХХ века было разработано множество
различных вариантов оксигенаторов. Первые экранные (стаци-
онарные) пленочные оксигенаторы были созданы Richards и
Drinker в 1915 г. Было предложено множество моделей данного типа,
самой успешной оказалась конструкция Mayo-Gibbon, которую при-
менили при операции человека [Rendell-Baker L., 1963; Hewitt R.L.,
Creech O.Jr., 1966; Gibbon J.H.Jr., 1937; Gibbon J.H.Jr., 1939; Galletti P.M.,
Mora C.T., 1995; Miller B.J. et al., 1953; Gibbon J.H.Jr., 1954]. Одну из пер-
вых моделей оксигенатора и аппарата ИК, так называемый «автожек-
тор», создал в 1925 г. С.С. Брюхоненко. Были проведены многочислен-
ные экспериментальные исследования на животных по выяснению
ряда кардинальных вопросов искусственного кровообращения [Пе-
ресторонин С.А., 1957]. При разработке различных видов оксигена-
торов возникали значительные конструктивные сложности. Пер-
вый оксигенатор, разработанный J.H.Jr. Gibbon, мог применяться
только у экспериментальных животных, размером не больше кошки
[Bjork V.O. et al., 1985]. В более поздних экспериментальных работах
на крупных животных и при операциях у человека использовался
стационарный экранный (пленочный) оксигенатор Гиб-
бона, который состоял из 14–20 проволочных сетчатых экранов,
расположенных параллельно друг другу в пластиковом контейнере
[Miller B.J. et al., 1953; Gibbon J.H.Jr., 1954]. Кровь, протекая по экранам,
образовывала пленку. Общая площадь контакта составляла 4–5 м
2
.
Эффективность работы была достаточно высокой (150–200 см
3
О
2
в мин) из-за постоянного обновления тонкого слоя (пленки) крови
в процессе ее стекания по экранам. Достоинством аппарата являлась
также хорошая профилактика газовой эмболии в процессе работы
и возможность достаточно точно регулировать концентрацию газо-
вого состава крови. Однако основной технологической проблемой
оксигенатора Гиббона оставалась невозможность поддержания не-
прерывности потока крови по поверхности экрана и предупрежде-
ния образования отдельных ручейков крови, что ограничивало его
оксигенирующую способность. Для улучшения газообменной функ-
12
С.В. ГОТЬЕ, В.Н. ПОПЦОВ, Е.А. СПИРИНА
ции данного типа пленочных оксигенаторов и для поддержания це-
лостности потока крови применялась особая система рециркуляции,
что сопровождалось значительным повышением рабочего объема,
повышенной травматизацией крови и малой гибкостью в работе
системы [Hewitt R.L., Creech O.Jr., 1966]. Была предпринята попытка
решить эту проблему с помощью специального устройства – филь-
мера. Однако он не всегда оказывался эффективным из-за засорения
мелких отверстий, через которые кровь попадала на экран. Вследс-
твие рециркуляции аппарат имел большой рабочий объем (3–3,5 л).
Нельзя не отметить громоздкость и затруднения при сборке, очистке
системы. Целью Гиббона была разработка аппарата ИК для перфузии
во время экстренной операции Тренделенбурга – эмболэктомии из
легочной артерии [Gibbon J.H.Jr., 1937; Galletti P.M., Mora C.T., 1995].
Тем не менее первой операцией у человека было закрытие дефекта
межпредсердной перегородки (18 мая 1953 г.) [Hewitt R.L., Creech O.Jr.,
1966]. В клинике Мэйо (Рочестер, штат Миннесота, США) J.W. Kirklin
и соавт. усовершенствовали оксигенатор Гиббона и применили его
при операции у человека в 1955 г. [Jones R.E. et al., 1955; Kirklin J.W. et
al., 1958]. В этой модели оксигенатора использовалось от 3 до 14 се-
ток, объемная скорость кровотока составила 165–250 мл/мин на
сетку. Оксигенатор применялся достаточно успешно, хотя его стои-
мость оказалась высокой. Недостатком была сложная стерилизация
и необходимость большого объема крови для заполнения.
Оксигенатор с плоскими дисками (дисковый оксигенатор)
впервые применен Бьерком в 1949 г. Дисковый ротационный окси-
генатор Бьерка состоял из 40 дисков толщиной 0,5 мм и диаметром
13 см, смонтированных группами по четыре на вращающейся го-
ризонтальной стальной оси с промежутками между дисками 4 мм и
между группами 8 мм. Диски погружались в поток оксигенируемой
крови, перемешивание которой осуществлялось системой пере-
городок, располагавшихся в промежутках между группами дисков.
Скорость вращения дисков составляла 120 об./мин, объем крови в
оксигенаторе – 250 мл. Диски погружались в кровь на глубину 15 мм,
что обеспечивало площадь контакта пленки крови с О
2
около 0,37 м
2
.
Минутная площадь пленки составляет 44 м
2
. В концах оксигенатор-
ной камеры были поставлены перегородки из никелевой сетки для
предупреждения материальной эмболии, но воздушная ловушка от-
сутствовала.
Оксигенатор мог вводить в кровь до 110 см
3
О
2
в минуту при объ-
емной скорости кровотока 1071 мл/мин, но не мог оксигенировать
кровь при кровотоке выше 3000 мл/мин. Ограниченная оксигениру-
ющая способность этого аппарата привела к разработке модифици-
рованной модели, которую Бьерк назвал «большим» оксигенатором.
13
Историчеcкие аспекты развития ЭКМО
Он имел 50 дисков, объем заполнения – 400 мл крови, минутную
площадь контакта крови с О
2
– 77 м
2
. Этот «большой» оксигенатор
переносил в кровь до 131 см
3
О
2
в минуту при объемной скорости
кровотока 800 мл/мин.
Эффективность оксигенации дискового оксигенатора определя-
лась площадью создаваемой пленки крови, соответственно, перспек-
тивным представлялось увеличение площади поверхности дисков.
Однако в этом случае возрастала линейная скорость на уровне мак-
симальной окружности диска и увеличивалась травматизация фор-
менных элементов крови. Решение этой задачи удалось C.R. Dennis,
использовавшему в своей модели оксигенатора сетчатые диски диа-
метром 50 см, кровь на которые подавалась через трубки в область
центра вращения. При медленном вращении (около 20 об./мин) и
хорошей шлифовке края дисков разрушение элементов крови не яв-
лялось чрезмерным [Dennis C.R. et al., 1951].
В оксигенаторе, усовершенствованном E.B. Kay и E.S. Cross, уве-
личение контактной площади было достигнуто путем применения
большего числа дисков. Он состоял из 59 дисков из нержавеющей
стали, покрытых тефлоном, толщиной 0,4 мм и диаметром 12,2 см.
Критической скоростью вращения оказалось 100–120 об./мин. Дис-
ки располагались в 5 мм друг от друга на горизонтальном вале и за-
ключались в цилиндр из стекла. Оксигенатор содержал 1400 мл кро-
ви, при этом диски погружались в кровь на глубину 4,1 см. Площадь
контакта дисков с кислородом составляла 0,84 м
2
, минутная площадь
контакта пленки крови с кислородом 110 м
2
. Такой оксигенатор мог
насыщать кровь до 207 см
3
О
2
в минуту [Cross E.S. et al., 1956; Berne R.M.
et al., 1956].
Gross Е.S. еще более увеличил число дисков, сократив при этом
их диаметр. В результате такой большой оксигенатор оказался
достаточно эффективным, поскольку создаваемая им контакт-
ная поверх ность в сумме составляла около 100 м
2
[Gross F.S. et al.,
1956]. При использовании данного оксигенатора были выявлены
его основные недостатки. В процессе работы частым становилось
вспенивание крови и гемолиз, так как образование пленки про-
исходило в процессе взбалтывания крови. На дисках образовы-
валась белковая пленка, что резко снижало его оксигенирующую
способность. Это явление пытались устранить, применяя диски с
неровной поверхностью (Амосов Н.М. и др.) или диски с пластмас-
совым покрытием [Куприянов П.А. 1962; Шимковиц И., 1960]. Так
как существовал высокий риск как воздушной, так и материальной
эмболии, обязательным компонентом безопасного применения
системы стало использование артериального фильтра [Hewitt R.L.,
Creech O.Jr., 1966].
14
С.В. ГОТЬЕ, В.Н. ПОПЦОВ, Е.А. СПИРИНА
Конструкция дискового оксигенатора была достаточно сложной.
Эффективность оксигенации зависела от скорости поступления га-
зовой смеси, уровня крови в оксигенаторе и числа оборота дисков.
Для стабилизации уровня крови было предложено несколько реше-
ний: изменение положения артериального резервуара по отноше-
нию к уровню дисков [Шимковиц И., 1960], изменение положения
промежуточного венозного резервуара [Gross R.E. et al., 1960], изме-
нение угла наклона оси оксигенатора [Лиссов И.Л., 1961]. Этот вид
оксигенатора оказался достаточно перспективным и применялся в
клинике в 1960–1970-е гг. [Hewitt R.L., Creech O.Jr., 1966]. К этой же
группе оксигенаторов можно отнести ротационный оксигенатор
Melrose, в котором образование пленки происходило за счет враще-
ния ребристого цилиндра [Berne R.M. et al., 1956; Cross E.S. et al., 1956],
и оксигенатор Crafford – Senning, у которого вращающимся элемен-
том являлась группа пластмассовых перфорированных цилиндров
[Crafford C. et al., 1957].
Оксигенатор G.A. Schimert представлял собой рулон полиэтиле-
новой пленки, который вращается на оси, по ходу витков пленки
(против часовой стрелки), со скоростью 30 об./мин. Общая площадь
пленки в рулоне составляла около 7 м
2
. При вращении создавалась
значительная площадь контакта кислорода с кровью, которая изли-
валась в центральную часть рулона. В дальнейшем кровь свободно
стекала на дно резервуара, в котором были заключены подвижные
узлы оксигенатора. Опыт применения этого оксигенатора показал
его высокую эффективность [Schimert G.A., 1956].
В дальнейшем большое распространение получили пузырько-
вые оксигенаторы. Еще в ХVIII в. Schroder показал, что при пропус-
кании О
2
через кровь можно добиться любой степени ее насыщения.
При этом обязательно происходит образование устойчивой пены,
что связано с высоким уровнем поверхностного натяжения плазмы.
Соответственно, необходимо было решить проблему пеногашения.
С.С. Брюхоненко разработал один из первых пузырьковых оксиге-
наторов. Для пеногашения использовался принцип механического
разрушения пены за счет струи венозной крови, падающий сверху
на пенный столб. Также для этой цели применялся октиловый спирт,
пары которого обладают способностью значительно снижать силу
поверхностного натяжения жидкости. Подобный механизм пено-
гашения очень несовершенен, а увеличение концентрации паров
спирта не может быть допущено ввиду его высокой токсичности
[Брюхоненко С.С., 1928]. Rid, Kittle применили для пеногашения си-
ликоны, которые оказались практически безвредными для организ-
ма. Начиная 1950 г. после опубликования работ Кларка (Clark, Gollan,
Gupta et al.) было разработано около 50 вариантов пузырьковых ок-
15
Историчеcкие аспекты развития ЭКМО
сигенаторов [De Wall R.A. et al., 1956]. В микропузырьковом оксигена-
торе Parola–Bencini в кровь вводились пузырьки размером до 20 μ,
благодаря чему удалось повысить оксигенирующую функцию аппа-
рата и снизить количество тромбоэмболических осложнений. При-
меняли также микропузырьковые фильтры из фарфора (Costanti),
стекла (Clark), пластмассы (Parola). Однако впоследствии оказалось,
что мелкие пузырьки растворяются очень быстро, что способствует
повышению парциального напряжения CO
2
. Также происходит по-
вреждение мембран эритроцитов и повышается степень гемолиза,
из-за этого приходилось использовать смесь мелких и более круп-
ных пузырей, подбирая их оптимальные соотношения.
В противоположность мелкопузырьковым средне- и крупнопу-
зырьковые оксигенаторы имели своей целью не допустить образо-
вания мелких пузырьков. Наиболее распространенным из них был
оксигенатор R.A. De Wall [De Wall R.A. et al., 1956]. Вспенивание крови
в этом оксигенаторе достигалось за счет быстрого смешивания всей
массы венозной крови с большим количеством кислорода, целью яв-
ляется стремление обеспечить большую площадь контакта крови и
газа, как это имеет место и в рассмотренных пленочных оксигенато-
рах. Благодаря тому, что в этих условиях (крупные пузыри) создается
особенно тонкая пленка крови, общая площадь контакта крови и газа
становилась достаточно большой.
При применении пузырьковых оксигенаторов существовала
большая вероятность газовой эмболии, а при увеличении количес-
тва пеногасителя (антифома) возможно образование отдельных ка-
пелек этого вещества, которые сами по себе становились причиной
эмболии. Эта проблема в какой-то мере была устранена примене-
нием спирального резервуара R.A. De Wall (резервуар-улитка). Были
предложены различные варианты аналогичных устройств, появи-
лись специальные механические приспособления, удаляющие избы-
точный газ по принципу обычного центробежного сепаратора.
Разработанный пенный оксигенатор со спиральным резервуаром
состоял из трубки для смешивания крови и кислорода, пеногаси-
тельной камеры и спирального резервуара. Он включал в себя арте-
риальный фильтр, резервуар для дренирования крови из полых вен
и устройство для возврата крови, теряемой во время кардиотомии.
Трубка для смешивания крови и О
2
представляла собой вертикаль-
ную колонку, в которой венозная кровь растекалась на поверхности
больших кислородных пузырьков. Эта смесь плавно поднималась по
трубке под действием давления нагнетаемой венозной крови и пото-
ка О
2
. В нижнем конце трубки находился нейлоновый цилиндр, за-
крытый сверху круглой нейлоновой пластинкой, в которой имелось
центральное отверстие, через которое проходила трубка, перенося-
16
С.В. ГОТЬЕ, В.Н. ПОПЦОВ, Е.А. СПИРИНА
щая венозную кровь от больного в оксигенатор. Вокруг него распо-
лагалось около 150 мелких отверстий для подачи О
2
в нижний конец
трубки-смесителя. Правильно изготовленная пластинка для диспер-
сии О
2
должна пропускать газ с минимальным сопротивлением. Если
же О
2
подавался под слишком большим давлением, сильные газовые
струйки могли вызвать гемолиз. Описанная пластинка для диспер-
сии О
2
оказывала сопротивление большому (до 12 л) потоку газа в
минуту всего лишь в несколько миллиметров ртутного столба. Счи-
талось, что этот максимальный поток больше того, который требо-
вался для клинического применения. Своим верхним концом трубка
для смешивания крови и О
2
соединялась с пеногасительной камерой,
которая удаляла избыточный О
2
и СО
2
из артериализованной крови.
Для перфузии с объемной скоростью выше 2500 мл/мин использо-
вали две трубки-смесители и два пеногасителя, что обеспечивало
большую поверхность пеногашения, необходимую для проведения
перфузии с большой объемной скоростью.
В пенном оксигенаторе со спиральным резервуаром кровь сте-
кала по наклонной пеногасительной камере и поступала в спираль-
ный резервуар, где осуществлялось эффективное удаление остатков
свободного газа. Свободный газ, оставшийся в крови, делал ее менее
густой, чем нормальная кровь; вследствие этого она выталкивалась
вверх под действием гидростатического давления. Эта более легкая
кровь, содержащая свободный газ, собиралась в верхнем слое трубки.
Поскольку кровоток шел по наклонной плоскости спирали, более тя-
желая (свободная от газа) кровь постоянно опускалась под более лег-
кую (содержащую газ) кровь и заставляла ее подниматься вверх. Ла-
минарное строение потока сохранялось все время, пока кровь имела
неравномерную плотность. После кратковременного прохождения
по трубке более легкая кровь, содержащая газ, поднималась вверх, а
оксигенированная кровь, свободная от избыточного газа, стекала на
дно спирали и выходила оттуда через артериальные фильтры.
Другим решением для профилактики газовой эмболии в окси-
генаторах с прямым контактом оказалось применение отдельного
артериального резервуара, выполняющего функции отстойника
крови. Он был использован в одной из лабораторных моделей ок-
сигенатора De Wall, что помогло улучшить профилактику возникно-
вения воздушной эмболии. Специально проведенные исследования
позволили Рюггу (Rygg) определить критические уровни количества
накапливаемой в отстойнике крови в зависимости от объемной ско-
рости кровотока. С учетом этих данных им была разработана конс-
трукция пузырькового оксигенатора – мешка, имеющего систему
отстойников и «ловушек воздушных пузырьков». С той же целью, по
предложению Керби (Kirbi), аналогичные ловушки устанавливались
17
Историчеcкие аспекты развития ЭКМО
в системе артериальной магистрали аппарата. Менее успешными
оказались попытки предупредить попадание избыточного O
2
в арте-
риальную магистраль при помощи разного рода пористых фильтров
(de Wall, Schimmert, Schmuster). Использование таких фильтров мог-
ло быть полезным только при грубом отделении пузырьков в пенога-
сительной камере.
Таким образом, были предложены несколько технологических ре-
шений обработки перенасыщенной О
2
крови, выходящей из пено-
гасительной камеры пузырькового оксигенатора: 1) механическое
отделение более легкой ее фракции, 2) экспозиция в отстойнике и
3) фильтрация через пористый материал.
Оставалась нерешенной проблема повреждения форменных эле-
ментов крови. Из-за применения форсированного режима оксиге-
нации в пузырьковых оксигенаторах развивался выраженный гемо-
лиз. Изучение причин гемолиза привело к мысли о возможности его
снижения за счет укрупнения размера пузырьков. Решением было
применение специального устройства для калибровки пузырей, вве-
дение системы увлажнения и подогрева газа. Произведенные конс-
труктивные усовершенствования при использовании оксигенатора
De Wall позволили снизить величину гемолиза в среднем на 40%.
Таким образом, имелись существенные ограничения в работе ок-
сигенаторов с прямым контактом крови (direct contact oxygenators).
Среднее время работы оксигенаторов составляло не более 4 часов,
так как более длительные перфузии сопровождались различными
осложнениями. При контакте металла и пластика с форменными
элементами крови развивался значительный гемолиз. Происходило
повреждение форменных элементов крови и белковая денатурация.
При длительном применении экстракорпоральной перфузии име-
ли место сосудистые проблемы, включая диффузную капиллярную
утечку, гипоперфузию тканей, ацидоз и прогрессивную полиорган-
ную недостаточность. Эти недостатки компенсировались неболь-
шой продолжительностью операций. Использование гипотермии
до 10–12 °С позволяло продлить перфузию еще на несколько часов.
Практически нет работ, где проводили бы сравнительную оценку
различных видов оксигенаторов. Невозможность длительного ис-
пользования данного типа оксигенаторов делала их неприемлемы-
ми для длительной экстракорпоральной поддержки у взрослых и де-
тей [Lim M.W., 2006].
С 1970-х гг. начали использовать одноразовые комплектующие
для аппаратов ИК, появились технологические перспективы для со-
здания мембранных оксигенаторов. Идея о применении защитной
мембраны между кровью и воздухом, предотвращающей травму
форменных элементов крови при экстракорпоральной перфузии
18
С.В. ГОТЬЕ, В.Н. ПОПЦОВ, Е.А. СПИРИНА
и оксигенации, принадлежит W.F. Kolff и H.T. Berk (1944 г.), которые
выяснили, что во время гемодиализа происходит пассивная диффу-
зия О
2
в кровь [Kolff W.J., Berk H.T., 1944]. В 1956 г. W.F Kolff впервые
применил диализатор для искусственной оксигенации. W.T. Mustard
(1952 г.) и G.S. Campbell (1956 г.) применили для оксигенации гете-
рогенные легкие, однако определенные недостатки, как, например,
отек легких, снижали эффективность этого метода [Mustard W.T. et
al., 1952; Campbell G.S. el al., 1956]. W.J. Kolff и R.R. Balzer (1955 г.), ис-
пользуя искусственную почку в модификации W.Y. Inouye, показали,
что кровообращение у собак можно поддерживать искусственным
легким, изготовленным в форме спирали из тонкой полиэтилено-
вой трубки [Kolff W.J., Balzer R.R., 1955; Inouye W.Y., 1955]. Такое искус-
ственное легкое имело крупный недостаток, связанный с большим
объемом заполнения, от 270 до 500 мл крови, при полезной площади
оксигенации 1,4 м
2
[Kolff W.J. et al., 1956]. Оно могло оксигенировать
около 75 мл венозной крови в минуту. Фактором, ограничивающим
эффективность данного мембранного оксигенатора, являлась низ-
кая скорость диффузии газа через мембрану. После экспериментов
с различными моделями был разработан многослойный аппарат,
который мог поддерживать кровообращение у собаки, с объемом
около 140 мл крови на 1 м
2
поверхности мембран. Представлено сле-
дующее оригинальное описание аппарата. Мембранный оксигена-
тор Дж. Клоус и У. Невилл включал различное количество секций с
мембранами в зависимости от того, какая поверхность требовалась
для обеспечения эффективного экстракорпорального газообмена.
Опорные пластины имели рифления на верхней стороне и пластмас-
совую сетку на нижней. Они были окружены рамками из мягкой ре-
зины для предотвращения просачивания крови, которая находилась
внутри пары мембран, помещенных между опорными пластинами.
Кровь, поступающая с угла мембраны, растягивала ее до заполнения
большой выемки глубиной 6,35 мм и текла в продольном направле-
нии по каждой из оксигенирующей поверхностей. По мере повыше-
ния давления кровь растягивала мембраны и впячивала их в мелкие
поперечные выемки, расположенные на каждой опорной пластине
с расстоянием между гребнями в 3,2 мм. Оксигенированная кровь
собиралась в канале на противоположной стороне опорной плас-
тины и выходила из каждой секции через угол, диагонально проти-
воположный входу. Кровь в мембранном оксигенаторе Дж. Клоуса и
У. Невилла распределялась с помощью системы колец (внутренней
диаметр 9,5 мм) с четырьмя боковыми отверстиями (диаметр 1,6 мм).
При сборке аппарата их располагали одно над другим между слоями
мембран. Когда было собрано требуемое количество секций, мемб-
раны прокалывали нагретым стержнем через колонку колец. Таким
19
Историчеcкие аспекты развития ЭКМО
образом, кровь можно было подавать одновременно во все секции
через одно входное отверстие наверху. Выход крови обеспечивал-
ся точно таким же устройством. О
2
проходил по выемкам и сеткам
на внешней стороне мембран, он поступал к ним через небольшие
каналы в тыльной стороне рифленой поверхности, которые сооб-
щались с каждой выемкой. Один из них проходил по всем сторонам
опорной пластины, благодаря чему газ мог входить с одной стороны,
проходить через выемки и сетки и выходить с другой. К одному концу
каждого канала распределения О
2
присоединялась небольшая труб-
ка для его подачи. При сборке аппарата эти трубки располагали друг
над другом, что обеспечивало распределение по всем слоям О
2
, по-
ступающего через верхнее входное отверстие. Сборка оксигенатора
облегчалась установочными стержнями, закрепленными в нижней
опорной плите. Каждая опорная пластина имела по два отверстия
под установочные стержни. Такое устройство давало возможность
располагать отверстия для подачи кислорода и крови точно друг над
другом.
Лучшей мембраной оказалась пленка из политетрафторэтилена
(тефлона) толщиной 0,5 мм, пропускавшая в кровь 24 см
3
О
2
в минуту.
В рабочих условиях она могла переносить до 21,8 см
3
О
2
в минуту в
циркулирующую кровь. В большинстве экспериментов использова-
ли полиэтиленовую пленку толщиной 0,8 мм, но по эффективности
она в 3 раза уступала тефлону.
Существенным недостатком полиэтиленовых и тефлоновых мем-
бран являлась недостаточная механическая прочность. Решающим
оказалось использование силиконовых мембран. Силикон приме-
няли с 1947 г. с целью пеногашения. Газообменные свойства силико-
на обнаружены только в 1957 г. По проницаемости для О
2
силикон
в 40 раз превосходит тефлон. Проблема механической прочности
была решена в 1959 г., когда была разработана силиконовая мембрана
на тканой основе из нейлоновой сетки [Lim M.W., 2006]. Окончатель-
ная версия этой мембраны была предложена в 1959 г. N. Burns и со-
авт., что создало предпосылки для осуществления длительной экстра-
корпоральной поддержки кровообращения и газообмена [Burns N.,
1969]. Создание T. Kolobow в 1963 г. мембранного силиконового ок-
сигенатора, который до последнего времени широко применялся в
клинической практике, имело решающее значение для внедрения
ЭКМО как метода длительной экстракорпоральной поддержки кро-
вообращения и газообмена [Kolobow T., Bowman R.L., 1963]. Силико-
новая мембрана, используемая в данной модели оксигенаторов, яв-
ляется непористой, и в отличие от пористых мембран, используемых
в других моделях оксигенаторов, диффузия газов происходит непос-
редственно через мембрану. Силиконовая мембрана обладает также
20
С.В. ГОТЬЕ, В.Н. ПОПЦОВ, Е.А. СПИРИНА
высокой прочностью, что позволило использовать оксигенаторы на
ее основе в течение нескольких недель. [McCaughan J.S.Jr. et al., 1960].
Силиконовый оксигенатор T. Kolobow не является половолоконным
или капиллярным, силиконовая мембрана в нем уложена в виде скру-
ченных листов. С начала применения силиконовых мембранных ок-
сигенаторов стало ясно, что они могут применяться для длительной
экстракорпоральной оксигенации (ЭКМО).
Дальнейшие исследования были направлены на создание более
тонкой мембраны для улучшения ее газообменных характерис-
тик и разработку капиллярных оксигенаторов. Силиконовая мем-
брана была использована в капиллярном оксигенаторе, созданном
B.R. Bodell в 1963 г., который отличался относительно небольшим
диаметром полых волокон, что сокращало расстояние для газообме-
на и позволяло точно контролировать объемы подаваемой крови и
газа [Bodell B.R. et al., 1963]. В дальнейшем были предложены вариан-
ты с протеканием крови как внутри волокон оксигенатора, так и сна-
ружи [Wilson R. et al., 1965].
В настоящее время на смену листовым оксигенаторам на основе
силиконовой мембраны пришли половолоконные оксигенаторы из
различных синтетических материалов, которые используются как
для непродолжительного (ИК), так и для длительного экстракорпо-
рального кровообращения или газообмена (различные методики
проведения ЭКМО). Более подробная информация о последних эта-
пах развития мембранной оксигенации представлена в соответству-
ющих главах.
Соседние файлы в папке Библиотека им академика М.И. Перельмана