Аутовенозного пластика вперше була розроблена в експерименті і застосована в клініці Карреля (A. Carrel, 1902-1906 рр.). Лексер (Lexer, 1907 г.) здійснив вільну пластику дефекту пахвовій артерії сегментом великої підшкірної вени стегна. Дж. Кюнлін (J. Kunlin, 1949 г.) використовував велику підшкірну вену стегна для обхідного шунтування окклюзированной стегнової артерії. Використання аутів для реконструкції артерій середнього і малого діаметра до теперішнього часу залишається «золотим стандартом». Показанням до виконання аутовенозного шунтування служать найчастіше оклюзійно-стенотичних поразки стегнової-підколінно-тибіальних сегмента, каротидного басейну, ниркових артерій, вісцеральних гілок черевної аорти, коронарних артерій і ін. При цьому найбільш вдалим трансплантатом є велика підшкірна вена. Перед операцією рекомендується досліджувати придатність аутів для шунтування за допомогою дуплексного сканування. Виконання шунтування за допомогою аутів можливо в двох варіантах: реверсувати аутовеной і in situ. Реверсувати вена з успіхом застосовується в якості короткого шунта. Для довгого шунта вена повинна бути достатнього діаметру на всьому протязі. Аутовенозне шунтування за методикою in situ менш травматично, більш фізіологічно, а рівномірне звуження шунта забезпечує адекватний кровотік і зберігає більш тривалу його життєздатність. Вперше вена в позиції in situ була використана в 1959 р канадським хірургом Cartier. З вітчизняних дослідників А.А. Шалімов (1961 г.) першим доповів про результати застосування даної методики.
Для обхідного шунтування стегнової артерії використовувалися також пуповинні вени (Ibrahim et al. 1977 р .; BC Крилов, 1980 г.) і гетерососудістие (бичачі і свинячі сонні артерії) трансплантати (Rosenberg et al. 1964 р .; Keshishian et al. 1971 р .). Найбільш перспективними способами усунення антигенних властивостей гетерососудістих трансплантатів виявилися методи їх ферментної обробки, за допомогою яких розчиняються аутогенні білки.
Пористі синтетичні пластмасові протези з Виньона були вперше запропоновані в 1952 р (Voorhess, Jaretski, Blakemore). У першій половині минулого століття для заміни судин в експерименті застосовувалися трубки з гуми, срібла, скла, слонової кістки, поліетилену, плексигласу (Ф.В. Баллюзек, 1955 р .; BC Крилов, 1956 р .; Д.Д. Венедиктов, 1961 м і ін.).
Новим і перспективним напрямком в пластиці артерій стало застосування пористих судинних протезів тканинної, в'язаній, плетених і монолітної конструкції з поліамідних (капрон, нейлон), поліефірних (дакрон, поручнів, лавсан) і політетрафторетіленових (тефлон, фторлон) та інших волокон. Протез - це каркас, який через деякий час покривається-тканинної капсулою. Освіта капсули проходить наступні основні фази:
- ущільнення протеза з утворенням на його внутрішній поверхні фібрин вистилання;
- проростання каркаса протеза грануляційною тканиною;
- організація-тканинної капсули стінки судини;
- дегенерація або інволюція новоствореної стінки.
З судинного ложа через пори трансплантата через 1-2 тижні після операції виростають судини. Через 6-12 місяців відбувається формування сполучно-тканинної судинної стінки навколо каркаса протеза. Утворюються зовнішня і внутрішня сполучнотканинні капсули. Внутрішня вистилання (неоінтими) поступово покривається ендотелієм, зростаючим з боку анастомозу протеза з судинами. Відкладення пухких фібрину структур викликають звуження просвіту, ведуть до тромбоутворення.
Хірургічна пористість - це показник кровоточивості стінки протеза після включення його в кровотік. Вона визначається питомою водопроникність (кількість води, яка просочується через 1 см 2 стінки судини за 1 хв при тиску 120 мм рт. Ст.).
Для нормального розвитку і існування неоінтими необхідна пористість, при якій через 1 см 2 синтетичної тканини за 1 хв при тиску 120 мм рт. ст. буде проходити 10000 мл води (біологічна пористість).
Хірургічна пористість характеризується наступною особливістю: при ній через 1 см 2 має проходити не більше 50 мл води. Таким чином, біологічна пористість в 200 разів більше хірургічної.
Біологічна пористість - показник прорастаемость стінки протеза сполучною тканиною з зовнішньої оболонки у внутрішнє. Збільшення біологічної пористості призводить до загрози виникнення профузних кровотеч через стінку протеза. Прагнення поєднати ці два протилежних властивості, тобто велику біологічну і малу хірургічну пористість, привело до ідеї створення комбінованих полурассасивающіхся протезів, що складаються з розсмоктуються і не розсмоктуються компонентів.
Запропоновано протези, просочені желатином (Carstenson, 1962 г.), полубіологіческіе, що складаються з синтетичних і колагенових ниток (AM Хількін і ін. 1966; S. Wesolowski, 1962 г.), водорозчинного синтетичного волокна винол (А.Г. Губанов, 1962 м) і ін. з метою попередження тромбозів запропоновані протези з гепарином і з плетеними срібною ниткою (В.Л. Лемен, 1975 г.).
Причинами тромбозу у віддалені терміни є: змінена неоінтими протеза; порушення гемодинаміки; зміна системи згортання крові.
Зниження швидкості кровотоку часто обумовлено звуженням дистального анастомозу, підвищенням периферичного опору, турбулентністю крові, яка залежить від різниці діаметрів протеза і шунтіруемой артерії, і прогресуванням основного атеросклеротичного процесу.
Найбільш грізним ускладненням при застосуванні аллопротезов є нагноєння рани. Інфекційні ускладнення відзначаються при реконструкції аортоклубового зони в 0,7%, аортобедренного - в 1,6% і стегнової-підколінної зони - в 2,5% випадків. При інфікуванні протез стає інародним тілом з реакцією відторгнення, навколо нього утворюється грануляційної вал. При цьому може виникнути аррозівное кровотеча з місця анастомозу. З метою профілактики хірургічної інфекції запропоновано вводити в склад протеза матеріали, що містять антибіотики.
В результаті зміни фізико-хімічних властивостей протезів зменшується їх міцність, еластичність, пружність. З роками відзначається «втома» полімерних матеріалів. Так, після 5 років втрата міцності становить 80% для пропілену і 60% для дакрон. Жоден із застосовуваних протезів з тефлону, дакрон, фторлона і лавсану не є ідеальним засобом заміни судин. У 1974 р текстильної фірмою Гора (W.L. Gore et al.) Розроблений новий синтетичний протез з микропористого політетрафторетилену (ПТФЕ) і названий «Gore-Тех». Завдяки своїм якостям ці протези швидко набули широкого поширення в США, а потім і в інших країнах світу.
Вибрані лекції з ангіології. Є.П. Кохан, І.К. Заваріна