VERISUONIKIRURGIASSA KÄYTETTÄVÄT

BIOMATERIAALIT

Osa 7

Juha-Pekka Salenius Leo Keski-Nisula Ilkka Uurto

Kirjoittajat

Juha-Pekka Salenius dos, oyl. Kirurgian klinikka, TAYS Leo Keski-Nisula LKT, ayl. Sädediagnostiikan yksikkö, TAYS Ilkka Uurto LK, Tampereen yliopisto

Kannen kuva: Suomen Kuvapalvelu Oy Julkaisija:

Lääkelaitos Terveydenhuollon laitteet ja tarvikkeet –osasto Pl 55 00301 Helsinki Puh. 09 47334 242 Fax 09 47334 266 www.nam.fi

ISBN 952 952-5099-62-8 ISSN 1238-8777

2

Sisällysluettelo 1. Johdanto.......................................................................................................................................................................... 3

1.1. Historia .................................................................................................................................................................... 3 1.2. Verisuoni-istutteille asetettavat vaatimukset ........................................................................................................... 4 1.3. Hemokompatibiliteetti ............................................................................................................................................. 5 1.4. Verisuoniproteesin normaali patologia .................................................................................................................... 7

1.4.1. Varhaisvaihe ( Early phase) .............................................................................................................................. 7 1.4.2. Organisoitumisvaihe ( Organisation phase) ...................................................................................................... 7 1.4.3. Arpeutumisvaihe ( Scarring phase ).................................................................................................................. 8

1.5. Verisuoni-istutteiden biologinen käyttäytyminen .................................................................................................... 9 1.6. Verisuoni-istutteiden valinta.................................................................................................................................. 10 1.7. Verisuoni-istutteiden komplikaatiot....................................................................................................................... 10 1.8. Uudelleen steriloinnin vaikutus verisuoniproteeseihin .......................................................................................... 11

1. Materiaalilähtöinen näkökulma biomateriaaleihin........................................................................................................ 11 2.1. Synteettiset kudotut ja neulotut proteesit (Textile synthetic grafts)....................................................................... 13 2.2. Synteettiset ei-kudotut proteesit (Nontextile synthetic grafts) ............................................................................... 15 2.3. Autogeeniset laskimosiirteet.................................................................................................................................. 18 2.4. Autogeeniset valtimosiirteet .................................................................................................................................. 20 2.5. Valtimoiden ja laskimoiden allograftit .................................................................................................................. 21 2.6. Napalaskimo ( Human Umbilical Vein eli HUV )................................................................................................. 22 2.7. Xenograftit............................................................................................................................................................. 24 2.8. Fibrokollageeniset proteesit ................................................................................................................................... 25 2.9. Biohybridi-istutteet ................................................................................................................................................ 25 2.10. Yhdistelmäproteesit (Composite grafts) .............................................................................................................. 26 2.11. Biohajoavat proteesit (Biodegradable prostheses) ............................................................................................... 27 2.12. Endovaskulaariset istutteet ja embolisaatiomateriaalit ........................................................................................ 28

2.12.1. Stentit............................................................................................................................................................ 28 2.12.2. Laskimosuodattimet (Vena cava filtterit) ..................................................................................................... 36 2.12.3. Embolisointiin käytettävät aineet.................................................................................................................. 38

2.13. Implantin käsittelyyn käytettävät aineet .............................................................................................................. 41 3. Anatominen näkökulma biomateriaaleihin ................................................................................................................... 41

3.1. Aortan rekonstruktiot............................................................................................................................................. 41 3.2. Alaraajojen rekonstruktiot ..................................................................................................................................... 42 3.3. Viskeraaliset rekonstruktiot ................................................................................................................................... 43 3.4. Supra-aortaaliset rekonstruktiot ............................................................................................................................. 43 3.5. Epäanatomiset rekonstruktiot ................................................................................................................................ 44 3.6. Laskimorekonstruktiot ........................................................................................................................................... 44 3.7. Imusuoniston rekonstruktiot .................................................................................................................................. 45

4. Indikaatiolähtöinen näkökulma biomateriaaleihin.................................................................................................... 45 4.1. Aneurysmat............................................................................................................................................................ 45 4.2. Valtimonkovetustauti............................................................................................................................................. 46 4.3. Infektiot ................................................................................................................................................................ 47 4.4. Traumat.................................................................................................................................................................. 47 4.5. Laskimoiden vajaatoiminta................................................................................................................................... 48 4.6. AV-fistelit .............................................................................................................................................................. 48

5. Biomateriaalit geeniteknologian näkökulmasta ........................................................................................................ 49 6. Biomateriaalien käyttöön liittyvät standardit................................................................................................................ 50

Johdanto........................................................................................................................................................................ 50 7. Lopuksi ..................................................................................................................................................................... 54 8. Lyhenteet .................................................................................................................................................................. 56 9. Kirjallisuus: .............................................................................................................................................................. 57

3

1. Johdanto

1.1. Historia

Verisuoni-istutteita on käytetty 1950-luvulta lähtien korvaamaan tai korjaamaan

vaurioituneita valtimoita tai laskimoita. Myös vaikeasta munuaisten vajaatoiminnasta

kärsivien potilaiden dialyysihoidon toteuttamiseksi saatetaan joutua rakentamaan nk.

valtimo-laskimo-oikovirtaus, joko potilaan omaa laskimoa tai synteettistä materiaalia

käyttäen (Graham ym. 1996, Tordoir ym. 1995).

Vuonna 1906 Carrel käytti homogeenisiä ja heterogeenisiä laskimo- ja valtimosiirteitä

koirille koemielessä. Samana vuonna Goyenes asensi ensimmäisen autologisen

laskimosiirteen ihmiselle. Vuonna 1915 Tuffier esitteli oman parafiinipäällysteisen

hopeaproteesin. Muita ensimmäisiä verisuoniproteeseja olivat vuonna 1942

Blakemoren vitalliumproteesi ja vuonna 1947 Hufnagelin hiottu metyyli-

metakrylaattiproteesi. Varsinaisen verisuoniproteesien nopean kehityksen aloitti Gross

vuonna 1948 käyttäessään ensimmäisenä ihmisperäistä valtimosiirrettä ihmiselle.

Alkujaan käyttö kohdistui alaraajojen verenkiertohäiriöiden hoitoon, jolloin istutteena

käytettiin potilaan omaa laskimoa (Kunlin 1949). Samana vuonna Donovan esitteli

ensimmäisenä polyeteeni-istutteen. Materiaalien laajempi tuntemus kehittyi vähitellen,

ja vuonna 1952 Voorhees suoritti ensimmäisen onnistuneen aortan rekonstruktion

vinyon-N –istutemateriaalilla koiralle. Samana vuonna Hufnagel kokeili myös

ensimmäistä kertaa orlonia (akryyli) proteesin materiaalina. Synteettisten materiaalien

kehittämiselle nähtiin tarvetta, ja vuonna 1955 otettiin käyttöön nylon (polyamidi)

(Edwards), 1957 teflon (polytetrafluorieteeni) (Edwards) ja 1960 Dacron (polyeteeni)

(De Bakey ja Edman). Dacron on säilyttänyt asemansa suurikokoisten suonten (aorta)

korjausmateriaalina jo lähes neljä vuosikymmentä. Pienikokoisten suonten (halkaisija

alle 5 mm) hoitoon se ei kuitenkaan ole sopinut hyvin trombosoitumisen vuoksi.

Kemiallisesti käsiteltyä naudan kaulavaltimoa käytti ensi kerran Rosenberg vuonna

1966. Vuonna 1972 kehitettiin polytetrafluorieteeni eli PTFE (Soyer), josta tuli uusi

versio ePTFE eli expanded-PTFE muutamaa vuotta myöhemmin, 1975. ePTFE on

sopinut raajojen verisuonten korjaus- ja korvausmateriaaliksi, vaikka sekään ei ole

täysin optimaalinen materiaali pienten suonten hoitoon. Ihmisperäistä napalaskimoa

4

(HUCVAG) käytettiin vuonna 1975 (Dardik) ensimmäisen kerran (Graham ym. 1996,

Black 1995, Kempczinski 2000).

Verisuonen sisäistutteet eli stentit ovat viime aikoina tulleet yhä suositummaksi

menetelmäksi verisuonisairauksien hoidossa. Pallolaajennustekniikkaa (PTA eli

Percutaneous Transluminal Angioplasty) käytettäessä huomattiin, että siihen liittyy

usein suonen uudelleen ahtautuminen. Tähän ongelmaan kehitettiin avuksi stentit,

jotka ovat metallisia tukiverkkoja. Stenttien käyttö alkoi kokeellisessa mielessä

vuonna 1983, jonka jälkeen niiden kehittely on jatkunut vilkkaana. Ensimmäiset

kliiniset tulokset perkutaanisesti asennettavista stenteistä raportoitiin vuonna 1987

(Sigwart 1987). Nykyään on saatavilla erilaisia päällysteisiä stenttejä, ns.

peittostenttejä eli stenttiproteeseja. Stenttien käyttö ei rajoitu pelkästään verisuonten

ahtaumasairauksien hoitoon, vaan ne ovat tulossa vahvasti käyttöön myös

valtimopullistumien eli aneurysmien hoidossa (Sullivan 1997, Cragg ym. 1983, Dotter

ym. 1964, 1983, Matsi ym.1997, Murphy 1998, Gruentzig 1978).

1.2. Verisuoni-istutteille asetettavat vaatimukset

Ideaalisessa verisuoni-istutteessa tulisi olla hyvät mekaaniset ominaisuudet. Näitä ovat

hyvä käsiteltävyys, ommeltavuus, taipuisuus, biokompatibiliteetti kudoksen ja veren

suhteen, korroosionkesto ja väsymisvahvuus. Synteettisen istutteen valmistusprosessin

tulisi olla myös taloudellisesti suotuisa. Istutteiden pitäisi olla yhdenmukaista laatua,

helposti varastoitavissa, steriilejä sekä uudelleen steriloitavissa, ja niitä tulisi olla

saatavilla eri kokoja. Komplianssin eli joustavuuden tulisi vastata natiivisuonen

komplianssia. Infektioiden vastustuskyvyn tulisi olla hyvä. Siitä mikä istutteiden

huokoisuusasteen tulisi olla, ei vielä ole yksiselitteistä näyttöä, ja todennäköisesti eri

alueilla käytettävien proteesien huokoisuusasteen tulee ollakin erilainen vaihtelevan

kudosympäristön vuoksi. Sen tulee olla riittävän suuri edistääkseen kudosrakenteiden

liittymistä istutteeseen ja riittävän pieni estääkseen veren ekstravasaation. Istutteen

sisäpinnan trombogeenisyyden tulee olla matala sekä nonreaktiivinen, jotta

komplementti tai muut veren komponentit eivät aktivoidu. Tämän saavuttamiseksi on

vielä saatava lisää tutkimustietoa veren ja vierasesineen pintojen dynaamisesta

prosessista. Ideaalitilanteessa sisäpinta peittyy nopeasti uudella endoteelillä, joka on

5

aktiivisesti antitromboottinen ja erittää endoteelisolujen tapaan antitromboottisia

aineita. Tällä hetkellä synteettiset proteesit ovat tyydyttäviä suurten verisuonten

alueella käytettäessä, mutta pienten ja keskisuurten (halkisija < 6mm) suonten alueella

tulokset ovat vielä heikkoja. Tästä on osoituksena se, että elimistön kapillaarien

halkaisija on vain noin 4µm, kun parhaat teollisesti valmistetut proteesit ovat noin

6000µm halkaisijaltaan (Graham ym. 1996, Black 1995, Kempczinski 2000, Brewster

2000).

1.3. Hemokompatibiliteetti

Veren puolustusjärjestelmän vastareaktio on poikkeuksellisen raju ja äkillinen

verrattuna muihin kudoksiin. Seurauksena on veren hyytyminen ja verisuonen tukos,

joka saattaa olla hengenvaarallinen tai raajassa vitaliteettiä uhkaava, minkä vuoksi

materiaalin sopeutuvuus veren kanssa (hemocompatibility) on tärkeää. Materiaalia,

joka aiheuttaa veren hyytymistä, verihiutaleiden runsasta tarttumista toisiinsa, ei

yleensä oteta mukaan jatkotesteihin, sillä tällaisen materiaalin ei katsota soveltuvan

kliiniseen potilaskäyttöön in vivo (Silver 1989). Näin osa biomateriaaliehdokkaista

suljetaan pois jo pelkästään veren hyytymisen laukaisevan ominaisuuden vuoksi.

Veren kanssa kosketuksiin joutuvien polymeerimateriaalien lähtökohtana on

perinteisesti pidetty sitä, että implanttimateriaalin pinnan tulee olla negatiivisesti

varautunut ennen implantaatiota. Tämä perustuu yleiseen käsitykseen siitä, että

solujen pintakalvo on negatiivisesti varautunut (Murray 1990). Mitatut solujen

pintavarauksien arvot ovat –5…-85 mV. Jos materiaalin pintavaraus olisi

negatiivinen, niin tällöin veren solut eivät hylkisi vain toinen toisiaan vaan myös

vierasesineen negatiivisesti varautunutta pintaa. Vierasesineen ja veren solujen

sähköinen hylkimisvoima vähentäisi siten verihiutaleiden tarttumispintaa ja hillitsisi

verisuonen tukoksen muodostumista. Eri pintojen sähköiseen hylkimiseen perustuva

ajatus saa tukea myös siitä, että punasoluilla on todettu poikkeuksellisen suuri

negatiivinen pintavaraus (Murray 1990).

Veren plasma ja kudosnesteet kuljettavat kuitenkin niin paljon aineenvaihdunnassa

liuenneita vapaita ioneja, että ne riittävät neutraloimaan implanttimateriaalin pinnan

alkuperäisen nettovarauksen (Andrade 1987, Baier 1978). Käytännössä biomateriaalin

6

pinta aina peittyykin proteiinikerroksella muutaman sekunnin aikana veren tai

kudosnesteen proteiineista. Proteiinikerros, joka muodostuu alle 30 sekunnissa

verikontaktin alkamisesta on paksuudeltaan 20-40 nm (Baier 1978, Williams 1981).

Tämän vuoksi uudemmat teoriat keskittyvät tämän pintakerroksen osuuteen

kudossopeutuvuudessa.

Biomateriaalien pintavarauksella saattaa kuitenkin olla vaikutusta siihen, kuinka

vapaat proteiinit sitoutuvat materiaalipintaan, mutta pinnan alkuperäisellä

pintavarauksella tuskin on niin suurta merkitystä kuin aikaisemmin arveltiin.

Ennemminkin kysymys voi olla siitä, millaiseksi biomateriaalin ja proteiinikerroksen

yhteinen pintavaraus muodostuu veri- tai kudosnestekontaktin jälkeen. Edelleen on

huomattava, että vierasesineen proteiinipintakerroksen koostumus vaihtelee mittausten

kuluessa, ja proteiinikerros elää jatkuvaa dynaamista prosessia (Baier 1978, Sharma

1984).

Biomateriaalin eri alueet saavat itseisarvoltaan erisuuruisia varauksia riippuen

implanttia ympäröivän veren tai kudosnesteen happo-emästasapainosta (Andrade

1990). Niinpä on todennäköistä, että esim. albumiini voi sitoutua vierasesineen

pintaan riippumatta siitä, minkä merkkinen nettovaraus biomateriaalilla on, koska se

voi kääntää kulloinkin sopivan varausalueensa kohti materiaalin pintaa. Kudoksen

paikallisella happo-emästasapainolla on myös suuri vaikutus siihen, miten ja kuinka

suurella voimalla albumiini tarttuu vierasesineen pintaan.

Myös hiilen ja metallien osalta on esitetty vastaavankaltaisia hypoteeseja. Vanhin

hiilen biosopeutuvuutta selittävä teoria perustuu ajatukselle hiilen oman pintakemian

vaikutuksesta, ja sen mukaan hiili on yksinkertaisesti kemialliselta rakenteeltaan

fysiologisessa kudosympäristössä niin inertti, ettei se aiheuta kudosreaktiota. Tämän

kemiallisen reagoimattomuuden teorian (inertness hypothesis) mukaan hiilen pinnalle

adsorboituneet proteiinit eivät hiilen passiivisuudesta johtuen muodosta kemiallisia

sidoksia hiilen kanssa, vaan säilyttävät muotonsa kutakuinkin samanlaisina kuin ennen

adsorbtiota (Chiu 1978, Gott 1973). Toisen, nk. passivaatioteorian (passivation

hypothesis) mukaan pääpaino annetaan pinnalle adsorboituneen ja pinnan passivoivan

proteiinikerroksen ominaisuuksille. Tällöin proteiinikerros toimii välittäjäkerroksena

implantin ja kudoksen välillä, ja passivoi implantin pinnan kudossopeutuvaksi (Baier

7

1978, Feng 1993, Peluson 1991, Sharma 1984). Kolmas teoria (domain matching

hypothesis) painottaa materiaalipinnan heterogeenisyyttä. Tämän teorian mukaan

pinnalla olevat tietyt aktiiviset alueet reagoivat valikoivasti määrättyjen proteiinien

rakenneosien kanssa (Andrade 1987,1990).

1.4. Verisuoniproteesin normaali patologia

Synteettisen proteesin huokoisuus ja ympäröivä sidekudos ovat tärkeimpiä tekijöitä

istutteen ja kudoksen välisessä yhteenmuokkautumisessa. Tämä reaktio on täysin

samanlainen kuin minkä tahansa inertin, aseptisen vierasesineen ja ihmiskudoksen

välinen reaktio yleensäkin. Lähes poikkeuksetta se noudattaa tiettyä kaavaa, jossa

kolme eri vaihetta ovat osittain toistensa kanssa päällekkäisiä.

1.4.1. Varhaisvaihe ( Early phase)

Välittömästi proteesin implantaation jälkeen alkaa ensimmäinen vaihe, joka kestää

noin kaksi viikkoa. Periproteettisesti muodostuu pieni hematooma, joka resorboituu

muutaman päivän kuluttua. Proteesin eli ”vierasesineen” ympärille kehittyy

väistämättömästi lievä krooninen inflammaatio. Tästä osoituksena on periproteettisesti

havaittavissa olevan löyhän granulaatiokudoksen muodostuminen 1-2 viikon kuluessa.

Proteesin sisäpinta verhoutuu nopeasti heti implantaation jälkeen fibriinillä, veren

proteiineilla ja veren soluilla, jolloin proteesin sisäpinnalle anastomoosin läheisyyteen

syntyy uusi endoteeli eli neointima. Noin tunnin kuluttua implantaatiosta proteesin

huokosista on nähtävissä fibriinin, proteiinin ja erytrosyyttien penetraatiota proteesiin.

Tässä vaiheessa saavutetaan jo tietyn asteinen proteesin ja ympäröivän kudoksen

ankkuroituminen toisiinsa. Proteesia ympäröivän kudoksen kapillaarit kasvattavat

haarojaan kohti proteesia ja auttavat näin kollageenien ( pääasiassa kollageeni I, II ja

III ) ja muun solunulkoisen matriksin invaasiota kohti proteesin huokoisia rakenteita.

1.4.2. Organisoitumisvaihe ( Organisation phase)

Tämä vaihe alkaa kaksi viikkoa implantaation jälkeen ja kestää puoleen vuoteen

saakka. 3-4 viikon kuluttua proteesin kiinnittyminen ympäröivään kudokseen on jo

hyvin tiukka. Luminaalisen eli sisäpinnan neointima saattaa irrota paikoitellen, jolloin

muodostuu löyhä fibroosikerros. Prosessin kestoaika ja aste vaihtelevat paljon

8

potilaasta riippuen. Nämä ovat hyvin otollisia paikkoja trombien muodostukselle.

Tällöin proteesin aukaisemiseksi saatetaan tarvita rekanalisoimista tai liuotusta.

Pahimmassa tapauksessa eli täydellisessä tukoksessa saatetaan joutua proteesin

poistoon. Trombien muodostuksen suurimmaksi syyksi on esitetty neointiman

muodostumisen häiriötä.

Ympäröivän kudoksen kapillaarit kasvattavat haarojaan yhä syvemmälle ja

laajemmalle. Kapillaarien myoendoteeli proliferoituu. Tyypillistä tälle vaiheelle on

neovaskularisaation kehittyminen. Tämä edistää yhä paremmin sidekudoksen

kasvamista. Endotelisaatiota tapahtuu merkittävässä määrin ainoastaan anastomoosin

läheisyydessä. Tärkeä tapahtuma tässä vaiheessa on retikulo-endoteliaalisysteemin

aktivoituminen. Neljännestä viikosta lähtien voidaan havaita jättisolujen (foreign body

giant cells) ilmaantuminen proteesin ympäristöön. Dacron-proteesien yhteydessä on

havaittu esiintyvän huomattavasti enemmän jättisoluja kuin PTFE-proteesien.

Joissakin tapauksissa havaitaan myös tulehdusinfiltraattia granulaatiokudoksessa.

1.4.3. Arpeutumisvaihe ( Scarring phase )

Viimeisellä eli kolmannella vaiheella tarkoitetaan kuuden kuukauden jälkeen alkavaa

aikaa, joka seuraa ellei sitä ennen ole ilmennyt mitään vakavia komplikaatioita.

Arpeutumisvaiheelle on tyypillistä proteesin ympäristökudoksen aktiviteetin

väheneminen. Kapillarisaatio jatkuu edelleen yhä syvemmälle proteesin huokosiin.

Luminaalipinnalla alueet, jotka eivät ole peittyneet aikaisemmin, verhoutuvat nyt

myoendoteliaalisoluilla tai fibroblasteilla. Tällöin on myös trombien tai fibroottisten

plakkien muodostumisen mahdollisuus. Proteeseissa, joissa on jo aikaisemmin

muodostuneita trombeja tapahtuu trombien organisoitumista, jolloin laminiini ja

fibronektiini ovat osaltaan vaikuttamassa prosessiin. Laminiini on eräs tyvikalvon

proteiini, joka stabiloi trombia, ja fibronektiini on sidekudoksessa ja tyvikalvossa

esiintyvä proteiini, joka liittää mm. fibroblasteja yhteen. Retikulo-

endoteliaalijärjestelmän solut, kuten makrofagit ja jättisolut, penetroituvat proteesin

ympäristöön. Kun jatkuva ankkuroituminen kollageenin ja elastisten säikeiden avulla

jatkuu, fagosytoivat solut muokkaavat osaltaan ympäristöä ja synteettistä materiaalia.

Joskus voidaan havaita proteesin irtoamista ympäröivästä kudoksesta, mutta

tavallisemmin kollageenisäikeet pitävät proteesia paikoillaan elastisten säikeiden

9

kanssa. Kolmannen vaiheen aikana proteesi kiinnittyy yleensä tiukasti ympäröivään

kudokseen säikeikkään, vähäsoluisen sidekudoksen avulla (Müller 1994).

1.5. Verisuoni-istutteiden biologinen käyttäytyminen

Lähes kaikki kliiniseen käyttöön tulevat istutteet testataan eläinmalleilla. Eri lajien

välillä on huomattaviakin eroavuuksia kudosten reaktioissa vierasesineisiin.

Esimerkiksi ihmisellä anastomoosin läheisyyteen muodostuva endoteelikerros on

hyvin rajallinen verrattaessa sikaan, vasikkaan tai paviaaniin. Kaikkein parhaiten

ihmistä vastaa tässä suhteessa koira.

Melkein jokaiseen synteettiseen proteesiin muodostuu vaihtelevanpaksuinen

fibriinikerros, jonka muodostumiseen vaikuttaa proteesin huokoisuus (porosity).

Huokoisissa proteeseissa luminaaliselle pinnalle muodostuu ohut fibriinikerros, joka

korvaantuu periproteettisesta kudoksesta kasvavalla kollageenilla. Näin syntyy

kestävä, suhteellisen ei-trombogeeninen luminaalinen pinta. Ei-huokoisissa

proteeseissa luminaalinen fibriini ei kykene organisoitumaan. Tällöin distaalisten

fibriiniembolisaatioiden, intimaalisen hypertrofian ja proteesin tukkeutumisen riski

kasvaa. Ohut fibriinikerros auttaa myös hematogeenisten infektioiden vastustamisessa

ja parantaa aukipysyvyyttä matalan virtauksen alueilla. Valitettavasti suuri huokoisuus

lisää välittömien ja myöhempien verenvuotojen ilmaantumista sekä aneurysmien

muodostumista.

Komplianssi vaikuttaa ratkaisevasti proteesien pitkäaikaisaukipysyvyyteen. Monilla

nykyproteeseilla on lähes valtimoiden tasoinen komplianssi ennen niiden istuttamista

ihmiskudokseen. Komplianssin väheneminen vaikuttaa proteesin kykyyn ”siivota”

luminaaliselta pinnaltaan ylimääräistä fibriiniä. Kuitenkin lähes kaikkien synteettisten

proteesien komplianssi muuttuu fibroottisen kudoksen vaikutuksesta, ja ne jäykistyvät.

Anastomoosikohdat joutuvat kovimmalle venytykselle, koska proteesin ja suonen

komplianssit eivät enää vastaa toisiaan. Tämän johdosta anastomoosikohdat ovat

herkkiä pseudoaneurysmien ja erityisesti neointimaalisen fibroplasian

muodostumiselle. Verisuoni-istutteet kiinnitetään natiivisuoneen liukenemattomalla

lankamateriaalilla (nylon) ja vain harvoin metallisilla hakasilla.

Synteettisten proteesien kliinisessä käytössä on edelleen ratkaisematta kaksi suurta

ongelmaa: suuri tromboosialttius pienissä, matalan virtauksen suonissa, sekä

10

suurentunut proteesi-infektioiden riski varsinkin nivustaipeen alueella (Kempczinski

2000).

1.6. Verisuoni-istutteiden valinta

Mikään markkinoilla oleva synteettinen proteesi ei ole sopiva kaikkiin tilanteisiin,

vaan valinta tulee tehdä aina yksilöllisen tarpeen mukaan. Valinta ei perustu

ainoastaan proteesien mekaanisiin ominaisuuksiin, vaan aina tulee ottaa huomioon

potilaan koko kliininen kuva.

Proteesin koko tulee valita siten, että se vastaa mahdollisimman tarkkaan korvattavaa

verisuonta. Sen tulee olla tarpeeksi suuri halkaisijaltaan turvatakseen riittävän

hapensaannin kudoksille reaktiivisen hyperemiankin aikana, ja sen on oltava tarpeeksi

pieni ylläpitääkseen riittävää verenvirtausta. Tämä tromboottinen kynnysnopeus

vaihtelee eri materiaaleilla ja eri aikoina implantaation jälkeen.

Potilaan ikä tulee myös ottaa huomioon. Kasvaville lapsille eivät synteettiset proteesit

sovi, vaan heille käytetään ensisijaisesti autologisia valtimo- ja laskimosiirteitä.

Infektioiden tai voimakasasteisen kontaminaation yhteydessä, kuten usein trauman

jälkeen, synteettisiä proteeseja tulisi välttää niiden infektioherkkyyden vuoksi. Tällöin

tulee löytää autologinen valtimo- tai laskimosiirre kyseiselle alueelle.

Operaatioaika vaikuttaa siirteen valintaan. Potilaille, joiden huono yleiskunto ei salli

pitkää ja raskasta leikkausta, tulee valita synteettinen proteesi, vaikka autologisella

siirteellä voitaisiin saavuttaa parempi pitkäaikaistulos (Kempczinski 2000).

1.7. Verisuoni-istutteiden komplikaatiot

Historia tuntee monia verisuoni-istutteita, joiden primaaritulokset ovat olleet hyviä,

mutta joilla on ollut erittäin vaikeita myöhäiskomplikaatioita. Tämän vuoksi kaikkia

uusia proteesivalmisteita tulisi testata vähintään viiden vuoden ajan ennen laajaa

kliinistä käyttöönottoa.

Komplikaatiot voidaan jakaa kahteen pääryhmään, välittömiin ja epäsuoriin.

Välittömiä ovat tromboosi, proteesin dilataatio, mediaalinen fibroosi kuten

intimaalinen hyperplasia, sekä ateroskleroosi, joka voi johtaa proteesin ahtautumiseen

ja tukokseen. Epäsuoria komplikaatioita ovat pseudoaneurysmien muodostuminen

11

anastomoosikohtaan, proteesin infektio, huonosta fibriinin kiinnittymisestä

luminaaliselle pinnalle tai aneurysman muodostumisesta aiheutuva embolia. Mikäli

proteesi ei ole kiinnittynyt riittävästi ympäröivään kudokseen, se voi hankautua

viereiseen elimeen, kuten virtsarakkoon tai suoleen, aiheuttaen sepsiksen tai

verenvuodon (Kempczinski 2000).

1.8. Uudelleen steriloinnin vaikutus verisuoniproteeseihin

Suurin osa verisuoniproteeseista on kertakäyttöisiä. Valmistajat eivät suosittele niiden

uudelleen steriloimista ja käyttöä. Joitakin päällystämättömiä polyesteriproteeseja

valmistaja kuitenkin antaa uudelleen steriloida kirurgin vastuulla. Teoreettisesti

polyesterin amorfisen osan (60 % polyesteristä) lasittumismuutoskohta (glass

transition point) on 70-80o celsiusta, jolloin hydrolyysi nopeutuu. Näin ollen

uudelleen sterilointi autoklaavissa 135o celsiuksessa voisi aiheuttaa ongelmia. Riepe ja

kollegat resteriloivat päällystämättömiä, kudottuja polyesteriproteeseja. He toistivat

uudelleen steriloimista autoklaavissa 0-20 kertaa. Heidän mukaansa proteesien pinnan

”tuntuma” (”tactile”) muuttui steriloimiskertojen mukaan. Tämä oli heidän mukaansa

pintareaktio, jolla ei ollut vaikutusta mekaanisiin tai kemiallisiin ominaisuuksiin, jotka

siis säilyivät samoina uudelleen steriloimisesta huolimatta. Heidän mukaan

päällystämättömiä kudottuja polyesteriverisuoniproteeseja, jotka on kertaalleen

steriloitu autoklaavissa uudelleen, voi turvallisesti käyttää uudelleen. Steriliteetistä

tulee tällöin huolehtia erityisesti, sillä uudelleen steriloimisen yhteydessä suuremman

kontaminaatioriskin vuoksi infektoitumisriski on suurempi (Riepe 1999).

2. Materiaalilähtöinen näkökulma biomateriaaleihin

Verisuoni-istutteet voidaan jakaa teollisesti valmistettuihin ja potilaasta saataviin

verisuoni-istutteisiin. Viimeksi mainittuja ovat autogeeniset laskimo- ja

valtimosiirteet. Ne vastaavat lähes ideaalista siirrettä, mutta niiden saatavuus on

rajallinen. Teollisesti valmistetut proteesit voidaan karkeasti jakaa synteettisiin,

biologisiin ja yhdistelmäproteeseihin. Synteettiset jaetaan edelleen kudottuihin

(woven, knitted, velour ja biologisesti päällystetty), ei-kudottuihin (teflon,

polyuretaani, bioabsorboituva) ja stentteihin (metalliset ja proteesistentit). Biologiset

12

proteesit jaetaan allografteihin (valtimo- ja laskimoallograftit, napalaskimo),

xenografteihin (lehmän-, naudan- ja kanin kaulavaltimo) ja

fibrokollageeniproteeseihin. Yhdistelmäproteesit jaetaan suoriin ja sekventaalisiin

proteeseihin. (Talukko 1)

Taulukko 1. Dacron- ja PTFE -verisuoniproteesien ominaisuuksia.

Materiaali

Malli

Koko (mm)

Käyttöalue

Suora proteesi

6 – 36

- Viskeraalivaltimot

- Epäanatomiset

- Aorta

- Supra-aorta

- Lantion-polven

yläpuoliset valtimot

Haaraproteesi

12 – 24 / 6 – 12

- Aorto-iliako-femoraali

- Supra-aorta

Dacron

Epäanatominen proteesi

6 – 10

- Axillo-femoraalinen

- Femoro-femoraalinen

- Axillo-axillaarinen

Suora proteesi

4 – 20

- Viskeraalivaltimot

- Epäanatomiset

- Aorta

- Supra-aorta

- Lantion-polven

yläpuoliset valtimot

Haaraproteesi

12- 20 / 6- 10

- Aorto-iliako-femoraali

- Supra-aorta

Epäanatominen proteesi

6 – 10

- Axillo-femoraalinen

- Femoro-femoraalinen

- Axillo-axillaarinen

Tuettu proteesi

4 – 10

- Epäanatomiset

- Lantio-alaraajan

valtimot

PTFE

Kapeneva proteesi

8 – 4

- Alaraajan valtimot

13

2.1. Synteettiset kudotut ja neulotut proteesit (textile synthetic grafts)

Voorhees ja kollegat kehittelivät ensimmäisen synteettisen kudotun proteesin,

Vinyon-N:n, joka oli ohut, kiiltävä kollageeniputki. Sen jälkeen on valmistettu myös

muita synteettisiä proteeseja, esim nylon- (polyamidi), teflon- (polytetrafluorieteeni),

ivalon- (polyvinyyli-yhdiste), orlon- (akryyli) ja dacron-proteesit (polyeteeni).

Nopeasti kuitenkin huomattiin, että suurin osa näistä menetti rakenteellisen

jännityksensä pian implantaation jälkeen. Ainoastaan dacron ja teflon osoittautuivat

hyviksi vaihtoehdoiksi (Creech 1957).

Dacron-langasta voidaan valmistaa proteeseja kutomalla (woven) tai neulomalla

(knitted) (kuvat 1 ja 2). Kudottujen proteesien venymiskyky on alhainen tai se puuttuu

kokonaan. Ne ovat tyypillisesti tiiviitä (porositeetti alhainen), kestäviä ja jäykkiä.

Etuina tällöin ovat vähäisempi verenvuoto proteesin läpi, alhaisempi

dilataatiotaipumus ja muidenkin rakenteellisten muutosten vähäisempi ilmaantuminen

pitkälläkin aikavälillä. Haittoina ovat huonompi käsiteltävyys, alhaisempi komplianssi

ja taipumus hangata leikattuja reunoja. Alhaisen porositeetin vuoksi kudotut dacron-

proteesit kiinnittyvät huonosti ympäröivään kudokseen.

Kuva 1. Kudottua Dacronia (woven Dacron)

14

Kuva 2. Neulottua Dacronia (knitted Dacron)

Neulotuissa dacron-proteeseissa lanka on kuljetettu joko pitkittäin tai kehämäisesti

(circumferential), jolloin siihen on saatu parempi mitanpitävyys. Neulotussa

proteesissa on suurempi porositeetti kuin kudotussa. Tämä tarkoittaa teoriassa

parempaa mekaanista komplianssia ja käsiteltävyyttä, sekä alhaisempaa taipumusta

hankautua. Haittapuolena verrattaessa kudottuun on huonompi rakenteellinen

kestävyys.

Dacronin hemokompatibiliteetti ei ole paras mahdollinen, ja sitä on parannettu

valmistajan toimesta kyllästämällä sisäpinta joko kollageenilla, gelatiinilla tai

albumiinilla, jotka myös vähentävät porositeettia. Dacronin totaalisen absorptioajan on

eläinkokeissa todettu olevan 30 ± 7 vuotta, ja sen säikeiden 50 %:n heikkeneminen

tapahtuu 10 ± 2 vuodessa subkutaanisesti asennettuna. Infektoituneen proteesin pH

laskee, jolloin sen hajoaminen nopeutuu eksponentiaalisesti, ja jo muutamassa

kuukaudessa sen rakenteelliset ominaisuudet häviävät ( Coyry 1996, Didisheim 1996,

Zaikov 1985).

Synteettisiin kudottuihin proteeseihin on usein liitetty ”velour” joko sisä- tai

ulkopinnalle tai molempiin (double velour). Velour on muunnelma kudotusta

kankaasta, jossa lankojen silmukat ulottuvat materiaalin pinnasta suorassa kulmassa

ylöspäin. Se tekee materiaalin pehmeäksi ja nukkamaiseksi. Lankamateriaalia ja

silmukoiden määrää muuttamalla voidaan vaikuttaa porositeettiin ja materiaalin

paksuuteen (Lindenauer 1974). Velour voidaan liittää sekä kudottuihin että

neulottuihin proteeseihin, jolloin niiden käsiteltävyys ja elastisuus paranevat. Velourin

ensisijainen tehtävä on kuitenkin tarjota fibriinille ja fibroblasteille tarttumisalusta.

Proteesin ulkopinnan velourin uskotaan auttavan proteesia kiinnittymään paremmin

ympäröivään sidekudokseen. Proteesin sisäpinnan velourin uskotaan vastaavasti

auttavan fibriinin muodostaman neointiman kehittymisessä. Tästä asiasta on kuitenkin

15

esitetty vasta-argumenttejä. Sauvage kollegoineen esitti, että sisäpinnan velour saattaa

lisätä proteesin trombogeenisyyttä (Sauvage 1989).

Kaikki standardi- ja velour dacron -proteesit vaativat ennen käyttöä prekoagulaation

(preclotting), jotta suurimmat huokoiset raot tukkeutuisivat ja näin veren

ekstravasaatio vähenisi. Mitä suurempi porositeetti, sitä huolellisemmin

prekoagulaatio on suoritettava. Ideaaliseksi porositeetiksi on ehdotettu 10,000

ml/cm²/min (Weslowski 1961). Tämä ei kuitenkaan nykytekniikalla ole vielä

mahdollista. Tavallisesti käytetyn neulotun (knitted) dacron-proteesin porositeetti on

1200-1900 ml/cm²/min. Prekoagulaatiotekniikoita on useita. Alhaisen porositeetin

proteesit voidaan yksinkertaisesti huuhdella hepariiniliuoksella ja verellä. Monet

kirurgit suosivat huokoisemmissa proteeseissa toistuvia verellä tapahtuvia huuhteluita,

jolloin he eivät käytä hepariinia. Huuhtelujen jälkeen proteesista tulee huolellisesti

poistaa ylimääräiset hyytymät.

Taipuisuuden, elastisuuden ja jäntevyyden lisäämiseksi useat proteesit on valmistettu

aaltomaiseen muotoon. Tällä on kuitenkin useita mahdollisia haittavaikutuksia, kuten

proteesin seinämän paksuuden lisääntyminen ja vastaavasti luumenin halkaisijan

pieneneminen, veren laminaarisen virtauksen häiriintyminen sekä trombogeenisyyden

lisääntyminen (Lindenauer 1989). Kyseiset ongelmat tulevat esille pienikokoisissa

suonissa.

Yleisin komplikaatio dacron-proteeseilla on niiden taipumus dilatoitua ajan kuluessa.

20 vuoden seurannassa tehdyillä CT-tutkimuksilla on todettu joidenkin proteesien

laajentuvan aina 94 % verrattaessa alkuperäiseen halkaisijaan (Blumenberg 1991).

Kudotulla (woven) dacronilla on vähiten dilatoitumistaipumusta ja ultraohuilla,

neulotuilla dacron-proteeseilla taipumus on ollut suurinta (Ottinger 1976). Tavallisesti

dilataatio kehittyy anastomoosikohtaan ja muodostaa tähän aneurysman. Näiden

komplikaatioiden vuoksi verisuoniproteesipotilaiden seuranta on tärkeää (Brewster

2000).

2.2. Synteettiset ei-kudotut proteesit (Nontextile synthetic grafts)

Vaikka kudotuilla synteettisillä proteeseilla päästiinkin hyviin pitkäaikaistuloksiin

suurten suonten alueella, 1970-luvun vaihteessa nähtiin tarpeelliseksi kehitellä

materiaali, joka olisi myös hyvä alaraajojen keskisuurten ja pienten suonten alueella.

Vuonna 1969 Robert W. Gore keksi metodin, jolla saattoi pursuttaa jo kehiteltyä

16

teflon-polymeeriä (polytetrafluorieteeni, PTFE) (Boyce 1982). Alkuun käyttö oli

ainoastaan teollista, kunnes vuonna 1972 Soyer ja kollegat kokeilivat sen käyttöä

eläimillä alaonttolaskimon rekonstruktiossa (Soyer 1972). He nimesivät kyseisen

materiaalin ePTFE:ksi (expanded PTFE). Hyvien tulosten vuoksi se otettiin

ensimmäisen kerran kliiniseen käyttöön vuonna 1976 Campbellin toimesta (Campbell

1976).

ePTFE:n valmistus tapahtuu niin, että polymeeriä kuumennetaan ja venytetään

mekaanisesti, jonka jälkeen se pursutetaan erityisen muotin lävitse. Näin syntyy

huokoinen materiaali, jolle on ominaista kiinteät nystyt. Nystyt ovat kiinni toisissaan

ohuiden fibrillien välityksellä, ja fibrillien pituus määrää materiaalin porositeetin.

Markkinoilla olevissa standardi ePTFE-proteeseissa fibrillien pituus on noin 30µm.

ePTFE on kemiallisesti inertti, hyvin elektronegatiivinen ja hydrofobinen. Sen

sulamispiste on +327o celsiusta. Proteesin huomattiin kuitenkin muodostavan herkästi

aneurysmia, minkä vuoksi siihen lisättiin ympärille toinen ohut kerros ePTFE:tä

jäykistämään ja antamaan lisää kehälujuutta.

Vaikka ePTFE onkin huokoinen materiaali, sen ekstravasaatiotaipumus on erilainen

kuin kudotuilla synteettisillä proteeseilla. Sen seinämän huokoiset rakenteet ovat

täyttyneet ilmalla. Vaikka sen porositeetti on suurempi kuin dacronilla, sen huokoiset

rakenteet ovat pienempiä. Tämän vuoksi ePTFE:tä voidaan pitää mikrohuokoisena

materiaalina, joka ei vaadi prekoagulaatiota ennen käyttöönottoa. Myöskin

hydrofobisuus estää veren ekstravasaatiota.

Huolimatta siitä, että ePTFE:n luminaalinen pinta on negatiivisesti varautunut, siihen

tarttuu proteiineja 30-60 sekunnissa implantaation jälkeen, kuten kaikkiin synteettisiin

proteeseihin. Se verhoutuu ohuella, suhteellisen vähän soluja sisältävällä

proteiinikerroksella. Valitettavasti myöskin ePTFE-proteeseihin muodostuva

varsinainen endoteelikerros ylettyy vain 1-2 cm:n päähän anastomoosista.

Standardi- ePTFE -proteesien lisäksi on olemassa samasta materiaalista valmistettuja

modifioituja versioita. Eräässä mallissa kaikkien kerrosten paksuutta on vähennetty

(thinwall), jolloin käsiteltävyys ja komplianssi ovat parantuneet. Toisessa mallissa

siihen on lisätty aaltomaista muotoa sisäpinnan säilyessä sileänä (ePTFE Stretch).

Tällä on saatu parannettua venyvyyttä pituussuunnassa, mikä on helpottanut proteesin

pituuden valinnassa ja parantanut käsiteltävyyttä. Eläinkokeissa akuutti

trombogeenisyys proteesin alueella vähentyi merkittävästi verrattuna standardi ePTFE

-proteesiin (Pärsson 1993). Myös taipumisongelmat (kinking) nivelten alueella ovat

17

vähentyneet. Aortan rekonstruktioissa ei elongaatiota tai aneurysmataipumusta ole

havaittu (Erdoes 1995). Näillä ominaisuuksien parannuksilla ei ole kuitenkaan

onnistuttu parantamaan pitkäaikaisaukipysyvyyttä.

Kuten muihinkin proteeseihin, joihinkin ePTFE-proteeseihin on lisätty ulkoisia

renkaita tai spiraaleja. Näiden on toivottu vähentävän ulkoista mekaanista

kompressiota, varsinkin silloin kun proteesia käytetään ihonalaisesti epäanatomisissa

paikoissa. Myös nivelten yli menevissä ohituksissa niiden on toivottu auttavan

proteesia säilyttämään muotonsa. Guptan ja kollegoiden tekemän sokkoistetun

prospektiivisen tutkimuksen mukaan tästä ei kuitenkaan ollut merkittävää hyötyä

femoropopliteaalisissa ohituksissa (Gupta 1991).

Muitakin menetelmiä on kehitelty parantamaan ePTFE-proteesien aukipysyvyyttä.

Flinn kumppaneineen raportoi parempia aukipysyvyyksiä potilailla, jotka söivät

varfariinia postoperatiivisesti (Flinn 1988). Anastomoosin ympärille implantaation

jälkeen asennettavalla laskimomansetilla (vena cuff) tai laskimopaikalla (vena patch)

on myös saatu parannettua tuloksia (Miller 1984, Taylor 1992). Näistä menetelmistä

on erityisesti esitetty olevan hyötyä pienissä distaalisissa rekonstruktioissa

anastomoosialueiden intimaalisen hyperplasian kannalta. Tämä parantaa

verenvirtausta ja vähentää mekaanista vääntymää anastomoosialueella (Tyrrell 1990).

Clintora kollegoineen tutki ePTFE- ja dacron-proteesien aukipysyvyyksiä aorto-

femoraalisissa ohituksissa. Aukipysyvyyksissä ei todettu merkittävää eroa, mutta

komplikaatioita, kuten infektioita, trombooseja, aneurysmia, revisioita ja

amputaatioita esiintyi dacron-proteeseilla hoidetuilla enemmän (Clintora 1988). Burke

kumppaneineen totesi retrospektiivisessä tutkimuksessaan hypoplastisen

aortobifurkaation rekonstruktiossa ePTFE:llä merkittävästi parempia aukipysyvyyksiä

kuin dacronilla hoidetuilla (Burke1987). Kuitenkin eräässä prospektiivisessa

sokkoistetussa tutkimuksessa aortan rekonstruktioissa ei saatu merkittävää eroa

aukipysyvyyksien suhteen verrattaessa ePTFE:tä ja dacronia. Tässä tutkimuksessa

saatiin ePTFE -proteeseille suurempi komplikaatioiden esiintyvyys (Polterauer 1992).

Etuina ePTFE-proteeseissa on niiden biokompatibiliteetti, vähäinen

dilataatiotaipumus, vähäinen ekstravasaatio ja se, ettei prekoagulaatiota tarvita. Jotkut

tutkimukset osoittavat, että niillä on myös vähäisempi infektioherkkyys (Bandyk

1991). Myös trombogeenisyys on alhaisempi vähäisemmän verihiutaleaggregaation

vuoksi. Anastomoosien vahvuus ja jännitelujuus antavat ePTFE:lle paremman suojan

anastomoosianeurysmien muodostumista vastaan kuin dacronilla on (Quinones-

18

Baldrich 1987). Autogeenisiin laskimosiirteisiin verrattaessa ePTFE:llä on parempi

käsiteltävyys, operaatioajat ovat lyhyempiä, käytetään pienempiä leikkaushaavoja ja

tarvitaan vähemmän kudosdissekoimista, jotka tulee ottaa huomioon leikattaessa

vanhempia ja huonompikuntoisia potilaita (Veith 1986).

Haittapuolista suurin on ePTFE:n erilainen komplianssi verrattaessa natiivisuoneen tai

jopa dacroniin. Anastomoosin komplianssierot ePTFE:n ja natiivisuonen suhteen

altistavat neointimaaliselle hyperplasialle ja distaaliselle ateroskleroosille. Sillä on

myös huono taipumus verenvuotoon ompelemisen aiheuttamista pistoskohdista.

ePTFE-proteesit ovat myös hinnaltaan kalliimpia kuin dacron- tai autogeeniset siirteet.

Vaihtoehtoisia polymeerejä, kuten polyuretaani, on tutkittu mahdollisina materiaaleina

pienikokoisiin verisuonirekonstruktioihin. Polyuretaaniproteesit osoittivat alkuun

vähäistä trombogeenisyyttä, korkeaa komplianssia implantoitaessa ja in vivo hyvää

aukipysyvyyttä. Kliinisissä kokeissa niiden aukipysyvyys ja komplianssi eivät

kuitenkaan vastanneet odotuksia, vaan niillä on taipumus muodostaa aneurysmia

(Yeager 1988, Brewster 2000).

2.3. Autogeeniset laskimosiirteet

Alaraajojen revaskularisaatioissa, erityisesti pienikokoisten valtimoiden ja matalan

verenvirtauksen suonissa, autogeeniset laskimosiirteet ovat ensisijaisia vaihtoehtoja.

Tämä tosiasia on toistuvasti todistettu kirjallisuudessa. 1970-luvulta lähtien tulokset

ovat parantuneet operaatiotekniikoiden kehittymisen myötä. Laskimosiirteiden yksi

merkittävä etu on niiden endoteelisolukerros, joka edesauttaa veren virtaamista ja näin

estää tukoksen muodostumista. Se erittää mm. glykosaminoglykaaneja, jotka toimivat

kofaktoreina antitrombiini III:n ja hepariini kofaktori II:n muodostuksessa. Lisäksi se

erittää trombomoduliinia, proteiini C:tä ja proteiini S:ää, jotka toimivat

antitromboottisina aineina. Verihiutaleiden aggregaatiota estävää prostasykliiniä ja

EDRF:ää (Endothelium-derived relaxing factor eli typpioksidi, NO) erittyy myös

endoteelisoluista. EDRF eli typpioksidi estää sekä verihiutaleiden adheesiota,

vasokonstriktiota että trombin muodostusta muuallakin kuin vaurioituneessa

verisuonen kohdassa.

Jalkavarren iso iholaskimo (vena saphena magna, VSM) on yleisimmin käytetty

laskimosiirre. Sen normaalianatomiassa on suuria vaihteluita. Ainoastaan 38 %

noudattaa perinteistä ”normaalia” anatomiaa. Täydellinen VSM -kaksoissysteemi on

19

11 %:lla, ja 15 %:lla on osittainen kaksoissysteemi. Muita harvinaisempia variaatioita

löytyy 9 %:lla, ja VSM saattaa myös puuttua Veithin mukaan 4 %:lla (Veith 1979).

VSM:n läpät ovat rakenteeltaan kaksipurjeisia läppiä, mutta tässäkin esiintyy

vaihtelua. VSM:ssa on yleensä yhdestä kolmeentoista läppää, keskimäärin 6.7 (Shah

1986).

VSM:a ei voi käyttää, jos se synnynnäisesti puuttuu, jos se on laskimotulehdusten

vaurioittama tai se on käytetty. Tutkimusten mukaan sitä ei voida käyttää edellä

mainituista syistä johtuen noin 22 %:ssa tapauksista. Toisen jalan VSM:aa on toki

myös yleensä mahdollista käyttää, mutta monet ovat sitä mieltä, että kumpikin VSM

tulee käyttää omassa raajassaan. Muita vaihtoehtoja laskimosiirteiksi ovat jalkavarren

pieni iholaskimo (vena saphena parva, VSP), käsivarren ulompi iholaskimo (vena

cephalica), käsivarren sisempi iholaskimo (vena basilica) ja sisempi kaulalaskimo

(vena jugularis interna). Näissäkin laskimoissa esiintyy suuria anatomisia variaatioita.

Käsivarsien pinnalliset laskimot ovat usein vaurioituneet aikaisemmin asennettujen

laskimonsisäisten kanyylien ja verinäytteiden ottamisen vuoksi. Sisemmästä

kaulalaskimosta saadaan lyhyitä pätkiä, esimerkiksi korvaamaan vaurioitunutta

yhteistä reisilaskimoa. Myös jalan syviä laskimoita on käytetty siirteenä.

Laskimosiirteiden ottamiseen liittyy kolme tärkeää asiaa: 1) paine, jolla laskimo on

laajennettu, 2) lämpötila, jossa se on säilytetty, ja 3) vasoaktiivisten aineiden käyttö

laajennukseen. Yli 700 mmHg:n paine vaurioittaa jo selkeästi laskimoa. Bonchekin

arvion mukaan paineen, jolla laskimo laajennetaan ja preparoidaan esille, tulisi olla

korkeintaan 300-400 mmHg:tä (Bonchek 1980). Vasoaktiivisena aineena käytetyin

on papaveriini, jolla päästään 500 mmHg:ta vastaavaan laskimon laajenemiseen

vähemmin vaurioin. Säilytyslämpötila on edelleen kiistanalainen. LoGerfo ja

kumppanit esittivät optimaaliseksi lämpötilaksi +4 oC (LoGerfo 1981). On myös

arvioitu, että normotermia eli +37 oC olisi paras lämpötila, sillä matalissa

lämpötiloissa endoteelisolukon prostasykliinin tuotto vähenee merkittävästi (Bush

1984).

Potilailla, joilla on koskemattomat jalkavarren iholaskimot, voidaan alaraajan

verisuonirekonstruktio tehdä laskimoa käyttäen kolmella eri tavalla: kääntämällä

laskimo (reversed), in situ -rekonstruktiolla tai irroittamalla laskimo ja poistamalla

siitä läpät sekä suorittamalla normaali rekonstruktio antegradisesti. Selkeää näyttöä

jonkun menetelmän paremmuudesta ei ole, vaan hyviä tuloksia on raportoitu kaikilla

eri menetelmillä. In situ -tekniikkaa on kuitenkin pidetty parhaimpana vaihtoehtona,

20

kun kyseessä ovat olleet hyvin pienet (halkaisija < 3mm) distaaliset ohitusleikkaukset.

Kahden, kolmen ja neljän vuoden aukipysyvyystulokset eivät juurikaan eroa pienillä

ja suurempikokoisilla laskimosiirteillä tehdyissä verisuonirekonstruktioissa.

Onnistuneen operaation kulmakivi on huolella valittu laskimosiirre.

Koska laskimosiirre on biologinen putki, sen käyttäytyminen on dynaamista. Suurin

osa ongelmista ajoittuu 30 ensimmäiseen leikkauksen jälkeiseen päivään. Nämä

johtuvat yleensä leikkausteknisistä virheistä, väärin valituista potilaista ja siirteen

huonosta laadusta. Tämän jälkeen toiseen vuoteen asti ilmenevät ongelmat ovat usein

fibrointimaalisesta hyperplasiasta johtuvia. Tyypillisiä kohteita ovat anastomoosin

alue, laskimosiirteen mahdolliset korjatut alueet ja poistettujen läppien kohdat. Toisen

vuoden jälkeen ongelmat, joita ovat seinämäplakit, aneurysmaaliset dilataatiot ja

jaksottaiset ahtaumat, ovat lähes poikkeuksetta etenevän ateroskleroosin aiheuttamia.

Tyypillisesti seinämäplakit ovat muutaman senttimetrin pituisia, multisentrisiä,

eksentrisiä ja lievästi koholla laskimon seinämästä. Nämä ovat ateroskleroosin lieviä

muutoksia. Aneurysmaaliset dilataatiot ovat dramaattisempia muutoksia, vaikkakin

huomattavasti harvinaisempia. Niiden syntymekanismeista ei ole varmaa tietoa, mutta

todennäköisesti taustalla on laskimosiirteen ottovaiheessa tai trombosoituessa

tapahtunut transmuraalinen iskemia. Joka tapauksessa kyseessä on luonteeltaan

aterosklerootinen muutos. Ateroskleroosin kehittymiselle altistavia riskitekijöitä ovat

potilaan hyperkolesterolemia, verenpainetauti, sepelvaltimotauti, sokeritauti sekä

tupakointi (Towne 2000).

2.4. Autogeeniset valtimosiirteet

Vuonna 1964 Kalifornian lääketieteellisessä keskuksessa San Franciscossa otettiin

käyttöön ensimmäisenä verisuonirekonstruktioissa autogeeniset valtimosiirteet. Ne

ovat osoittautuneet ihanteellisiksi verisuoni-istutteiksi, koska ne säilyttävät

toimivuutensa, kasvavat tarvittaessa (lapset), eivät degeneroidu, paranevat infektioista

ja säilyttävät taipuisuutensa. Haittapuolena on niiden huono saatavuus.

Valtimon ottopaikassa esiintyy paljon vaihtelua. Siirteen tulisi vastata kooltaan

korvattavaa suonta. Usein siirre löytyy samalta alueelta kuin korvattava suoni. Myös

tukkeutuneita suonia voidaan käyttää siirteinä, mikäli niihin tehdään ensiksi

endarterektomia. Tässä tarkoituksessa pinnallinen reisivaltimo on yleisimmin käytetty.

21

Sitä voidaan käyttää mm. yhteisen reisivaltimon, syvän reisivaltimon ja reisivaltimo-

reisivaltimo-ohitussiirteenä ihonalaisesti. Sisempi lonkkavaltimo on hyvä siirre mm.

munuais- ja muiden viskeraalisten valtimoiden korvaajana. Sitä ei tarvitse edes

korvata toisella siirteellä. Ulompi lonkkavaltimo toimii hyvänä siirteenä mm. kaula- ja

munuaisvaltimoissa sekä yhteisissä reisi- ja pohjevaltimoissa. Pernavaltimon käyttöä

tulisi välttää, koska sillä on taipumusta taipua ja kiertyä. Myös sisempää

kaulavaltimoa voidaan käyttää lähinnä kaulavaltimohangan nk. eksternoplastiassa

(patch angioplasty of external carotid artery).

Autogeeninen valtimosiirre on ensisijainen vaihtoehto hoidettaessa munuaisvaltimon

fibroottista dysplasiaa, jolloin siirteenä voidaan käyttää esim. sisempää

lonkkavaltimoa (arteria iliaca interna). Kaula-, pohje- ja reisivaltimoiden aneurysmien

korjaamisessa voidaan käyttää ulompaa lonkkavaltimoa. Munuais- ja muiden

viskeraalivaltimoiden aneurysmissa sisempi lonkkavaltimo on ihanteellinen siirre.

Traumoissa, joissa haava on voimakkaasti kontaminoitunut, autologinen valtimosiirre

on ensisijainen vaihtoehto. Infektoituneen synteettisen proteesin korvauksessa

valtimosiirre on hyvä, jos sen käyttö vain on mahdollista. Myös nivelten läheisyydessä

esiintyvien pseudoaneurysmien korjaamisessa autogeeninen valtimosiirre on paras

vaihtoehto (Faruqi 2000).

2.5. Valtimoiden ja laskimoiden allograftit

Vainajasta otettuja valtimosiirteitä käytettiin 1940- ja 1950-luvulla, koska muita

siirteitä ei ollut saatavilla. Gross ja kollegat suorittivat onnistuneesti vuonna 1948

thorakaalisen aortan koarktaation rekonstruktion valtimoallograftia (homografti)

käyttäen. Myös historian ensimmäiset aortan aneurysman ja aortoiliakaalisen alueen

ahtaumasairauden rekonstruktiot tehtiin vainajasta saadulla aortalla. Valtimosiirre

otettiin vainajasta steriilisti, jonka jälkeen se varastoitiin kylmään

kudoskasvatusaineeseen. Muita varastoimistapoja ja käsittelytapoja olivat

säteilyttämällä sterilointi, jäädytys-kuivaussäilöntä ja vakuumiin tai beta-

propriolaktooniin pakkaus. Näin saatiin valmistettua ”valtimopankkeja”. Haittoina

olivat kuitenkin huono saatavuus ja säilönnän vaikeus. Huomattiin myös, että

valtimoallografteilla oli suuri riski tukkeutua myöhemmin, kalkkeutua ja muodostaa

aneurysmia, ja lisäksi niiden aiheuttamat immunologiset reaktiot olivat vaikeita. Tänä

päivänä ei vainajasta peräisin olevia valtimoita juurikaan käytetä verisuoni-istutteina.

22

Autologisten laskimoiden huonon saatavuuden johdosta 1960- ja 1970-luvulla alettiin

käyttää vainajasta saatavaa laskimosiirrettä. Vainajasta otettu VSM toimi yleensä

hyvin ensimmäiset kaksi vuotta, mutta pitkäaikaisemmat aukipysyvyydet olivat

huonoja (Towne 2000).

Laskimoallograftien käyttö tyrehtyi vähäksi aikaa, kunnes kiinnostus jälleen heräsi

uusien kryosäilytystekniikoiden kehittymisen myötä. Säilöntäaineena toimii usein

dimetyylisulfoksidi (DMSO) ja nestemäinen typpi. DMSO läpäisee nopeasti

solukalvon ja estää solulle tuhoisien jääkiteiden muodostumista. Tämän avulla säilöntä

jopa -196-asteisessa nestemäisessä typessä on mahdollista. Joidenkin raporttien

mukaan näin säilötyt laskimosiirteet säilyvät jopa kuukausia (Brockbank 1994).

Säilöntälämpötilaksi on sovittu -120o − -190o. Optimaalinen jäähdytysnopeus ja

säilöntäaika ovat edelleen kiistanalaisia (Faggioli 1994).

Kryosäilöttyjä laskimoita käytettäessä on havaittu, että ensimmäisen implantaation

jälkeisen kuukauden aikana tapahtuu laskimosiirteen intiman hajoamista. Kuitenkin

seuraavan kuukauden aikana on todettu intiman korvaantuvan elimistön omalla

endoteelillä. Tämä aika tarjoaa tromboosin muodostumiselle erinomaiset edellytykset.

Ilmiön on arveltu liittyvän prostasykliinitasojen laskuun, jota tapahtuu välittömästi

implantaation jälkeen (Showalter 1989).

Uudella käsittelymenetelmällä ei kuitenkaan ole saatu täysin estettyä elimistön

hylkimisreaktiota vierasta kudosta vastaan. ABO-veriryhmätekijät eivät ole ainoat

hylkimiseen vaikuttavat, vaan kaikki solujen komponentit saattavat laukaista

hylkimisreaktion. Aukipysyvyystuloksetkin ovat olleet kovin vaatimattomia. Martinin

ja kollegoiden tekemässä tutkimuksessa vuoden kuluttua vain 37 % siirteistä oli auki

(Martin 1994). Kustannuksiltaan kryösäilötyt laskimosiirteet ovat kalliimpia kuin

synteettiset proteesit. Näiden syiden johdosta niiden käyttöaste on edelleen hyvin

alhainen (Faggioli 1994, Dardik 2000).

2.6. Napalaskimo ( Human Umbilical Vein eli HUV ) Ihmisen napanuora on tavallisesti noin 50 cm pitkä. Se sisältää kaksi valtimoa ja

yhden laskimon, jotka ovat halkaisijaltaan saman suuruisia, eikä niissä ole läppiä tai

sivuhaaroja. Laskimo voidaan laajentaa 7 mm:iin.

23

Alkujaan niitä käytettiin paljon, mutta huonojen säilöntämenetelmien vuoksi ne lähes

hylättiin 1960-luvun alussa. Dardik ja kumppanit kiinnostuivat uudestaan aiheesta

1970-luvun puolivälissä uusien säilöntä- ja kiinnitysaineiden (glutaarialdehydi) tultua

käyttöön (Dardik 1976).

Siirteen valmistus alkaa synnytyssalista, jossa napalaskimo preparoidaan

napanuorasta. Tämän jälkeen se puhdistetaan huolellisesti ympäröivästä kudoksesta ja

asetetaan 1 %:een glutaarialdehydi-liuokseen fiksoitumaan. Tällä saadaan aikaan

kollageenien ristiinsitoutuminen ja antigeenisen materiaalin väheneminen. Näin saatu

grafti päällystetään vielä polyesteriverkolla (dacron). Tuloksena on lihaskudosta ja

kollageenia sisältävä putki, joka on suhteellisen ei-antigeeninen, ja jossa on

tukkeumaresistentti tyvikalvo. Polyesteriverkko voidaan myös valmistaa tavallisen

kudotun dacron-verkon sijasta tiiviisti neulotulla dacron-verkolla, jolloin proteesia

saadaan lujitettua.

Suurin osa HUV-proteeseista käytetään alaraajojen revaskularisaatioissa. Niitä on

käytetty myös muiden alueiden, kuten munuaisvaltimoiden korjaamiseen, sekä ekstra-

anatomisiin ohituksiin kuten aksillo-femoraaliohituksiin. Näillä proteeseilla on saatu

hyviäkin pitkäaikaistuloksia, erityisesti alaraajojen distaalisissa ohituksissa (Dardik

1995). Aukipysyvyydet ovat olleet viiden vuoden kuluttua femoropopliteaalisissa

ohituksissa 53 %, femorotibiaalisissa 26 % ja femoroperoneaalisissa 28 %. Tulokset

ovat samaa luokkaa kuin autologisella laskimolla tehdyt rekonstruktiot polven

yläpuolella, mutta polven alapuolella tulokset jäävät selvästi huonommiksi kuin

autologisia laskimoita käytettäessä. Selkeää näyttöä HUV:n paremmuudesta

verrattaessa ePTFE:hen ei ole (Eickhoff 1987).

HUV-proteesien haittapuolena on niiden huono käsiteltävyys. Niitä tulee käsitellä

hyvin varovasti, ja käytettäessä tulee käyttää niiden asennukseen suunniteltua

tekniikkaa. Varsinkin tehtäessä anastomoosia pieniin verisuoniin HUV-proteesin

paksun seinämän takia saattaa esiintyä teknisiä hankaluuksia. Myös graftitromboosin

hoito on vaikeaa sen rakenteen vuoksi. Proteesiin syntyy helposti vaurio tai

dissekaatio, kun HUV-proteesin tromboosia yritetään hoitaa suonensisäisillä

katetreilla.

HUV-proteeseilla on taipumus myös biohajoavuuteen. Viiden vuoden jälkeen proteesi

alkaa osoittaa selviä merkkejä hajoamisesta. Dardikin mukaan insidenssi aneurysmien

muodostumiselle on 36 % ja dilataatiolle 21 %. Segmentaalinen korjaus on

24

mahdollista, mutta vaikeaa teknisesti. Tiiviimmän dacron-verkon on uskottu auttavan

tässä ongelmassa.

HUV-proteesien biohajoavuus, näytön puute pitkäaikaistuloksista ja tekniset vaikeudet

ovat vaikuttaneet negatiivisesti kyseisen proteesin käyttöasteeseen, vaikka

kannattajiakin löytyy (Brewster 1995, Dardik 2000).

2.7. Xenograftit

Xenograftit eli heterograftit ovat proteeseja, jotka ovat peräisin eläinkudoksesta. 1950-

luvulla niitä kokeiltiin koemielessä, mutta tulokset olivat huonoja.

Lehmän kaulavaltimoa käytettiin xenograftina ensimmäisen kerran ihmisellä vuonna

1962, jolloin sillä suoritettiin femoropopliteaalinen ohitusleikkaus. Lehmän

kaulavaltimo irrotettiin ja puhdistettiin huolellisesti lihas- ja immunogeenisistä

kerroksista, jolloin jäljelle jäi ei-antigeeninen kollageeniputki. Kiinnitysaineena

käytettiin dialdehyditärkkelystä, jolla saatiin kollageenit sitoutumaan ristiin ja täten

tukevoittamaan proteesia. Alkuun tulokset olivat lupaavia, mutta seurannassa

proteeseihin huomattiin kehittyvän aneurysmia ja infektioita. Näiden syiden takia

käyttö rajoittuu nykyään lähinnä AV-fistelien tekemiseen dialyysipotilaille. Tämäkin

käyttö on vähentynyt uusien ePTFE-proteesien myötä.

Glutaarialdehydin käyttöönoton myötä kehiteltiin uusi naudan kaulavaltimosta

valmistettu xenografti. Negatiivisesti varautunut, glutaarialdehydillä fiksoitu

(Negatively Charged Glutaraldehyde-Tanned, NCGT) proteesi osoittautui alkuun

hyvin lupaavaksi. Sen käyttö on kuitenkin rajoittunut niukasti saatavilla olevan

tieteellisen näytön vuoksi (Sawyer 1987). Myös toinen naudan kaulavaltimosta

valmistettu xenografti, Solcograft, on jäänyt lähinnä kokeiluasteelle siinä huomatun

rakenteellisen instabiliteetin vuoksi. Se vastasi muuten NCGT:tä, mutta siihen oli

lisätty ulkopuolinen tukiverkko kuten HUV-proteeseissa (Schroder 1988).

Viimeisin xenograftien kokeilu on perustunut kaniinin kaulavaltimosta valmistetun

proteesin käyttöön. Siinä kanin kaulavaltimo on puhdistettu soluista ja jäljelle on

jäänyt ainoastaan kollageenia ja elastiinia sisältävä putki, johon on kiinnittynyt

tyvikalvo. Laboratorio-olosuhteissa on saatu rohkaisevia tuloksia, mutta kliiniseen

käyttöön ne eivät kuitenkaan ole tulleet (Malone 1984, Brewster 1995).

25

2.8. Fibrokollageeniset proteesit

Muutamia biologisia verisuoni-istutteita on tutkittu laboratorioissa, ja joitakin on

rajoitetusti kokeiltu myös ihmiseen. Tarkoituksena on ollut luoda ”kasvava”

autologinen tai heterologinen kudosputki, jota voisi käyttää verisuoniproteesina.

Pierce raportoi ensimmäisenä vuonna 1953 fibrokollageeni-proteesista, jonka hän oli

implantoinut koiran aorttaan (Pierce 1953). Hänen huomionsa oli, että ihonalaisesti

implantoidun polyeteeniputken ympärille kasvoi fibrokollageeninen kalvo. Tämän

jälkeen polyeteeniputki poistettiin, ja jäljelle jäänyt suora proteesi implantoitiin koiran

aorttaan. Proteesi pysyi avoimena 30 kuukautta.

Vuosikymmentä myöhemmin Eiken ja Norden raportoivat proteesista, jonka he olivat

valmistaneet polyvinyylisauvan avulla ihonalaisesti. Näin syntyi sidekudoksesta

muodostunut proteesi. Tällä oli kuitenkin suuri taipumus aneurysmien muodostukselle

ja repeämille (Eiken 1961).

Sparksin kehittelemä silikonimandriini, joka oli päällystetty kaksikerroksisella

neulotulla dacronilla, asennettiin ihon alle alaraajaan 6 viikoksi. Tämän jälkeen

mandriini vedettiin pois, ja jäljelle jäi valmis ihonalainen in situ -proteesi. Tämän

proksimaali- ja distaalipäät yhdistettiin valtimoon, ja näin kyettiin suorittamaan

esimerkiksi femoropopliteaalinen ohitusleikkaus in situ -tekniikkaa käyttäen.

Valitettavasti tulokset olivat kovin huonoja (Hallin 1976, Sparks 1973).

Tällä hetkellä ei kliinisessä käytössä ole yhtään biologisesti valmistettua

fibrokollageeni-proteesia (Brewster 1995).

2.9. Biohybridi-istutteet

Kiinnostus biologisesti päällystettyihin proteeseihin on lisääntynyt. Päällystäminen

voidaan suorittaa xenogeenisellä naudan dermiksen kollageenillä, allogeenisellä

albumiinilla tai gelatiinilla. Vaikka käsittely paksuntaa ja hieman jäykistää proteesia,

siinä säilyvät edelleen perusmateriaalin, usein neulotun dacronin, ominaisuudet.

Päällystemateriaalin resorboituminen proteesin pinnalta kestää viikoista kuukausiin

(Greisler 1991). Eräät tutkijat väittivät päällystettyjen proteesien olevan

alkukuukausien aikana vähemmän trombogeenisiä (Kottle-Marchant 1989). Pollaran

tekemän tutkimuksen mukaan endoteelisolukerros kehittyi kollageenillä

26

päällystettyihin dacron-proteeseihin paremmin kuin gelatiinilla tai albumiinilla

päällystettyihin (Pollara 1999).

Kollageenilla päällystetyt proteesit ovat osoittautuneet käyttökelpoisiksi, varsinkin

thorakaali- ja vatsa-aortan rekonstruktioissa (Reigel 1988). Albumiinipäällysteisillä

proteeseilla lyhytaikaistulokset ovat varsin hyviä, mutta pitkäaikaistuloksien puute on

rajoittanut niiden käyttöä (Branchereau 1990). Gelatiinipäällysteisillä proteeseilla on

myös saatu hyviä tuloksia kliinisessä käytössä (Drury 1987).

Päällysteproteesien etu on se, etteivät ne tarvitse prekoagulaatiota, jolloin

operaatioaika lyhenee ja operaation aikainen verenvuoto vähenee (Brewster 1995).

Infektioiden estämiseksi on yritetty kehittää proteeseja, jotka olisivat

vastustuskykyisempiä. Perinteinen antibioottien käyttö tai proteesin uittaminen

antibioottinesteessä eivät ole vähentäneet proteesi-infektioiden määrää. Vuonna 1974

Clark ja Margraff esittivät raporttinsa kokeestaan, jossa he olivat kyllästäneet

proteesin hopea-allantoiini-hepariinikompleksilla. Heidän mukaansa infektioherkkyys

koirilla väheni merkittävästi (Clark 1974). Tämän jälkeen on kokeiltu muitakin aineita

samaan tarkoitukseen, ja lupaavia tuloksia on saatu mm. rifampisiinilla (Brewster

1995, Shue 1988, Lovering 1999).

2.10. Yhdistelmäproteesit (Composite grafts)

Ensimmäiseen alaraajojen ohitusleikkaukseen joutuvista potilaista 20-30 %:lla ei ole

sopivaa autogeenistä laskimosiirrettä koko ohituksen matkalle, ja vielä useammin, 40-

50 %:lla, näin käy sekundaarileikkaukseen joutuvilla. Varsinkin polvitaipeen

distaalipuolelle ulottuvissa ohituksissa proteesien käyttö on ongelmallista, koska

polvinivelen kohdalla synteettiset proteesit taipuvat ja voivat litistyä. Tämän vuoksi

yhdistelmäproteesi, jossa proksimaalipää on synteettistä proteesia ja distaalipää

autogeenistä laskimoa, on hyvä vaihtoehto. Myös distaalisen pienikokoisen

anastomoosin intimaalinen hyperplasia vähenee.

Tyypillisesti proksimaalipään synteettinen proteesi on dacronia tai PTFE:tä ja

distaalinen autogeeninen laskimo jalkavarren isoa tai pientä iholaskimoa (VSM tai

VSP) tai käsivarren iholaskimoa. Yhdistelmäproteesi voidaan tehdä joko suoraksi (pää

päätä vasten -liitos) tai sekventiaaliseksi (pää sivua vasten -liitos) proteesiksi.

27

Sekventiaalisella proteesilla voidaan revaskularisoida kahta tai useampaa eri aluetta

(Flinn 1984).

Teoriassa yhdistelmäproteesien etuina voidaan pitää niiden taipuisuutta ja

komplianssia polvinivelen kohdalla. Distaalisissa ohituksissa liitokset voidaan tehdä

paremmin kestäviksi. Haittoina voidaan pitää proteesin valmistukseen tarvittavaa

aikaa ja vaivaa. Siinä tulee myös lisää anastomooseja, jotka ovat otollisia

ongelmakohtia jatkossa.

Tulokset yhdistelmäproteesien käytöstä ovat olleet varsin ristiriitaisia. Eräät

tutkimukset osoittavat, etteivät yhdistelmäproteesien tulokset ole parempia kuin

synteettisiä proteeseja käytettäessä saadut tulokset, ja että ne ovat selkeästi huonompia

kuin tulokset, jotka saadaan käytettäessä yksinomaan autogeenisiä laskimosiirteitä

(LaSalle 1982). Toiset tutkimukset taas ovat osoittaneet yhdistelmäproteeseilla,

varsinkin sekventiaalisilla, saatavan parempia pitkäaikaistuloksia (Linton 1973, Flinn

1984).

Tämän hetken tutkimustulosten valossa on vaikea arvioida yhdistelmäproteesien

käyttökelpoisuutta. Distaalisten pienikokoisten suonten revaskularisaatiot onnistuvat

vielä nykyisillä synteettisillä proteeseilla huonosti, joten yhdistelmäproteesit voivat

tarjota näihin tilanteisiin varteenotettavan vaihtoehdon (Brewster 2000).

2.11. Biohajoavat proteesit (Biodegradable prostheses)

Autogeenisten proteesien ylivertaisuus on innostanut tutkijoita kehittelemään

proteeseja, jotka olisivat biohajoavia ja jättäisivät jäljelle ainoastaan elimistön itsensä

valmistaman ”proteesin” (Greisler 1982, 1991). Uusimpien materiaalien

hajoamistuotteet elimistö käyttää omiin aineenvaihduntareaktioihin, jolloin aineet

poistuvat elimistöstä luonnollisia reittejä. Absorboituvat polymeerit ovat estereitä tai

polyortoestereitä. Eläinkokeissa on todettu kudotun polygalaktiinihapon (Vicryl)

olevan varsin hyvä absorboituva materiaali. Se oli hävinnyt lähes kokonaan muutaman

kuukauden kuluessa ja korvautunut endotelisoituneella suonella, jossa oli sileää

lihaskudosta muistuttavia myofibroblasteja ja tiheää sidekudosta ilman tromboosin tai

infektion merkkejä. Sillä oli kuitenkin taipumusta aneurysmien muodostumiselle.

Tämän vuoksi tutkijat ovat päätelleet, että biohajoavan proteesin ulkopinnalle tulisi

lisätä joko biohajoamaton tukiverkko tai hitaammin sulavaa biomateriaalia, jolloin

28

elimistö rakentaisi itse oman tukiverkkonsa suonen ympärille (Greisler1988, Van der

Lei 1987, Galletti 1988). Vielä ei kuitenkaan kliiniseen käyttöön ole tullut yhtään

täysin biohajoavaa verisuoni-istutetta (Brewster 2000).

2.12. Endovaskulaariset istutteet ja embolisaatiomateriaalit

2.12.1. Stentit

Valtimosairauksien suonensisäisistä hoidoista perkutaaninen angioplastinen

toimenpide (PTA) eli pallolaajennus on edelleen hoidon perustekniikka. Sen

yhteydessä voidaan valtimoon asentaa metallisia tukiverkkoja eli stenttejä, tai

uudempia stenttiproteeseja, joissa metallinen tukiverkko on päällystetty joko

dacronilla tai PTFE:llä (Matsi 1997). Toimenpiteenä endovaskulaaristen tukien

asentaminen on varsin noninvasiinen. Sairaalassaoloaika on lyhyt, ja tekniikka

soveltuu hyvin suuremman operatiivisen riskin omaaville potilaille tai tilanteisiin,

joissa leikkaushoitoa ei vielä katsota tarpeelliseksi (Sullivan 1997).

Ideaalisen stentin ominaisuuksia ovat: biokompatibiliteetti (tukkeumaresistentti,

korroosio- ja väsymiskestävyys), aiheuttaa minimaalisen intiman hyperplasian,

laajenemiskyky (expansion ratio), matala profiili (low profile), suuri vannelujuus

(hoop strength), hyvä myötäävyys (yield point), taipuisa pituusakseliin nähden,

minimaalinen lyheneminen (foreshortening), riittävä komplianssi, helppo

asennettavuus, luotettava laajenevuus, korjattavissa oleva, hyvin paikalleen

kiinnittyvä, helposti kuvannettavissa radiologisesti, myös magneetti- ja

tietokonetomografiatutkimuksissa, sekä edullinen hinta (Becker 1991).

Rakenne

Stentit voidaan jakaa kolmeen ryhmään: lämpölaajenevat (Gragg®), itsestään

laajenevat (Wallstent®, Gianturco®) ja pallolaajennettavat (Palmaz®, Strecker®).

Lämpölaajenevat on valmistettu nitinolista, ja ne saavat ominaisen muotonsa

lämpötilan mukaan. Itsestään laajenevat on valmistettu ruostumattomasta teräksestä tai

ruostumattomasta teräksestä ja koboltista (elgiloy). Ne ovat pakattuina katetrin kuoren

alle, josta ne asettuvat haluttuun kohtaan, kun kuori poistetaan päältä.

29

Pallolaajennettavat stentit on valmistettu taipuisista metalleista, kuten teräksestä tai

tantaalista (Murphy 1998, Back 1996, Sullivan 1997).

Mekaanisten ominaisuuksien mukaan stentit voidaan jakaa jäykkiin (Palmaz®) ja

taipuisiin (Strecker®, Wallstent®, Gragg®) stentteihin. Jäykissä stenteissä

myötäävyys on alhainen ja vannelujuus hyvä, ja taipuisissa stenteissä päinvastoin.

Jäykkyyttä ja taipuisuutta tutkitaan määrittämällä metallien lujuus (strenght),

elastisuus (elasticity) ja plastisuus (plasticity). Lujuus määritellään paino per

neliösenttimetri. Elimistössä stentteihin kohdistuva voima on useimmiten joko

eksentristä eli pistemäistä tai konsentristä eli laaja-alaisempaa. Elastinen

muodonmuutos on palautuva, mutta plastinen muodonmuutos on palautumaton ja

aiheuttaa materiaalin uudelleen muovautumisen. Jäykillä stenteillä on suurin

vastustuskyky elastisiin muodonmuutoksiin, mutta niiden plastinen vastuskyky on

heikoin. Tämän vuoksi jäykkien stenttien käyttö alueilla, joissa stenttiin vaikuttavat

ulkopuoliset voimat, kuten thoracic outlet -syndroomassa ja nivelten seudussa, ei ole

suositeltavaa. Tämäntyyppisissä tilanteissa elastiset, taipuisat stentit ovat parempia.

(Flueckiger 1994, Lossef 1993)

Materiaalit

Materiaaleina stenteissä on käytetty ruostumatonta ja karkaistua terästä, tantaalia

(tantalum), titaania (titanium), nitinolia ja koboltti-kromiseosta.

Ruostumaton teräs on kaikkein yleisimmin käytetty. Se koostuu pääosin raudasta (70

%), ja muita aineosia ovat kromi (16-20 %), nikkeli (8-14 %), mangaani (<2 %),

silikoni (<1 %) ja hiili (<0.08 %). Sen eri aineosaset tuovat sille tyypilliset

ominaisuudet. Sillä on hyvä jännitelujuus, alhainen myötäävyys (yield stress) ja hyvä

muokattavuus. Se on myös hyvin siedetty, mutta sen haittapuolena on pinnan

korroosiotaipumus (interface corrosion).

Tantaali on hyvin vastustuskykyinen kemiallisille reaktioille sen pinnalla olevan

tantaalipentoksidin vuoksi. Se ei väsy helposti, ja sen jännitelujuus on matala. Se on

hyvin taipuisa. Se on myös erittäin tiheä aine, jonka vuoksi se on helposti nähtävissä

radiologisin menetelmin. Haittapuolena on huono pitkäaikaisstabiliteetti.

Titaani on allotroofinen aine, jolla on alfa- ja beetamuodot lämpötilasta riippuen. Sen

lujuus riippuu siihen sitoutuneesta hapesta, jolloin sen muokattavuus vähenee. Se on

30

suhteellisen kevyttä materiaalia, ja se on hyvin siedetty. Sen haittapuolena on huono

hankauskestävyys.

Nitinol koostuu titaanista (45-50 %) ja nikkelistä (50-55 %). Se on erittäin elastista

materiaalia, ja sillä on taipumus palautua alkuperäiseen muotoonsa lämpötilan

noustessa (shape memory effect). Nitinolilla on erinomainen väsymys- ja

korroosiokestävyys. Teoriassa nikkeli saattaa aiheuttaa ongelmia mahdollisen

allergeenisuutensa vuoksi, mutta nitinolstentin aiheuttamia allergisia reaktioita ei

kuitenkaan ole raportoitu.

Kromi-kobolttiseoksen väsymis- ja korroosiokestävyys ovat hyvät, mutta mahdollisten

yleisvaikutusten vuoksi seoksen käyttö on vähäistä (Back 1996, Murphy 1998).

Tulokset

Tuloksia arvioitaessa tulee ottaa huomioon tekninen onnistuminen (technical success),

kliininen onnistuminen (clinical success) ja aukipysyvyys. Teknisellä onnistumisella

tarkoitetaan, että jäännösahtauma (residual stenosis) on vähemmän kuin 30 %,

painegradientti ahtauman molemmin puolin on vähemmän kuin 10 mmHg:tä, nilkka-

olkavarsipainesuhde (Ankle-Brachial Index, ABI) nousee vähintään 0,1 lähtötasosta

(alaraajen toimenpiteessä). Kliininen onnistuminen määritellään potilaan

primaarivaiheen iskeemisen sairauden helpottumisella (Kaufman 1998). Bosch ja

kollegat saivat tekemässään meta-analyysissä lonkkavaltimon ahtauman hoidossa

stentillä tekniseksi onnistumisluvuksi 96 % ja aukipysyvyydeksi 77 % ahtautuneessa

ja 67 % tukkeutuneessa suonessa neljän vuoden seurannassa. Vastaavasti pelkällä

PTA:lla hoidetuille onnistumisluku oli 91 %, aukipysyvyys 65 % ahtautuneissa ja 54

% tukkeutuneissa lonkkavaltimoissa. Potilaiden oireena oli katkokävely.

Pitkäaikaisseurannassa riski hoitotuloksen heikkenemiseen väheni 39 %, jos potilaalle

oli asennettu stentti pelkän PTA:n sijasta. Tutkimuksen otanta oli 1300 PTA:lla ja 816

stentillä hoidettua potilasta kuudesta eri tutkimuksesta (Bosch 1997). Henry ym. saivat

neljän vuoden primaariseksi aukipysyvyydeksi 86 % lonkkavaltimon, 65 % pinnallisen

reisivaltimon ja 50 % pohjevaltimon hoidossa ruostumattomasta teräksestä

valmistetulla stentillä (Palmaz®). Reisi- ja pohjevaltimotasolla ahtautuneeseen

suoneen asennettujen stenttien aukipysyvyys oli 80 % ja tukkeutuneeseen suoneen

vain 39 % kyseisellä seuranta-ajalla. (Henry 1997). Vastaavasti ruostumattomasta

31

teräksestä ja koboltista valmistetulla stentilla (Wallstent®) Martin ym. saivat

lonkkavaltimon aukipysyvyydeksi 71 % ja reisivaltimon 49 % kahden vuoden

seurannassa. Tekninen onnistumisluku oli 97 % lonkkavaltimon ja 99 % reisivaltimon

osalta (Martin 1997). Pitkäaikaistulokseen vaikuttavat käytettyjen stenttien määrä,

ahtauman pituus, verisuonen halkaisija, verisuonipuuston kunto ahtauman

distaalipuolella ja potilaan ikä (Henry 1997, Kaufman 1998).

Biokompatibiliteetti

Stenttien ja kudoksen välinen reaktio noudattaa pääosin samoja periaatteita kuin

kappaleessa 1.4. ja 1.5. on esitetty. Stentin pinnan fysikaaliset ominaisuudet kuten

sileys, elektronien varaus, vapaa energia ja kostuvuuskyky (wettability) ovat

merkittäviä tekijöitä määriteltäessä stentin trombogeenisyyttä ja kudossopivuutta.

Stentin pinnan tulee olla mahdollisimman sileä. Mitä epätasaisempi pinta, sitä

trombogeenisempi stentti. Materiaalit, joita stenteissä käytetään, ovat

kokonaisvaraukseltaan positiivisia, kun taas kaikki biologiset intravaskulaariset pinnat

ovat varaukseltaan negatiivisiä. Tantaali on pintavaraukseltaan negatiivinen, mutta

muuttuu positiiviseksi muutaman tunnin kuluessa joutuessaan kosketuksiin ilman tai

elektrolyyttisen liuoksen kanssa. Vastakkaisten varausten vuoksi stenttien pinta

päällystyy ensimmäisten sekuntien aikana 5-20 nm paksulla fibrinogeenikerroksella.

Tämä proteiinikerros passivoi metallisen pinnan ja vähentää siten trombogeenisyyttä.

Se, miten neste jakautuu metallin pinnalle riippuu metallin vapaasta energiasta, joka

siten vaikuttaa myös materiaalin kostuvuuskykyyn (wettability) ja pintajännitykseen.

Kiinteän materiaalin pintajännityksen tulisi olla 20-30 dynes/cm ollakseen

mahdollisimman tukkeumaresistentti. Suurimmalla osalla metalleista on em. suurempi

pintajännitys, ja näin ollen ne ovat trombogeenisiä. Kuitenkin fibrinogeenikerroksen

pintajännitys, joka on tukkeumaresistentillä alueella, vähentää metallisten materiaalien

trombogeenisyyttä. Metallin pinnan energia vaikuttaa myös kudoksen ja materiaalin

väliseen sitoutumiseen. Materiaalit, joilla on korkea pintaenergia, sitoutuvat

tiiviimmin kuin materiaalit, joilla on matala pintaenergia. Verisuonissa

matalaenergiset proteesit, kuten silikoni, ovat tukkeumaresistentimpiä, mutta

sitoutuminen ympäröivään kudokseen on heikompaa. Stentit on tarkoituksella pyritty

tekemään trombogeenisemmiksi ja korkeaenergisemmiksi, jotta ne kiinnittyisivät

tiiviimmin ympäröivään kudokseen. Stenttien jäykkyyden ja taipuisuuden on oletettu

32

vaikuttavan biokompatibiliteettiin. On esim. arveltu, että jäykät stentit aiheuttaisivat

vähemmässä määrin intimaalista hyperplasiaa. Hypoteesin mukaan taipuisat stentit

aiheuttaisivat liikkeellään myofibroplastien aktiviteetin lisääntymistä, mikä johtaisi

intimaaliseen hyperplasiaan. Tätä ei kuitenkaan ole varmuudella pystytty osoittamaan

(Muprhy 1998, Palmaz 1993).

Eri metallien soveltuvuutta stenttien rakennemateriaaleiksi on tutkittu. Taniwagin ja

kollegoiden tutkimuksessa ruostumaton terässtentti (Gianturco®) päällystettiin

kullalla, hopealla, kuparilla, teflonilla ja silikonilla, ja istutettiin koiran aortaan.

Tutkimuksessa selvitettiin intimaalisen hyperplasian ilmaantuvuutta eri materiaaleilla.

Kullalla päällystetty stentti aiheutti ohuimman intiman, sitten ruostumaton teräs,

teflon, silikoni, hopea, ja paksuimman kupari. Heidän mukaansa kulta soveltuisi hyvin

stenttimateriaaliksi vähäisen intimaalisen kasvun ansiosta (Tanigawa 1995).

Vastaavanlaisen tutkimuksen tekivät Hehrlein ja kollegat. He käyttivät myös

ruostumatonta terässtenttiä (Palmaz®) ja päällystemateriaalina platinaa, kultaa ja

kuparia. Päällystäminen tapahtui joko elektrokemiallisesti galvanoimalla tai

ionipommituksen (ion bombardment) avulla. Stentit asennettiin kanin

lonkkavaltimoon. Intimaalinen hyperplasia oli suurempaa galvanoiduilla stenteillä ja

vähäisintä elektropositiivisella kuparilla (Hehrlein 1995).

Endovaskulaariset proteesit

Endovaskulaariset graftit eli stenttiproteesit ovat uusimpia verisuonisairauksien

hoitomuotoja. Vuonna 1990 Parodi käytti ensimmäisenä vatsa-aortan aneurysman

rekonstruktioon endovaskulaarista proteesia (Parodi 1991). Nämä proteesit ovat

stenttejä, joiden ulko- ja/tai sisäpinta on päällystetty proteesimateriaalilla. Ne

asennetaan suoneen siten, että sekä proksimaalinen että distaalinen pää proteesista

ovat terveen suonen alueella. Tämän vuoksi anatomian tunteminen ennen

toimenpidettä on hyvin tärkeää. Esimerkiksi munuaisvaltimotason alapuolella olevassa

vatsa-aortan aneurysmassa aortan tulee olla normaalin kokoinen kyllin pitkälti (15-20

mm) ennen aneurysman alkua. Tätä aluetta kutsutaan ”kaulaksi”, johon

endovaskulaarinen proteesi voidaan kiinnittää erilaisten väkästen, hakojen tai muiden

ankkureiden avulla (White 2000).

33

Aluksi endovaskulaarisia proteeseja käytettiin pääasiassa vatsa-aortan aneurysmien

korjaamiseen, mutta sittemmin niitä on käytetty myös muihin käyttötarkoituksiin,

kuten diffuuseihin femoropopliteaalialueen ahtaumiin, traumoihin, muihin

aneurysmiin, aortan dissekaatioon ja laskimoiden ahtaumiin (Marin 1999).

Metallinen tukiverkko eli stentti on joko koko matkalla (covered stent) tai vain

proteesin päissä ja mahdollisesti tietyissä kohdin (stent grafts). Endovaskulaarisissa

proteeseissa on käytetty kahdenlaisia stenttejä, pallolaajennettavia ja itsestään

laajenevia. Pallolaajennettavat on pääosin valmistettu teräksestä ja itsestään laajenevat

taas nitinolista (titaani + nikkeli). Myös elgiloyta (ruostumatonta terästä + kobolttia)

on käytetty.

Asennuskatetrin koko vaihtelee 7-14 Fr:n välillä perifeerisissä endoproteeseissa, ja 20-

27 Fr vatsa-aortan aneurysmien korjaamiseen tarkoitetuissa endoproteeseissa. Koko

riippuu stentin läpimitasta ja valmistajasta.

Aortan aneurysmien korjaamisessa stentin ympärillä käytetty materiaali on polyesteria

eli dacronia. Markkinoilla on sekä suora että y-proteesi (bifurkaatioproteesi), ja

materiaaleina neulottua (knitted) ja kudottua (woven) dacronia. Bifurkaatioproteesi

muodostuu tavallisesti kahdesta tai kolmesta eri osasta. Siinä on aortaan menevä osa,

joka saattaa jatkua toisena ”lahkeena” toiseen lonkkavaltimoon, sekä erillinen toinen

”lahje”, joka istutetaan vastakkaiseen lonkkavaltimoon. Vain 5-10 %:lle vatsa-aorta-

aneurysma -potilaista suora proteesi on mahdollinen, muille täytyy asentaa

bifurkaatioproteesi. Aukipysyvyys on riippuvainen virtausnopeudesta, proteesin

halkaisijasta, pituudesta ja anastomoosin muodosta (anastomotic configuration) sekä

ympäröivästä pehmytkudoksesta. Kudottua (woven) dacronia käytetään sekä suorissa

että y-proteeseissa sen hyvän kestävyyden ja matalan porositeetin (200-1000

mL/cm²/min) vuoksi (Chuter 1993). Läpäisevämmän neulotun (knitted) dacronin (

porositeetti 1400-2000 mL/cm²/min ) on väitetty aiheuttavan enemmän verenvuotoa

stenttiproteesin läpi ja aneurysmien muodostumista. Parodin ja kollegoiden

tutkimuksessa ohutseinäisten (seinämän paksuus 200µm), neulottujen dacron-

stenttiproteesien käyttöön ei ollut liittynyt merkittävästi enempää verenvuotoa tai

aneurysmien muodostumisia (Parodi 1991). Päällystemateriaalina käytetään myös

PTFE:tä, mutta lähinnä muissa indikaatioissa kuten perifeerisissä valtimoiden

traumoissa ja ahtaumasairauksissa. Muitakin materiaaleja kuten esim. polyuretaania,

polykarbonaattia ja muita polymeerejä tutkitaan (Back 1996, White 2000).

34

Taulukko 2. Vatsa-aortan aneurysmien korjaamisessa käytettävät endovaskulaariset proteesit ja niiden pääominaisuudet

Valmistaja

Proteesin

Materiaali

Stentin

Materiaali

Stentin

jatkuvuus

Laajenemis-

Tapa

Kiinnitymis-

Tapa

EndoVascular

Technologies

Polyesteri Elgiloy Proksimaali- ja

Distaaliosissa

Itsestään + pallo-

laajennettava

Koukut

Boston Scientific Ohutseinäinen

polyesteri

Nitinol Jatkuva stentti

(sisäpuolinen)

Itsestään+lämpö-

laajeneva

Pienet koukut ja

friktio

Medtronic Ohutseinäinen

polyesteri

Nitinol Jatkuva stentti

(ulkopuolinen)

Itsestään

laajeneva

Friktio ja

kompressio

World Medical Polyesteri Nitinol Jaksottainen Itsestään

laajeneva

Friktio ja

kompressio

Cook Polyesteri Ruostumaton

teräs

Toistuva Itsestään

laajeneva

Friktio ja koukut

Baxter Polyesteri Elgiloy Jaksottainen Pallo-

laajennettava

Friktio ja poimut

Gore PTFE* Nitinol Jatkuva Itsestään

laajeneva

Friktio ja pienet

koukut

Taulukko 3. Perifeerisissä verisuonissa käytettävät endovaskulaariset proteesit ja niiden pääominaisuudet

Valmistaja

Proteesin

Materiaali

Stentin

Materiaali

Stentin

jatkuvuus

Laajenemis-

Tapa

Kiinnitymis-

Tapa

Boston Scientific

(Passager)

Ohutseinäinen

polyesteri

Nitinol Jatkuva stentti

(sisäpuolinen)

Itsestään+lämpö-

laajeneva

Pienet koukut ja

friktio

World Medical

(Talent)

Polyesteri Nitinol Jaksottainen Itsestään

laajeneva

Friktio ja

kompressio

Medtronic

(AneuRx)

Ohutseinäinen

polyesteri

Nitinol Jatkuva stentti

(ulkopuolinen)

Itsestään

laajeneva

Friktio ja

kompressio

Schneider

(Wallgraft)

PET** Titaani + koboltti

(Wallstent)

Jatkuva stentti

(ulkopuolinen)

Itsestään

laajeneva

Friktio

Schneider

(Corvita)

Polyuretaani Ruostumaton

teräs

Jatkuva stentti

(ulkopuolinen)

Itsestään

laajeneva

Friktio

Baxter CVG Polyesteri Elgiloy Jaksottainen Pallo-

laajennettava

Friktio ja poimut

35

(Baxter) laajennettava

Gore

(Hemobahn)

PTFE* Nitinol Jatkuva

(sisäpuolinen)

Itsestään

laajeneva

Friktio

• PTFE eli polytetrafluorieteeni, ** PET eli polyeteenitereflaatti

Tutkimustulokset ovat kuitenkin vasta lyhytaikaisia. Tekninen onnistumisluku

lonkkavaltimon alueella vaihtelee 93 % ja 100 % välillä, ja primaarinen aukipysyvyys

89 % ja 97 % välillä seuranta-ajan ollessa maksimissaan kaksi vuotta. Henry ja

kollegat julkaisivat tutkimuksessaan pinnallisen reisivaltimon alueella

onnistumisluvuksi 99 %, mutta primaariseksi aukipysyvyydeksi 18 kuukauden

seurannassa vain 59 % (Henry 1996). Wain ja kollegat seurasivat 46 potilasta viiden

vuoden ajan vatsa-aortan aneurysman endograftauksen jälkeen, jolloin primaariseksi

aukipysyvyydeksi tuli 66 % ja sekundaariseksi 72 % (Wain 1999) Vatsa-aortan

aneurysman endovaskulaarisessa korjauksessa tekninen onnistumisluku vaihtelee 48

%:n ja 95 %:n välillä. Onnistuneen toimenpiteen jälkeen sairaalassaoloaika on

keskimäärin 3-7 päivää. Tämä aika on yli puolet vähemmän kuin perinteisessä

avoimessa kirurgisessa operaatiossa (Matsumura 1999). Myös toimenpiteen kesto

vähenee huomattavasti. (Back 1996, Kaufman 1998, Woodburn 1998).

Komplikaatiot voidaan jakaa primaarisiin ja myöhäiskomplikaatioihin. Ensin

mainittuja ovat punktiokohdan ongelmat, mikroembolisaatio, proteesin asennusvirhe,

muiden tärkeiden valtimoiden tukkeutuminen, proteesin ulkopuolinen verenvirtaus

(endoleak) tai vuoto, post implantaatio -syndrooma (kuume, selkäsärky ja

pahoinvointi), proteesin lahkeen puristuminen, ahtautuminen tai tukkeutuminen ja

allerginen reaktio. Myöhäiskomplikaatioita ovat proteesin migraatio, ulkopuolinen

verenvirtaus (endoleak), taipuminen, ahtautuminen, trombosoituminen, materiaalin

väsyminen ja hajoaminen sekä aneurysman rupturoituminen.

Paranemisprosessi ja biologinen reaktio endovaskulaarisia proteeseja käytettäessä ovat

erilaisia kuin perinteisten verisuoniproteesien yhteydessä, vaikka molemmissa onkin

samoja materiaaleja. Intimaalisen hyperplasian on todettu olevan vähäisempää ja

endotelisaation runsaampaa endovaskulaarisilla PTFE:llä päällystetyillä stenteillä kuin

perinteisillä verisuoniproteeseilla (Weatherford 1997). Myös pelkkiin stentteihin

verrattaessa sekä Dacronilla että PTFE:llä päällystetyt stentit muodostavat tutkimusten

mukaan paremmin neointimaa (Schurmann 1997, Dolmatch 1996). Neointiman

36

muodostuminen tapahtuu pääosin molemmista vapaista päistä alkaen, ja vain vähäistä

proteesin läpi tapahtuvaa muodostusta ilmenee. Endovaskulaarisessa toimenpiteessä

sekä hemodynaamiset että metaboliset olosuhteet ovat huomattavasti stabiilimmat kuin

avoimessa kirurgisessa operaatiossa. Tämä mahdollistaa myös huonompikuntoisten

potilaiden hoitotoimenpiteet. Aneurysmasäikeissä olevan tromboottiseen materiaalin

arvellaan olevan aktiivista, sillä on havaittu, että endovaskulaarisen toimenpiteen

yhteydessä säikeissä tapahtuu aktiivista toimintaa kuten erilaisten sytokiinien eritystä.

Tämä eritys on kuitenkin vähäisempää kuin avoimessa kirurgisessa toimenpiteessä

(Norgren 1997). Lähes poikkeuksetta stenttiproteesien asennuksen jälkeen potilaille

kehittyy lievää lämpöä (38-39 ºC), ja C-reaktiivisen proteiinin ja veren valkosolujen

määrät kohoavat. Varsinkin pidempien stenttiproteesien yhteydessä tämä

hyvänlaatuinen oireyhtymä on havaittavissa selvemmin (White 2000).

2.12.2. Laskimosuodattimet (Vena cava filtterit) Keuhkoembolioiden ehkäisemiseksi voidaan ylä- tai alaonttolaskimoon asentaa

laskimosuodatin (vena cava filter, VCF). Suodattimia on olemassa pysyvästi

asennettavia, pysyviä mutta poistettavissa olevia, sekä väliaikaisia. Harkitsematon

suodattimien käyttö voi johtaa korkeisiin morbiditeetti- ja mortaliteettilukuihin.

Tämän vuoksi tarkat indikaatiot ovat välttämättömiä näiden käytölle (Arnold 1993).

Antikoagulanttihoito on kuitenkin edelleen ensisijainen hoitovaihtoehto

keuhkoemboliaa sairastaville potilaille (Webb 1998).

Indikaatiot VCF:in asennukselle ovat joko absoluuttisia tai relatiivisia. Joistakin

indikaatioista ilmenee ristiriitaisia mielipiteitä asiantuntijoiden kesken. VCF:iä

voidaan pitää absoluuttisesti indisoituna seuraavissa tapauksissa: toistuvia

keuhkoembolioita adekvaatista antikoagulanttihoidosta huolimatta; potilailla on

korkean keuhkoembolian riski (Cor pulmonale, marginaaliset hengitysreservit, yli 50

% keuhkoverenkierrosta tukossa); antikoagulanttihoito on potilaille kontraindisoitu;

keuhkoembolia ja/tai kookas ei-adherentti trombi alaonttolaskimossa,

lonkkalaskimossa tai reisilaskimossa; profylaktisesti kirurgisen keuhkoembolektomian

jälkeen; sekä paradoksaalisessa emboliassa (sydämen eteis- ja/tai kammioseinämän

aukko). Relatiivisiin indikaatioihin luetaan VCF:in asennus antikoagulanttihoidon

sijasta potilaille, joilla on kasvain ja syvä laskimotukos, ja korkean riskin omaaville

potilaille, joilla ei ole keuhkoemboliaa, ennen lantionalueen kirurgista toimenpidettä.

37

VCF:in asennus septisessä tromboemboliassa on kiistanalainen, joidenkin

asiantuntijoiden mielestä jopa kontraindisoitu. Väliaikaisten suodattimien indikaatiot

eivät ole vakiintuneet. Kuitenkin profylaktisessa mielessä VCF on indisoitu

seuraavissa kliinisissä tapauksissa: keuhkoemboliapotilaalla alaontto- tai

lonkkalaskimon trombin fibrinolyysin ajaksi; ennen kirurgista toimenpidettä tai

synnytystä, jos potilaalla on syvä laskimotukos; keuhkoemboliapotilaalla, jolla on

lyhytaikainen kontraindikaatio antikoagulanttihoitoon (Günther 1998, Pacouret 1997,

Bonnet 1995).

Ehdottomia kontraindikaatioita VCF:in asentamiselle ei ole. Kuitenkin asiaan tulisi

suhtautua pidättyvästi, jos potilaalla on hyperkoagulopatia ( proteiini C:n, proteiini S:n

tai antitrombiini III:n puute tai antifosfolipidisyndrooma) suodattimen ja

alaonttolaskimon tukoksen riskin vuoksi.

Laskimosuodattimet voidaan asentaa nykyään paikallispuudutuksessa katetrin avulla.

Tavallisimmin katetri viedään verisuoneen reisi-, kaula- tai kyynärlaskimosta.

Suodatin voidaan asentaa joko alaonttolaskimoon (tavallisin) tai solis-

yläonttolaskimoon trombin sijainnista riippuen. Väliaikaiset suodattimet suositellaan

poistettavaksi 10-14 vrk kuluttua, koska tämän jälkeen suodatin alkaa kiinnittyä

laskimon seinämään. Poistettavat ”pysyvät” suodattimet voidaan poistaa, jos

trombolyysihoito on onnistunut eikä pidempään profylaksiaan ole tarvetta. Myös

väärin asennetut tulee poistaa välittömästi (Günther 1998).

Markkinoilla on useita eri valmistajien laskimosuodattimia, jotka on valmistettu eri

materiaaleista, esim. ruostumattomasta teräksestä, titaanista, nitinolista tai tantaalista.

Teräksestä valmistetut filtterit (ferromagneettiset filtterit) aiheuttavat

magneettitutkimuksissa merkittäviä artefaktoja ja teoriassa migraatiota, mitä ei

kuitenkaan käytännössä ole havaittu. Nitinol-filtterit eivät ole ferromagneettisia, joten

niiden käytön ei ole havaittu aiheuttavan ongelmia magneettikuvausten yhteydessä

(Webb 1998).

Laskimosuodattimien komplikaatiot voivat olla moninaisia. Tärkeimpiä ovat

uusiutuvat keuhkoemboliat (2-10 %), alaraajan laskimostaasin aiheuttava

alaonttolaskimon tromboosi (8-20 %), filtterin murtuma (2 %), ala- tai

yläonttolaskimon seinämän perforaatio (9 %), ja harvinaisena filtterin migraatio

(Günther 1998, Smith 1994).

Tulokset keuhkoembolioiden ehkäisemiseksi ovat pääasiassa hyviä:

laskimosuodattimet ehkäisevät keuhkoemboliaa ainakin vuodeksi eteenpäin, mutta

38

ristiriitaisiakin tuloksia on esitetty (Walsh 1995). Ferris ja kollegat seurasivat 320

potilasta, joille oli asennettu alaonttolaskimoon ”pysyvä” suodatin (seitsemää eri

mallia). Kahdeksalla (2,5 %) todettiin ruumiinavauksessa kuolemaan johtanut

keuhkoembolia suodattimesta huolimatta, syvälaskimotukos 22 %:lla, filtterin

migraaatio (>1cm) 6 %:lla, alaonttolaskimon tromboosi 19 %:lla, perforaatio 9 %:lla,

sekä filtterin fraktuura 2 %:lla. Alaonttolaskimon aukipysyvyys kahden vuoden

kuluttua asennuksesta oli 92 %, neljän vuoden kuluttua 80 % ja kuuden vuoden

jälkeen 70 % (Ferris 1993). Väliaikaisten laskimosuodattimien ongelmia ovat niiden

siirtyminen ja trombosoituminen. Lisäksi ihon pinnalle jäävä poistovaijeri voi toimia

infektioreittinä. Tämän vuoksi väliaikaisia filttereitä ei suositella käytettäväksi kuin

huolellisesti valikoiduille potilaille, jotka tarvitsevat suojaa vähemmäksi aikaa kuin 14

vuorokautta (Bovyn 1997). Decousus ja kollegat tekivät laskimosuodattimista

sokkoistetun tutkimuksen, jolla arvioitiin niiden turvallisuutta ja tehokkuutta estää

keuhkoembolia. He totesivat, että laskimosuodattimet alkuun vähentävät oireisten ja

oireettomien keuhkoembolioiden määrää merkitsevästi ilman muita komplikaatioita,

mutta kahden vuoden kuluttua uusiutuvien syvien laskimotukosten määrä oli

merkitsevästi suurempi potilailla, joille oli asennettu laskimosuodatin. Tämä saattoi

liittyä suodattimien trombogeenisyyteen. Laskimosuodattimilla ei ollut merkitsevää

yhteyttä mortaliteettiin (Decousus 1998).

Laskimosuodattimet voivat pelastaa elämän valikoiduissa tapauksissa, mutta tarvitaan

vielä objektiivisiä tutkimustuloksia, jotta valinnat eivät perustuisi mielikuviin ja

kustannuslaskelmiin (Günther 1998, Whitehill 1996).

2.12.3. Embolisointiin käytettävät aineet

Aineet

Polyvinyylialkoholi (PVA) -partikkelit ovat embolisaatiossa käytettäviä aineita, joita

on saatavana erikokoisina. Ne aiheuttavat verisuonessa tulehdusreaktion, jota seuraa

jättisoluvälitteinen ”vierasesine”-reaktio (Quisling 1984). Niiden käyttöä on pidetty

suonen kannalta lopullisena, mutta myös rekanalisaatiota tapahtuu.

Gelfoam (gelatiinisieni) on levyiksi pakattua tai jauheena saatavaa

embolisaatiomateriaalia. Levy pilkotaan halutun kokoisiksi palasiksi, jotka käytetään

39

tukkimaan pieniä ja keskisuuria verisuonia. Aine ei aiheuta pysyvää suonen

tukkeutumista, vaan rekanalisaatio tapahtuu 7-30 vrk:n aikana.

Kollageenia voidaan käyttää embolisaatioon. Avitene on naudan kollageenista

valmistettu säikeinen materiaali, jota voidaan yhdistää muihin aineisiin. Angiostat on

ohut naudan säikeisen kollageenin ja glutaarialdehydin muodostama yhdiste. Se

aiheuttaa granulomatoottisen verisuonitulehduksen ja väliaikaisen suonen

tukkiutumisen. Aineita käytetään Suomessa lähes yksinomaan

verisuonipunktiokohdan hyydyttämiseen angiografian jälkeen.

Silkki ja polypropeeni ovat kirurgisia ompelulankoja, joita myös voidaan käyttää

suonten tukkimiseen. Niitä käytetään lähinnä pienten fistelien embolisaatiossa. Niitä

voidaan hyvin yhdistellä muihin materiaaleihin (Connors 1999).

Syaaniakrylaatti (”kudosliima”) on yleisesti käytetty nestemäinen aine. Se kykenee

tunkeutumaan pieniinkin verisuoniin. Joutuessaan kontaktiin ionimuotoisten aineiden

kanssa (esim. varjoaine, veri) liima polymerisoituu. Jähmettymisen nopeutta voidaan

säädellä muilla aineilla, esim. sekoittamalla sitä öljyliukoiseen varjoaineeseen.

Kudosliima aiheuttaa tavallisesti pysyvän tukoksen. Laimeissa sekoitussuhteissa

öljyliukoiseen varjoaineeseen tukoksen pysyvyys kuitenkin vähenee. Kudosliiman

käyttöön liittyy omat riskinsä. Sen käyttäytymisen ja kovettumisen ennustettavuus on

huono. Näin ollen se saattaa aiheuttaa muidenkin kuin pelkästään haluttujen

verisuonten tukkeutumista. Polymerisaatio tuottaa lämpöä, mikä voi aiheuttaa lievää

angionekroosia. Uudempi 2-heksyylisyaaniakrylaatti (Neuracryl) muodostuu kahdesta

aineosasta: puhtaasta nestemäisestä 2-heksyylisyaaniakrylaattimonomeeristä sekä

paksusta, kellertävästä 2-heksyylisyaaniakrylaattipolymeeristä, hienosta,

jauhemaisesta kullasta ja biologisesta, esteröidystä rasvahaposta. Muodostunut aine on

hyvin viskoosia, sillä on vähemmän adhesiivistä ominaisuutta, ja sen kovettuminen on

paremmin ennustettavissa kuin perinteisen kudosliiman.

Absoluuttinen tai dehydroitu etyylialkoholi (etanoli 96 %) aiheuttaa kohde-elimessä

sytotoksisen reaktion ja valtimon seinämässä voimakasasteista skleroosia

endoteelisolujen dehydraation kautta, mikä johtaa nekroosiin ja lopulta tromboosiin.

Ominaisuuksiensa vuoksi sitä voidaan käyttää embolisaatioaineena erityistä

varovaisuutta noudattaen. Sitä voidaan käyttää valtimonsisäisesti vietynä kohteeseen

tai paikallisesti punktion avulla. Sen käyttö saattaa olla hyvin kivuliasta. Etanoli

aiheuttaa pysyvän tukoksen.

40

Natriumtetradecylsulfaatti (”Sotradecol”) on sklerosoiva aine, jota voidaan käyttää

joko valtimonsisäisesti kohteeseen vietynä tai suoran punktion avulla annettuna.

Etanoliin verrattuna sen käyttö aiheuttaa vähemmän kipua, minkä vuoksi lievempi

sedaatio on tarpeen (Connors 1999).

Polidokanoli ( Aethoxysklerol® ) on laskimolaajentumien skleroterapiassa käytetty

aine. Polidokanolin vahvuus vaihtelee 10-30 mg/ml. Erityisesti ainetta käytetään

kivesten laskimolaajentumien hoidossa ja pienten pintalaskimoiden skleroterapiassa.

Vuodepotilaille ei ainetta saa käyttää. Sklerosoidun alueen hyperpigmentaatio on

tavallisin haittavaikutus. Polidokanoli vaurioittaa verisuonen endoteeliä ja estää

proteiinin denaturaatioon perustuvaa hyytymistä. Tämän vuoksi trombimuodostus

keskeytyy aluksi, mutta etenee sitten luonnollisesti noin seitsemän vuorokautta

(Pharmaca Fennica 2000).

Kierukat ( Coils )

Coilit voidaan jakaa materiaalin perusteella kolmeen ryhmään: platina- ja

wolframcoilit, sekä ruostumattomasta teräksestä valmistetut coilit. Teräksestä ja

platinasta voidaan valmistaa kierukoita tai säikeitä.

Platinasta valmistettuja mikrocoileja (”mikrokierukoita”) on saatavilla eri kokoisia ja

mallisia. Niitä voidaankin käyttää lähes kaikenkokoisissa verisuonissa. Niihin voidaan

kiinnittää dacron-säikeitä, mikä lisää trombosoitumista. Ne eivät aiheuta ongelmia

magneettikuvausten yhteydessä.

Ruostumattomasta teräksestä tehdyt coilit ovat suurempia, ja niihin voidaan lisätä

dacronista säikeitä. Ne ovat myös trombogeenisempiä kuin platinamikrocoilit.

Esikäsittelyllä voidaan vielä lisätä trombogeenisyyttä (McLean 1986). Suuren kokonsa

vuoksi niiden asettamiseen tarvitaan paksu katetri. Näin ollen ne sopivatkin erityisen

hyvin suurten suonten embolisoimiseen. Magneettikuvauksessa ne aiheuttavat

artefaktoja, minkä vuoksi niiden käyttö on vähentynyt (Spickler 1990).

Kierukat voidaan myös irrottaa vasta halutussa kohdassa ohjainvaijerista. Tämä

tapahtuu joko elektrolyyttisesti tai mekaanisesti. Ne voidaan poistaa tai asentaa

uudelleen ennen irrottamista. Asentamisen tarkkuudessa saavutetaan suuri etu

verrattuna muihin menetelmiin. Kierukoita on saatavilla eri kokoisina ja muotoisina

(Connors 1999).

41

Pallot

Embolisaatiossa voidaan myös käyttää erilaisia palloja. Tavallisesti ne on valmistettu

joko silikonista tai lateksista. Niissä on joko itsestään tiivistyvät läpät, tai ne

tiivistetään lateksinauhalla (lateksipallot). Silikonipallot ovat puoliläpäiseviä, ja ne

täytetään iso-osmolaarisella varjoaineella. Ne ovat pehmeämpiä kuin lateksipallot,

jotka puolestaan ovat läpäisemättömiä.

Pallot kiinnitetään mikrokatetrin kärkeen ja viedään haluttuun kohteeseen, jossa pallo

täytetään varjoaineella tai varjoaineella ja liimalla. Tämän jälkeen pallo irrotetaan

katetrista, jolloin pallo tukkii halutun suonen. Ongelmaksi on muodostunut

ennenaikainen irtoaminen, josta on seurauksena embolisaatio. Myös varjoaineen

tyhjeneminen on mahdollista (varsinkin silikonipalloissa), jonka vuoksi liiman käyttö

lisäaineena on hyödyllistä. Trombosoituminen tapahtuu kuitenkin useimmiten ennen

tyhjenemistä (Connors 1999).

2.13. Implantin käsittelyyn käytettävät aineet

Verisuoniproteesien implantaatiossa voidaan käyttää erilaisia aineita parantamaan

proteesin ominaisuuksia ja kiinnittymistä ympäröivään kudokseen. Antigeenisyyden

vähentäminen on niiden tärkeimpiä tehtäviä. Tunnetuin ja yleisin aine on

glutaarialdehydi. Negatiivisesti varautuneella glutaarialdehydillä käsitellyllä

proteesilla on saatu hyviä tuloksia hoidettaessa alaraajan iskemiaa. Glutaarialdehydi

on tutkimuksissa osoittautunut antitromboottiseksi ja biosopivaksi. Sillä käsitellyt

proteesit ovat osoittautuneet myös resistentimmiksi aneurysmien muodostukselle

(Sawyer 1987, Kodoma 1997). Muita vähemmän käytettyjä aineita implantin

käsittelyssä ovat mm. formaldehydi, karbodi-imidi, polyepoksiyhdisteet, glyseroli ja

syamidi.

3. Anatominen näkökulma biomateriaaleihin

3.1. Aortan rekonstruktiot

42

Aortan korjaamisessa tarvittavan siirteen pituus ja halkaisija asettavat omat

vaatimuksensa, minkä vuoksi useinkaan ei voida käyttää autogeenisiä laskimoita,

valtimoita tai allografteja. Tämän vuoksi tarvitaan useimmiten synteettinen proteesi.

Näihin suurikokoisiin ja suuren virtauksen suoniin on olemassa hyviä synteettisiä

istutevaihtoehtoja.

Thorakaalisen tai thorakoabdominaalisen aortan rekonstruktioissa verenvuoto on

merkittävä ongelma. Tämän syyn vuoksi tiiviisti kudottu (woven) dacron, jolla on

matala porositeetti, on hyvä valinta. Koska sen käsiteltävyysominaisuudet ovat

kuitenkin huonommat, voidaan harkita huokoisempaa dacron-proteesia, joka on

prekoaguloitu (Rumisek 1986). Biologisesti päällystetty neulottu (knitted) dacron tai

ePTFE ovat myös vaihtoehtoja.

Elektiivisessä infrarenaalisessa aortoiliakaalisessa rekonstruktiossa dacron-proteesit

ovat olleet perinteisesti ensisijaisia. Niillä on saavutettu hyviä tuloksia

pitkäaikaisseurannassa (Brewster 1978, 1993, Crawford 1981, Cronenwett 1993).

Monet kirurgit suosivat neulottua (knitted) dacronia sen paremman käsiteltävyyden ja

paranemisominaisuuksien vuoksi, mutta myös kudottua (woven) dacronia käytetään.

Nykyään käytetään biologisesti päällystettyjä neulottuja (knitted) dacron-proteeseja.

Uusimpana ovat ePTFE-bifurkaatioproteesit, joilla on hyvä käsiteltävyys ja

kohtalainen resistenssi infektioille ja aneurysmien muodostumiselle. Ne ovat

kuitenkin hieman kalliimpia kuin dacron-proteesit (Brewster 2000).

3.2. Alaraajojen rekonstruktiot

On selvästi osoitettu, että autogeeninen laskimo, erityisesti jalanvarren iso iholaskimo,

on ensisijainen siirre perifeerisissä rekonstruktioissa. Jos käytettävissä ei kuitenkaan

ole laskimosiirrettä, on valittava muu vaihtoehto.

Synteettisten siirteiden etuihin voidaan lukea lyhyempi operaatioaika ja avauksien

pienempi määrä, jotka voivat olla vanhemmille ja huonompikuntoisille potilaille

merkittäviä asioita. Pitää myös harkita laskimosiirteen säästämistä sydämen

ohitusleikkaukseen, jossa synteettisiä proteeseja ei voida käyttää. Reoperaatiossa

autogeeninen laskimosiirre on ehdottomasti paras vaihtoehto (Edwards 1990).

Polven yläpuolisissa ohituksissa synteettinen proteesi on hyvä vaihtoehto, koska sillä

ja autogeenisellä laskimolla ei ole suurta eroa pitkäaikaisaukipysyvyyksissä, ja näin

laskimo säästyy mahdolliseen reoperaatioon, jolloin se on selkeästi paras vaihtoehto.

43

Dacron-proteeseilla on kuvattu 50-60 %:n aukipysyvyyksiä viiden vuoden

seurannassa polven yläpuolella (Rosenthal 1990). ePTFE-proteeseja on pidetty

huomattavasti parempina polven yläpuolella, mutta Pevecin mukaan neulotun

(knitted) dacronin ja ePTFE:n välillä ei ole merkittävää eroa (Pevec 1992).

Joka tapauksessa ePTFE on selvästi yleisimmin käytetty proteesi alaraajojen

revaskularisaatioissa, vaikka pitkäaikaistuloksissa on paljon toivomisen varaa

(Whittemore 1989). Napalaskimosiirteen (HUV) ja ePTFE:n tulokset ovat olleet

ristiriitaisia distaalisissa ohituksissa (Aalders 1992, Robison 1983). HUV:n

käsiteltävyys ja muut haitat puhuvat kuitenkin sen käyttöä vastaan. (Brewster 2000).

3.3. Viskeraaliset rekonstruktiot

Munuais- ja muiden viskeraalivaltimoiden rekonstruktioissa voidaan käyttää

synteettistä tai autogeenistä laskimosiirrettä. Siirteet näillä alueilla ovat lyhyitä,

verenvirtaus nopeaa, eikä mekaanista rasitusta ole siinä määrin kuin nivelten yli

kulkevilla siirteillä, joten tulokset ovat yleensä hyviä. Munuaisvaltimon

fibromuskulaarisen dysplasian hoidossa on tavallisesti käytetty dacron-proteeseja,

mutta myös ePTFE:ää voidaan käyttää, vaikkakaan se ei ole saanut kovin suurta

suosiota (Brewster 2000, Langneau 1987).

3.4. Supra-aortaaliset rekonstruktiot

Supra-aortaalisissa suonten rekonstruktioissa ePTFE tai dacron ovat suositumpia kuin

autogeeniset laskimot. HUV-proteeseja on suositeltu käytettäväksi ekstra-anatomisissa

ohituksissa, mutta niiden ja supra-aortaalisten suonten ominaisuudet huomioon ottaen

vaikuttaa siltä, että ne eivät ole ensisijaisia vaihtoehtoja. Tutkimustulokset osoittavat

ePTFE:n ja dacronin aukipysyvyyksien olevan parempia kuin autogeenisten

laskimoiden (Ziomek1986, Perler 1990).

Ekstra-anatomisissa ihonalaisissa ohituksissa, kuten aksillo-aksillaarisessa

ohitusleikkauksessa, ePTFE on osoittautunut parhaaksi vaihtoehdoksi, vaikka tulokset

aukipysyvyyksien suhteen eivät ole merkittävästi parempia. ePTFE:n ominaisuuksien

johdosta verenvuoto vähenee implantaatiossa, minkä lisäksi ePTFE ei taivu niin

helposti eikä litisty ihonalaisesti kompression vaikutuksesta (Chang 1986).

Primaariset ja sekundaariset aukipysyvyydet ovat olleet viiden vuoden seurannassa

44

86,5 % ja 88,1 %, sekä kymmenen vuoden seurannassa 82,8 % ja 84,3 % (Mingoli

1999, Brewster 2000).

3.5. Epäanatomiset rekonstruktiot

Epäanatomiset rekonstruktiot tarkoittavat toimenpiteitä, jotka ovat normaalista

anatomisesta mallista poikkeavia, ja joiden avulla saadaan parannettua ahtautuneen tai

tukkeutuneen verisuonen virtausolosuhteita.

Aksillo-aksillaarinen ohitusleikkaus on yksi vaihtoehto hoitaa solisvaltimon tai pään

ja käden yhteisen valtimon ahtaumaa tai tukosta. Kts. kohta 3.4. supra-aortaaliset

rekonstruktiot.

Lonkkavaltimotason ahtaumissa ja tukoksissa voidaan suorittaa aksillo-

(bi)femoraalinen ohitusleikkaus. Ohitus tehdään kainalovaltimosta toiseen

reisivaltimoon tai useimmiten molempiin. Ohitus tapahtuu subkutaanisesti, joten

toimenpide sopii potilaille, joille anatominen rekonstruktio olisi liian suuri riski

heikon terveydentilan vuoksi. Materiaaliksi sopii parhaiten ulkoapäin tuettu dacron tai

ePTFE. Aukipysyvyys viiden vuoden seurannassa on 70-75% luokkaa (Biancari 1998,

Passman 1996, Mii 1998).

Femoro-femoraalinen ohitusleikkaus sopii toispuoleisen lonkkavaltimon ahtauman tai

tukoksen hoitotoimenpiteeksi. Ohitus tehdään subkutaanisesti, ja materiaalina

parhaiten toimii synteettinen ulkoapäin tuettu proteesi (PTFE). Molemminpuoleisen

lonkkavaltimon ahtauman hoito voidaan toteuttaa myös siten, että ensin asennetaan

endoproteesi toiselle puolelle, ja tämän jälkeen suoritetaan normaaliin tapaan femoro-

femoraalinen ohitusleikkaus. Näin endovaskulaarinen toimenpide helpottuu teknisesti,

ja tulokset ovat varsin hyviä. Aukipysyvyydet viiden vuoden seurannassa ovat olleet

50-80 %:n luokkaa (Biancari 1998, Nazzel 1998, Criado 1997, Ohki 1996, Perler

1996, Chuter 1999).

3.6. Laskimorekonstruktiot

Laskimolaajentumat, syvät laskimotromboosit, keuhkoemboliat, pinnalliset

tromboflebiitit ja krooninen laskimoiden vajaatoiminta ovat yleisiä laskimosairauksia.

Niiden hoidossa konservatiivisen ja operatiivisen hoidon yhteistyö on usein

45

välttämätöntä. Alkuun hoito pyritään toteuttamaan konservatiivisesti, mutta vaivojen

pahentuessa operatiivinen hoito tuo lisäavun.

Laskimoiden korjausleikkauksissa ePTFE ja autologinen laskimosiirre ovat

suosituimmat materiaalit. ePTFE:llä voidaan helposti korjata suuria laskimoita, kuten

alaonttolaskimo, yläonttolaskimo, kaulalaskimo ja porttilaskimo. Se on suosituin

materiaali iliokavaalisissa ahtaumien ja tukosten ohitusleikkauksissa, jolloin

toimenpiteeseen voidaan liittää valtimo-laskimofisteli ohitteen virtauksen

turvaamiseksi. Lonkkalaskimon tukoksissa epäanatominen femoro-femoraalinen

ohitusleikkaus laskimosiirteellä tai ePTFE:llä (Palman leikkaus) on suosituin

laskimopuolen rekonstruktio. Sen viiden vuoden aukipysyvyys on 75 %:n luokkaa.

Endovaskulaariset toimenpiteet ovat vähemmän potilasta rasittavina myös hyviä

vaihtoehtoja laskimopuolella (Brewster 1995, Gloviczki 2000).

Posttromboottisen syndrooman aiheuttaman tai primaarin alaraajan syvän

laskimoinsuffisienssin hoitoon käytetään läppäplastioiden lisäksi autologista

läppäsiirrettä yläraajan laskimosta. Myös allografteja on vähäisessä määrin käytetty.

Läppäplastioiden tueksi voidaan käyttää ePTFE:stä muotoiltua ulkoista tukea.

Pitkäaikaistulokset puuttuvat molemmista viimeksi mainituista.

3.7. Imusuoniston rekonstruktiot

Imusuoniston ongelmat aiheuttavat potilaille imunesteen kertymistä kudokseen, mikä

aiheuttaa vaikeita turvotuksia raajojen alueelle. Näiden hoitaminen on pääasiassa

konservatiivista. Kirurgisella rekonstruktiolla voidaan yrittää vaikuttaa suoraan

imusuoniston tilaan (imusuoni-laskimoanastomoosi, imusuonen ohitusleikkaus), tai

edistää imusuoniston omaa paranemista (omental transposition, imusolmuke

transplantaatio). Mikrokirurgisesti tehtävissä imutierekonstruktioissa ainoa vaihtoehto

materiaaliksi on autologinen laskimo. Pitkäaikaisseurannoista ei kuitenkaan ole

luotettavia tuloksia saatavilla (Gloviczki 2000).

4. Indikaatiolähtöinen näkökulma biomateriaaleihin

4.1. Aneurysmat

46

Aneurysmat eli valtimopullistumat voivat olla synnynnäisiä, tai ne voivat johtua

ateroskleroosista, lueksesta, traumasta, bakteeri- tai sieni-infektioista. Ne voidaan

jakaa sakkulaarisiin eli pussimaisiin, fusiformisiin eli sukkulanmuotoisiin ja

dissekoiviin eli valtimonseinämää pitkin repeäviin. Aneurysmat voivat sijaita lähes

kaikkialla valtimopuustossa, mutta tyypillisimpiä esiintymisalueita ovat vatsa-aortta,

viskeraalialue, aivovaltimot, munuaisvaltimot ja perifeeriset valtimot (polvi-, solis- ja

lantion valtimot) (Mattila 1998).

Valtimoaneurysmien hoidossa uudet endovaskulaariset hoitomuodot ovat

vakiinnuttaneet asemaansa, vaikkakin perinteisiä kirurgisia leikkaushoitoja pidetään

edelleen ensisijaisina. Kirurgisissa aneurysmien korjauksissa materiaali vaihtelee

anatomian mukaan. Vatsa-aortan aneurysmissa dacron ja perifeerisissä joko PTFE tai

autologinen laskimo ovat käytetyimmät materiaalit (Dawson 1997, Ernst 1993).

Aneurysman endovaskulaarinen korjaustoimenpide sopii suuremman leikkausriskin

omaaville potilaille, mutta vaatii tietynlaista anatomiaa soveltuakseen. Vatsa-aortan

alueella aneurysmia on onnistuneesti hoidettu endovaskulaarisella menetelmällä

1990-luvulta alkaen. Materiaalien valinta vaihtelee, kts. kappale 2.12.1 Stentit,

endovaskulaariset proteesit (Woodburn 1998).

4.2. Valtimonkovetustauti

Yleisin valtimoita affisoiva sairaus on arterioskleroosi eli valtimonkovetustauti. Siinä

verisuonen seinämän kerrosten väliin kertyy kalkkeutumia eli plakkeja. Yleensä

sairaus kehittyy tyypillisesti ylipainoisille, tupakoiville, vanhemmille miehille, mutta

myös tietyt vaskuliitit johtavat vaikeaan arterioskleroosiin jo nuoremmilla ja naisilla

(Takayasun arteriitti). Perintötekijöillä on suuri merkitys taudin kehittymiselle.

Tavallisesti se kehittyy valtimoiden haarautumiskohtiin, mutta on luonteeltaan

diffuusia, useita valtimoita käsittävä. Tyypillisesti arterioskleroosi ahtauttaa

valtimoita, mutta se voi aiheuttaa myös aneurysmien muodostumista.

Hoito voidaan toteuttaa lievissä muodoissa konservatiivisesti ja vaikeissa

operatiivisesti. Sekä kirurginen että toimenpideradiologinen hoitomuoto sopivat

hoitomenetelmiksi. Taudin sijainti vaikuttaa käytettävään menetelmään ja

materiaaliin. Kts. kappale 3. Anatominen näkökulma biomateriaaleihin.

47

4.3. Infektiot

Infektio on pelätty komplikaatio verisuonikirurgiassa. Se aiheuttaa useimmiten

verisuoni-istutteen irtoamisen ympäröivästä kudoksesta, ja septisen, henkeä

uhkaavan tilan. Pinnalliset infektiot ovat kolme kertaa yleisempiä kuin syvät, mutta

pinnalliset infektiot leviävät helposti syviin kudoksiin. Infektioiden yleisyys

verisuonikirurgisissa synteettisillä proteeseilla on 1-6 %. Yleisin infektoitunut alue

on nivunen. Dialyysihoitoa varten tehdyillä AV-fisteleillä infektioinsidenssi on 10-15

% (Padberg 1995).

Jo infektoituneelle alueelle tehtävä verisuonirekonstruktio on erittäin huono

lähtökohta toimenpiteelle. Tällöin materiaalina tulee käyttää autologista laskimoa.

Profylaktinen antibioottihoito on välttämätön. Kryosäilötyt allogeeniset proteesit,

joihin on liitetty antibioottia, ovat olleet eläinkokeissa lupaavia (Knosalla 1998).

Infektoitunut proteesi on yleensä poistettava kokonaisuudessaan ja korvattava

autologisella laskimolla tai epäanatomisella rekonstruktiolla (Piza 1989).

4.4. Traumat

Verisuonivammojen yhteydessä ensimmäiset 8 tuntia ovat kriittiset. Sinä aikana

tulisi päästä sairaalaan ja kirurgiseen hoitoon. Traumojen yhteydessä olevat haavat

ovat useimmiten likaisia ja kontaminoituneita, jolloin infektioriski on tavallista

suurempi. Tämän vuoksi ensisijaiseksi rekonstruktiomateriaaliksi suositellaan

autologista laskimoa, ja vasta toissijaiseksi vaihtoehdoksi synteettistä proteesia. Jos

vamma on ollut puhdas, voidaan harkita lyhyen segmentin korvaamista synteettisellä

materiaalilla. Materiaalin valintaan vaikuttaa traumaattisen verisuonen anatominen

sijainti. Lovrik ja kollegat esittivät kuitenkin tutkimuksessaan, ettei autologisella

laskimosiirteellä tai synteettisellä proteesilla tehdyillä rekonstruktioilla ole

merkittävää eroa verisuonivammoissa sotakirurgiassa (Lovrik 1996).

Hemodynaamisesti stabiileilla traumapotilailla verisuonivauriot voidaan korjata

myös endovaskulaarisesti. Endovaskulaariset embolisaatiot ovat olleet jo pitkään

käytössä traumojen yhteydessä, kuten akuutissa vuodossa ja traumaattisessa AV-

fistelissä. Uudet stentit ja stenttigraftit ovat tuoreissa tutkimuksissa osoittautuneet

myös hyviksi. Pitkäaikaistuloksia ei vielä ole saatavilla (Weiss 1999).

48

Lasten traumoissa pätevät samat perusperiaatteet kuin aikuistenkin, mutta lapsilla

tulee ehdottomasti välttää synteettisiä proteeseja kasvun vuoksi (Paling 1999).

4.5. Laskimoiden vajaatoiminta

Laskimotukosten rekanalisaation jälkeen laskimoläpät vaurioituvat usein pahasti.

Tällöin laskimoiden toiminta heikkenee, ja potilaille kehittyy sekundaarisia

laskimolaajentumia, vaikeita turvotuksia, haavaumia ja särkyä alaraajoihin. Tilaa

kutsutaan ”posttromboottiseksi syndroomaksi”. Hoito on lievemmissä tapauksissa

konservatiivista, mutta vaikeammissa tapauksissa kirurginen hoito on indisoitu.

Läppärekonstruktioilla on saatu kohtalaisia tuloksia. 60%:lla potilaista ei

säärihaavoja esiinny primaarisen toimenpiteen jälkeen vuoteen. Materiaalina

käytetään autologista laskimoa, joka voidaan tarvittaessa tukea ulkopuolelta

dacronilla tai PTFE:llä. Myös laskimotukokset voivat aiheuttaa vajaatoimintaa. Jo

vuonna 1958 Palma ja Esperon kuvasivat ensimmäisinä femoro-femoraalisen

ohitusleikkauksen toispuoleisen lonkkalaskimon tukoksen hoitomenetelmänä (ns.

Palman operaatio). Siinä ohitemateriaalina käytetään terveen jalkavarren isoa

iholaskimoa (v. saphena magna) tai toissijaisesti ePTFE:tä (Eklof 1998, May 1989).

4.6. AV-fistelit

Valtimo-laskimo-oikovirtaukset voivat olla synnynnäisiä tai hankittuja. Pienille

kongenitaalisille AV-fisteleille ei tarvitse välttämättä tehdä mitään. Jos oireita

ilmenee, embolisaatio on hyvä tapa hoitaa ne. Hankitut ovat usein traumaperäisiä, ja

ne vaativat joko embolisaation tai oikoyhteyden sulun kirurgisesti tai stenttigraftilla.

Suuri osa AV-fisteleistä on kuitenkin dialyysipotilaille tehtyjä veriteitä

hemodialyysia varten. Ne voidaan rakentaa joko transkutaanisiksi tai subkutaanisiksi.

Viimeksi mainitut ovat käytetympiä. Yleisin veritie on ns. Brescia-Cimino fisteli,

joka tehdään ranteen yläpuolelle liittämällä käsivarren ulompi iholaskimo (v.

cephalica) värttinävaltimon (a. radialis) kylkeen pää sivua vasten -liitoksella. Sen

etuna on hyvä aukipysyvyys ( 90 % vuoden ja 75 % neljän vuoden kuluttua ). Jos ei

ole mahdollista tehdä AV-fisteliä potilaan omista valtimoista ja laskimoista, voidaan

49

käyttää proteeseja. Eri biologisia materiaaleja on kokeiltu paljon (mm. allogeeniset

laskimot, glutaarialdehydillä käsitelty napalaskimo, vasikan kaulavaltimo), mutta

niiden ongelmana ovat olleet aneurysmamuodostustaipumus, ahtautumistaipumus ja

suuret kustannukset. Yleisin proteesimateriaali on ePTFE, joko standardina tai

venytettävänä (stretch ePTFE) mallina. Jälkimmäisen aukipysyvyydet ovat olleet

paremmat, 60-80 % vuoden seurannassa (Tordoir 1995, Derenoncourt 1995, Eklund

1997).

5. Biomateriaalit geeniteknologian näkökulmasta

Geeniteknologia on hyvää vauhtia kehittymässä yhdeksi lupaavimmaksi

tieteenalaksi, jolla verisuonisairauksia tulevaisuudessa voidaan kenties hoitaa.

Terapeuttinen angiogeneesi, restenoosin esto ja verisuonisiirteiden aukipysyvyyden

parantaminen ovat geeniteknologian merkittävimmät sovellukset verisuonikirurgian

alalla. Perinteisillä lääkehoidoilla ei ole saavutettu riittävää paikallista tehoa, joka

geenihoidoilla saatetaan saavuttaa. Geenihoito perustuu siihen, että paikallisesti

verisuonenseinämään tuodaan geeninsiirtovektorin avulla geeni, joka koodaa

tarvittavaa proteiinia paikallisesti, tai estää tietyn proteiinitranskription, tai aiheuttaa

solun kuoleman eli apoptoosin (ns. itsemurhageenit). Vektorina voidaan käyttää

plasmidia, liposomia tai virusta (retro-, pseudotyyppinen retro- tai adenovirus).

Vektorin valinnalla voidaan säädellä halutun vaikutuksen voimakkuutta ja kestoa

(Luoma 1999, Ylä-Herttula 1997). Adenovirusta, jonka siirtotehokkuus on yli 30 %,

on eläinkokeissa pidetty parhaana vektorina verisuonisairauksissa. Kuitenkin in vivo

-tutkimuksessa ihmisen ateroskleroottisessa valtimossa siirtotehokkuus oli vain 5,0

± 0,5 %. Siirtotehokkuus oli riippuvainen käytetyn vektorititterin määrästä (Laitinen

1998). Kiinnostavin geeni tällä hetkellä on endoteelikasvutekijä (vascular

endothelial growth factor, VEGF). Se stimuloi verisuonen seinämän endoteelin

korjautumista ja estää uusien muutosten muodostumista. VEGF vaikuttaa

typpioksidin ja prostasykliinien tuotantoon. Nämä aineet estävät sileiden lihassolujen

kasvua (Laitinen 1997).

Verisuoni-istutteiden suurimpana ongelmana on niiden biokompatibiliteetti. Veren ja

suonenseinämän välisessä vuorovaikutuksessa keskeinen tekijä on endoteelikerros,

joka synteettisistä proteeseista puuttuu lähes kokonaan. Proteeseihin on yritetty

istuttaa (seed) eläinperäistä endoteelisolukkoa, jota on pyritty kehittämään

50

geeniteknologian avulla siten, että se erittäisi fibrinolyyttisiä entsyymejä, kuten

tPA:ta (tissue-type Plasminogen Activator). Menetelmä ei kuitenkaan toiminut, vaan

tPA-taso jopa laski proteeseissa (Dunn 1996).

Geenihoidot ovat osoittautuneet turvallisiksi liitännäishoidoiksi sydän- ja

verisuonisairauksissa. Tutkimustulokset ovat olleet vielä toistaiseksi kovin

vaatimattomia, mutta ala on nopeasti etenevä, ja tutkimustuloksia saadaan jatkuvasti

lisää. Tutkimustyötä vaaditaankin vielä paljon, jotta geenihoidoilla päästään

vaikuttamaan verisuonisairauksien kehittymiseen ja hoitoon (Clowes 1996, Luoma

1999).

6. Biomateriaalien käyttöön liittyvät standardit

Johdanto

Standardit perustuvat CEN (European Committee for Standardization) lausuntoihin

prEN 12006-2 (Non-active surgical implants – Particular requirements for cardiac

and vascular implants – Part 2: Vascular prostheses including cardiac valve

conduits.) ja EN ISO 14630 (Non-active surgical implants – General requirements)

sekä Kansainvälisen standardisoimisjärjestön (ISO) lausuntoon ISO/FDIS 7198

(Cardiovascular implants – Tubular vascular prostheses). (European Committee for

Standardization 1997, 1997, International Organisation for Standardization 1998,

Reigstad 1993)

Määrittely

Jokaisessa standardissa on erikseen määritelty niiden sisältöön vaikuttavien

käsitteiden merkitykset. Määriteltäviä käsitteitä ovat mm. taipumissäde (kink radius),

vuoto (leakage), aktiivinen lääketieteellinen väline (active medical device),

turvallisuus (safety),ym.

Käyttötarkoitus

51

Jokaisessa implantissa tulee olla selvitys sen käyttötarkoituksesta, ja dokumentoituna

seuraavat seikat:

toiminnalliset ominaisuudet (functional characteristics)

tyypillinen käyttötarkoitus (typical intended applications)

tarkoitetut käyttöolosuhteet (intended conditions of use)

Näissä kohdissa tulee erityisesti kiinnittää huomiota turvallisuuteen. Selvityksessä

tulisi myös ottaa huomioon:

julkaistut standardit

julkaistu kliininen ja tieteellinen kirjallisuus

vahvistetut tutkimustulokset.

Materiaalit

Materiaalit, joista valmistetaan implantoitavia välineitä, tulee valita ottaen huomioon

käyttötarkoitus, valmistus, käsiteltävyys, steriloiminen ja varastoiminen. Myös

mahdolliset reaktiot implantin ja ihmiskudoksen, elimistön nesteiden, muiden

materiaalien, muiden implanttien, kaasujen, säteilyn ja elektromagneettisten kenttien

välillä tulee huomioida.

Mikäli implanttien yhteydessä käytetään lääketieteellistä tuotetta, kumpikaan ei saa

vaikuttaa toiseen sen tehoa tai toimintaa heikentävästi.

Materiaalien, joita käytetään implantteina tai päällysteinä, mukaan lukien

geneettisesti valmistetut biologiset materiaalit, tulee olla hyväksytysti yhteensopivia

tulosten kanssa implantoituneessa tilassaan. Kuluvien ja biohajoavien materiaalien

tulee myös noudattaa edellä mainittua kohtaa.

Proteesissa käytettyjen materiaalien biokompatibiliteetti tulee arvioida

implantoituneessa muodossaan joko yksinään tai valmiin proteesin osana. Tässä

arvioimisessa tulee noudattaa ISO 10993-1:ssä annettuja periaatteita ja metodeja.

Pyydettäessä valmistajan on annettava tiedot testimenetelmistään ja tuloksistaan.

Uudelleenarvioiminen tulee suorittaa, jos materiaaleissa tai valmistuksessa tulee

merkittäviä muutoksia.

Mikäli valmistetussa implantissa ilmenee kemiallisia tai fysikaalisia muutoksia

implantaation jälkeen, materiaali on testattava joko yksinään tai valmiin proteesin

52

kanssa. Pyydettäessä valmistajan on annettava selvitys testimenetelmistä ja

materiaalin biostabiliteetista.

Materiaalit luokitellaan synteettisiin tekstiileihin (knitted, woven,ym.), synteettisiin

ei-tekstiileihin (extruded polymer, expanded polymer, ym.), biologisiin (allograftit,

xenograftit), biohybridi-istutteihin (compound) sekä yhdistelmäproteeseihin

(composite).

Suunnitelmallinen arviointi

Implantteja tulee arvioida, jotta voidaan osoittaa niiden saavuttaneen

käyttötarkoituksensa. Arvioinnin tulokset tulee analysoida ja dokumentoida.

Turvallisuus tulee osoittaa sekä prekliinisissä että kliinisissä arvioinneissa, joissa

tulee myös suorittaa riskianalyysi prEN 1441:n mukaisesti.

Prekliininen arviointi voidaan suorittaa

kokoelmien ja asianmukaisen tieteellisen kirjallisuuden kriittisellä analyysillä, ja/tai

testitulosten analyysillä

Prekliininen arvioiminen simuloi implantin käyttötarkoituksen olosuhteita.

Kliininen arviointi voidaan suorittaa

kokoelmien ja asianmukaisen tieteellisen ja kliinisen kirjallisuuden, joka käsittelee

käyttötarkoitukseltaan kyseistä implanttia tai vastaavaa, kriittisellä analyysillä, ja/tai

kliinisten tutkimustulosten analyysillä

Kliininen arvioiminen tulee suorittaa EN 540:ssä asetettujen vaatimusten mukaisesti.

Arvioinneissa tulee kiinnittää huomiota toiminnallisiin ominaisuuksiin erityisesti

yhdistelmäproteesien ja biohybridiproteesien (compound) kohdalla. Valmiin

proteesin kohdalla tulee arvioida porositeettia, veden permeabiliteettia, veden

kokonaisläpäisevyyttä/vuotoa, kestävyyttä, pituutta, sisäpinnan halkaisijaa

(lepo/paineistettu), seinämän paksuutta, ommelten pitävyyttä, taipumissädettä ja

komplianssia.

Koenäytteet materiaaleista tulee ottaa ominaisuuksien ja laadun varmistamiseksi.

53

Kaikki testimenetelmät eivät sovi kaikille proteeseille, vaan jokaiselle tulee valita

sille nimenomaan sopiva menetelmä. Myös ominaisuuksien ja laadun testaamiseen

on valittavissa omat testimenetelmät.

Valmistus

Implantit tulee valmistaa siten, että niiden spesifiset ominaisuudet saavutetaan.

Steriloiminen

Implantit, jotka ovat merkitty leimalla ”STERILE”, tulee olla steriloitu EN 566:n

mukaisesti.

Jos implantti on steriloitu eteenioksidilla, tulee siihen liittää EN 550

Jos implantti on steriloitu säteilyttämällä, tulee siihen liittää EN 552

Jos implantti on steriloitu höyryttämällä, tulee siihen liittää EN 554

Implantteihin, jotka toimitetaan epästeriileinä, tulee valmistajan liittää mukaan

ainakin yksi spesifinen steriloimismetodi, joka ei vahingoita kyseistä materiaalia.

Mikäli uudelleen steriloiminen ei ole suotavaa, on se tultava ilmi valmistajan

antamassa informaatiossa.

Pakkaus

Jokainen implantti tulee pakata siten, että varastoiminen, kuljetus ja käsittely

(mukaan lukien lämpötilan vaihtelut, kosteuden ja ympäristön paineolosuhteet) eivät

vahingoita tai vaikuta kyseiseen tuotteeseen.

Pakkausten, joissa lukee ”STERILE”, on säilyttävä steriileinä normaalissa

varastoinnissa, kuljetuksessa ja käsittelyssä. Pakkauksen tulee noudattaa prEN 868-1

:ssä annettuja säädöksiä.

Valmistajan informaatio

54

Valmistajan antaman informaation tulee noudattaa prEN 1041:ssä annettuja

säädöksiä. Jos symboleita käytetään, niiden tulee noudattaa EN 980:ssä annettuja

säädöksiä. Mikäli uudelleen steriloiminen ei ole suotavaa, tulee se ilmoittaa.

Jos implantti on tarkoitettu käytettäväksi toisen implantin tai laitteen kanssa, kaikista

rajoitukset on merkittävä leimalla tai annettava ohjeet kombinaation käyttöön.

Implanteissa tulee olla nähtävissä seuraavat tiedot:

valmistajan nimi tai tuotemerkki

sarjanumero tai valmistenumero

7. Lopuksi

Verisuonikirurgiassa yleisimmin käytettävien biomateriaalien suurin ongelma on

niiden alhainen aukipysyvyys pienissä suonissa. Ongelman aiheuttavat virtauspinnan

trombogeenisyys ja myointimaalinen hyperplasia. Tulevaisuudessa tutkimus

keskittyy erityisesti näiden biologisten ilmiöiden ymmärtämiseen solutasolla.

Istutteiden päällystäminen endoteelisoluilla, kyllästäminen albumiinilla tai

antitrombogeenisilla aineilla kuten hepariinilla, kudosplasminogeeniaktivaattorilla (t-

PA) tai urokinaasilla ei ole poistanut tukkeutumisongelmaa. Tulevaisuudessa onkin

pyrittävä kehittämään materiaaleja, jotka ohjaavat solutason reaktioita. Näistä

merkittävimpiä saattavat olla kemiallisesti kyllästetyt biohajoavat istutteet

yhdistettynä pallolaajennushoitoon tai perinteiseen verisuoni-istutteeseen. Myös

geeniteknologian avulla voidaan mahdollisesti saavuttaa parempia hoitotuloksia

esim. siirtämällä solutason reaktioita ohjaava kasvutekijä hoitoalueelle.

Kuitenkin on aina muistettava, että hoitoindikaatioilla, toimenpide- ja

leikkaustekniikalla sekä potilaan valtimotaudin käyttäytymisellä ja sen mahdollisella

progressiolla tulee aina olemaan ratkaiseva merkitys parhaimmillakin

biomateriaaleilla saavutettaviin tuloksiin.

Eri hoitomuotojen ja käytettävien biomateriaalien pitkäaikaistuloksia arvioitaessa

onkin tärkeätä, että käytössä on systemaattinen toimenpiteiden ja implanttien

55

kansallinen rekisteröintijärjestelmä. Tällainen puolueeton rekisteröinti mahdollistaa

nopean tiedonsaannin eri materiaalien käyttölaajuudesta, niiden eduista ja

mahdollisista haittavaikutuksista. Sen ansioita ovat myös potilasturvallisuuden

lisääntyminen, hoitomenetelmien kehittyminen sekä mahdollisuus vaikuttaa

terveydenhuollon kustannuksiin.

56

8. Lyhenteet

ABI - Ankle-Brachial Index eli nilkka-olkavarsipainesuhde

AV-fisteli - Arterial-venous fisteli eli valtimo-laskimo-oikovirtaus / -avanne

CT-tutkimus - Computed Tomography- eli tietokonetomografia- tutkimus

DMSO - Dimetyylisulfoksidi

EDRF - Endothelium Derived Relaxing Factor ( typpioksidi) ePTFE - Expanded Polytetrafluoroeteeni

HUCVAG - Human Umbilical Cord Vein Arterial Graft

HUV - Human Umbilical Vein eli napalaskimo

NCGT - Negatively Charged Glutaraldehyde-Tanned

NO - Nitric Oxide eli typpioksidi

PET - Polyeteenitereflaatti

PTA - Percutaneus Transluminal Angioplasty

PTFE - Polytetrafluoroeteeni

PVA - Polyvinyyli alkoholi

tPA - tissue-type Plasminogen Activator

VEGF - Vascular Endothelial Growth Factor

VCF - Vena Cava Filter eli alaonttolaskimosuodatin

VSM - Vena Saphena Magna eli jalkavarren suuri iholaskimo

VSP - Vena Saphena Parva eli jalkavarren pieni iholaskimo

57

9. Kirjallisuus: Aalders GJ, van Vroonhoven TJMV: Polytetrefluoroethylene versus human umbilical vein in above-knee femoropopliteal bypass: Six year results of randomized clinical trial. J Vasc Surg 16: 816, 1992 Andrade JD, Hlady V, Wei A-P, ym: A Domain approach to the adsorption of complex proteins: Preliminary analysis and application to albumin. Acta 63, 527538,1990 Andrade JD, Nagaoka S, Cooper S, ym: Surface and blood compatibility. Trans. Am. Soc. Artif. Intern. Organs 33, 75-84, 1987 Arnold TE, Karabinis VD, Mehta , ym.: Potential of overuse of the inferior vena cava filter. Surgery, gynecology & obstetrics.177(5): 463-7, 1993 Back MR, Scoccianti M, White RA: Biomaterials considerations for endovascular devices. In White A and Fogarty TJ (ed). Peripherial endovascular interventions. Mosby. Pp 203-34, 1996 Baier RE: Key events in blood interactions at nonphysiologic interfaces. Artif. Organs 2, 422-427, 1978 Bandyk DF, Bergammi TM, Kinney EV, ym.: In situ replacement of vascular prostheses infected by bacterial biofilms. J Vasc Surg 13: 575, 1991 Becker GJ: Intravascular stents: general principles and status of lower extremity arterial applications. Circulation 83(1): 1-122, 1991 Biancari F, Lepäntalo M: Extra-anatomic bypass surgery for critical leg ischemia. A review. J Cardiovasc Surg 39: 295-301, 1998 Black MM: Cardiovascular applications of biomaterials and implants – an overview. J Med Eng Tech; Vol. 19 (5), 151-157, 1995 Blumenberg RM, Gelfand ML, Barton EA, ym.: Clinical significance of aortic graft dilation. J Vasc Surg 14: 174, 1991 Bosch JL, Hunink MGM: Meta-analysis of the results of transluminal angioplasty and stent placement for aortoiliacal occlusive disease. Radiology 204: 87-96, 1997 Bonchek LI: Prevention of endothelial damage during preparation of saphenous vein for bypass grafting. J Thorac Cardiovasc Surg 79: 911, 1980 Bonnet JL: Management of the venous pole in pulmonary embolism. Arch Mal Couer Vaiss. 88(suppl): 1781-4, 1995 Bovyn G, Gory P, Reynaud P, ym: The Tempofilter: a multicenter study of a new temporary caval filter implantale for up to six weeks. Ann Vasc Surg 11: 520-8, 1997 Boyce B: Physical characteristics of expanded polutetrafluoroethylene grafts. In Stanley JC (ed): Biologic and synthetic vascular prostheses. New York, Grune & Stratton, pp 553-561, 1982 Branchereau A, Rudondy P, Gournier J-P, ym.: The albumin-coated knitted dacron aortic protheses: A clinical study. Ann Vasc Surg 4: 138, 1990 Brewster DC: Prosthetic grafts. In Rutherford (ed): Vascular Surgery 5th ed. WB Saunders, USA; s 559-84, 2000 Brewster DC: Prosthetic grafts. In Rutherford (ed): Vascular Surgery 4th ed. WB Saunders, USA; s 492-521, 1995 Brewster DC, Darling RC: Optimal methods of aortoiliac reconstruction. Surgery 84: 739, 1978 Brewster DC, Cooke JC: Longevity of aortofemoral bypass graft. In Yao JST, Pearce WH (eds): Long-Term Results in Vascular Surgery. Norwalk, CT, Appleton & Lange , pp 149-161, 1993

58

Brockbank KGM: Effects of cryopreservation upon vein function in vivo. Cryobiology 31: 71-81, 1994 Burke PM Jr, Herrmann JB, Cutler BS: Optimal grafting methods for the small adominal aorta. J Cardiovasc Surg 28: 420, 1987 Bush HL, McGabe ME, Nabseth DC: Functional injury of vein graft endothelium. Arch Surg 119: 770-4, 1984 Campbell CD, Brooks DH, Webster MW,ym.: The use of expanded microporous polytetrafluoroethylene for limb salvage: A preliminary report. Surgery 79: 485, 1976 Chang JB: Current status of extraanatomic bupasses. Am J Surg 152: 202, 1986 Chiu T-H, Nyilas E, Turcotte LR: Microcalorimetric and electrophoretic studies of protein sorption from plasma. Trans. Am. Soc. Artif. Intern. Organs 24, 389-403,1978 Chuter TAM, Green RM, Ouriel K, ym.: Transfemoral endovascular aortic graft placemant. J Vasc Surg 18: 185-197, 1993 Chuter TA, Faruqi RM, Reilly LM, ym: Aortomonoiliac endovascular grafting combined with femorofemoral bypass: an acceptable compromise or a preferred solution. Sem Vasc Surg 12(3): 176-81,1999 Cintora I, Pearce DE, Cannon JA: A clinical survey of aortobifemoral bypass using two inherently different graft types. Ann Surg 208: 625, 1988 Clark RE, Margaff HW: Antibacterial vascular grafts with improved thrombo resistance. Arch Surg 109: 159, 1974 Clowes AW: Improving the interface between biomaterials and the blood: The gene therapy approach. Circulation 93(7): 1319-20, 1996 Connors JJ, Wojak JC, Qian Z: Tools of trade. Kirjassa Connors JJ, Wojak JC: Interventional Neuroradiology. Saunders, Philadelphia. 1999 Coury AJ: Chemical and biochemical degradiation of polymers. Biomaterials science. Academic Press. San Diego 1996 Cragg A, Lund G, Rysavy J, ym: Nonsurgical placement of arterial endoprotheses: A new tecnique using Nitinol wire. Radiology 147: 261-263, 1983 Crawford ES, Bomberger RA, Glaeser DH, ym.: Aortoiliac occlusive disease: Factors influencing survival and function following reconstructive operation over a twenty-five year period. Surgery 90: 1055, 1981 Creech O Jr, Deterrling RA Jr, Edwards WS, ym.: Vascular prostheses: Report of committee for study of vascular prostheses for the society of vascular surgery. Surgery 41: 62, 1957 Criado E, Farber MA: Femorofemoral bypass: appropriateapplication based on factors affecting outcome. Sem Vasc Surg 10(1): 34-41, 1997 Cronenwett JL: Factors influencing the long-term results of aortic aneurysm surgery. In Yao JST, Pearce WH (eds): Long-Term Results in Vascular Surgery. Norwalk, CT, Appleton & Lange, pp 171-179, 1993 Dardik H: The second decade of experience with the umbilical vein graft for lower-limb revascularization. Cardiovasc Surg 3: 265, 1995 Dardik H, Dardik I: Successful arterial substitution with modified human umbilical vein. Ann Surg 183: 252, 1976 Dardik H, Wengerter K: Biologic grafts for lower limb revasularization. In Rutherford (ed): Vascular Surgery 5th ed. WB Saunder, USA, s. 549-58, 2000 Dawson I, Sie RB, van Bockel JH: Atherosclerotic popliteal aneurysm. Br J Surg 84(3): 293-99, 1997

59

Decousus H, Leizorovicz A, Parent F, ym: A Clinical trial of vena caval filters in the prevention of pulmonary embolism in patients with proximal deep-venous thrombosis. N Eng J Med 338: 409-415, 1998 Derenoncourt FJ: PTFE for A-V access: Six years of experience with 310 reinforced and stretch grafts. Vasc Access for Hemodialysis – IV 27: 286-91, 1995 Didisheim P, Watson HT: Cardiovascular applications. Biomaterials science. Academic Press. San Diego 1996 Dolmatch BL, Tio FO, Li XD, ym: Patency and tissue response to two types of polytetrafluoroethylene-covered stents in the dogs. J Vasc Interv Radiol 7:641-49, 1996 Dotter CT, Bushmann RW, McKinney MR, ym: Transluminally expadable Nitinol coil stent grafting: preliminary report. Radiology 147: 259-260, 1983 Dotter CT, Judkins MP: Transluminal treatment of atherosklerotic obstruction: Description of a new tehnique and a preliminary reports of its application. Circulation 30: 654-70, 1964 Drury JK, Ashton TR, Cunnigham JD, ym.: Experimental and clinical experience with a gelatin impregnated dacron protheses. Ann Vasc Surg 1: 542, 1987 Dunn PF, Newman KD, Jones M, ym.: Seeding of vascular grafts with genetically modified endothelial cels: secretion of recombinant TPA results in decreased seeded cell retention in vitro and in vivo. Circulation 93: 1439-46, 1996 Edwards JM, Taylor LM, Porter JM: Treatment offailed lower extremity bypass grafts with new autogenous vein bupass grafting. J Vasc Surg 11: 136, 1990 Eickhoff JH, Broome A, Ericsson BF, ym.: Four years results of a prospective, randomised clinical trial comparing polytetrafluoroethylene and modified human umbilical vein for below-knee femoropopliteal bypass. J Vasc Surg 6: 506, 1987 Eiken O, Norden G: Bridging small artery defects in the dog with in situ performed autologous connective-tissue tubes. Acta Chir Scand 121: 90, 1961 Eklof BG, Kstner RL, Masuda EM: Venous bypass and valve reconstruction: long-term efficacy. Vasc Med 3(2): 157-64, 1998 Eklund B: Veritiekirurgia. Duodecim 113: 2089-94, 1997 Erdoes LS, Berman SS, Bernhart VM, ym: Clinical and CT evaluation of a new stretch polytetrafluoroethylene aortic graft. Ann Vasc Surg 9: 441-7, 1995 Ernst CB: Current concepts: Abdominal aortic aneurysm. N Engl J Med 328(16). Apr 22: 1167-72, 1993 European Committee for Standardization: Non-active surgical implants – General reguirements. EN ISO 14630, 1997 European Committee for Standardization: Non-active surgical implants – Particular requirements for cardiac and vascular implants – Part 2: Vascular prostheses including cardiac valve conduits. prEN 12006 – 2, 1997 Faggioli GL, Ricotta JJ: Cryopreserved vein homografts for arterial reconstruction. Eur J Vasc Surg 8: 661-9, 1994 Faruqi RM, Stoney RJ: The arterial autograft. In Rutherford (ed.): Vascular Surgery 5th ed. WB Saunders, USA; s. 532-39 Feng L, Andrade JD: Surface anatomic and domain structures of biomedical carbons observed by scanning tunnelin microscopy. J. Biomed. Mater. Res 27, 177-182, 1993 Ferris E, McCowan TC, Carver D, ym: Percutaneous inferiol caval filters: follow-up of seven designs in 320 patients. Radiology 188: 851-6, 1993

60

Flinn WR, Ricco JB, Yao JST, ym.: Composite sequential grafts in severe ischemia: A comparative study. J Vasc Surg 1: 449, 1984 Flinn WR, Rohrer MJ, Yao JST, ym.: Improved long-term patency of infragenicular polytetrafluoroethylene grafts. J Vasc Surg 7: 685,1988 Flueckiger F, Sternhal H, Klein GE, ym: Strenght, elasticity and plasticity of expandable metal stents: in vitro studies with three types of stress. JVIR 5: 745-50, 1994 Galletti PM, Aebischer P, Sashen HF, ym.: Experience with fully bioresorbable aortic grafts in the dog. Surgery 103: 231, 1988 Gloviczki P: Management of venous disease. Venous disease: An overview. In Rutherford (ed): Vascular Surgery 5th ed. WB Saunders, USA; s 1907-19, 2000 Gloviczki P: Management of lymphatic disorders. Lymphedema: An overview. In Rutherford (ed): Vascular Surgery 5th ed. WB Saunders, USA; s 2105-9, 2000 Graham LM, Whittlesey D, Bevacqua B: Cardiovascular implatation. Biomaterial Sciense. Academic Press. San Diego, 1996 Greisler HP: Arterial regeneration over absorbable prostheses. Arch Surg 177: 1425, 1982 Greisler HP: Biohybrids – Biological coatings in synthetic grafts. In Greiler HP: New biologic and synthestic vascular prostheses. Austin, TX, RG Landes, pp 33-46, 1991 Greisler HP: Bioresorbable vascular grafts. In Greilers HP: New biologic and sythetic vascular prostheses. Austin TX, RG Landes, pp 70-86, 1991 Greisler HP, Endean ED, Klosak JJ, ym.: Polygalactin 910/polydioxanone biocomponent totally resorbable vascular prostheses. J Vasc Surg 7: 679, 1988 Gruentzig A: Transluminal dilatation of coronary artery stenosis. Lancet 1: 263, 1978 Gupta SK, Veith FJ, Kram HB, ym.: Prospective, randomized comparison of ringed and nonringed polytetrafluoroethylene femoropopliteal bypass grafts: A preliminary report. J Vasc Surg 13: 162, 1991 Günther RW, Neuerburg J: Vena Cava Filters. RSNA Categorical Course in Vascular Imaging; s. 303-309, 1998 Hallin RW, Sweetman WR: The Spark’s mandril graft. Am J Surg 132: 221, 1976 Hehrlein C, Zimmermann M, Metz J, ym: Influence of surface texture and charge on the biocompability of andovascular stents. Coronary Artery Dis 6(7): 581-86, 1995 Henry M, Amor M, Cragg A, ym: Occlusive and aneurysmal peripheral arterial disease: assesment of a stent-graft system. Radiology 201:717-24, 1996 Henry M, Amor M, Ethevent G, ym: Palmaz stent placement in iliac and femoral arteries: primary and secondary patency in 310 patients with 2-4 years follow-up. Radiology 197: 167-174, 1995 International Organization for Standardization: Cardiovascular implants – Tubular vascular prostheses. ISO / FDIS 7198, 1998 Kaufman JA: Peripheral stents: Iliac and femoral arteries. RSNA Categorical Course in Vascular Imaging s.287-95, 1998 Kempczinski FR: Vascular conduits: An overview. In Rutherford (ed): Vascular surgery 5th ed. WB Saunders, USA; s 527-32, 2000

61

Knosalla C, Goëau-Brissonniére O, Leflon V, ym: Treatment of vascular graft infection by in situ replacement with cryopreserved aortic allografts: an experimental study. J Vasc Surg 27: 689-98, 1998 Kodoma K, Doi O, Higashiyama M, ym: Pneumostatic effect of gelatin-resorcinol formaldehyde-glutaraldehyde glue on thermal injury of the lung: an experimental study on rats. Eur J Cardio-Thoracic Surg 11(2): 333-7, 1997 Kottke-Marchant K, Anderson JM, Umemura Y, ym.: Effect of albumin coating on the in vitro compatibility of dacron arterial protheses. Biomaterials 110: 147, 1989 Kunlin J: Le traitement de l’arterite obliterante par la greffe veineuse. Arch mal Couer 24, 371-374, 1949 Laitinen M, Mäkinen K, Manninen H, ym: Adenovirus-mediated gene transfer to lower limb artery of patients with chronic critical leg ischemia. Hum Gen Therap 9: 1481- 86, 1998 Laitinen M, Zachary I, Breier G, ym.: Vegf gene transfer reduces intimal thickening via increased production of nitric oxide in carotid arteries. Hum Gene Ther 8: 1737-44, 1997 Langneau P, Michael JB, Charrat JM: Use of polytetrafluoroethylene grafts for renal bypass. J Vasc Surg 5: 738, 1987 LaSalle AJ, Brewster DC, Corson JD, ym.: Femoropopliteal composite bypass grafts: Current status. Surgery 92: 36, 1982 Lindenauer SM: The fabric vascular prosthesis. In Rutherford RB (ed): Vascular surgery, 3rd ed. Philadelphia, WB Saunders, pp 450-460, 1989 Lindenauer SM, Weber TR, Miller TA, ym: Velour vascular prosthesis. Trans Am Soc Artif Intern Organs 20: 314, 1974 Linton RR, Wirthlin LS: Femoropopliteal composite dacron and autogenous vein bypass grafts: A preliminary report. Arch Surg 107: 748, 1973 LoGerfo FW, Quist WC, Crawshaw HM, ym.: An improved tecnique for preservation of endothelial morphology in vein grafts. Surgery 90: 1015, 1981 Lossef SV, Lutz RJ, Mundorf J, ym: Comparision of mechanical deformation properties of metallic stents with use of stress-strain analysis. JVIR 5: 341-49, 1993 Lovering AM, MacGowan AP: A comparative study of the rifampicin bindig and evaluation characteristics for collagen- and albumin-sealed vascular grafts. Eur J Vasc Endovasc Surg 17(4): 347-50, 1999 Lovric Z, Lehner V, Kosic-Lovric L, ym: Reconstruction of major arteries of lower extremities after war injuries. Long-term follow up. J Cardiovasc Surg 37(3): 223-7,1996 Luoma J, Ylä-Herttula S: Sydän- ja verisuonisairauksien geenihoito. SLL 14: 1809-14, 1999 Malone JM, Brendel K, Duhamel RC, ym: Detergent-extracted small-diameter vascular prostheses. J Vasc Surg 1: 181, 1984 Marin ML, Hollier LH: Endovascular grafts. Sem Vasc Surg 12(1): 64-73, 1999 Martin EC, Katzen BT, Benenati JF, ym: Multicenter trial of the Wallstent in iliac and femoral arteries. JVIR 6: 843-49, 1995 Martin RS III, Edwards WH, Mulherin JL, ym: Cryopreserved saphenous vein allografts for below-knee lower extremity revascularization. Ann Surg 219: 664-72, 1994 Marin ML, Hollier LH: Endovascular grafts. Sem Vasc Surg 12(1): 64-73, 1999 Matsi P, Manninen H, Söder H: Valtimosairauksien suonensisäiset hoidot. Duodecim 113: 2067-2074, 1997

62

Matsumura JS, Pearce WH: Early clinical results and studies of aortic aneurysm morphology after endovascular repair. Surg Clinics North America 79(3): 529-40, 1999 Mattila S: Arteria aneurysmat. Kirjassa: Thorax- ja verisuonikirurgia. Mattila S (ed). Kandidaattikustannus Oy, Jyväskylä. s. 166-81, 1998 May R: Post-thrombotic syndrome of lower extremity. In Heberer’s and Dongen’s (ed): Vascular Surgery. Springer-Verlag Berlin Heidelberg, Germany. s. 728-39, 1989 McLean GK, Stein EJ, Burke DR, ym.: Steel occlusion coils: pretreatment with thrombin. Radiology 1986: 158: 549-50 Mii S, Mori A, Sakata H, ym: Fifteen-year experience in axillofemoral bypass with externally supported knitted Dacron prosthesis in a Japanise hospital. J Amer Coll Surg 186(5): 581-8, 1998 Miller JH, Foreman RK, Ferguson L, ym.: Interposition vein cuff for anastomosis of prostheses to small artery. Aust NZ J Surg 54: 283, 1984 Mingoli A, Saoienza P, Feldhaus RJ, ym: Long-term results and outcomes of crossover axilloaxillary bypass grafting: A 24-year experience. J Vasc Surg 29(5): 894-901, 1999 Murphy TP: The Role of stents in aortoiliac occlusive disease. In Perter BA, Becker GJ (ed): Vascular intervention. A clinical approach. Thieme, New York. s. 111-36, 1998 Murray RK, Granner DK, Mayes PA, ym: Harper’s biochemistry, Appleton&Lange, New Jersey, 1990 Müller KM, Dasbach G: The pathology of vascular grafts. In Current topics in pathology. Berry CL (ed). Spriger-Verlag. 86: 273-306, 1994 Nazzel MM, Hobollah JJ, Jacobovich C, ym: A comparative evaluation of femorofemoral crossover bypass and iliofemoral bypass for unilateral iliac occlusive disease. Angiology 49(4): 259-65, 1998 Norgren L, Swartbol P: Biological response to endovascular treatment of abdominal aortic aneurysm. J Endovasc Surg 4: 169-73, 1997 Ohki T, Marin ML, Veith FJ, ym: Endovascular aortounifemoral grafts and femorofemoral bypass for bilateral limb-threatening ischemia. J Vasc Surg 24(6): 984-96, 1996 Ottinger LW, Darling RC, Wirthlin LS, ym.: Failure of ultralightweight knitted dacron grafts in arterial reconstruction. Arch Surg 111: 146, 1976 Padberg FT, Smith SM, Eng RHK: Accuracy of disincorporation for identification of vascular graft infection. Arch Surg 130(2): 183-7, 1995 Pacouer G, Alison D, Pottier J-M, ym.: Free-floating thrombus and embolic risk in patients with angiographically confirmed proximal deep venous thrombosis: a prospective study. Arch Intern Med 157: 305-8, 1997 Paling AJ, Viersma JH: Blunt trauma of the common femoral artery. J Ped Surg 34(10): 1557-8, 1999 Palmaz JC: Intravascular stents: Tissue-stent interactions and design consideration. AJR 160: 613-18, 1993 Parodi JC, Palmaz JC, Barone HD: Transfemoral intraluminal graft implantation for abdominal aortic aneurysm. Ann Vasc Surg 5: 491-99, 1991 Passman MA, Taylor LM, Moneta GL, ym: Comparison of axillofemoral and aortofemoral bypass for aortoiliac occlusive disease. J Vasc Surg 23(2): 263-71, 1996 Peluso , Ambrosio L, Cinquegrani M, ym: Rat peritoneal immune response to carbon fibre reinforced epoxy composite implants. Biomaterials 12, 231-235, 1991 Perler BA, Williams GM: Carotid-sublavian bupass – A decade of experience. J Vasc Surg 12: 716, 1990

63

Perler BA, Williams GM: Does donor iliac artery percutaneous transluminal angioplasty or stent placement influence the results of femorofemoral bypass? Analysis of 70 consecutive cases with long-term follow-up. J Vasc Surg 24(3): 363-9, 1996 Pevec WC, Darling RC, L’Italien GJ, ym.: Femoropopliteal reconstruction with knitted, non-velour Dacron versus expanded polytetrafluorethylene. J Vasc Surg 16: 60, 1992 Pharmaca Fennica 2000: Aethoxysklerol. II: 47-51, 2000 Pierce EC: Autologous tissue tubes for aortic grafts in dogs. Surgery 33: 648, 1953 Piza F: Infections in Vascular Surgery. In Heberer’s and Dongen’s (ed): Vascular Surgery. Springer-Verlag Berlin Heidelberg, Germany. s. 166-72, 1989 Pollara P, Alessandri G, Bonardelli S, ym: Complete in vitro prosthesis endotheliazation induced by artificial exkstracellular matrix. J Invest Surg. 12(2): 81-88, 1999 Polterauer P, Prager M, Holzenbein TH, ym.: Dacron versus polytetrafluoroethylene for Y-aortic bifurcation grafts: A six-year prospective randomized trial. Surgery 111: 626, 1992 Pärsson H, Jundzill W, Hallberg E, ym: Acute thrombogenicity and 4 weeks healing properties of a new stretch ePTFE graft. Eur J Vasc Surg 7: 63-70, 1993 Quinones-Baldrich WJ, Ziomek S, Henderson T, ym.: Primary anastomotic bonding in polytetrafluoroethylene grafts. J Vasc Surg 5: 311, 1987 Quisling RG, Mickle JP, Ballinger WB, ym.: Histopathologic analysis of intra-arterial polyvinyl alcohol microemboli in rat cerebral cortex. AJNR 1984; 5: 101-104 Reigel MM, Hollier LH, Pairolero PC, ym.: Early experience with a new collagen-impregnated aortic graft. Am Surg 54: 134, 1988 Reigstad A: Standardisering, kontroll og godkjenning av kirurgiske implantater i Europa. Tidsskr Nor Laegeforen 113: 3475-7, 1993 Riepe G, Whiteley MS, Wente A, ym: The effect of autoclave resterilisation on polyester vascular grafts. Eur J Vasc Endovasc Surg 18(5): 389-90, 1999 Robinson JG, Brewster DC, Abbott WM, ym: Femoropopliteal and tibioperoneal artery reconstruction using human umbilical vein. Arch Surg 118: 1039, 1983 Rosenthal D, Evans D, McKinsey, ym.: Prosthetic above-knee femoropopliteal bypass for intermittent claudication. J Cardiovasc Surg 31: 462, 1990 Rumisek JD, Wade CE, Brooks DE, ym.: Heat-denatured albumin coated Dacron vascular grafts: Physical characteristics and in vivo performance. J Vasc Surg 4: 136, 1986 Sauvage LR: Biologic behavior of grafts in arterial system. In Haimovici H (ed): Vascular Surgery: Principles and techniques, 3rd ed. Norwalk CT, Appleton & Lange, pp 136-60, 1989 Sawyer PN, Fitzgerald J Kaplitt MJ, ym.: Ten year experience with the negatively charged glutaraldehyde-tanned vascular graft in peripheral vascular surgery. Initial multicenter trial. Am J Surg. 154: 533, 1987 Schroder A, Imig H, Peiper U, ym.: Results of a bovine collagen vascular graft (Solograft-P) in infra-inguinal positions. Eur J Vasc Surg 2: 15, 1988 Schurmann K, Vorwek D, Uppenkamp R, ym: Iliac arteries: Plain and heparin-coated Dacron-covered stent-grafts compared with non-covered metal stents – an experimental study. Radiology 203; 55-63, 1997

64

Shah DM, Chang BB, Leopold PW, ym.: The anatomy of the greater saphenous venous system. J Vasc Surg 3: 273, 1986 Sharma P: LTI carbons; blood compability. J Colloid Interface Sci 97, 585-586, 1984 Showalter D, Durham S, Sheppeck R, ym: Cryopreserved venous homografts as vascular conduits in canine carotid arteries. Surgery 106: 652-9, 1989 Shue WB, Worosilo SC, Donetz AP, ym.: Prevention of vascular prosthetic infection with an antibiotic-bonded dacron graft. J Vasc Surg 8: 600, 1988 Silver F, Doillon C: Biocompability, vol 1, VCH Publisher Inc., New York, 1989 Sigwart U, Puel J, Mirkovitch V, ym: Intravascular stents to prevent occlusion and restenosis after transluminal angioplasty. N Engl J Med 316: 701-6, 1987 Smith BA: Vena cava filters: Emergency Medicine Clinics of North America. 12(3), 645-56, 1994 Soyer Y, Lempinen M, Cooper P, ym.: A new venous prostheses. Surgery 72: 864, 1972 Sparks CH: Silicone mandril method for growing reinforced autogenous femoropopliteal artery grafts in situ. Ann Surg 177: 293, 1973 Spickler E, Dion JE, Lufkin R, ym.: The MR appearence of endovascular embolic agents in vitro with clinical correlation. Comput Med Imag Graphics 1990; 75: 415-23 Sullivan TM: Endovascular stenting. Am J Surg; Vol 173(1), 27-29, 1997 Tanigawa N, Sawada S, Kobayashi M: Reaction of aortic wall to six metallic stent materials. Acad Radiol 2: 379-84, 1995 Taylor RS, Loh A, McFarland RJ, ym: Improved tecnique for polytetrafluoroethylene bypass grafting: Long-term results using anastomotic vein patches. Br J Surg 79: 348, 1992 Tordoir JHM, Hofstra L, Leunissen KML, Kitslaar PJEHM: Early experience with stretch polytetrafluoroethylene grafts for haemodialysis access surgery: results of prospective randomised study. Eur J Vasc Endovasc Surg 9, 305-309, 1995 Towne JB: The autogenous vein. In Rutherford (ed): Vascular surgery 5th ed. WB Saunders. USA. s. 539-49, 2000 Tyrell MR, Chester JF, Vipond MN, ym.: Experimental evidence to support the use of interposition vein collars/patches in distal PTFE anastomoses. Eur J Vasc Surg 4: 95, 1990 Van der Lei B, Nieuwenhuis P, Molenaar I, ym.: Long-term biologic fate of neoarteries regenerated in microporous, compliant, biodegradable, small-caliber vascular grafts in rats. Surgery 101: 459, 1987 Veith FJ, Gupta SK, Ascer E, ym.: Six-year prospective multicenter randomized comparison of autogenous saphenous vein and expanded polytetrafluoroethylene grafts in infrainguinal arterial reconstruction. J Vasc Surg 3: 104, 1986 Veith FJ, Moss CM, Sprayrengen S, ym.: Preoperative saphenous venography in arterial reconstructive surgery of the lower extremity. Surgery 85: 253, 1979 Wain RA, Marin ML, Veith FJ, ym: Analysis of endovascular graft treatment for aortoiliac occlusive disease: What is its role based on five year results. Annals of Surg 230(2): 145-51, 1999 Walsh DB, Birkmeyer JD, Barret JA, ym.: Use of inferior vena cava filters in the Medicare population. Annals of Vascular Surgery. 9(5): 483-7, 1995 Weatherford DA, Ombrellaro MP, Schaeffer DO, ym: Healing characteristics of intraarterial stent grafts in an injured artery model. Ann Vasc Surg 11: 54-61, 1997

65

Webb MS, Dorfman GS: Vena Cava Filters. In PerterBA, Becker GJ (ed): Vascular Intervention. A Clinical Approach. Thieme , New York. s.677-89, 1998 Weiss VJ, Chaikof EL: Endovascular treatment of vascular injuries. Surgical Clinics of North America 79(3): 653-65, 1999 Weslowski SA, Fries CC, Karlson KE, ym.: Porosity: Primary determinant of ultimate of synthetic vascular grafts. Surgery 50: 91, 1961 White GH, May J: Endovascular grafts. In Rutherford RB (ed): Vascular surgery, 5th ed. WB Saunders Company. USA. Pp 586-618, 2000 Whitehill TA: Caval interruption methods: comparison of options. Seminars in Vascular Surgery. 9(1): 59-69, 1996 Whitemore AD, Kent KC, Donaldson MC, ym.: What is the proper role of polytetraflouroethylene grafts in infrainguinal reconstruction? J Vasc Surg 10: 299, 1989 Williams DF (toim.): Biocompability of clinical implant materials, Vol 2, CRC Press, Boca Raton, 1981 Woodburn KR, May J, White GH: Endoluminal abdominal aortic aneurysm surgery. Br J Surg 85(4): 435-443, 1998 Zaikov GE: Qantitative aspects of polymer degradiation in the living body. JMS-Rev. Macromol. Chem. Phys. C25(4): 551-597 Ziomek S, Quinones-Baldrich WJ, Busuttil RW, ym.: The superiority of sythetic arterial grafts over autogenous veins in carotid-subclavian bypass. J Vasc Surg 3: 140, 1986 Yeager A, Callow AD: New graft materials and current approaches to an acceptable small-diameter vascular grafts. Trans Am Soc Artif Organs 34: 88, 1988 Ylä-Herttula S: Geeniteknologia tulevaisuuden lääketieteessä. SLL 52(17): 2109-16, 1997