CN101711138B - 新的人造血管 - Google Patents
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Abstract
本发明公开一种包括叉形管道的人造血管，其具有：具有流入端(6)的流入管道；具有远侧主流出端(8)的远侧主流出支路；和具有近侧副流出端(7)的近侧副流出支路。所述两个流出端沿不同方向引导，而且所述两个流出支路在分岔部(9)的邻近处具有不同截面积。进一步地，所述近侧副流出支路比所述远侧主流出支路更加弯曲，所述近侧副流出支路在所述分岔部的邻近处具有比所述远侧主流出支路更小的截面积。因此，在流动分岔部的能量损耗适于旁路状况以均衡剪切应力水平，从而避免具有低剪切应力的区域并降低紊流的可能性，由此减少移植血管狭窄的风险。
Description
技术领域
本发明涉及人造血管，且更具体地涉及用于治疗血管阻塞疾病的具有限定几何形状的叉形人造血管。
背景技术
人类的死亡率主要与动脉硬化相关。动脉硬化狭窄通过经皮经腔脉管成形术(球囊扩张)或旁路手术进行治疗。现今，仅在美国每年就实施150万例采用这种技术的血管再造。大约40％的患者由于再狭窄或移植血管狭窄而在一年内再次经历血管变窄，这种再狭窄或移植血管狭窄进而可导致器官缺血复发，使得心肌梗塞形成、腿部截肢和中风的发生率显著增大。仅在美国，每年用于腿部植入移植血管狭窄的费用估计达到100,000,000美元。
移植血管狭窄是由于内膜增生(IH)所致。IH的特征在于，平滑肌细胞的迁移和增殖以及随后的基质沉积。IH可被认为是伤疤组织的过度反应。近来的证据已经显示，IH发展主要归因于血液动力学物理力。由血液施加的推挤力(剪切应力)降低，使自体固有血管移植血管(Morinaga1987)中、修复移植血管(Geary 1994)中、和球囊受损动脉(Bassiony1998)中的IH发展加速。血流增大(剪切应力增大)导致在移植血管中所形成的IH消退(Mattsson 1997)。剪切应力水平的高可变性也可能使IH的风险增大(Nanjo 2006)。另一重要的血液动力学因素是紊流。紊流增加使IH的量升高(Fillinger 1989)。因此，对移植血管狭窄的临床处理的改进依赖于医学和物理学的知识(Sarkar 2006)。
现今，治疗狭窄的旁路以端到侧方式植入到动脉(图2)。这在连接部位的“趾部”和“根部”、特别是在远侧吻合部产生较低的剪切应力(Ojha1993；Ojha 1994)(图3)。IH的发展由于吻合部接缝与具有低剪切应力的区域共同定位的事实而进一步加剧。血管壁中由于接缝引起的损伤和剪切应力水平共同导致细胞以不同机制的生长，并随后产生IH。低剪切应力还将出现在受体动脉中的支流处。而且，标准的端到侧连接导致半径局部增大(图4)。当半径增大时，剪切应力水平降低。因而手术过程导致低剪切应力和引发局部IH。
标准的旁路移植血管还在连接部位的趾部和跟部形成紊流。紊流是已知的IH引发因素(Fillinger 1989)。
在旁路手术中的端到侧连接面临其它严重问题。其中通过下游主流出部和副流出部形成分岔部。由于动脉具有其给定直径，因而这两个流出部具有相同的截面积，尽管血流的要求是不同的。这些“支路”之间存在180度的分离角度。这两个局限是本发明所关注问题的限制条件的一部分。
因此，改进的移植血管应能够提供具有尽可能低可变性的高剪切应力以及尽可能小的紊流。这将降低引发IH的可能性并改善移植血管的开放性。改进的旁路的进一步的目标应为：使所需的移植血管端部间驱动压力差最小化。这样使得当旁路远侧存在狭窄时，血液具有更强的流动经过导管的能力。使血流分离应使其在解剖学上分离于由于手术接缝所致的损伤。由此，在对于受体动脉旁路的关键的连接部位，IH引发因素、血液动力学因素和损伤将不会同时存在。
WO 2006/100659描述了叉形管道形式的人造血管。不过，这一公开文献并未提供对如下人造血管所需几何特征的描述：具有足够低可变性的足够高的剪切应力以及足够小的紊流以降低引发IH的可能性并改善移植血管开放性的人造血管。
发明内容
因此，本发明的目的在于，提供一种减轻上述现有技术问题的人造血管。这一目的通过根据所附权利要求书的人造血管而实现。
根据本发明的第一方案，提供一种包括叉形管道的人造血管，包括：具有流入端的流入管道；具有远侧主流出端的远侧主流出支路；和具有近侧副流出端的近侧副流出支路；所述两个流出端沿不同方向引导；而且所述两个流出支路在分岔部的邻近处具有不同截面积；其中，所述近侧副流出支路比所述远侧主流出支路更加弯曲，所述近侧副流出支路在所述分岔部的邻近处具有比所述远侧主流出支路更小的截面积。
在本申请的上下文中，远侧用于表示远离心脏的方向，近侧表示朝向心脏的方向。
通过新的人造血管，可容易地实现半径之间和角度之间的最优关系，如在下文中更详细所述。新的人造血管显著降低分岔部的能耗，这均衡了剪切应力水平，由此避免具有低剪切应力的区域并减少紊流的可能性。由于低剪切应力和紊流是公知的导致移植血管狭窄的血液动力学因素，因此，通过新的人造血管使这种综合影响的风险显著减小。
在所述分岔部的邻近处，所述近侧副流出支路的半径r与所述流入管道的半径ρ之比优选地在0.4至0.69的范围内，且最优选地在0.45至0.65的范围内。在所述分岔部的邻近处，所述远侧主流出支路的半径R与所述流入管道的半径ρ之比优选地在0.7至1.0的范围内，且最优选地在0.75至0.95的范围内。
从所述流入管道进入所述远侧主流出支路的流出角度α优选地在0至40度的范围内，且更优选地在5至30度的范围内，且最优选地在8至25度的范围内。进一步地，从所述流入管道进入所述近侧副流出支路的流出角度β优选地在30至90度的范围内，且更优选地在40至70度的范围内，且最优选地在45至65度的范围内。
进一步地，优选地，所述副流出部的中部曲形的曲率半径rc在所有部位都大于所述流入部的半径ρ的两倍，且优选地，所述副流出部的中部曲形的曲率半径rc在其具有最小值处小于所述流入部的半径ρ的六倍。
优选地，两个流出端均适于连接到半径在0.5至10mm范围内的动脉。进一步地，所述流出端中的一个或两个可呈锥形以适合于受体动脉。
优选地，所述近侧副流出支路具有从所述分岔部至所述流出端的渐增截面积。由此，提供从分岔部的较小截面积到流出端的较大截面积的平滑过渡。
优选地，从所述流入管道进入所述近侧副流出端的流出角度β大于从所述流入管道进入所述远侧主流出端的流出角度α。
根据本发明的另一方案，提供一种使用前述类型人造血管进行外科手术过程的方法，所述方法包括以任何顺序进行的以下步骤：
a)切割受体动脉并分离出通过切割而露出的端部；
b)将所述人造血管的远侧主流出端缝合到所露出动脉的下游端；
c)将所述人造血管的近侧副流出端缝合到所露出动脉的上游端；和
d)将所述人造血管的流入端附接到血管，以将血液通过所述人造血管供应到所述受体动脉。
附图说明
通过以下参照附图对本发明一些实施例进行的仅用于例示的描述，本发明将被更清楚地理解，其中：
图1是动脉粥样硬化的动脉的例示图。
图2是显示出根据现有技术的标准旁路移植血管的例示图，上游和下游附接均为“端到侧”。
图3是在根据现有技术的脉管吻合术中限定“跟部”1和“趾部”2的例示图。
图4是根据现有技术的标准的“端到侧”连接部的例示图，该例示图显示出受体动脉3和移植血管4，注意到在附接部位5由于加入材料(移植血管)而具有扩大的直径。
图5是以灰色显示的本发明的人造血管的示意性例示图。
图6是与通过本发明的人造血管的血流相比的通过标准移植血管的血流的电脑模拟结果。图区A：标准旁路移植血管中的血流，图区B：本发明的人造血管中的血流。
图7是与通过标准的移植血管和新的人造血管的剪切应力水平的电脑模拟结果，颜色越深，则剪切应力越低，相同压力差用于两种移植血管上。图区A：标准旁路移植血管中的剪切应力，图区B：本发明的人造血管中的剪切应力。
图8是在本发明的人造血管中的分岔部位的各半径之间关系和各角度之间关系的例示图。
图9是副流出部中部曲形的曲率半径rc与流入部的半径ρ之间的关系的例示图。
具体实施方式
本发明提供一种包括叉形管道的人造血管，其包括：具有流入端的流入管道；具有远侧主流出端的远侧主流出支路；和具有近侧副流出端的近侧副流出支路；其中，所述两个流出端沿不同方向引导；而且所述两个流出支路在最初具有不同截面积；其中，所述近侧副流出支路比所述远侧主流出支路更加弯曲。
图5例示出本发明的人造血管的示例。流入端通过普通的“端到侧”连接部6附接到受体动脉，而远侧主流出端8和近侧副流出端7以“端到端”方式连接到受体动脉。在移植血管中包含支流分岔部9。两个流出支路最初具有不同截面积，即，在人造血管分为两条支路的部位之后紧邻处，即，在其与分岔部位的直接连接处，两个流出支路具有不同截面积。
近侧副流出部的半径(图8中的r)与流入部的半径(图8中的ρ)之比、以及远侧主流出部的半径(图8中的R)与流入部的半径之比，是本发明的人造血管的有利特征。图8例示出在根据本发明实施例的人造血管中的分岔部位处各半径之间和各角度之间的关系。管状血管的流入部为两条支路，具有半径R的远侧主流出部和具有半径r的近侧副流出部。在人造血管分为两条支路的部位之后紧邻处，即，在其与分岔部位的直接连接处，测量远侧主流出部的半径R和近侧副流出部的半径r。
在人造血管不同部位处的不同半径和截面积基于人造血管内侧被测量。
流入部具有半径ρ。在分岔部位测量角度，远侧主流出部的角度给定为α，副流出部的角度给定为β。分岔部位12被限定为：上游管状血管的中部曲形分为两个流出部的部位。注意到的是，这些流出部之间的角度为α+β。
图8中半径的关系优选地通过以下比值给定：
●0.7＜R/ρ＜1
●0.4＜r/ρ＜0.69
可替代地，
●R/ρ＝0.85±0.15
●r/ρ＝0.55±0.15
角度以度为单位被给定为：α＝20°±20°，β＝60°±30°。
近侧副流出部的半径r与流入部的半径ρ之比、和远侧主流出部的半径R与流入部的半径ρ之比，是本发明的人造血管的有利特征。
因此，在本发明的一个实施例中，人造血管的特征在于，近侧副流出部的半径r与流入部的半径ρ之比在0.4至0.69的范围内。
在本发明的另一实施例中，人造血管的进一步特征在于，远侧主流出部的半径R与流入部的半径ρ之比在0.7至1.0的范围内。
“半径”的概念在广义意义上使用，因而非圆形截面的半径被限定为具有相同截面积的圆盘的半径。
在本发明的一个优选实施例中，人造血管的特征在于，近侧副流出部的半径r与流入部的半径ρ之比在0.45至0.65的范围内，更特别地在0.5至0.62的范围内，和/或，远侧主流出部的半径R与流入部的半径ρ之比在0.75至0.95的范围内，更特别地在0.8至0.95的范围内。
因此，在根据本发明的人造血管中，远侧主流出部的截面积在最初(即，在分岔部的邻近处)大于近侧副流出部的截面积，从而为远侧主流出部中的下游主流提供优先权。
根据本发明的这一实施例，优选地，人造血管具有的远侧主流出部的截面积与近侧副流出部的截面积之比大于1，且优选地大于2。
远侧主流出角度(图8中的α)和近侧副流出角度(图8中的β)，是本发明的人造血管的进一步的有利特征。
远侧主流出角度α被测得为在分岔部位处流入管道13a的中部曲形与远侧主流出管路13b的中部曲形之间的角度。近侧副流出角度β被测得为在分岔部位处流入管道13a的中部曲形与近侧副流出管路13c的中部曲形之间的角度。分岔部位被限定为上游管状血管的中部曲形分为两条支路的部位。
在本发明的另一实施例中，人造血管的特征在于，远侧主流出角度α在0至40度的范围内，例如在5至30度的范围内，或更特别地在8至25度的范围内；近侧副流出角度β在30至90度的范围内，例如在40至70度的范围内，或更特别地在45至65度的范围内。
在一个优选实施例中，远侧主流出角度α为10度。在另一优选实施例中，近侧副流出角度β为50度。
在本发明的另一实施例中，人造血管的特征在于，远侧主流出部和/或近侧副流出部具有限定的曲率。
图9例示出副流出部的中部曲形的曲率半径rc与流入部的半径ρ之间的关系。通过遵循副流出部的中部曲形而沿该曲形匹配一相切圆，可估计副流出部的中部的曲率半径。在特定部位的曲率半径被限定为在此部位的相切圆的半径。具有最小半径的相切圆可出现于中部曲形具有最大曲率的部位。近侧副流出部的中部曲形的曲率半径rc是本发明的人造血管的进一步的有利特征。近侧副流出部的中部曲形的曲率半径rc总是大于流入部的半径ρ的两倍。因此，存在近侧副流出部的最大允许曲率。在副流出部的中部曲形的曲率半径rc具有其最小值的部位，其小于流入部的半径ρ的六倍。因此，存在近侧副流出部的最小允许曲率。
在本发明的又一实施例中，人造血管的特征在于，近侧副流出部的中部曲形的曲率半径rc在所有部位均大于流入部的半径ρ的两倍，副流出部的中部曲形的曲率半径rc在其具有最小值的部位小于流入部的半径ρ的六倍。
在本发明的一个优选实施例中，人造血管的特征在于，近侧副流出部的中部曲形的曲率半径rc与流入部的半径ρ之比在所有部位均大于2，例如，大于3。
在本发明的优选实施例中，根据本发明的人造血管的如前文中限定的两个或更多个特征被组合。
因此，在一个优选实施例中，本发明提供一种包括叉形管道的人造血管，其具有流入部，远侧主流出部，和近侧副流出部，其特征在于：
a)近侧副流出部的半径r与流入部的半径ρ之比在0.4至0.69的范围内，例如在0.45至0.65的范围内，或更特别地在0.5至0.62的范围内，远侧主流出部的半径R与/或流入部的半径ρ之比在0.7至1.0的范围内，例如在0.75至0.95的范围内，或更特别地在0.8至0.95的范围内；
b)远侧主流出角度α在0至40度的范围内，例如在5至30度的范围内，或更特别地在8至25度的范围内；
c)近侧副流出角度β在30至90度的范围内，例如在40至70度的范围内，或更特别地在45至65度的范围内；和/或
d)近侧副流出部的中部曲形的曲率半径rc在所有部位都大于流入部的半径ρ的两倍，副流出部的中部曲形的曲率半径rc在其具有最小值处小于流入部的半径ρ的六倍。
本发明的人造血管的两个流出端均可适于连接到半径在0.5至10mm范围内的动脉。因此，本发明的人造血管的流入部的半径ρ可在0.5至10mm的范围内。
人造血管的壁可优选地具有0.01至3mm的厚度。人造血管的壁的厚度可根据人造血管的不同部分而改变，以允许分岔部处的最大稳定性，并允许在流入端和流出端更容易地缝合。
流入端和流出端可被增强以允许充分有效地保持缝合。
本发明的人造血管的两个流出端均可适于与受体动脉进行端到端的吻合。
在本发明的一个实施例中，人造血管流出端中的一个或两个为锥形以适合受体动脉。所述端可为向内的或向外的锥形。术语“锥形”用于限定流出端的半径逐渐增大或减小。
根据本发明的人造血管提供具有低可变性的高剪切应力以及低紊流。这将降低引发IH的可能性并且改善移植血管的开放性。根据本发明的人造血管进一步使所需的移植血管端部间的驱动压力差最小化。这样导致当旁路远侧存在狭窄时，血液具有更强的流动经过导管的能力。血流的分离使其在解剖学上分离于由于手术施加于受体动脉上的接缝所导致的损伤。由此，在对于受体动脉旁路的关键的连接部位，IH引发因素、血液动力学因素和损伤将不会同时存在。
本发明进一步提供一种使用根据本发明的人造血管进行外科手术过程的方法，所述方法包括以任何顺序进行的以下步骤：
a)切割受体动脉并分离出通过切割而露出的端部；
b)将所述人造血管的远侧主流出端缝合到所露出动脉的下游端；
c)将所述人造血管的近侧副流出端缝合到所露出动脉的上游端；和
d)将所述人造血管的流入端附接到血管，以将血液通过所述人造血管供应到所述受体动脉。
优选实施例的设计
在优选设计中，我们在分岔部位处局部采用莫氏定律(Murray′s law)(Murray 1926a，Murray 1926b，Zamir 1978，和Woldenberg等人1986)，其中限定在血流分岔部产生能耗最小的半径之间和角度之间(见图8)的最优关系，并均衡剪切应力水平以避免具有低剪切应力的区域(图7)，且降低紊流的可能性。不过，旁路状况不同于通过莫氏定律限定的理想流动状况。旁路具有沿相反方向的流出部。受体动脉具有相同截面积，即使应将血流的优先权给予远侧主流出部。这种优选设计是在最优分流与以锥形副流出部的可控曲率(图9)对流出部进行有效再引导之间的平衡，从而使我们的总体目标保持集中于降低剪切应力的可变性、减少紊流、和降低在移植血管上对较高压力差的需要。
而且，通过在外科手术中使用本发明的人造血管，由于移植血管缝合引起的损伤在解剖学上分离于血流分岔部(见图3和5。这样导致两种不同细胞增殖引发物的分离：由于继发炎症引起的损伤，和血液动力学扰动。
而且，本发明具有低能耗，由此在旁路邻近处保持血压。本发明在移植血管的整体上优化血流条件，而不仅在受体动脉的吻合处，见图6。本发明提供一种设计，其中，在分岔部位处，两个流出部具有不同截面积，且流出支路具有有界限的曲率。我们已通过应用莫氏定律实现上述特征。这些原理形成了本发明人造血管的新认可和特有设计的基础。
电脑模拟
本发明的人造血管具有使其与现有的人造血管相比有所改进的多种性能。为了例示这些改进，我们使用三维有限元方案进行电脑模拟，以作为对照研究。图6显示出与流动通过本发明人造血管相比的流动通过标准移植血管的血流的电脑模拟结果。图区A：标准旁路移植血管中的血流。注意：在动脉中的移植血管出口的相反侧的分流部10。图区B：本发明的人造血管中的血流。注意：不存在具有低流速区域的分流部。注意：平滑弯曲的流动线路。
图7显示出通过标准的移植血管和新的人造血管的剪切应力水平的电脑模拟结果。颜色越深，则剪切应力越低。在两种移植血管上使用相同压力差。图区A：标准旁路移植血管中的剪切应力。注意：与本发明的人造血管相比的较低水平的剪切应力。注意：高可变性的剪切应力。注意：在移植血管插入部位11处的动脉直径扩张。图区B：本发明的人造血管中的剪切应力。注意：较高水平的剪切应力。注意：低可变性的剪切应力。注意：在连接部位不存在局部直径变化。
这些模拟清楚表明，本发明的人造血管提供：
流出部中较高的剪切应力(图7)；
较低可变性的剪切应力(图7)；
在分流部位不存在极低剪切应力(图7)；
在连接部位不存在受体动脉半径改变(图7)；
紊流的可能性更小(图6)；
在分岔部存在流出管路之间的截面积差异，从而将为下游主管路提供优先权。近侧副流出端呈锥形以适合受体动脉的通常直径；
在相同程度的压力差下存在的较高水平的剪切应力等效于能效更高的移植血管；
使用与分岔部位的流动和直径相关的最优角度的设计。
材料
本发明的人造血管不限于任何材料，但优选地由生物相容材料制成。所述材料应进一步使人造血管在植入之后在生理条件下能够采取和保持其预计的几何形状。所述材料可为氟塑料材料，例如，膨体聚四氟乙烯(ePTFE)，四氟乙烯-全氟烷基乙烯醚共聚物，四氟乙烯-六氟聚丙烯共聚物，或四氟乙烯-乙烯共聚物。所述材料还可为聚酯，例如，达可纶(Dacron)。所述材料还可为橡胶类材料，例如，乙烯-丙烯共聚物，聚氨酯，腈橡胶，氯化聚异戊二烯，丙烯酸橡胶，丁基橡胶，和卤化丁基橡胶，和橡胶类弹性体，例如，乙烯-醋酸乙烯类弹性体，丁二烯类弹性体，氨基类弹性体，酯类弹性体，聚氨酯类弹性体，α-烯烃类弹性体，和苯乙烯类弹性体。
所述材料优选地应自身具有抗血栓形成性。如果所述材料不具有或几乎不具有抗血栓形成性，则可在人造血管的内表面上设置由抗血栓形成材料构成的涂层，或者，人造血管自身可承载抗血栓形成材料。抗血栓形成材料不限于任何具体材料，而是可为基于肝磷脂、胶原质、胶质、尿激酶、纤维蛋白、阿司匹林、或环前列腺素的材料。
本发明的人造血管的材料也可通过由单丝线纤维或复合纤维构成的织构材料制成。复合纤维是通过以下方式制成的纤维：使两种或更多种不同性质的聚合物以独立控制的量排放，在一个或同一个吐丝器中相互结合，并同时旋转。复合纤维可由聚对苯二甲酸乙二酯和聚酯弹性体构成，其中聚对苯二甲酸乙二酯中包含在活体中呈现出优异稳定性的聚酯纤维。所述聚酯例如包括：聚对苯二甲酸丁二酯，聚酯-聚醚嵌段共聚物，和聚酯-聚酯共聚物。聚酯-聚酯共聚物弹性体包括脂肪族聚酯，例如，聚对苯二甲酸乙二酯，聚对苯二甲酸乙二酯-聚间苯二甲酸乙二酯，或聚对苯二甲酸-1，4-环己二甲酯。
本发明的人造血管可通过将前述纤维进行例如纺织(weaving)、编结(knitting)、扩展(expansion)和编织(braiding)处理中的至少一种来构造。
本发明的人造血管可通过将纺织、编结或编织纤维材料与模制或铸造塑料、橡胶或聚合物材料相结合来构造。
本发明的人造血管可被增强以利于使其保持几何形状。增强物可集成于或粘接到人造血管的壁，例如包括螺旋卷绕。
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Claims (14)
1.一种用于治疗阻塞性血管疾病的包括叉形管道的旁路人造血管，具有：
具有流入端的流入管道；
具有远侧主流出端的远侧主流出支路；和
具有近侧副流出端的近侧副流出支路；
所述两个流出端沿不同方向引导；而且所述两个流出支路在分岔部的邻近处具有不同截面积；
其中，所述近侧副流出支路比所述远侧主流出支路更加弯曲，且从所述流入管道在分岔部处进入所述近侧副流出支路的流出角度(β)在流入管道中部轴线和近侧副流出支路中部轴线之间测得为在30至90度的范围内，所述近侧副流出支路在所述分岔部的邻近处比所述远侧主流出支路具有更小的截面积，并具有从所述分岔部至所述流出端的渐增的截面积。
2.根据权利要求1所述的人造血管，其中，在所述分岔部的邻近处，所述近侧副流出支路的半径(r)与所述流入管道的半径(ρ)之比在0.4至0.69的范围内。
3.根据权利要求2所述的人造血管，其中，在所述分岔部的邻近处，所述近侧副流出支路的半径(r)与所述流入管道的半径(ρ)之比在0.45至0.65的范围内。
4.根据权利要求1所述的人造血管，其中，在所述分岔部的邻近处，所述远侧主流出支路的半径(R)与所述流入管道的半径(ρ)之比在0.7至1.0的范围内。
5.根据权利要求4所述的人造血管，其中，在所述分岔部的邻近处，所述远侧主流出支路的半径(R)与所述流入管道的半径(ρ)之比在0.75至0.95的范围内。
6.根据权利要求1所述的人造血管，其中，从所述流入管道进入所述远侧主流出支路的流出角度(α)在0至40度的范围内。
7.根据权利要求6所述的人造血管，其中，从所述流入管道进入所述远侧主流出支路的流出角度(α)在5至30度的范围内。
8.根据权利要求7所述的人造血管，其中，从所述流入管道进入所述远侧主流出支路的流出角度(α)在8至25度的范围内。
9.根据权利要求1所述的人造血管，其中，从所述流入管道进入所述近侧副流出支路的流出角度(β)在40至70度的范围内。
10.根据权利要求9所述的人造血管，其中，从所述流入管道进入所述近侧副流出支路的流出角度(β)在45至65度的范围内。
11.根据权利要求1所述的人造血管，其中，所述近侧副流出支路的中部曲形的曲率半径(rc)在所有部位都大于所述流入管道的半径(ρ)的两倍，所述近侧副流出支路的中部曲形的曲率半径(rc)在其具有最小值处小于所述流入管道的半径(ρ)的六倍。
12.根据权利要求1-11中任一项所述的人造血管，其中，两个流出端均适于连接到半径在0.5至10mm范围内的动脉。
13.根据权利要求1-11中任一项所述的人造血管，其中，所述流出端中的一个或两个为锥形以适合受体动脉。
14.根据权利要求1-11中任一项所述的人造血管，其中，从所述流入管道进入所述近侧副流出端的流出角度(β)大于从所述流入管道进入所述远侧主流出端的流出角度(α)。
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