CN101803964B

CN101803964B - 一种可改善径向顺应性的纺织人造血管

Info

Publication number: CN101803964B
Application number: CN2009101976496A
Authority: CN
Inventors: 丁辛; 陈莹; 李毓陵; 王璐; 高洁; 赵学谦
Original assignee: Donghua University
Current assignee: Donghua University
Priority date: 2009-10-23
Filing date: 2009-10-23
Publication date: 2011-12-14
Anticipated expiration: 2029-10-23
Also published as: CN101803964A

Abstract

本发明涉及一种管壁为双层机织结构的纺织人造血管，由外层织物管(1)和内层织物管(2)组成，内层织物管(2)外壁母线方向为连接点，外层织物管(1)同轴嵌套于内层织物管(2)上且通过内层织物管(2)外壁母线方向的连接点与内层织物管(2)由织物组织的接结纱连接(3a)或缝制连接(3b)。本发明可实现与人体宿主血管径向顺应性的匹配，利于人体功能的恢复且方便血管移植手术的开展。

Description

一种可改善径向顺应性的纺织人造血管

技术领域

本发明属纺织人造血管领域，特别是涉及一种可改善径向顺应性的纺织人造血管。

背景技术

20世纪50年代，自从观察到细胞在浸入血液的真丝缝线上生长的实验现象后，人们开始了纺织人造血管的制造历史。从那以后，选择合适的纤维材料和理想的织物组织结构一直是纺织人造血管研究的重点。经过50多年的发展，纺织人造血管已大量应用于临床，替换人体内已坏损的血管，取得良好的临床医疗效果。纺织人造血管的管壁结构已从单一的机织结构发展到针织、编织、非织及复合等多种形态，以适应人体不同的移植部位。

然而，由于纺织人造血管与人体宿主血管之间力学性能上的差异，特别是在不同的血压条件下二者间的径向顺应性不匹配，造成二者连接处产生湍流通量的危险，并增加了其它并发症(如：动脉硬化症、内腔血栓等)产生的概率。因此，与宿主血管径向顺应性的匹配是人造血管(尤其是直径小于6mm的人造血管)生物动力学中的一个重要性能。

人体血管的管壁具有弹性，这在心血管功能中起重要作用。心脏收缩时，血管充盈，管壁膨胀，这种膨胀特性将对血液的稳定流动起重要的作用。人造血管必须有与宿主血管相适应的、因血压变化而产生的膨胀和收缩性能，即径向顺应性。在临床上，血管径向顺应性定义为随压力变化的血管面积、直径或体积的变化。径向顺应性取决于血管几何形态和血管壁的机械性能。不同的血管、同一血管在不同压力下和平滑肌不同状态下的径向顺应性都是不同的。

人体血管管壁由多层结构组成，对血管径向顺应性起重要作用的是管壁的中层，主要由纤维状的弹性蛋白和胶原蛋白组成。其中，胶原蛋白纤维具有较大的拉伸模量，且沿周向呈随机屈曲状；而弹性蛋白纤维具有较小的拉伸模量，沿周向处于伸直的形态。在人体正常血压条件下，当血管内压力增加时，处于伸直状的弹性蛋白纤维先受到拉力，使血管产生扩张。由于弹性蛋白纤维较低的拉伸模量，较小的血压变化就会产生较大的血管直径的变化。而在此血压条件下，胶原蛋白纤维不产生拉伸作用。随着血管内压力的增加，屈曲状的胶原蛋白纤维逐渐伸直。而当血管内压力增大到一定值时，例如在高于收缩压时，原先屈曲状的胶原蛋白纤维完全伸直并开始拉伸变形，由于胶原蛋白纤维的弹性模量大，即使较大的血压变化，血管直径的变化较小。这种血管径向顺应性随血压变化的特征是人体血管所固有的。所谓血管径向顺应性的匹配就是使人造血管的直径随血压的变化和宿主血管的变化相适应。

现有的机织人造血管，由于纱线的拉伸模量太大，且由于周向纱线几乎处于伸直的状态，使径向顺应性与人体血管相比有很大差距，其顺应性约为人体血管的1/10。例如：人体股动脉的径向顺应性为4.1％/100mmHg，而Dacron涤纶机织移植血管的径向顺应性为0.08％/100mmHg。另外，人造血管在不同血压下的径向顺应性与人体血管不匹配，特别是在舒张压下血管直径的变化过小。因此，寻找理想的纱线材料和纺织结构以获得合适的顺应性是近年来纺织人造血管研发的课题。

要改善人造血管的径向顺应性，应使用拉伸模量较低的材料。例如，美国专利USP5254662介绍的一种聚胺酯(Polyurethane-PU)材料，在具有生物稳定性的同时，还具有较低的拉伸模量，可改善人造血管径向顺应性。又例如，美国专利USP 6652670 B2在在人造血管内层所采用的弹性聚四氟乙烯(ePTFE)膜材料。低模量薄膜的应用可以使人造血管在低血压条件下的径向顺应性得到改善，但是无法解决在较高血压条件下血管直径变形过大的问题。因此，单层管壁结构的纺织人造血管不能与人体宿主血管的径向顺应性匹配。另外，非纺织纤维组成的人造血管，缺乏纺织人造血管所具有的管壁多孔隙和柔顺性等特征，对移植后的人体功能恢复存在不利的影响。

美国专利USP 6652670 B2介绍一种三层管壁结构的人造血管，称之为复合型人造血管(Composite Vascular Graft)。该发明使用弹性聚四氟乙烯(ePTFE)管状薄膜作为血管内层，中间层由径向具有扩张性能的屈曲状的支架组成，外层为包覆固定层。这种复合管壁结构可以改善人造血管的顺应性，但是结构复杂、且不具备纺织人造血管所特有的柔顺性和丰富的孔隙率等生物性能。

对于多层管壁结构的纺织人造血管，目前主要是利用双层纺织结构参数的不同来获得防止手术时血管的过量渗血和顺利长入细胞组织的功能，如中国专利所公开的内容(公开号分别为CN 101069757，CN 101069756和CN 101066476)，而对于径向顺应性及其和宿主血管的顺应性匹配方面没有考虑。

发明内容

本发明所要解决的技术问题是提供一种管壁为双层机织结构的人造血管，以改善纺织人造血管的径向顺应性。

本发明解决其技术问题所采用的技术方案是：提供一种管壁为双层机织结构的人造血管，由外层织物管和内层织物管组成，所述的内层织物管外壁母线方向为连接点，所述的外层织物管同轴嵌套于内层织物管上且通过内层织物管外壁母线方向的连接点与内层织物管由织物组织的接结纱连接或缝制连接；通过外层织物管和内层织物管的连接，使得内外层织物中存在非连续的环状空间，并使外层织物管呈屈曲状套在内层织物管的外表面；通过控制内外层两织物管的直径差，使内外层两织物管间的周长差为2.5～5.0mm。

所述的外层织物管1由拉伸模量为700～900MPa的纱线交织而成，所述的内层织物管2由拉伸模量为150～300MPa的纱线交织而成。

所述的外层织物管1的纱线选用PET(聚酯)长丝，所述的内层织物管2的经纱选用PET(聚酯)长丝，纬纱选用PTT(聚对苯二甲酸1，3-丙二酯)长丝或PU(聚氨酯)长丝。

所述的内层织物管2选用平纹、斜纹或缎纹组织，外层织物管1选用平纹、斜纹或缎纹组织。

所述的内层织物管2的经纱细度为25～150d，纬纱细度为20～120d；外层织物管1的经纱细度为25～150d，纬纱细度为25～150d。

所述的内层织物管2的经密为305～1005根/10cm，纬密为350～905根/10cm；外层织物管1的经密为305～1005根/10cm，纬密为300～820根/10cm。

所述的内层织物管2直径为4.2～25.4mm，外层织物管1直径为5.8～25.9mm。

有益效果

(1)利用具有不同直径的内外管织物的组合结构，使人造血管在不同血压条件下体现出不同的顺应性，可实现与人体宿主血管顺应性的匹配。由于内外织物管间存在直径差异，在正常血压范围内，内外层织物管的管壁不发生接触，仅内层织物管随脉动压力而产生直径的变化，而外层织物管不发生膨胀与收缩，体现出较低的周向拉伸模量或较高的径向顺应性；高于正常血压(如高于收缩压)时，内层织物管的直径因膨胀而使其外管壁和外层织物管的内壁接触，内外层织物管一起随着脉动压力而产生血管直径的变化，体现出较高的周向拉伸模量或较低的顺应性；这种径向顺应性随血压变化的特征符合人体血管的顺应性要求，有利于移植后与宿主血管顺应性的匹配。

(2)双层管壁结构使内外层织物管可由不同性能纱线织制而成，能更好地满足与宿主血管顺应性匹配的要求。内层管织物可由拉伸模量低的纱线作为周向纱，使内层织物管具有高的周向变形能力，可以在低压下产生较大程度的膨胀和收缩，可模拟人体血管的弹性纤维在(或低于)舒张压范围内的周向拉伸性能；外层织物可由拉伸模量高的纱线作为周向纱，使外层织物管具有高的周向变形能力，在高于压缩压时能保持血管的尺寸稳定性，模拟人体血管的胶原蛋白纤维在高血压条件下限制血管直径变形的作用。内外层织物管用不同拉伸模量纱线作为纺织人造血管的周向纱，其径向顺应性更符合与人体宿主血管匹配的要求，提高人造血管的长期通畅性。

(3)通过内外层织物管周长差异或周向拉伸模量差异的变化，可以调节人造血管顺应性随血压的变化规律，以匹配于不同位置人体宿主血管的顺应性要求。

(4)人造血管由纺织纤维通过交织而成，纤维之间的孔隙有利于植入人体后人体组织细胞的长入，且人造血管的柔顺性能有利于植入后人体功能的恢复。

(5)通过内外层管织物间的接结或缝合，可使多层嵌套着的管织物成为一个人造血管整体，方便血管移植手术的开展。

附图说明

图1双层机织人造血管示意图。

图中：1外层织物—外层织物管 2内层织物—内层织物管 3a接结纱结构—内外层织物管由接结组织实现连接 3b缝制结构—内外层织物管由缝制连接。

图2内外层织物间的接结组织。图中：1.经纱 2.外层纱 3.接结纱 4.内层纱

具体实施方式

下面结合具体实施例，进一步阐述本发明。应理解，这些实施例仅用于说明本发明而不用于限制本发明的范围。此外应理解，在阅读了本发明讲授的内容之后，本领域技术人员可以对本发明作各种改动或修改，这些等价形式同样落于本申请所附权利要求书所限定的范围。

实施例1

一种管壁为双层机织结构的人造血管，由外层织物管1和内层织物管2组成，内层织物管2外壁母线方向为连接点，外层织物管1同轴嵌套于内层织物管2上且通过内层织物管2外壁母线方向的连接点与内层织物管2由织物组织的接结纱连接3a或缝制连接3b；通过外层织物管1和内层织物管2的连接，使得内外层织物中存在非连续的环状空间，并使外层织物管1呈屈曲状套在内层织物管2的外表面。

纱线：内层织物管的经纱选用25d的PET(聚酯)长丝，纬纱选用20d的PTT(聚对苯二甲酸1，3-丙二酯)长丝；外层织物管的经纱选用25d的PET长丝，纬纱选用25d的PET长丝。

织物组织：内层织物选用3/1斜纹组织，外层织物选用平纹组织。

织物密度：内层织物的经密为1,005根/10cm，纬密为905根/10cm；外层织物的经密为1,005根/10cm，纬密为820根/10cm。

内层织物管与外层织物管通过织物组织的接结纱连接3a，交织规律见图2。

管织物直径：内层织物管的直径为4.2mm，外层织物管的直径为5.8mm。

织物周向拉伸模量：内层织物管的周向拉伸模量为177MPa，顺应性为1.15％/100mmHg；外层织物管的周向拉伸模量为481MPa，顺应性为0.40％/100mmHg。

测试结果：当人造血管的管内压力为0～130mmHg时，内层织物管的直径变化范围为4.2～5.8mm，外层织物管的直径不变。继续增加管内压力130～200mmHg，内外层织物管共同产生直径变化，变化范围为5.8～6.1mm。

实施例2

纱线：内层织物管的经纱选用45d PET(聚酯)长丝，纬纱选用50d的PTT(聚对苯二甲酸1，3-丙二酯)长丝；外层织物的经纱选用45d的PET长丝，纬纱选用45d的PET长丝。

织物组织：内层织物选用平纹组织，外层织物选用平纹组织。

织物密度：内层织物的经密为805根/10cm，纬密为630根/10cm。外层织物的经密为805根/10cm，纬密为605根/10cm。

管织物直径：内层织物管的直径为5.4mm，外层织物管的直径为6.8mm。

织物周向拉伸模量：内层织物管的周向拉伸模量为223MPa，顺应性为0.83％/100mmHg。外层织物管的周向拉伸模量为460MPa，顺应性为0.45％/100mmHg。

测试结果：当人造血管的管内压力为0～112mmHg时，内层的直径变化范围为5.4～6.8mm，外层织物管的直径不变。继续增加管内压力112～200mmHg，内外层织物管共同产生直径变化，变化范围为6.8～7.2mm。

实施例3

纱线：内层织物管的经纱选用75d的PET(聚酯)长丝，纬纱选用70d的PTT(聚对苯二甲酸1，3-丙二酯)长丝；外层织物管的经纱选用75d的PET长丝，纬纱选用75d的PET长丝。

织物组织：内层织物选用平纹组织，外层织物选用2/1斜纹组织。

织物密度：内层织物的经密为605根/10cm，纬密为580根/10cm；外层织物的经密为 605根/10cm，纬密为500根/10cm。

内层织物管与外层管织物通过缝制连接3b。

管织物直径：内层织物管的直径为6.5mm，外层织物管的直径为7.6mm。

织物周向拉伸模量：内层织物管的周向拉伸模量为260MPa，顺应性为0.67％/100mmHg；外层织物管的周向拉伸模量为433MPa，顺应性为0.51％/100mmHg。

测试结果：当人造血管的管内压力为0～105mmHg时，内层的直径变化范围为6.5～7.6mm，外层织物管的直径不变。继续增加管内压力105～200mmHg，内外层织物管共同产生直径变化，变化范围为7.6～8.0mm。

实施例4

纱线：内层织物管的经纱选用120d的PET(聚酯)长丝，纬纱选用100d的PTT(聚对苯二甲酸1，3-丙二酯)长丝；外层织物管的经纱选用120d的PET长丝，纬纱选用120d的PET长丝。

织物组织：内层织物选用2/1斜纹组织，外层织物选用2/1斜纹组织。

织物密度：内层织物的经密为450根/10cm，纬密为480根/10cm；外层织物的经密为450根/10cm，纬密为420根/10cm。

内层管织物与外层管织物通过缝制连接3b。

管织物直径：内层管织物的直径为10.2mm，外层管织物的直径为11.1mm。

织物周向拉伸模量：内层织物管的周向拉伸模量为329MPa，顺应性为0.51％/100mmHg。外层织物管的周向拉伸模量为428MPa，顺应性为0.43％/100mmHg。

测试结果：当人造血管的管内压力为0～86mmHg时，内层的直径变化范围为10.2～11.1mm，外层织物管的直径不变。继续增加管内压力86～200mmHg，内外层织物管共同产生直径变化，变化范围为11.1～11.9mm。

实施例5

纱线：内层织物管的经纱选用150d的PET(聚酯)长丝，纬纱选用120d的PTT(聚对苯二甲酸1，3-丙二酯)长丝；外层织物管的经纱选用150d的PET长丝，纬纱选用150d的PET长丝。

织物组织：内层织物选用平纹组织，外层织物选用3/1斜纹组织。

织物密度：内层织物的经密为305根/10cm，纬密为310根/10cm；外层织物的经密为305根/10cm，纬密为300根/10cm。

管织物直径：内层织物管的直径为25.4mm，外层织物管的直径为25.9mm。

织物周向拉伸模量：内层管织物的周向拉伸模量为208MPa，顺应性为1.02％/100mmHg。外层管织物的周向拉伸模量为376MPa，顺应性为0.86％/100mmHg。

测试结果：当人造血管的管内压力为0～89mmHg时，内层的直径变化范围为25.4～25.9mm，外层织物管的直径不变。继续增加管内压力89～200mmHg，内外层织物管共同产生直径变化，变化范围为25.9～26.4mm。

实施例6

纱线：内层织物管的经纱选用45d的PET(聚酯)长丝，纬纱选用50d的PU(聚氨酯)长丝；外层织物管的经纱选用45d的PET长丝，纬纱选用45d的PET长丝。

织物密度：内层织物的经密为805根/10cm，纬密为630根/10cm；外层织物的经密为805根/10cm，纬密为605根/10cm。

内层织物管与外层织物管通过缝制连接3b。

织物周向拉伸模量：内层织物管的周向拉伸模量为145MPa，顺应性为2.81％/100mmHg；外层管织物的周向拉伸模量为460MPa，顺应性为0.45％/100mmHg。

测试结果：当人造血管的管内压力为0～88mmHg时，内层的直径变化范围为5.4～6.8mm，外层织物管的直径不变。继续增加管内压力88～200mmHg，内外层织物管共同产生直径变化，变化范围为6.8～7.3mm。

Claims

1.一种管壁为双层机织结构的纺织人造血管，由外层织物管(1)和内层织物管(2)组成，其特征是：所述的内层织物管(2)外壁母线方向上具有连接点，所述的外层织物管(1)同轴嵌套于内层织物管(2)上且通过内层织物管(2)外壁母线方向的连接点与内层织物管(2)由织物组织的接结纱连接(3a)或缝制连接(3b)；外层织物管(1)的内壁和内层织物管(2)的外壁间存在径向空隙，使得内外层织物管中存在非连续的环状空间，并使外层织物管(1)呈屈曲状套在内层织物管(2)的外表面；外层织物管(1)的周长和内层织物管(2)的周长差为2.5～5.0mm；所述内层织物管(2)具有高的周向变形能力，在低压下产生较大程度的膨胀和收缩，模拟人体血管的弹性纤维在舒张压范围内或低于舒张压范围内的周向拉伸性能，所述外层织物管(1)具有高的周向变形能力，在高于压缩压时保持血管的尺寸稳定性，模拟人体血管的胶原蛋白纤维在高血压条件下限制血管直径变形的作用。

2.根据权利要求1所述的一种管壁为双层机织结构的纺织人造血管，其特征是：所述的外层织物管(1)的周向由拉伸模量为481MPa、460MPa、433MPa、428MPa或376MPa的纱线交织而成，内层织物管(2)的周向由拉伸模量为150～300MPa的纱线交织而成。

3.根据权利要求1所述的一种管壁为双层机织结构的纺织人造血管，其特征是：所述的外层织物管(1)的纱线为PET长丝，内层织物管(2)的经纱为PET长丝，纬纱为PTT长丝或PU长丝。

4.根据权利要求1所述的一种管壁为双层机织结构的纺织人造血管，其特征是：所述的内层织物管(2)采用平纹、斜纹或缎纹组织，外层织物管(1)采用平纹、斜纹或缎纹组织。

5.根据权利要求1所述的一种管壁为双层机织结构的纺织人造血管，其特征是：所述的内层织物管(2)的经纱细度为25～150d，纬纱细度为20～120d；外层织物管(1)的经纱细度为25～150d，纬纱细度为25～150d。

6.根据权利要求1所述的一种管壁为双层机织结构的纺织人造血管，其特征是：所述的内层织物管(2)的经密为305～1005根/10cm，纬密为350～905根/10cm；外层织物管(1)的经密为305～1005根/10cm，纬密为300～820根/10cm。

7.根据权利要求1所述的一种管壁为双层机织结构的纺织人造血管，其特征是：所述的内层织物管(2)直径为4.2～25.4mm，外层织物管(1)直径为5.8～25.9mm。