CN110520166A

CN110520166A - 抑制血小板吸收

Info

Publication number: CN110520166A
Application number: CN201880023154.9A
Authority: CN
Inventors: L·D·伯克; M·A·J·考克斯; A·塞利欧
Original assignee: M S MEDICAL SAGL
Current assignee: M S MEDICAL SAGL
Priority date: 2017-03-31
Filing date: 2018-04-03
Publication date: 2019-11-29
Also published as: JP7222049B2; EP3600467A1; EP3600467B1; US11980535B2; US20180325646A1; WO2018178394A1; JP6972152B2; JP2022017400A; US20210177567A1; ES2891974T3; JP2020510472A

Abstract

提供了具有高度降低的血栓形成性的心血管移植物。心血管移植物是从大直径纤维的超分子聚合物产生的静电纺丝非织造网。心血管移植物可作为血管移植物植入人体内以允许血管旁路/重建，或重复的静脉通路以进行透析治疗，以及其他小直径血管紊乱。

Description

抑制血小板吸收

发明领域

本发明涉及抑制血栓形成作用的静电纺丝涂层，移植物或材料。

发明背景

涉及管腔直径为6mm或更小的血管的血管疾病构成了大多数需要临床干预的疾病病例。在许多这样的情况下，优选的干预措施是血管重建或搭桥手术，利用从患者其他地方收获的自体血管或人造血管移植物。这样的合成移植物具有各种尺寸和构造，并且通常在编织或树状组件中具有少量的医用聚合物，例如聚四氟乙烯(PTFE)和聚对苯二甲酸乙二酯(PET)。

在临床环境中，主要观察到的合成血管移植物的衰竭模式是静脉(流出)吻合处的进行性内膜增生，导致移植物的血流减少和血栓形成。认为这是由于移植物与天然血管之间的连接，移植物材料与天然组织的机械性能(例如顺应性)之间的差异以及与循环血液接触的移植物材料的异物形成血栓的性质引起的扰动流动所致。然而，血栓形成的精确机制仍然是该领域当前研究工作的主要重点。

止血涵盖了极大量的生物过程，通过这些过程可以阻止受损组织或血管的出血。止血的主要机制是循环凝血细胞(也称为血小板)的活化和粘附。在对组织造成伤害的几秒钟内，释放的蛋白质会导致血小板“活化”，在其表面表达粘附结构，并使它们结合至受伤部位，并开始形成“栓塞”以防止进一步失血。另外，活化的血小板释放更多的化学信号以级联效应募集并活化其他循环的血小板，这些血小板可以结合至损伤部位或结合至其他活化的血小板。

血管内血栓起因于止血过程的病理干扰。通常，由于湍流，异物与循环血小板之间的相互作用，信号蛋白从受损血管壁的释放或其他原因，血管内会发生血小板活化，粘附和聚集。当这些血小板被活化并进而活化粘附在生长的血栓上的其他循环血小板时，血管发生闭塞，从而限制或完全阻止了血液流动。在低体积流速(通常低于600mL/分钟)的血管中，这些条件会加剧。这是由于循环的血小板在生长的血栓附近保留了更长的时间，以及由于流量减少导致粘附的血小板上的剪切应力降低，从而降低了活化的血小板被清除的可能性。

本发明通过提供具有大幅降低的血栓形成性的血管移植物来推进本领域。

发明内容

提供用于减少血栓形成作用的心血管移植物，例如用于透析通路(dialysisaccess)的动静脉移植物或冠状动脉旁路移植物。该心血管移植物具有管状结构，其具有由超分子化合物的纤维网络制成的内壁，该超分子化合物具有与软嵌段共价键合的硬嵌段。硬嵌段具有2-脲基-4[1H]-嘧啶酮(UPy)化合物。硬嵌段可以进一步包括增链剂，增链剂对UPy化合物的范围为1至5，或更优选1.5至3。软嵌段是可生物降解的聚酯，聚氨酯，聚碳酸酯，聚(原酸酯)，聚磷酸酯，聚酸酐，聚磷腈，聚羟基链烷酸酯，聚乙烯醇，聚丙烯富马酸酯或其任意组合。软嵌段的分子量在500和3000Da之间。

纤维网络是生物再可吸收的(bioresorbable)静电纺丝非织造纤维网络，其具有平均纤维直径为1-10微米的纤维。管状结构具有2-8mm之间的内径，和200-900微米的壁厚。

在该实施方式的一种变体中，内壁的厚度为至少20微米，并且孔的平均孔径在5至10微米之间。

在该实施方式的另一种变体中，内壁具有孔，其平均孔径在5至8微米之间，并且平均孔隙率在50至80％的范围内。

在该实施方式的又一种变体中，管状结构具有3-6mm之间的内径，和200-800微米的壁厚。

在该实施方式的又一种变体中，管状结构具有4-8mm之间的内径，和300-900微米的壁厚。

在该实施方式的又一种变体中，管状结构具有5mm或更小的内径。

在该实施方式的又一种变体中，纤维具有4-8微米的平均纤维直径。

在该实施方式的又一种变体中，纤维具有4-6微米的平均纤维直径。

在该实施方式的又一种变体中，移植物的内层是疏水的，水接触角在110度和140度之间。

在该实施方式的又一种变体中，管状结构具有通过编结(braided)结构，聚合物股线(strand)，化合物或其组合增强的外壁，以提供防止心血管移植物塌陷的阻力。

在该实施方式的又一种变体中，心血管移植物可包括α_IIbβ₃抑制剂。

在该实施方式的又一种变体中，可以将心血管移植物与α_IIbβ₃抑制剂的口服，静脉内或其他给药组合提供。

附图简述

图1A-1C示出了与PTFE无纺布相比，根据本发明的示例性实施方式的超分子聚合物(SP)微米和亚微米静电纺丝纤维上的血小板粘附和活化的SEM图像(放大10000倍)。图1A示出了在平均直径为4-6μm的SP静电纺丝纤维上的血小板粘附和铺展行为的高倍放大图。图1B示出了在平均直径＜1μm的SP静电纺丝纤维上的血小板粘附和铺展行为的高倍放大图。图1C示出了在平均直径＜1μm的非织造PTFE纤维上的血小板粘附和铺展行为的高倍放大图。

图2A-C示出了根据本发明的示例性实施方式，与PTFE非织造材料相比，在SP微米和亚微米纤维上铺展的血小板。图2A示出了在平均直径为4-6μm的SP静电纺丝纤维上的血小板铺展行为的低倍放大图。图2B示出了在平均直径＜1μm的SP静电纺丝纤维上的血小板铺展行为的低倍放大图，并且图2C示出了在平均直径＜1μm的非织造PTFE纤维上的血小板铺展行为的低倍放大图。

图3A-D示出了根据本发明的示例性实施方式的血液灌注后测试材料中的表面孔隙率的分析方法。(图3A)原始SEM图像(图3B)来自“图3A”的裁切后的增强对比度图像(图3C)从“图3B”生成的二元图像(图3D)ImageJ自动阈值处理导致来自“图3C”的绝对黑/白像素，显示了27.35％的总孔隙率。

图4显示了根据本发明的示例性实施方式，由于血小板聚集/铺展，在血液灌注后测试材料在SEM下观察到的孔隙率降低，以初始孔隙率的百分比表示。

图5示出了根据本发明的示例性实施方式，来自测试表面的灌注血液中活化的α_IIbβ₃的检测。

图6示出了根据本发明的示例性实施方式的在具有和不具有阿昔单抗的情况下血小板粘附到静电纺丝SP材料和PTFE非织造材料上的各种放大率下的SEM图像。

图7A-C示出了根据本发明的示例性实施方式的来自用以下药物治疗的动物的外植(explanted)样品的SEM图像(250X)的放大图：图7A)肝素，图7B)肝素和阿司匹林，以及图7C)肝素，阿司匹林和氯吡格雷(Plavix)。

图8A-C示出了根据本发明的示例性实施方式的在植入6个月后6mm(图8A-B)和7mm(图8C)的颈动脉间移植物的血管造影，箭头指示了远端(顶部)和近端(底部)吻合。

图9示出了根据本发明的示例性实施方式的在36周内在远端吻合之前立即测量的6mm和7mm颈动脉间移植物的移植物内径。

图10示出了根据本发明的示例性实施方式的增量输注对小直径移植物上的孔径的数据，显示出大多数孔的尺寸在5至10微米之间。根据本发明的心血管移植物的平均孔径不同于肺动脉瓣所观察到的或期望的。

图11示出了根据示例性实施方式的纤维的排列能够增加耐疲劳性，表示为直到根据ISO 5840的主动脉条件下超分子聚合物阀在加速磨损测试仪(AWT)中失效的循环数。

具体实施方式

本发明涉及通过由超分子聚合物(SP)制成的静电纺丝网，具有高度降低的血栓形成性的心血管移植物。优选地，血管移植物是无纺网和/或大直径纤维。本发明还涉及通过静静电纺丝生产这种移植物的方法。本发明进一步涉及将血管移植物植入人体内以允许血管旁路/重建，或重复的静脉通路以进行透析治疗，以及其他小直径血管紊乱。

通过如下定义的心血管移植物的设计，发明人已经在本文中证明和描述了对由SP生产的血管移植物的意外血小板行为。与广泛使用的“生物相容性”材料(例如PTFE)形成鲜明对比的是，观察到血小板的活化和粘附没有明显的铺展，聚集或伪足形成。这样的结果证明该材料非常适合小直径移植物，其中血栓形成和/或狭窄是一个关键问题。而且，所采用的SP材料是可生物吸收的，并且能够使组织浸润和再生长。这确保了大大减轻了长期重塑，新内膜形成和持续的炎症反应导致血管狭窄的风险。

心血管移植物抑制血栓形成作用的限定

该心血管移植物减少血栓形成作用由管状结构限定，其具有由超分子化合物的纤维网络制成的内壁，该超分子化合物具有与软嵌段共价键合的硬嵌段。硬嵌段包括2-脲基-4[1H]-嘧啶酮(UPy)化合物。纤维网络是生物可再吸收的静电纺丝非织造纤维网络，其具有平均纤维直径为1-10微米的纤维。管状结构具有2-8mm之间的内径，和200-900微米的壁厚。

心血管移植物的变化可以通过以下结构方面来限定，无论是其单独的还是组合使用(如果适用)：

·内壁，其厚度至少为20微米，其孔的平均孔径在5到10微米之间。

·具有孔的内壁，所述孔的平均孔径在5至8微米之间，并且平均孔隙率在50至80％的范围内。

·管状结构，其内径在3-6mm之间，壁厚为200-800微米。

·管状结构，其内径在4-8mm之间，壁厚为300-900微米。

·管状结构，其内径为5mm或更小。

·纤维，其平均纤维直径为4-8微米或平均纤维直径为4-6微米。

·软嵌段，其包括可生物降解的聚酯，聚氨酯，聚碳酸酯，聚(原酸酯)，聚磷酸酯，聚酸酐，聚磷腈，聚羟基链烷酸酯，聚乙烯醇，聚丙烯富马酸酯或其任意组合。

·软嵌段，其分子量在500至3000Da之间。

·硬嵌段，其包括增链剂，增链剂对UPy化合物的范围为1至5，或更优选1.5至3。

·移植物的内层是疏水的，其水接触角在110度和140度之间。

·心血管移植物，其是用于透析通路的动静脉移植物或冠状动脉旁路移植物。

·管状结构，具有通过编结结构，聚合物股线，化合物或其组合增强的外壁，以提供防止心血管移植物塌陷的阻力。

·心血管移植物，包含α_IIbβ₃抑制剂，该抑制剂更能体现出非血栓形成作用。

·心血管移植物与α_IIbβ₃抑制剂给药联合提供，该抑制剂更能体现出非血栓形成作用。

本文提及的超分子聚合物(SP)可包括脲基-嘧啶酮(UPy)四重氢键基序和聚合物骨架，例如选自可生物降解的聚酯，聚氨酯，聚碳酸酯，聚(原酸酯)，聚磷酸酯，聚酸酐，聚磷腈，聚羟基链烷酸酯，聚乙烯醇，聚丙烯富马酸酯。聚酯的示例是聚己内酯，聚(L-丙交酯)，聚(DL-丙交酯)，聚(戊内酯)，聚乙交酯，聚二噁烷酮及其共聚酯。聚碳酸酯的示例是聚(碳酸三亚甲基酯)，聚(碳酸二甲基三亚甲基酯)，聚(碳酸六亚甲基酯)。

如果仔细选择性能并加工材料以确保所需的表面特性，则与替代的非超分子聚合物一起同样可能会导致血小板粘附减少。这些聚合物可以是可生物降解或不可生物降解的聚酯，聚氨酯，聚碳酸酯，聚(原酸酯)，聚磷酸酯，聚酸酐，聚磷腈，聚羟基链烷酸酯，聚乙烯醇，聚丙烯富马酸酯。聚酯的示例是聚己内酯，聚(L-丙交酯)，聚(DL-丙交酯)，聚(戊内酯)，聚乙交酯，聚二噁烷酮及其共聚酯。聚碳酸酯的示例是聚(碳酸三亚甲基酯)，聚(碳酸二甲基三亚甲基酯)，聚(碳酸六亚甲基酯)。

此外，移植物腔表面的形貌在血栓形成特性中也起着重要作用。用人血液进行的体外实验表明，非织造网的纤维直径是关键，与较小的纤维相比，更优选直径较大的4-6um的纤维。

由超分子聚合物制成的支架上的血小板聚集

将具有各种表面形态的静电纺丝SP材料的样品涂覆到涂有氧化铟锡(ITO)的PET板上。这些样品通过恒定剪切速率的流动室(flow cell)暴露于含有3.2％柠檬酸盐的人血灌注液中，以抑制凝血酶活化，从而可以对血小板行为进行专门研究。灌注30分钟后，移去流动室，并使用乙醇脱水固定材料表面，并通过扫描电子显微镜(SEM)进行表征。在PET-ITO裸片上进行阴性对照，显示无明显的血小板粘附。在胶原蛋白涂覆的PET-ITO上进行阳性对照，显示出明显的血小板簇形成。所有实验均以三重复进行，有多个健康献血者。

与市售的PTFE非织造材料相比，静电纺丝SP网显示出明显降低的血小板活性。这种作用在较大直径纤维上最明显，但是在亚微米纤维上铺展的减少也很明显，其形态类似于PTFE非织造布。显示了高放大倍率(10000X)下的血小板粘附到SP纤维和非织造PTFE的SEM图像。清楚地观察到血小板对纤维的粘附和活化，但是与PTFE非织造物相比，血小板的聚集和铺展显著减少。还显示了所有基材的较低放大倍数(1000X)的SEM图像，表明血小板在更大面积上的铺展和聚集的减少。

与市售的具有相似形态的生物相容性材料相比，基于UPy的电纺纤维显示出减少的血小板在人血中的铺展和聚集。观察到的血小板行为是异常的，并且与打算实现组织重塑的生物可再吸收装置高度相关。活化的血小板涂层的存在激发了随后的重塑阶段和表皮再生。然而，活性血小板层的存在经常伴随着严重的血栓形成反应，导致由合成材料组成的小直径导管的迅速阻塞。因此，已证实的血小板反应代表了在可生物吸收的基材上形成新组织的理想情况，从理论上讲，该组织可导致完全无血栓形成的生物学表面。此外，超分子化学的性质允许合成聚合物的机械性能具有一定程度的灵活性，从而增加了装置性能的可调性以进一步改善血液反应。

血液产品在测试材料上的表面覆盖率的定量基于对在SEM下观察到的表面总孔隙率下降的分析。使用ImageJ软件进行分析，其阶段在图3A-D中概述。简而言之，通过裁剪和对比度增强并转换为二元图像(仅包含黑色或白色像素)来准备SEM图像。然后通过ImageJ的“阈值”功能对该二元图像进行分析，该功能会计算图像中的黑色像素总数。该过程在血液灌注之前的样品表面的三个特征性SEM图像上进行，并且报告了血液灌注之后的表面SEM图像，并报告了孔隙率的变化。图4显示了在表面灌注后所有材料样品由于表面被血液产品覆盖而导致的孔隙率降低。

除了使用凝血酶失活的人血进行血流实验外，还使用全血进行了静态实验。在这些实验中，将来自健康供体的血液与测试材料样品一起放入96孔板中。在通过移液器移出血液并通过流式细胞术表征之前，将样品室在摇动的培养箱中于37摄氏度孵育20分钟。

这些实验显示与无纺布PTFE的渗出血液样品相比，与静电纺丝SP材料孵育的血液中糖蛋白α_IIbβ₃出乎意料地降低了50％的细胞粘附，另一种粘附糖蛋白P-选择素没有观察到降低(图5)。

通过使整联蛋白α_IIbβ₃失活，高效抑制了血小板与超分子聚合物的纤维的粘附。

基于对各种样品进行全血实验的细胞计数结果，据推测，血小板被静电纺丝SP纤维活化并粘附于其上强烈且特别依赖于整联蛋白，α_IIbβ₃。

为了确定粘附的机制，将阿昔单抗(ReoPro)，一种α_IIbβ₃抑制剂以10μg/ml的临床相关剂量加入健康的柠檬酸化的血中。随后使用可控剪切速率流动室，在纤维直径为4-6μm的静电纺丝非织造SP材料的样品材料以及非织造PTFE样品上灌注血液，持续30分钟。流动后，将样品固定并使用扫描电子显微镜成像，从而直接观察血小板粘附。与对照相比，阿昔单抗(ReoPro)的添加导致血小板粘附大大减少(图6)。此外，与PTFE非织造纤维材料相比，该效果大幅放大。人们认为，在生理相关剂量下，用单一临床上可用的药物(ReoPro)几乎完全抑制血小板粘附于合成聚合物材料(XP)的能力是一项新发现，可应用于一系列血液接触应用。

从上面的SEM图像计算出的吸收到测试材料上的血小板数量显示，添加阿昔单抗后SP静电纺丝材料(226到6)减少了97％，而PTFE非织造物上减少了78％(236到51)。根据阿昔单抗作为静电纺丝SP材料的血小板吸收抑制剂的表观特异性功效，以及以上关于灌注后糖蛋白IIb/IIIa水平，体外血栓形成试验的数据，提出了任何具有靶向抑制糖蛋白IIb/IIIa的作用机制的抗血小板化学治疗剂将对SP静电纺丝材料产生类似的放大作用。这种放大作用的机理尚不清楚，据推测是由SP静电纺丝材料的表观表面电荷密度和/或相关的疏水性的相异性驱动的。已知表面电荷密度或每单位面积材料表面具有的电荷会影响蛋白质的结合。由于这些蛋白质内的电荷分布而导致分别从带不同/相似电荷的表面产生吸引/排斥作用，因此产生了这种效应。此外，表现出明显表面粗糙度的材料可能会进一步放大或加剧这种作用，因为总电荷密度会在曲率区域增加，例如从平坦表面上的微尺度突起以及这些表面和突起的纳米级粗糙度。表面电荷对血小板活化的这种作用在树突状合成聚合物的文献中已经确定(Dobrovolskaia等，2012，纳米颗粒大小和表面电荷决定了PAMAM树状聚合物对人血小板的体外作用(Nanoparticle size and surface chargedetermine effectsof PAMAM dendrimers on human platelets in vitro).Molecularpharmaceutics.2012；9(3)：382-393.doi：10.1021/mp200463e)。

此外，已知在静电纺丝纤维和聚合物涂层中包含化学治疗剂，例如阿昔单抗(US20100280594)。由于SP静电纺丝材料和糖蛋白IIb/IIIa抑制剂(尤其是阿昔单抗)之间明显的特异性相互作用，因此可以通过这种方法实现高效的抗血栓形成作用。预计将生物可再吸收的静电纺丝超分子构建体与靶向糖蛋白IIb/IIIa抑制作用的阿昔单抗或其他化合物的组合特别有益，因为这种组合可以使人体自身组织在冠状动脉旁路移植术等应用中再生，而这在以前是不可能的。可以预见的是，包括这种化学治疗剂的其他方法是可能的，包括但不限于以共价方式或以其他方式掺入到静电纺丝纤维材料中，吸收在纤维表面或包含在涂覆到非织造表面上的载体材料中。另一可能性是口服，静脉内或以其他方式给予所述化学治疗剂。这可以在植入心血管移植物之前，期间或之后进行。

血小板在大型动物模型中静电纺丝超分子聚合物(SP)材料的小直径移植物的血栓闭塞中的作用

为了证明血小板在体内静电纺丝SP材料的小直径移植物的血栓闭塞中的作用，将4mm移植物作为冠状动脉旁路移植物植入绵羊模型中，并针对血小板抑制采用各种药物治疗策略。相对较低的流速(通常＜120mL/分钟)，弯曲的移植路径和较小的直径的组合预计将为合成移植物提供最坏的情况，从而对体内抗血小板治疗的功效进行严格评估。

在手术之前，使用肝素，肝素-阿司匹林和肝素-阿司匹林-氯吡格雷的组合对动物进行药物治疗。由于肝素是凝血酶驱动的凝血途径的公认抑制剂，因此所有观察到的凝血反应都可以认为是血小板驱动的。阿司匹林和氯吡格雷均作用于继发性血小板活化，即活化的血小板活化其他循环的血小板的能力，氯吡格雷是一种更强大的药物。在移植，固定和通过组织学和SEM表征之前，将移植物植入4小时。如在图7中可见，使用增加的血小板抑制疗法导致在移植物的非织造表面上血栓形成的显著减少。这些结果表明血小板活化和聚集是体内血栓形成的主要机制。

SP静电纺丝材料的小直径移植物在大型动物模型中的长期血栓形成反应

为了证明包含SP静电纺丝材料的小直径移植物的长期血栓形成反应，在绵羊模型中分别将6和7mm的移植物作为颈动脉间植入物植入(分别为n＝4和n＝2)。植入后立即通过血管造影和超声检查，然后在第0、7、14、21和28天通过超声检查，然后每月检查一次，评估移植物的通畅性(patency)。在这段时间内，评估移植物的近端，远端和中段的管腔直径变化。在6个月的时间点处死一半的测试动物并植出移植物以进行总体组织学表征，其余的动物计划在12个月时处死和解释。

在手术开始时，每天用两次用0.4mL的依诺肝素(低分子量肝素)对动物进行药物治疗，持续90天，并且每天一次用125mg阿司匹林进行药物治疗直至处死。

如在图8中可以看到的，血管造影术显示在6个月时间点在植出之前移植物的良好通畅性。图9显示了在整个研究过程中数据的远端吻合口的直径(最容易形成血栓闭塞)。

制备超分子聚合物的方法

在一个示例性实施方式中，可以使用2017年12月28日提交的美国临时申请62/611431中描述的配方之一来制备超分子聚合物，该专利申请的全部内容通过引用并入本文，并且本申请要求其优先权。

根据这些配方，超分子化合物定义为与软嵌段共价键合的硬嵌段。硬嵌段基于UPy部分。软嵌段是超分子化合物的骨架。使用聚碳酸酯(PC)是因为它对于本发明的目的和目标显示出令人惊讶的益处，特别是与聚己内酯相比。

软嵌段和硬嵌段之间的比率对材料性能有影响。在此，我们描述了硬嵌段部分内的组分比率对诸如耐久性的性质具有巨大的影响。我们在此描述硬嵌段内的比率与用于形成软嵌段的聚合物长度之比的特定组合，以提高机械性能(耐久性)。具体地说，与例如聚己内酯相比，500-2000Da的分子量范围的聚碳酸酯提供了增强的耐久性和减少的疲劳。硬嵌段由Upy组分，二异氰酸酯和增链剂组成。对于2-脲基-4[1H]-嘧啶酮(UPy)化合物和增链剂在硬嵌段中的比率(R)，增链剂对UPy化合物的范围为1.5至3。

超分子聚合物的合成

PCL聚合物-XP1

分子量为800g/mol(30.0g，37.5mmol，真空干燥)的遥爪羟基封端的聚己内酯，1，6-己二醇(4.4g，37mmol)和UPy-单体(6.3g，37mmol)在80℃下溶于无水DMSO(105mL)。在搅拌下，向该反应混合物中加入六亚甲基二异氰酸酯(18.8g，111.5mmol)，然后加入一滴二辛酸锡。该反应混合物在80℃下搅拌过夜。第二天，将反应混合物冷却至25℃，并通过添加额外的DMSO降低其粘度以使混合物在水中沉淀。聚合物收集为白色弹性固体，将其重新溶解在氯仿/甲醇(7/3v/v)中，并在过量的甲醇中再沉淀。在50℃下真空干燥后，得到透明的弹性固体。SEC(THF，PS-标准)：Mn＝13kg/mol，D＝1.6。还参见WO2014185779。

PC聚合物

以与XP1相似的方式合成由分子量为500至3000g/mol的聚碳酸酯制成的聚合物。根据聚碳酸酯的长度和组分之间的期望比率进行改变。摩尔比可以如下表示。A(聚碳酸酯)固定为1。B(增链剂)在0到3之间变化，D(Upy)在0.3到2之间变化，并且C始终等于A加B加D的总摩尔量的0.8到1.2倍。摩尔比B/D标记为R。表1提供了根据上述说明获得的超分子聚合物的实例的非穷举列表。

表1：材料列表

材料	软嵌段	比率R
			XP1	PCL 800	1
XP2	PCL 800	2
			XP3	PC 2000	2

例如可以影响耐久性的特征是支架内纤维的排列。优选的纤维排列是周向围绕植入物的假想轴线，其中在管状植入物的情况下，该轴线指向血流方向。从图11中我们可以清楚地看到该排列可以增加抗疲劳性。排列，限定为优选纤维方向和垂直于优选纤维方向之间的线性弹性刚度比变化高达8：1。尽管图11的示例基于静电纺丝超分子聚合物心脏瓣膜中的排列比较，但是可以预期，相同的原理将适用于心血管移植物。

补充信息

1.范围(耐久性焦点)

·比率R在0至3之间变化。比率高于1.5时，获得了增强/最佳的抗疲劳性能。

·PC长度在500至3000g/mol之间变化。PC长度为1000时，获得了增强/最佳的抗疲劳性能。

·增链剂的质量比在0到15之间变化。较高的HD比(高于9w％)可获得增强/最佳的抗疲劳性能。

2.支架结构

·厚度可以在几微米到几毫米之间变化，但是优选的厚度在200到800微米之间，甚至优选在250到550之间(平均300和500可以提供良好的结果)。

·纤维直径可以在1μm至20μm的较大范围内获得。优选地，我们在3-15μm的范围内工作，甚至更优选地在4-10μm的范围内工作。

·纤维的排列是提高耐久性的另一个参数，特别是在静电纺丝不经引导而导致以1∶2(周向∶轴向)组织随机分布的情况下(意味着轴向刚度是周向刚度的两倍)。纤维可以从无穷大∶1到1∶2的比率排列。优选以2∶1至8∶1的比例工作，因为它们提供了耐久性的良好改善。

·孔径：基质材料包含直径为1-300微米，优选5-100微米的孔。

·孔隙率：基质材料包含纤维网络，孔隙率在50％到80％之间。

制造心血管移植物的方法

在制造心血管移植物的一个示例性实施方式中，例如在下文的配方之一中获得的超分子聚合物(SP)材料在氯仿和六氟异丙醇的溶剂混合物中溶解至11.5重量％的浓度。该溶液通过注射泵输送到保持在5至10千伏电压之间的钝头不锈钢针头，产生静电驱动的搅打喷嘴。该喷嘴被吸引到一个圆柱形收集器，该收集器被充电至1-4千伏之间的负电压，从而形成了高度多孔的纤维非织造涂层。在沉积厚度为0.5毫米的静电纺丝聚合物材料后，通过用软尖刮刀进行分离，可从收集器装置中取出，从而得到壁厚为0.5毫米的静电纺丝管状移植物。

结论

本文所述的数据证明了本发明的心血管移植物对血小板的活化，粘附和铺展的出乎意料的作用。与已知的生物相容性合成聚合物相比，在心血管移植物上血小板驱动的血栓形成可定量地减少(例如，图4：对于静电纺丝SP材料，孔隙率降低27％，对于PTFE，孔隙率降低59％)。此外，还提出了对单细胞粘附蛋白糖蛋白IIb/IIIa的以前未知且预料之外的依赖。猜测这种预料之外相互作用的基础是SP静电纺丝纤维表面电荷的结果。血小板粘附对特定糖蛋白的这种依赖性使得血小板驱动的血栓形成受到单一化学治疗剂的强烈影响，这与已知的生物相容性合成聚合物(例如PTFE)相反，后者需要对细胞粘附分子进行更广谱的抑制。提出将这种化学疗法与SP材料的静电纺丝纤维结合或表面吸收以提供位点特异性且高度有效的血小板抑制作用，其尚待进一步研究。

Claims

1.一种用于降低血栓形成作用的心血管移植物，包含：管状结构，其具有由超分子化合物的纤维网络制成的内壁，所述超分子化合物具有与软嵌段共价键合的硬嵌段，其中所述硬嵌段包括2-脲基-4[1H]-嘧啶酮(UPy)化合物，其中所述纤维网络是生物可再吸收的静电纺丝非织造纤维网络，其具有平均纤维直径为1-10微米的纤维，并且其中所述管状结构具有2-8mm的内径，和200-900微米的壁厚。

2.如权利要求1所述的心血管移植物，其中所述内壁具有至少20微米的厚度，和平均孔径在5至10微米之间的孔。

3.如权利要求1所述的心血管移植物，其中所述内壁具有孔，其平均孔径在5至8微米之间，并且平均孔隙率在50至80％的范围内。

4.如权利要求1所述的心血管移植物，其中所述管状结构具有3-6mm的内径，和200-800微米的壁厚。

5.如权利要求1所述的心血管移植物，其中所述管状结构具有4-8mm的内径，和300-900微米的壁厚。

6.如权利要求1所述的心血管移植物，其中所述管状结构具有5mm或更小的内径。

7.如权利要求1所述的心血管移植物，其中所述纤维的平均纤维直径为4-8微米。

8.如权利要求1所述的心血管移植物，其中所述纤维的平均纤维直径为4-6微米。

9.如权利要求1所述的心血管移植物，其中所述软嵌段包括可生物降解的聚酯，聚氨酯，聚碳酸酯，聚(原酸酯)，聚磷酸酯，聚酸酐，聚磷腈，聚羟基链烷酸酯，聚乙烯醇，聚丙烯富马酸酯或其任意组合。

10.如权利要求1所述的心血管移植物，其中所述软嵌段的分子量范围为500至3000Da。

11.如权利要求1所述的心血管移植物，其中所述硬嵌段还包括增链剂，增链剂对UPy化合物的范围为1至5，或更优选1.5至3。

12.如权利要求1所述的心血管移植物，其中所述移植物的内层是疏水的，水接触角在110度和140度之间。

13.如权利要求1所述的心血管移植物，其中所述心血管移植物是冠状动脉旁路移植物。

14.如权利要求1所述的心血管移植物，其中所述心血管移植物是用于透析通路的动静脉移植物。

15.如权利要求1所述的心血管移植物，其中所述管状结构具有通过编结结构，聚合物股线，化合物或其组合增强的外壁，以提供防止所述心血管移植物塌陷的阻力。

16.如权利要求1所述的心血管移植物，还包括α_IIbβ₃抑制剂。

17.一种植入如权利要求1-16中任一项所述的心血管移植物的方法，其中所述心血管移植物的植入与给予α_IIbβ₃抑制剂联合进行。