CN112041489A

CN112041489A - 具有变化密度的编织移植物复合材料

Info

Publication number: CN112041489A
Application number: CN201980011313.8A
Authority: CN
Inventors: 赛斯·A·温纳; 阿曼达·韦伯; 安德鲁·梅茨格; 斯蒂芬妮·里德; 卡莉莎·斯穆特
Original assignee: Secant Group LLC
Current assignee: Secant Group LLC
Priority date: 2018-01-31
Filing date: 2019-01-31
Publication date: 2020-12-04
Anticipated expiration: 2039-01-31
Also published as: EP3746589A1; US20190231511A1; JP2021513616A; CA3089862A1; WO2019152691A1; IL276381A; CN112041489B

Abstract

本公开描述了用于血管内和其他医学应用的具有低剖面和变化的密度的织物。所述织物是编织的，并且由均匀或不均匀的编织图案结构形成。所得织物具有低剖面和目标密度的区域，以增强再生组织的向内生长。

Description

具有变化密度的编织移植物复合材料

相关申请

本申请要求2018年1月31日提交的美国申请号62/624,592的权益和优先权，其全部内容通过引用并入本文。

技术领域

本发明涉及可植入的薄壁复合材料编织织物，其具有用于细胞向内生长的可变密度和/或孔隙率的区域。

背景技术

在传统的可植入编织织物中，所述织物被编织成在织物表面上具有基本一致的性质。植入织物的不同区域基于它们的位置而遇到不同的情况。

发明内容

期望的是，可植入织物的性质在整个织物中变化，以改善接受织物植入物的患者的医疗效果。示例性实施方案试图通过提供具有可变孔隙率的较低剖面(profile)织物(例如用于具有预期应用所需的强度和渗透性特征的编织的血管内移植物)来克服医用和其他应用的织物中的这种限制以及其他限制。

在一个实施方案中，可植入编织织物具有第一编织区域和第二编织区域，第一编织区域在经纱中具有第一每英寸经纱数且在纬纱中具有第一每英寸纬纱数，以限定第一密度，并且第二编织区域在经纱中具有第二每英寸经纱数且在纬纱中具有第二每英寸纬纱数，以限定第二密度。第一区域的编织构造和第二区域的编织构造是相同的。

在一个实施方案中，可植入编织织物具有由第一编织构造形成的第一编织区域和由第二编织构造形成的第二编织区域。所述第一编织区域的编织构造和第二编织区域的编织构造是不同的。

通过以下结合附图的更详细的描述，本发明的其他特征和优点将变得显而易见，附图以示例的方式示出了本发明的原理。

附图说明

图1示出了根据示例性实施方案的具有多个不同密度的区域的织物。

图2示出了根据示例性实施方案的未涂覆的织物。

图3示出了根据示例性实施方案的具有再生涂层的织物。

图4示出了根据示例性实施方案的在两个区域上呈现不同形貌的织物。

图5示出了根据示例性实施方案的具有不同编织和不同孔隙率的区域从而促进不同向内生长速率的织物。

图6示出了根据示例性实施方案的既具有可吸收纬纱又具有不可吸收纬纱的织物。

图7示出了根据示例性实施方案的经涂覆的偏斜纬纱编织的多维织物。

图8示出了根据示例性实施方案的未涂覆的偏斜纬纱编织的多维织物。

图9示出了根据示例性实施方案的具有多种编织类型且在纬纱中包括可吸收材料的未涂覆的织物。

图10是根据示例性实施方案的线性成形的用途的图示。

具体实施方式

本发明提供了一种主要用于医学应用的具有变化孔隙率的血管织物，所述医学应用包括例如血管内动脉瘤修复(EVAR)和经导管瓣膜替换或修复(TVR)手术。

与不包括本文公开的一个或多个特征的概念相比，本公开的实施方案，例如，提供了一种可植入的织物，其在织物的部分或全部中具有变化的孔隙率。

在血管内手术过程中，例如血管内动脉瘤修复和经导管主动脉瓣置换手术，可将可植入织物插入患者体内以加固血管的受影响区域。医疗效果受组织再生向内生长进入植入织物的速率的影响。可变密度编织的可植入织物允许植入织物在植入移植物的不同区域促进不同的组织向内生长速率，从而改善医疗效果并减少恢复时间。

通过纺织工艺，例如编织图案、降低引纬密度或增加孔隙率，在血管内动脉瘤修复移植物的近端和远端进行结构改变，可以在特定区域促进组织向内生长，同时保持织物特征，例如厚度和缝合强度。

一个实施方案提供了由单一编织构造形成的可植入编织织物复合材料。所述织物可以在经纱和/或纬纱中包含不可吸收的(即永久的)和/或可吸收的纱线两者。不可吸收纱线与可吸收纱线的比率在织物内可以是恒定的或者可以变化。每英寸经纱数、每英寸纬纱数或两者在织物内是变化的，这导致整个织物的密度变化。所述密度变化导致整个织物结构的孔隙率变化。所述织物复合材料额外包括可吸收涂层，所述涂层填充孔隙并导致不透水的屏障。

另一个实施方案提供了由多种编织构造形成的可植入编织织物复合材料。所述织物可以在经纱和/或纬纱中包含不可吸收的(即永久的)和/或可吸收的纱线两者。不可吸收纱线与可吸收纱线的比率在织物内可以是恒定的或者可以变化。每英寸经纱、每英寸纬纱或两者在织物内任选地是变化的，这导致整个织物的密度变化。不同的编织以及经纱和纬纱的任选的变化提供了密度变化，这导致整个织物结构的可变孔隙率。在一些实施方案中，所述织物是复合织物，其额外包括覆盖织物并与其紧密接触的可吸收涂层，所述涂层填充孔隙以提供不透水的屏障。

所述织物可由包括平纹编织、斜纹编织、罗纹编织(例如，经罗纹或纬罗纹)、缎纹编织、纱罗编织、模沙编织、绉编织、方平编织和/或人字形编织的不同编织构造形成。在一些实施方案中，所述织物由平纹编织、2×2斜纹编织、纬罗纹编织或缎纹编织形成。可以理解的是，在一些实施方案中，所述织物可以具有基本上贯穿的一致的编织构造，而在其他实施方案中，所述织物可以是连续编织，其包括在织物的不同区域处的两种或多种不同的编织构造，所述不同区域通过一个或多个过渡区域连接。

所述纱线可以是单丝或多丝，并且由可适用于可植入织物的构造的任意材料形成，其包括例如聚对苯二甲酸乙二酯(PET)、聚四氟乙烯(PTFE)和胶原蛋白，以及例如可以与更持久的材料(例如PET和PTFE)交织的多种可吸收材料，其包括PGA、PGS、PLA和PCL。在某些目前优选的实施方案中，所述纱线包括PET。在一些实施方案中，所述纱线具有基本圆形的横截面。

所述纱线的旦尼尔可以为10-200旦尼尔。在一些实施方案中，所述纱线的旦尼尔在10-50旦尼尔之间，例如至少10旦尼尔、至少12旦尼尔、至少14旦尼尔、至少15旦尼尔、至少16旦尼尔、至少17旦尼尔、至少18旦尼尔、至少19旦尼尔、至少20旦尼尔、至少21旦尼尔、至少22旦尼尔、至少24旦尼尔、约30旦尼尔、约40旦尼尔、小于50旦尼尔，以及前述任何内容的任何范围或子范围。

根据示例性实施方案的织物具有优选少于700个每英寸经纱数(EPI)的经纱数以及少于400个每英寸纬纱数(PPI)。在一些实施方案中，所述织物是编织织物，其在织机上具有少于600EPI、少于500EPI、少于400EPI、120-300EPI之间以及少于300PPI、少于200PPI、少于150PPI、80-148PPI之间或前述的任何范围或子范围。应当理解，尽管EPI和PPI通常落入前述范围内，但是如本文关于某些实施方案更充分地描述的那样，EPI和PPI的具体数目可以在织物内的不同区域之间变化。任选地，几个经纱端可以被捆扎并编织成一个以加固每一端。这可以导致织物结构具有改善的缝线保持强度特征。

编织后，可擦洗所得织物以去除织品上的任何润滑或污渍，然后热定形，例如在不锈钢心轴上热定形以将织物定形为管状构造。在一个实施方案中，清洁所述织物，然后在约205℃(约400℉)下热定形，用于成形和保持尺寸稳定性。

所得裸织物的厚度通常为35至300微米，并且在一些实施方案中为110至280微米。

应当理解，在多种医疗应用中，例如心脏瓣膜替换或修复，可能希望具有不透水的屏障。因此，裸织物可在编织后用生物可吸收或非生物可吸收的材料涂覆，以降低透水性，从而形成复合织物。

合适的涂层材料包括各种弹性体、再生材料、促进组织向内生长的材料、减少摩擦的材料和增强摩擦的材料。合适的非生物可吸收的涂层材料包括但不限于聚氨酯(PU)、硅树脂和乙烯醋酸乙烯酯(EVA)。合适的合成来源的可吸收材料包括但不限于聚己内酯(PCL)、聚乳酸(PLA)、聚乙醇酸(PGA)、聚乳酸-羟基乙酸共聚物(PLGA)、聚癸二酸甘油酯(PGS)、赖氨酸-聚癸二酸甘油酯(KPGS)、聚癸二酸甘油酯氨基甲酸乙酯(poly(glycerolsebacate urethane))(PGSU)、掺入氨基酸的PGS，及其组合。合适的天然来源的可吸收材料包括但不限于胶原蛋白、纤维蛋白、弹性蛋白、透明质酸、粘多糖、蛋白聚糖、多糖、蛋白质、氨基酸、细胞外基质成分，及其组合。在一些实施方案中，所述涂层可以通过喷涂、浸涂或层压技术来施加。

在一些实施方案中，所述织物的透水性小于500mL/min/cm²、小于400mL/min/cm²、小于375mL/min/cm²、小于350mL/min/cm²、小于325mL/min/cm²、小于300mL/min/cm²、小于275mL/min/cm²、小于250mL/min/cm²、小于225mL/min/cm²、小于200mL/min/cm²、小于150mL/min/cm²、小于100mL/min/cm²、小于75mL/min/cm²、小于50mL/min/cm²、小于30mL/min/cm²、小于20mL/min/cm²、小于10mL/min/cm²、小于5mL/min/cm²、小于3mL/min/cm²、和/或小于1mL/min/cm²。

将熔融涂层结合到织物上可以暂时密封织物的孔，以提供低透水性织物。当植入体内时，经涂覆的织物在手术部位处提供暂时的液体不可渗透的屏障，直到身体的天然细胞向内生长。通过选择一种或多种具有与一种或多种附近天然组织的再生速率相匹配的聚合物降解速率的生物材料，所述复合材料可以定制为具有以时空方式选择性地促进各种组织向内生长的区域。这种降解速率可以短至一周，如天然材料如纤维蛋白，也可以长至一至两年，如合成材料如聚己内酯(PCL)。PGS特别有用，因为它的降解速率可以通过改变甘油:癸二酸的化学计量来调节。

除了融合生物材料的降解速率之外，生物材料的机械性能也影响组织向内生长和再生。类似地，对于降解速率，各种细胞类型对它们将生长到其上和其中的基底的硬度有倾向。因此，可以调整生物材料的选择，以选择性地促进各种组织的向内生长。基底硬度也可能影响干细胞的分化，因此，天然组织中的多能细胞或前体细胞一旦遇到基底就可以沿着所需的分化途径被驱动。同样，PGS可能在该应用中是优选的，因为其机械性能可以通过改变甘油:癸二酸的化学计量来调节。

此外，织物的孔维度、孔形状和纤维织构都会影响细胞渗透。各种细胞类型都倾向特定的孔径、形状、纵横比和/或排列。这允许选择织物设计参数，其优选地以时空方式诱导和促进特定细胞类型的向内生长，选择性地驱动前体细胞分化成成熟组织，并在再生期间模拟内源性组织环境。

在示例性实施方案中，天然组织在该结构内生长，以努力使移植物适当密封至周围的天然组织，从而避免移植物在手术后迁移和渗漏。细胞渗透不会发生在过小的孔中，例如5微米或以下的孔。太大的孔，例如1毫米或更大的孔，会经历细胞渗透，但是孔内部太大，以至于分泌的细胞外基质(ECM)不能完全填充，因此组织-移植物界面渗漏且粘附不良。已知细胞类型最佳地在特定尺寸范围和形状的孔中迁移、保持活力、增殖、分化、分泌ECM并产生成熟组织。孔、纤维和表面的织构、图案和排列也发生类似的细胞行为。例如，成骨细胞的骨再生最好发生在150-350微米的孔径，而软骨细胞的软骨再生最好发生在50-250微米的孔径。除了细胞水平，当考虑组织水平的移植物锚定时，当植入物被设计成具有合适的孔隙率、孔径和表面粗糙度以用于骨组织向内生长时，例如600微米的孔径和65％的孔隙率时，在最短的持续时间内最好地实现矫形植入物和周围骨组织之间的固定。对于外周轴突，再生最好发生在200-750微米的长孔中，而轴突向内生长和向外生长只需要20-70微米的孔。通过内皮细胞和周皮细胞的血管再生在导向排列结构线索、小于60微米的小孔径和小于50微米的小孔间距的情况下最佳。较高的孔径与内皮细胞尺寸的比率导致较成功的细胞迁移和侵袭。心血管平滑肌细胞最好在孔径为40-150微米的支架上培养。因此，示例性实施方案可用于提供具有不同特性的工程织物，例如，改变织品内的孔隙率并产生天然细胞可渗透的开放空间。

如图1所示，改变织品构造的密度可以减少或增加所述织物中的材料量，这反过来提供了在织物的某些区域打开孔隙率的能力，以允许组织可以在其中生长的纱线之间有较大的空间。

在一个实施方案中，密度通过引纬的逐渐减少(即深至浅(ombre)技术)而改变，从而逐渐增加孔的尺寸。织物随后用再生材料涂覆，优选PGS，以产生不透水的复合材料，如图3所示。通过在指定区域引入与永久性材料(例如聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET))组合的可吸收生物材料(例如聚乙醇酸(PGA))纱线或再生材料纱线(例如PGS纱线)，可以随着时间的推移调节孔隙率。在使用可吸收材料和非可吸收材料两者的实施方案中，所述可吸收材料被身体及时再吸收，这在该材料曾经所在的地方产生开口。在一些实施方案中，在特定区域使用再生纱线可以促进身体不仅吸收材料，而且通过促进内皮增生来生长天然组织。

在一个实施方案中，多种可吸收材料可以与非可吸收材料组合使用，例如在织物形成期间以预定方式将第一可吸收材料的纱线编织散布在非可吸收的纱线之间，随后在形成复合织物时用第二可吸收材料涂覆裸织物。例如，在植入后，可吸收的涂层材料，例如PGS涂层，可以在几周内被身体再吸收，这允许在手术后的初始恢复期间在植入物的大面积上向内生长，同时较缓慢地再吸收的不同可吸收材料的纱线，例如PGA，可以在织物内提供孔隙率缓慢增加的区域，这允许组织持续向内生长一至两年或更长时间。剩余的非可吸收材料最终为组织生长提供了永久的支架。

在示例性实施方案中，不仅孔隙率在移植物的指定区域内变化，生物可吸收材料也在移植物的近端和远端区域内被引入。整个移植物可以进一步用再生材料涂覆以最小化炎症。再生涂层也使这种复合材料具有暂时不透水的特性。例如，所述复合材料可以保持不透水4至6周，或者根据需要更长或更短，以便有足够的时间用于组织再生。所述复合材料充当支架，以在指定的生物可吸收区域中提供结构用于细胞在移植物上以及穿过所述移植物生长。孔隙率的持续增加也可能增强营养物质和生长因子向受影响区域的流动。

在一个实施方案中，复合移植物在同一编织结构中使用变化密度的技术，以及将可吸收的和/或再生的纤维引入较大孔隙率的区域，以将另一水平的细胞生长整合添加到构造中，如图6所示。随着斯藤特氏移植物内的生物材料开始降解，天然细胞通过移植物整合并粘附到组织壁，从而减少了密封失败和在脉管系统内移位的机会。

图5描述了具有第一构造的中心区域的编织管状复合移植物的实施方案。在图5的实施例中，所述第一构造是平纹编织构造。所述编织移植物包括由第二构造形成的远端区域。在图5的实施例中，所述远端区域可以是纱罗、模纱或偏转纬纱构造。纱线密度在远端区域内变化。在图5的实施例中，纱线密度在远离中心区域的方向上降低。类似地，对于远端区域，近端区域由第三构造形成。在图5的实施例中，所述近端区域可以是纱罗、模纱或偏转纬纱构造。纱线密度在近端区域内变化。在图5的实施例中，纱线密度在远离中心区域的方向上降低。所述第二和第三构造可以相同或不同。

可吸收的纱线可以以变化的或恒定的密度插入图5的管状织物的经纱或纬纱中。例如，在中心区域和远端区域的边界处，可吸收的纱线可以插入纬纱中，每十根纬纱替换非可吸收的纱线一次。插入的速率可以在整个区域内变化，以例如导致在织物的边缘处，每三根纬纱，非可吸收的纱线替换非可吸收的纱线一次。插入速率可以在该区域的长度上保持恒定、线性增加或减少、或者非线性增加或减少。在一些实施方案中，插入速率在较靠近远端和近端边缘处增加。

促进目标细胞生长的另一实施方案是通过使用至少两种不同的编织结构来改变表面的形貌，如图4所示。在一个实施方案中，移植物的中心可以具有较平坦的形貌，例如平纹编织，在平纹编织中，在单层编织结构中不存在那么多的凸起和凹陷。相反，向内生长的目标区域可以使用具有凹坑的可变的/起伏的表面，一旦涂覆，凹坑将填充再生材料。一种技术包括偏转纬纱编织结构的形成，如图8所示。涂覆后，这种编织的凹陷在涂覆过程中在特定区域形成再生材料池。这些池反过来可以提供促进细胞生长和移植物与组织壁的附着的位点。

所述池的目标尺寸可以匹配组织功能单元的尺寸。功能单元被定义为一个组织在仍保持其功能和特性的同时所能达到的最小规模。或者，池的目标尺寸与对于特定细胞类型的向内生长最佳的尺寸相匹配。或者，池的目标尺寸被设计成包含和/或释放限定量的营养物、抗氧化剂、氧、趋化剂、生长因子、任何生物活性小分子或生物活性大分子，和/或任何非活性成分，如图7所示。

在一个实施方案中，复合移植物可以通过组合至少两种编织结构并通过引纬将可吸收的生物材料引入近端和远端区域而形成。在一些实施方案中，引纬在整个区域是不一致的，从而促进特定区域的细胞生长，如图6所示。可吸收的材料可以以不同的频率被插入整个织物以促进向内生长。可替代地或附加地，每英寸经纱数和/或每英寸纬纱数可以变化，以改变近端和远端区域中移植物的各区域的密度，从而增加孔尺寸，这可以通过具有不同组织构造的区域来实现，如图9所示。

另一实施方案可以在两种不同的编织结构剖面之间使用线性成形，这可以在移植物主体和表面向内生长之间产生更强的结合。线性成形如图10所示。图10是编织管状复合可植入织物的实施例。在图10的实施例中，所述织物包括第一构造的中心区域。在图10的实施例中，所述第一构造是由20旦尼尔经纱和20旦尼尔纬纱形成的双层平纹编织构造。所述中心区域的长度约为250毫米。所述织物还包括远端和近端区域，其具有平纹编织和经面斜纹编织交替的构造。所述构造由20旦尼尔经纱和20旦尼尔纬纱形成。所述编织变化增加了织物的表面剖面，并且可以促进植入后组织向内生长的增加。所述远端和近端区域的长度各约为80毫米。中心区域与远边和近边区域之间的边界可以额外具有线性成形，以增加移植物主体和组织向内生长之间的结合强度。

在示例性实施方案中，当涂覆低剖面织物结构(例如，厚度约为60微米或更小的裸织物)时，可以使用弹性聚合物，其随着织物伸长并保持其低透水性特征。所述弹性涂层保持其完整性，同时符合响应身体内部运动和脉动的独特几何形状。

在一些实施方案中，弹性纤维也可以整合到织物中以增强脉动行为。在一些实施方案中，所述弹性纤维可以包括聚氨酯(PU)、薇乔(vicryl(polyglactin910))或聚己内酯(PCL)。所述弹性纤维可以整合到织物的经纱或纬纱中。

在一些实施方案中，所述涂层可以由细胞增殖促进材料组成，其例如PGS/营养物/氨基酸/柠檬酸加合物聚合物，其被配制以增强细胞增殖、存活、分化、愈合及其组合。

在一个实施方案中，编织移植物形成为设计成植入哺乳动物体内的编织管状织品。特别地，所述移植物被设计用于植入人类患者。在一个实施方案中，所述移植物是连续编织管状元件。

如下面进一步讨论的，移植物被形成为使得织品沿着移植物的至少一部分长度具有纱线密度梯度。在一个实施方案中，移植物中经纱的每英寸经纱数沿着移植物的长度变化。这样，例如移植物的孔隙率和柔性的特征可以沿着移植物的长度定制，以促进组织向内生长。所述移植物可以由许多天然或合成纤维中的任何一种形成。

可以使用多于一种类型的纱线作为经纱或纬纱。所述纬纱可以与所述经纱不同。另外，可以使用多于一种类型的纬纱。在一些实施方案中，所述经纱和纬纱包括再生纱线和非再生纱线的组合。在一个实施方案中，所述经纱和纬纱包括聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)纱线，聚癸二酸甘油酯(PGS)纱线以预定方式散布在其中。所述纱线可以是单丝或多丝。在一个实施方案中，所述聚酯纤维包括1/40/27/12Z PET多丝纤维。

在一个实施方案中，所述移植物是形成为平织管状织物的无缝内腔。所述编织可以是多种编织中的任何一种，其包括但不限于平纹、方平纹和斜纹编织。在一些实施方案中，所述移植物由形成扁平管状结构的平纹双层织物形成。编织图案的特征可以根据移植物的应用而变化。然而，在一个实施方案中，移植物形成为使得壁基本上不渗透流体，使得移植物形成沿其长度基本上不渗透流体的内腔，所述内腔具有入口和出口。例如，当用于血管应用时，移植物的壁基本上不渗透血液，从而移植物形成导管，所述导管允许血液沿着移植物的轴线流动，同时阻止血液通过移植物的侧壁泄漏。

为了提供流体密封的织物，所述织品在每个面在约100-200个每英寸纬纱数(“PPI”)处包括约150-350个每英寸经纱数(“EPI”)。由于平织管包括两个面，因此移植物的总经纱数在约200-400PPI处为约300-700个经纱。更具体地，所述织品可以在每个面在125-175PPI处包含约200-300EPI。在目前的情况下，所述织品在每个面在约150PPI处包含约225-275EPI。

在一些实施方案中，所述移植物在被配置成生产平纹编织双层织物的织机上编织。所述织机可以是多种类型中的任何一种，其包括但不限于提花织机、圆织机或多臂织机。在一个实施方案中，所述移植物是在多臂织机上生产的。所述织机包括多个通丝，所述通丝用于控制多个控制经纱的综线。

当使用多臂织机时，每个通丝控制第一位置和第二位置(例如上升位置和下降位置)之间的多个综线。通丝的数量可以根据移植物的尺寸和配置而变化。在目前的情况下，所述织机使用二十个通丝。

经纱从通丝穿过具有多个槽或筘齿的筘。所述筘可以是直筘或锥形筘。在一个实施方案中，所述筘是锥形筘，使得所述筘从第一宽度向下逐渐变窄到比第一宽度窄的第二宽度。具体地，所述所述筘在所述筘的上端最宽而在所述筘的下端最窄。特别地，直筘的筘齿在整个筘的宽度上间隔开，使得每个筘齿的宽度基本相同。锥形筘的筘齿从筘的顶部到底部逐渐变窄，从而筘齿在筘的顶部最宽而在底部最窄。或者，所述筘可以倒置，使筘齿和筘在底部最宽而在顶部最窄。

筘的位置由控制器控制，所述控制器可操作地向上或向下选择性地移动所述筘，以改变编织织品的每英寸经纱数。具体地，向上移动筘会向内拉动或挤压经纱，如果经纱数目保持恒定，织品的每英寸经纱数就会增加。类似地，向下移动筘会向外拉动经纱，如果经纱数目保持不变，织品的每英寸经纱数就会减少。或者，当使用直筘时，每英寸经纱数可以随着经纱数沿织品长度的增加和/或减少而变化。控制器可以根据许多变量来控制筘移动的时机和速率，所述变量包括但不限于：移植物的配置、所需的密度以及脱落经纱的数目和时机。

所述织机还包括一个或多个用于将纬纱编织到经纱上的梭子。当形成单腔移植物时，可以使用单个梭子。当形成多腔移植物时，可以如下文进一步讨论的使用多个梭子。

梭子穿过经纱的每一次通过都包括纬纱。当编织双层织物以形成管状结构时，梭子的来回通过完成两条纬纱线，其形成围绕管状织品圆周的单一连续丝线。当梭子向前移动时，它在织品的正面上编织纬纱线。当梭子返回时，它在织品的背面上编织纬纱线。通过梭子的每一次前进通过和返回通过后升高和降低经纱，来自梭子的纬纱从正面到背面连续地编织，而没有间断或接缝。

梭子编织纬纱后，织机将筘移向织口以击打织品。编织织品的前缘连接到卷取辊上，从而在织品完成时，将织品连续卷绕到卷取辊上。卷取辊还保持经纱上的张力，以便经纱处于适当的张力下来编织织品。例如，随着编织过程的继续，卷取辊可以有规律地旋转。随着卷取辊的旋转，编织材料被卷绕到卷取辊上，从而向经纱施加张力。

如上所述，为了编织织品，控制器控制通丝、筘和梭子的运行以编织形成移植物的织品。

例如，为了形成变化密度的双层编织，用于从编织上脱落纱线的图案可以沿编织织品长度根据所需密度变化。特别地，可以控制脱落的纱线的位置，使得脱落的纱线基本上同时从编织中全部去除。或者，可以逐渐去除脱落的纱线。

例如，脱落的纱线可以分组去除。脱落的纱线的总数可以分为两组或多组脱落的纱线。在沿着编织织品的长度的特定点处，可以控制第一组脱落的纱线，使得第一组脱落的纱线不与纬纱编织。

在所有脱落的纱线从编织图案脱落之后，编织可以继续编织原纱。结果是具有至少两个部分的平织管状织物：其中将原纱和脱落的纱线编织在织品中的第一部分；其中编织原纱而没有脱落纱线的第二部分。这样，脱落的纱线在第一部分中与纬纱交织，但是在第二部分中在编织图案之外。

脱落的纱线可以以与如上所述的纱线从编织脱落的相似的方式被加回到编织中。换句话说，将脱落的纱线加回到编织中的过程可以通过颠倒用于将脱落的纱线脱落的过程来进行。另外，如果需要，在将脱落的纱线加回到编织中的同时，控制器可以控制筘以增加筘齿的宽度，穿过所述筘齿经纱被拉伸。在一个实施方案中，可以控制脱落的纱线和筘，从而以与上述过程相反的方式编织移植物。这样，所述编织过程形成了具有从低到高、然后从高到低的密度梯度的移植物。这一过程对经纱的长度重复进行，以产生一系列的移植物，其中所述编织在首先编织最致密部分和首先将纱线脱落至编织最不致密部分并添加纱线之间交替进行。

在将纱线加回以使织品与第一部分一样致密后，所述编织可能无法达到最佳的一致性以提供移植物所需的均匀光滑的壁表面。然而，通过在纱线加回后继续以大致均匀的密度编织织品，编织过程通常稳定成均匀编织的织品，所述织品提供移植物所需的均匀光滑的壁表面。因此，在第一移植物的末端和下一个移植物的开端之间，过渡部分延伸超过编织部分的长度，在所述编织部分中，纱线被加回到织网中。

如前所述，在示例性实施方案中，通过改变编织结构、通过去除末端和/或去除投纬、和/或通过在指定区域引入与永久性材料(例如聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET))组合的可吸收生物材料的纱线(例如聚乙醇酸(PGA))或再生材料纱线(例如PGS)来控制孔隙率。

在示例性实施方案中，不仅孔隙率在移植物的指定区域内变化，生物可吸收材料也被引入移植物内。在示例性实施方案中，整个移植物涂覆有生物可吸收材料，以最小化炎症并促进特定区域的组织再生的时机，同时产生不透水的超低剖面复合材料。

由本文所述的材料和技术生产的织物主要用于血管内应用，例如直的或分叉的编织可植入移植物；血管内动脉瘤修复(EVAR)和经导管主动脉瓣置换(TAVR)手术，但也可用于各种其他应用，包括疝气修补、泌尿学、尿失禁、隆胸；涂层编织缝合线和系链，所有这些均为示例。

虽然已经参考一个或多个实施方案描述了本发明，但是本领域技术人员将理解，可以进行各种改变，并且可以在不脱离本发明范围的情况下用等同物代替其要素。另外，在不脱离本发明的实质范围的情况下，可以做出许多修改以使特定情况或材料适应本发明的教导。因此，意图是本发明不限于作为预期用于实现本发明的最佳模式而公开的特定实施方案，而是本发明将包括落入所附权利要求的范围内的所有实施方案。另外，在详细说明中标识的所有数值应被解释为精确值和近似值均被明确标识。

Claims

1.一种可植入编织织物，其包括：

连续长度的编织织物，所述编织织物具有公共面的第一区域和第二

区域；

所述第一编织区域在经纱中具有第一每英寸经纱数，在纬纱中具有

第一每英寸纬纱数，以限定第一密度；

所述第二编织区域在经纱中具有第二每英寸经纱数，在纬纱中具有

第二每英寸纬纱数，以限定不同于第一密度的第二密度；

生物可吸收涂层，其覆盖第一和第二编织区域以形成复合织物，其中所述第一编织区域和第二编织区域的编织构造相同。

2.权利要求1的织物：

其中第一每英寸经纱数和第二每英寸经纱数相同；并且

其中第一每英寸纬纱数和第二每英寸纬纱数不同。

3.权利要求1的织物，其还包含在所述第一编织区域和第二编织区域之间的过渡区域中的纬纱梯度。

4.权利要求1的织物，其中所述织物的厚度小于100微米。

5.权利要求1的织物，其中所述编织构造是平纹编织、斜纹编织、经罗纹编织、纬罗纹编织、纱罗编织、偏斜纬纱编织或模纱编织。

6.权利要求5的织物，其中所述编织构造是纬罗纹编织。

7.权利要求1的织物，其中所述织物在经纱中包括聚对苯二甲酸乙二醇酯纱线。

8.权利要求1的织物，其中所述聚对苯二甲酸乙二醇酯纱线的旦尼尔为15旦尼尔至50旦尼尔。

9.权利要求1的织物，其中所述织物在纬纱中包括可吸收纱线。

10.权利要求1的织物，其中所述织物呈现小于500毫升/分钟/厘米²的透水性。

11.权利要求1的织物，其中所述织物呈现小于5毫升/分钟/厘米²的透水性。

12.权利要求1的织物，其中所述织物在至少一个区域内呈现10微米至800微米的平均孔径。

13.权利要求1的织物，其中所述生物可吸收涂层选自由以下组成的组：聚己内酯(PCL)、聚乳酸(PLA)、聚乙醇酸(PGA)、聚乳酸-羟基乙酸共聚物(PLGA)、聚癸二酸甘油酯(PGS)、赖氨酸-聚癸二酸甘油酯(KPGS)、聚癸二酸甘油酯氨基甲酸乙酯(PGSU)、掺入氨基酸的PGS，及其组合。

14.一种可植入编织织物，其包括：

区域；

由第一编织构造形成的第一编织区域；

由第二编织构造形成的第二编织区域；

其中所述第一编织区域的编织构造与所述第二编织区域的编织构造不同。

15.权利要求14的织物：

其中所述第一编织构造选自由以下组成的组：平纹编织、斜纹编织、经罗纹编织、纬罗纹编织、纱罗编织、以及模纱编织；且

其中所述第二编织构造选自由以下组成的组：平纹编织、斜纹编织、经罗纹编织、纬罗纹编织、纱罗编织、偏斜纬纱编织以及模纱编织。

16.权利要求15的织物，其中所述第一编织构造是平纹编织且所述第二编织构造是纬罗纹编织。

17.权利要求14的织物，其还包含覆盖所述织物的生物可吸收涂层，所述涂层选自由以下组成的组：聚己内酯(PCL)、聚乳酸(PLA)、聚乙醇酸(PGA)、聚乳酸-羟基乙酸共聚物(PLGA)、聚癸二酸甘油酯(PGS)、赖氨酸-聚癸二酸甘油酯(KPGS)、聚癸二酸甘油酯氨基甲酸乙酯)(PGSU)、掺入氨基酸的PGS，及其组合，从而形成复合织物。

18.权利要求17的织物，其中所述复合织物呈现小于5毫升/分钟/厘米²的透水性。

19.权利要求14的织物，其还包含覆盖所述织物的涂层以形成复合织物，所述复合织物的厚度小于100微米且具有小于5毫升/分钟/厘米²的透水性。

20.权利要求14的织物，其中所述织物在至少一个编织区域内呈现10微米至800微米的平均孔径。

21.权利要求14的织物，其中所述织物在经纱中包括聚对苯二甲酸乙二醇酯纱线。

22.权利要求14的织物，其中所述聚对苯二甲酸乙二醇酯纱线的旦尼尔为15旦尼尔至50旦尼尔。

23.权利要求14的织物，其中所述织物在纬纱中包括可吸收纱线。