CN116549170A - 人工血管和人工血管的制备方法 - Google Patents
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Abstract
本申请提供了一种人工血管和人工血管的制备方法，其中，人工血管包括压电管和支撑管，压电管具有血流通道，压电管能够在血流通道内的血流压力下发生周期性的机械运动以产生电流，支撑管设在压电管的外侧。本申请中压电管受到血流压力而激发自身的压电效应，从而释放电信号，进而可以促进血管再生，有助于解决人工血管容易发生血栓、内膜增生，再生性能差等问题，使得压电管与支撑管构成的人工血管具有抗氧化、抗炎、自发电多重功效于一体的优异性能。
Description
技术领域
本申请涉及生物医学技术领域，特别地涉及一种人工血管和一种人工血管的制备方法。
背景技术
近年来，心血管疾病的发病率逐渐增加，目前治疗心血管疾病的主要方法是血管移植，自体的静脉和动脉移植无疑是最佳选择，然而，由于患者自身条件的原因，严重限制了传统的移植手术。
目前，为了满足需求，常采用合成血管来进行移植，合成血管是一种修复和替代病变血管的假体，是一种非来源于自然器官和组织的血管代用品，亦称为人造血管。其在临床上主要用于手术切除病变血管段后直接将其移植于血管缺失部位，亦可在某些情况下保留病变血管以人工血管重新建立新的旁路血流通道。
然而，由于人体血管结构包括内膜、中膜和外膜三层，而现有的合成血管大多为单层结构，且存在抗血栓能力差、新内膜增生造成的再狭窄、渗血等问题，难以满足需求。
发明内容
为了解决或至少部分地解决上述技术问题，本申请提供了一种人工血管，包括：
压电管，压电管具有血流通道，压电管能够在血流通道内的血流压力下发生周期性的机械运动以产生电流；
支撑管，设在压电管的外侧。
本申请的人工血管包括压电管和支撑管，支撑管设在压电管的外侧，压电管和支撑管形成中空双层结构，能够很好地模拟人体血管的多层结构，在结构和功能上更加贴近人体天然血管。其中，压电管具有血流通道，血流通道用于血液流通。压电管采用生物压电材料制得，生物压电材料具有将机械信号转变为电信号的特性。血液流通在血流通道中，血流压力发生变化时，压电管受到血流压力而激发自身的压电效应，从而释放电信号，进而可以促进血管再生，有助于解决人工血管容易发生血栓、内膜增生，再生性能差等问题，使得压电管与支撑管构成的人工血管具有抗氧化、抗炎、自发电多重功效于一体的优异性能，与此同时，支撑管为压电管提供机械支撑，避免人工血管周围组织黏附卡压，能够扩大人工血管的适用范围。
优选地，血流通道包括至少一个流入口和至少一个流出口。
优选地，至少一个流入口包括第一流入口，至少一个流出口包括第一流出口，第一流入口的口径与第一流出口的口径相等。
优选地，至少一个流入口包括第二流入口，至少一个流出口包括第二流出口，第二流入口的口径与第二流出口的口径不相等。
优选地，至少一个流入口中任一个流入口的口径大于等于0.2mm，小于等于70mm。
优选地，至少一个流出口中任一个流出口的口径大于等于0.2mm，小于等于70mm。
优选地，压电管的管厚与支撑管的管厚之和大于等于0.2mm，小于等于0.3mm。
优选地，沿着血流通道的延伸方向，压电管的长度大于等于2cm，小于等于10cm。
优选地，沿血流通道的延伸方向，压电管的长度与支撑管的长度相等。
优选地，支撑管与压电管的外表面的至少一部分连接。
优选地，压电管包括聚氨酯管、L-酪氨酸管或γ-甘氨酸管。
优选地，支撑管包括聚己内酯管。
本申请还提供了一种人工血管的制备方法，包括：
将第一预设量的生物压电材料置于DCM和DMF的混合溶剂中超声处理，获得第一混合溶液；
将第二预设量的聚己内酯溶于第一混合溶液中，获得第二混合溶液；
将塑料棒置于第二混合溶液进行初次纺丝处理，以在塑料棒上形成压电层；
将具有压电层的塑料棒置于聚己内酯溶液中进行再次纺丝处理，在压电层上形成支撑层；
将压电层和支撑层构成的人工血管从塑料棒上取下。
本申请中的人工血管的制备方法，采用生物压电材料、DCM和DMF制备获得第一混合溶液，生物压电材料用于形成压电层，生物压电材料具有将机械信号转变为电信号的特性。血液流通在血流通道中，血流压力发生变化时，压电管受到血流压力而激发自身的压电效应，从而释放电信号，进而可以促进血管再生，有助于解决人工血管容易发生血栓、内膜增生，再生性能差等问题。
在后续的制备过程中，将具有压电层的塑料棒再置于单独由聚己内酯形成的溶液中，此时，聚己内酯用于形成支撑层，支撑层能够为压电层提供机械支撑，避免人工血管周围组织黏附卡压，能够扩大人工血管的适用范围。
也就是说，压电层和支撑层构成的人工血管具有抗氧化、抗炎、自发电多重功效于一体的优异性能，人工血管呈中空双层结构，能够很好地模拟人体血管的多层结构，在结构和功能上更加贴近人体天然血管。
值得说明的是，DCM为二氯甲烷，是不可燃低沸点溶剂，常用来代替易燃的石油醚、乙醚等，并可用作牙科局部麻醉剂、制冷剂和灭火剂等。DMF为二甲基甲酰胺，是优良的有机溶剂和重要的化工原料。二甲基甲酰胺可广泛的用作聚氨酯、聚丙烯腈和聚氯乙烯等具有强大的分子引力的聚合物的溶剂。
优选地，在初次纺丝处理过程中，控制电压大于等于14kV且小于等于16kV，负压大于等于-1.0kV且小于等于2.0kV，湿度大于等于70％且小于等于80％，接收距离大于等于2cm且小于等于10cm，推进速度大于等于2.0ml/h且小于等于2.5ml/h，塑料棒的转速大于等于10转/分且小于等于15转/分；
在再次纺丝处理过程中，控制塑料棒的转速大于等于40转/分并小于等于50转/分，负压大于等于-0.5kV且小于等于1.0kV。
附图说明
为了更清楚地说明本申请的实施方式，下面将对相关的附图做出简单介绍。可以理解，下面描述中的附图仅用于示意本申请的一些实施方式，本领域普通技术人员还可以根据这些附图获得本文中未提及的许多其他的技术特征和连接关系等。
图1为本申请的一个实施例中人工血管的结构示意图。
图2为本申请的另一个实施例中人工血管的结构示意图。
图3为本申请的又一个实施例中人工血管的结构示意图。
图4为本申请的再一个实施例中人工血管的结构示意图。
图5为本申请中一个实施例中人工血管在不同血流压力下的结构示意图。
图6为本申请中一个实施例中人工血管的制备方法的流程图。
图中的附图标记及名称如下：
100、人工血管；
110、压电管；111、流入口；112、流出口；
120、支撑管。
具体实施方式
下面将结合本申请实施例中的附图，对本申请实施例中的技术方案进行详细说明。
本申请的发明人发现，相关技术中合成血管大多为单层结构，且存在抗血栓能力差、新内膜增生造成的再狭窄、渗血等问题，难以满足需求。
有鉴于此，参考下图1至图5，本申请提供了一种人工血管100，有助于解决人工血管100容易发生血栓、内膜增生，再生性能差等问题。
实施方式一
本申请的第一实施方式提出了一种人工血管100，如图1至如5所示，人工血管100包括压电管110和支撑管120，压电管110具有血流通道，压电管110能够在血流通道内的血流压力下发生周期性的机械运动以产生电流。支撑管120设在压电管110的外侧。
本申请的人工血管100包括压电管110和支撑管120，支撑管120设在压电管110的外侧，压电管110和支撑管120形成中空双层结构，即人工血管100包括由内向外的两层，因而能够很好地模拟人体血管的多层结构，在结构和功能上更加贴近人体天然血管。
其中，压电管110具有血流通道，血流通道用于血液流通。压电管110采用生物压电材料制得，生物压电材料具有将机械信号转变为电信号的特性。血液流通在血流通道中，血流压力发生变化时，压电管110受到血流压力而激发自身的压电效应，从而释放电信号，电信号能够促进血管再生，比如，电信号能够促进血管内皮细胞、平滑肌细胞增殖，从而促进血管再生，有助于解决人工血管100容易发生血栓、内膜增生，再生性能差等问题，使得压电管110与支撑管120构成的人工血管100具有抗氧化、抗炎、自发电多重功效于一体的优异性能。
与此同时，支撑管120为压电管110提供机械支撑，避免人工血管100周围组织黏附卡压，能够扩大人工血管100的适用范围。
值得说明的是，如图5中(b)所示，当人工血管100处于收缩压时，血液挤压压电管110，压电管110处应力变大，压电管110发生收缩形变，吸附于血流通道内的正电荷逃离压电管110。如图5中(a)所示，当人工血管100处于舒张压时，血液挤压压电管110的力变小，压电管110产生舒张形变，血液中的正电荷向压电管110处移动，人工血管100在每一次舒张压和收缩压的交替下，都会释放相应的电信号。
本申请中采用生物压电材料制备的压电管110，可以将血流压力提供的机械刺激转变为电刺激，不需要外部电极即可释放电信号，压电管110的铁电性引起的负电势静电排斥具有电负性的血小板和红细胞，可以有效抑制血栓形成。当人工血管100植入体内后，血液流动以及血管搏动激发压电管110的压电效应，从而产生电信号，有效促进血管内皮细胞、平滑肌细胞增殖，促进血管再生的同时，还能够抑制血栓形成。
在一个具体的实施例中，进一步地，如图1至如4所示，血流通道包括至少一个流入口111和至少一个流出口112。
在该实施例中，血流通道包括流入口111和流出口112，血液经由流入口111进入后由流出口112流出。其中，流入口111的数量为至少一个，流出口112的数量为至少一个，即血流通道可以呈一进一出结构、一进多出结构、多进一出结构或者多进多出结构。需要说明的是，“进”是指血流流入，“出”是指血流流出。至少一个流入口111和至少一个流出口112能够形成多样化的血流通道，从而适应多样化需求，扩大人工血管100的适用范围。具体地，根据人工血管100的移植位置不同而选择合适的流入口111、流出口112数量，能够更方便地起到桥接作用。
换而言之，人工血管100可以包括主路和支路，支路可以设在主路的任意位置，方便多部位吻合。
具体地，支路的数量可以为一个或多个，根据实际需求设置即可。
在一个具体的实施例中，进一步地，如图3所示，至少一个流入口111包括第一流入口，至少一个流出口112包括第一流出口，第一流入口的口径与第一流出口的口径相等。
在该实施例中，至少一个流入口111包括第一流入口，至少一个流出高包括第一流出口，第一流入口的口径和第一流出口的口径相等，即对于人工血管100而言，其为两端口径相同的结构，适合血管残端尺寸相同的使用场景。
值得说明的是，“口径”是指器物圆口的直径。即流入口111为圆形口，圆形口的直径即为流入口111的口径。对于流出口112而言，流出口112为圆形口，圆形口的直径即为流出口112的口径。
在一个具体的实施例中，进一步地，如图1、图2和图4所示，至少一个流入口111包括第二流入口，至少一个流出口112包括第二流出口，第二流入口的口径与第二流出口的口径不相等。
在该实施例中，至少一个流入口111包括第二流入口，至少一个流出口112包括第二流出口，第二流入口的口径与第二流出口的口径不相等，即对于人工血管100而言，可以采用两端口径差异化设计，用来匹配不同的供受区需求，具体地，人工血管100为两端口径不同的结构，能够解决供受区血管管径不匹配的问题，适合血管残端尺寸不同的使用场景，降低手术难度，扩大手术应用推广。
实施方式二
本申请发明人发现，人工血管100的流入口111、流出口112的口径，人工血管100的管壁厚度以及人工血管100的长度范围也尤为重要，合理的尺寸限定能够起到事半功倍的效果，能够进一步保证人工血管100的整体性能。
为此，本申请发明人本申请的第二实施方式提出了一种改进的人工血管100，其主要改进点在于原先的基础上，对于人工血管100的各类尺寸参数做出具体说明。
在本申请的实施例中，优选地，至少一个流入口111中任一个流入口111的口径大于等于0.2mm，小于等于70mm。
进一步地，至少一个流出口112中任一个流出口112的口径大于等于0.2mm，小于等于70mm。
在该实施例中，流入口111的口径、流出口112的口径分别满足上述尺寸范围，满足血液流动需求，也不会对压电管110、支撑管120的制备造成过大的制备困难。
其中，当流入口111的数量为多个时，多个流入口111的口径可以完全相同，也可以完全不同，也可以不完全相同，根据实际需求相应设置即可。
同样地，对于流出口112而言，当流出口112的数量为多个时，多个流出口112的口径可以完全相同，也可以完全不同，也可以不完全相同，根据实际需求相应设置即可。
进一步地，压电管110的管厚与支撑管120的管厚之和大于等于0.2mm，小于等于0.3mm。
在该实施例中，压电管110的管厚与支撑管120的管厚之和，即为人工血管100的管厚，人工血管100的管厚满足上述范围，不能令人工血管100的管厚过小，会对人工血管100的制备造成较大困难，也不能令人工血管100的管厚过大，防止管厚过大而可能增加血管移植手术难度。
此外，当人工血管100的管厚在合适的范围内时，则能够确保人工血管100的柔性，以助于人工血管100在实际手术过程中调整形态。
进一步地，沿着血流通道的延伸方向，压电管110的长度大于等于2cm，小于等于10cm。
在该实施例中，压电管110的长度是指血液在压电管110形成的血流通道内部的流动长度。压电管110的长度不能过长或过短，避免对人工血管100的制备造成较大困难，此外，如果压电管110的长度过短，那么会直接增加血管移植手术的难度。
实施方式三
本申请发明人发现，当压电管110与支撑管120的连接方式不够合理时，会直接影响人工血管100的结构稳定性。
为此，本申请的第三方面的实施例对于压电管110与支撑管120的具体连接方式进行优化设计，令支撑管120可以为压电管110提供稳定的机械结构支撑，同时又不会影响压电管110在机械刺激下产生电信号。
在本申请的实施例中，沿血流通道的延伸方向，压电管110的长度与支撑管120的长度相等，即压电管110处处都会有对应的支撑管120为其提供机械结构支撑，对于人工血管100整体而言，结构稳定性更加突出。
进一步地，支撑管120与压电管110的外表面的至少一部分连接。
具体地，支撑管120可以覆盖在压电管110的整个外表面上，即压电管110的外表面均与支撑管120的内壁接触，连接可靠性高。
或者是，支撑管120的一部分与压电管110的外表面的一部分接触，通过局部支撑来形成机械结构支撑，而支撑管120的另一部分与压电管110的外表面的另一部分之间具有间隙，二者的局部未接触，能够更好地允许压电管110在机械刺激下产生电信号。
实施方式四
本申请发明人发现，当压电管110、支撑管120的选材不合理时，容易导致人工血管100成本过高，且会直接影响人工血管100的结构稳定性。
为此，本申请的第四方面的实施例对于压电管110与支撑管120的具体选材进行优化设计，在满足人工血管100使用需求的前提下，尽可能地节省物料成本。
在本申请的实施例中，压电管110包括聚氨酯管、L-酪氨酸管或γ-甘氨酸管，其中，聚氨酯管、L-酪氨酸管或γ-甘氨酸管均具有生物安全性较高的特点。
进一步地，支撑管120包括聚己内酯管，聚己内酯管不仅能够位压电管110提供机械结构支撑，与此同时，聚己内酯管还具有抗炎抗氧化功能，良好的生物相容性、慢的降解速率和良好的力学特性，在血管组织工程领域应用广泛，从而实现人工血管100双层抗氧化、抗炎功能，满足临床需求。
具体地，聚己内酯管可以采用聚己内酯经同轴静电纺丝技术制成，聚己内酯管具有良好的生物相容性，已获批准应用于医疗领域，其具有良好的机械性能，以承受组织内应力并支持血管再生。
实施方式五
如图6所示，本申请还提供了一种人工血管的制备方法，包括：
S102，将第一预设量的生物压电材料置于DCM和DMF的混合溶剂中超声处理，获得第一混合溶液；
S104，将第二预设量的聚己内酯溶于第一混合溶液中，获得第二混合溶液；
S106，将塑料棒置于第二混合溶液进行初次纺丝处理，以在塑料棒上形成压电层；
S108，将具有压电层的塑料棒置于聚己内酯溶液中进行再次纺丝处理，在压电层上形成支撑层；
S110，将压电层和支撑层构成的人工血管从塑料棒上取下。
本申请中的人工血管的制备方法，采用生物压电材料、DCM和DMF制备获得第一混合溶液，生物压电材料用于形成压电层，生物压电材料具有将机械信号转变为电信号的特性。血液流通在血流通道中，血流压力发生变化时，压电管受到血流压力而激发自身的压电效应，从而释放电信号，进而可以促进血管再生，有助于解决人工血管容易发生血栓、内膜增生，再生性能差等问题。
在后续的制备过程中，将具有压电层的塑料棒再置于单独由聚己内酯形成的溶液中，此时，聚己内酯用于形成支撑层，支撑层能够为压电层提供机械支撑，避免人工血管周围组织黏附卡压，能够扩大人工血管的适用范围。
也就是说，压电层和支撑层构成的人工血管具有抗氧化、抗炎、自发电多重功效于一体的优异性能，人工血管呈中空双层结构，能够很好地模拟人体血管的多层结构，在结构和功能上更加贴近人体天然血管。
值得说明的是，DCM为二氯甲烷，是不可燃低沸点溶剂，常用来代替易燃的石油醚、乙醚等，并可用作牙科局部麻醉剂、制冷剂和灭火剂等。DMF为二甲基甲酰胺，是优良的有机溶剂和重要的化工原料。二甲基甲酰胺可广泛的用作聚氨酯、聚丙烯腈和聚氯乙烯等具有强大的分子引力的聚合物的溶剂。
值得说明的是，生物压电材料包括聚氨酯、L-酪氨酸或γ-甘氨酸，其具有安全性较高的特点。
其中，以聚氨酯举例来说，将第一预设量的聚氨酯添加到DCM和DMF的混合溶剂中进行超声处理30min，使得聚氨酯均匀分散在溶剂体积中。优选地，DCM和DMF的比例为1:3～3:1。
其中，塑料棒是作为结构纤维的装置开始纺丝，塑料棒的直径可以采用1mm～3mm之间。
优选地，在初次纺丝处理过程中，控制电压大于等于14kV且小于等于16kV，负压大于等于-1.0kV且小于等于2.0kV，湿度大于等于70％且小于等于80％，接收距离大于等于2cm且小于等于10cm，推进速度大于等于2.0ml/h且小于等于2.5ml/h，塑料棒的转速大于等于10转/分且小于等于15转/分。在再次纺丝处理过程中，控制塑料棒的转速大于等于40转/分并小于等于50转/分，负压大于等于-0.5kV且小于等于1.0kV。
对于本领域技术人员而言，显然本申请不限于上述示范性实施例的细节，而且在不背离本申请的精神或基本特征的情况下，能够以其他的具体形式实现本申请。因此，无论从哪一点来看，均应将实施例看作是示范性的，而且是非限制性的，本申请的范围由所附权利要求而不是上述说明限定，因此旨在将落在权利要求的等同要件的含义和范围内的所有变化囊括在本申请内。不应将权利要求中的任何附图标记视为限制所涉及的权利要求。
Claims (10)
1.一种人工血管(100)，其特征在于，包括：
压电管(110)，所述压电管(110)具有血流通道，所述压电管(110)能够在所述血流通道内的血流压力下发生周期性的机械运动以产生电流；
支撑管(120)，设在所述压电管(110)的外侧。
2.根据权利要求1所述的人工血管(100)，其特征在于，
所述血流通道包括至少一个流入口(111)和至少一个流出口(112)。
3.根据权利要求2所述的人工血管(100)，其特征在于，
至少一个流入口(111)包括第一流入口，至少一个流出口(112)包括第一流出口，所述第一流入口的口径与所述第一流出口的口径相等。
4.根据权利要求2所述的人工血管(100)，其特征在于，
至少一个流入口(111)包括第二流入口，至少一个流出口(112)包括第二流出口，所述第二流入口的口径与所述第二流出口的口径不相等。
5.根据权利要求2所述的人工血管(100)，其特征在于，
至少一个所述流入口中任一个流入口(111)的口径大于等于0.2mm，小于等于70mm；和/或
至少一个所述流出口中任一个流出口(112)的口径大于等于0.2mm，小于等于70mm。
6.根据权利要求1至5中任一项所述的人工血管(100)，其特征在于，
所述压电管(110)的管厚与所述支撑管(120)的管厚之和大于等于0.2mm，小于等于0.3mm。
7.根据权利要求1至5中任一项所述的人工血管(100)，其特征在于，
沿着所述血流通道的延伸方向，所述压电管(110)的长度大于等于2cm，小于等于10cm。
8.根据权利要求1至5中任一项所述的人工血管(100)，其特征在于，
沿所述血流通道的延伸方向，所述压电管(110)的长度与所述支撑管(120)的长度相等。
9.一种人工血管的制备方法，其特征在于，包括：
将第一预设量的生物压电材料置于DCM和DMF的混合溶剂中超声处理，获得第一混合溶液；
将第二预设量的聚己内酯溶于所述第一混合溶液中，获得第二混合溶液；
将塑料棒置于所述第二混合溶液进行初次纺丝处理，以在所述塑料棒上形成压电层；
将具有所述压电层的塑料棒置于聚己内酯溶液中进行再次纺丝处理，在所述压电层上形成支撑层；
将所述压电层和所述支撑层构成的人工血管从所述塑料棒上取下。
10.根据权利要求9所述的人工血管的制备方法，其特征在于，
在所述初次纺丝处理过程中，控制电压大于等于14kV且小于等于16kV，负压大于等于-1.0kV且小于等于2.0kV，湿度大于等于70％且小于等于80％，接收距离大于等于2cm且小于等于10cm，推进速度大于等于2.0ml/h且小于等于2.5ml/h，所述塑料棒的转速大于等于10转/分且小于等于15转/分；
在所述再次纺丝处理过程中，控制所述塑料棒的转速大于等于40转/分并小于等于50转/分，负压大于等于-0.5kV且小于等于1.0kV。
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