一种多糖小口径人工血管的机械性质表征❋

李 辉， 姜晓蕾， 韩宝芹， 刘万顺

(中国海洋大学海洋生命学院， 山东 青岛 266003)



一种多糖小口径人工血管的机械性质表征❋

李 辉， 姜晓蕾， 韩宝芹， 刘万顺❋❋

(中国海洋大学海洋生命学院， 山东 青岛 266003)

本文对本实验室制备的小口径人工血管的机械性质进行了表征并与大鼠腹主动脉和犬股动脉进行了比较。人工血管的内径分别为1.5、2、3和4 mm,大鼠腹主动脉和犬股动脉内径分别为1.5和3 mm。人工血管的加压扩张内径与自然内径有显著性差异(P<0.05)；其吸水率均高于270%，内径越大，吸水率越高；其内表面材料致密，外表面材料的孔隙率是(96.24±3.99)%；其水渗透压均高于8.78 kPa，水渗透量均在低于2～3 mL·min-1·cm-2；其爆破压在532 KPa左右，均高于犬股动脉(P<0.05)；其纵向拉伸率均高于大鼠腹主动脉(P<0.05)，但低于犬股动脉(P<0.05)，断裂拉伸率均低于大鼠腹主动脉和犬股动脉(P<0.05)，其耐缝合强度均高于大鼠腹主动脉(P<0.05)，顺应性均低于犬股动脉(P<0.05)。基于上述信息，这种小口径人工血管能满足大鼠腹主动脉和犬股动脉血管置换的要求，但仍需改进。

人工血管； 小口径； 机械性质

人工血管的发展方向是寻找一种无血栓形成，减少内膜增生，并与天然血管机械性质相匹配的生物材料。人工血管材料包括包括天然血管、合成材料和天然生物材料。自体静脉是下肢搭桥手术的金标准，但超过30%的需要置换血管的病患由于血管疾病，肢体残缺等原因而没有适合的自体静脉进行手术[1-2]。一些学者将研究重点放在同种异体或异种异体来源的血管，它们有较好的机械性质，但必须将细胞除去以去除免疫源性和炎症。用于制作血管的合成材料主要包括聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)和膨体聚四氟乙烯，由于具有较好的生物相容性、顺应性和较高的机械强度，这两种材料被广泛应用于大口径血管置换。然而，它们在小口径血管中表现不理想[3](短期形成血栓，血管内膜增生，感染率增加等)，导致股腘位置血管置换只有40%的低下通畅率[3-4]。壳聚糖是从海洋虾、蟹类等甲壳类生物提取的甲壳素经脱乙酰作用得到的天然多糖，由于其较大的年产量，良好的生物可降解性，组织相容性并且其制备的膜具备良好的孔隙率及一定的机械强度，而在生物医用材料领域得到广泛关注。小口径人工血管长期通畅率低下的主要原因：一是这些人工血管材料与主动脉相比较硬，导致组织与材料机械性质的不匹配；二是合成材料孔隙率较低，导致内皮细胞无法在人工血管内腔表面贴壁生长。本文利用壳聚糖等多糖材料制备了一种小口径人工血管，并测定了其顺应性，孔隙率，抗张强度测试等重要机械性质指标，为小口径人工血管的应用提供了重要的参考依据。

1 材料和方法

1.1 材料

医用级聚氨酯(德国拜耳)；壳聚糖纤维(青岛博益特生物材料有限公司)；SD大鼠(青岛药检所)；比格犬(青岛博隆比格犬养殖有限公司)。

1.2 血管的制备

小口径人工血管是由聚氨酯和壳聚糖纤维经缠绕特制模具制作而成，其内径分别是1.5、2、3和4 mm，长度为10 cm。将大鼠处死，剥离出腹主动脉，量取1 cm长度并剪下，用肝素钠生理盐溶液将血液冲洗干净，测得内径1.5 mm左右；将做人工血管植入的比格犬截取一段动脉血管，长度为3 cm，并用肝素钠生理盐水将血液冲洗干净，测得内径为3 mm左右。

1.3 主要仪器

S250MKⅢ型扫描电镜(英国剑桥仪器)；SHIMADZU AGS-X型拉力机(日本岛津)。

1.4 加压扩张内径和内径扩张率测量

取待测的大鼠腹主动脉、犬股动脉和一定规格的人工血管，进行加压扩张内径的测量。与血管内径相匹配的气球连接有持续增压装置和压力传感器。当将气球塞入血管内，用连续增压装置供给气球压力从0逐渐升至(16.0±0.3)kPa，并记录该压力下血管外直径和壁厚。血管加压扩张内径可由公式(1)获得：

Dp=Do2Tw

(1)

其中:Dp为血管样本内径平均值((16.0±0.3)kPa压力下);Do为血管样本外径平均值((16.0±0.3)kPa压力下);Tw为血管样本壁厚平均值((16.0±0.3)kPa压力下)。结果用mm表达。内径扩张率可由式(2)获得：

内径扩张率=Dp/Di×100%

(2)

其中:Dp为血管加压扩张内径；Di为血管样本初始内径。结果用%表达，该实验重复6次，并用SPSS V13.0进行统计分析，结果用平均值和标准差表示。

1.5 吸水率

取一定规格的待测人工血管，置于干燥箱中105 ℃干燥3 h，并将其置于干燥器中冷却至室温，准确记录人工血管的干重。将干燥的血管样本浸入蒸馏水3～4 h吸水完全。然后移除人工血管表面和内腔面的水，准确记录人工血管湿重。吸水率可按公式(3)计算：

吸水率=W1/W2×100%

(3)

其中:W1为人工血管湿重；W2为人工血管干重。该实验重复6次，并用SPSS V13.0进行统计分析，结果用平均值和标准差表示。

1.6 孔隙率测定

用扫描电镜对人工血管内外表面进行扫描。孔面积，每平方毫米的孔数，内外表面的面积需用显微测量装置。孔隙率可用公式(4)计算：

孔隙率=P1/P2×100%

(4)

其中:P1为孔总面积；P2为材料总面积。内外表面孔隙率需重复测定6次，并用SPSS V13.0进行统计分析，结果用平均值和标准差表示。

1.7 水渗透压测量

取一定规格的人工血管，一端用相匹配的模具塞住，并用夹子夹住以防止水渗漏。另一端连接连续增压装置，并配置一个压力传感器用以记录瞬间压力。将人工血管内充满水，打开连续增压装置。当人工血管外表面有水珠出现时，压力传感器上的瞬间压力即为水渗透压，准确记录压力值，并用kPa作为单位。该实验重复6次，并用SPSSV13.0进行统计分析，结果用平均值和标准差表示。

1.8 水渗透量测量

取一定规格的人工血管，一端用相匹配的模具塞住，并用夹子夹住以防止水渗漏。另一端连接连续增压装置，并配置一个压力传感器用以记录瞬间压力。将人工血管内腔充满水并用连续增压装置缓慢从0增压至(16.0±0.3) kPa。当增至所需压力时，维持60 s并收集人工血管外表面的水。水渗透量可由公式(5)获得：

水渗透量=Q/A

(5)

其中:Q为每分钟从血管外表面流出的水体积；A为人工血管内表面面积。该实验重复6次，并用SPSS V13.0进行统计分析，结果用平均值和标准差表示，单位为mL·min-1·cm-2。

1.9 爆破压测量

将待测的人工血管和犬股动脉样本，一段封住以防止漏水，然后将待测血管样本管腔注满蒸馏水促使其达到有效长度，另一端装备有连续增压装置和压力传感器。当所有测试条件完备，以一定的kPa/s的速度连续增压，当血管样本破裂时，记录此时瞬间压力即为血管样本爆破压。该实验重复6次，并用SPSS V13.0进行统计分析，结果用平均值和标准差表示，单位为kPa。

1.10 纵向拉伸强度测量

将待测的人工血管、大鼠腹主动脉和犬股动脉样本两端固定在电子拉力测试机的夹子上，并记录夹距。确保待测血管样本无拉伸，无扭曲，无固定损坏并维持此状态1min。开启拉力机，以150 mm/min的稳定速度拉伸血管直到血管破裂(见图1)。记录最大载荷和血管样本破损时拉伸长度，断裂拉伸率可用公式(6)计算：

断裂拉伸率=(Lx-Lo)/Lo×100%

(6)

其中:Lo为无拉伸时血管长度；Lx为当血管被拉伸至最大负载时的长度为x。

最大负载和血管断裂拉伸率需分别重复6次，并用SPSS V13.0进行统计分析，结果用平均值和标准差表示。

1.11 耐缝合强度

分别在待测的人工血管和大鼠腹主动脉，进行耐穿刺强度测定。在人工血管一端距边缘2 mm处穿过一根9-0尼龙单丝缝线，将穿过待测血管的缝线两端系成一个环并挂在拉力机上方夹具，调整环的方向使缝线与待测血管轴向分别成0°、45°或90°，待测血管另一端固定在下夹具上。开动拉力机以稳定的拉伸速度150 mm/min记录不同拉伸角度的值，该值即为该角度下的耐缝合强度。每种测定角度均需重复6次，并用SPSS V13.0进行统计分析，结果用平均值和标准差表示。

1.12 顺应性测量

取一定规格的人工血管，大鼠腹主动脉和犬股动脉。一端用与其内径相匹配的塞子塞住，并将其用0.460 N的力拉紧，另一端连接一个连续增压装置和压力传感器。血管样本里面装满蒸馏水并用连续增压装置增压，记录传感器显示压力为6.65和26.6 kPa时的外直径。内径和壁厚可按上述方法在自然状态下测得。假设血管壁不能压缩，顺应性可按公式(7)计算：

(7)

其中:p1为低压;p2为高压;Ripx为在压力为x值时血管样本的内直径，可按公式(8)计算：

(8)

其中:Ropx为压力为x值时的血管样本外直径;Ri为自然状态下内径;t0为自然状态下的壁厚。该实验重复6次，并用SPSS V13.0进行统计分析，结果用平均值和标准差表示。

2 结果

2.1 加压扩张内径测量

内径规格为1.5、2和3 mm的人工血管和大鼠腹主动脉及犬股动脉的加压扩张内径均较自然状态下内径有显著性差异(P<0.05)。相反，内径为4 mm的人工血管的加压扩张内径和自然内径并无显著性差异(P>0.05)(见表1)。1.5和3 mm人工血管的加压扩张比率分别与大鼠腹主动脉和犬股动脉无显著性差异(P>0.05)。相反，2 mm的加压扩张内径高于动物血管加压扩张内径(P<0.05)；4 mm的加压扩张内径低于动物血管加压扩张内径(P<0.05)(见图1)。

表1 不同血管样本的机械强度

注：^：与自然状态下的血管内径有显著性差异(P<0.05);#:与犬股动脉有显著性差异(P<0.05);*：与大鼠腹主动脉有显著性差异(P<0.05),n=6。

Note：^：There was a significant difference between the natural state of the vessel diameter(P<0.05)；#: There are significant differences between canine femoral artery and the artificial vascular(P<0.05)；*：There are significant differences between canine femoral artery and the artificial vascular(P<0.05)，n=6.

①Inside diameter specifications；②Rat abdominal aorta；③Canine femoral artery；④Pressurized expansion inner diameter；⑤Water absorption；⑥Water entry pressure；⑦Water permeability；⑧Burst pressure；⑨The longitudinal tensile strength；⑩Tensile rate；Compliance/100 mmHg

图1 不同血管样本的内径加压扩张比率Fig.1 The inner diameter pressurized expansion ratio of different vascular samples

2.2 吸水率测定

不同内径的人工血管的吸水率(见表1)均在270%以上，其内径越大，吸水率越大。

2.3 孔隙率测定

人工血管的内外表面的扫描电镜图片(见图2)。内表面几乎是无孔的，因此不能计算孔隙率。相反地，外表面孔隙率能达到96.24%±3.99%,显示人工血管内表面材料致密，而外表面较高的孔隙率能减少内表面材料的影响。

2.4 水渗透压和水渗透量的测定

不同人工血管水渗透压和水渗透量的测试结果(见表1)显示人工血管的水渗透压随着内径的增大而变大，水渗透量随着内径的增大变化不明显(P<0.05)。

2.5 爆破压测量

不同人工血管的爆破压的测定结果(见表1)显示，4种规格的人工血管的爆破压均显著高于犬股动脉，但是人工血管的爆破压值随着内径的增大有逐渐减少的趋势。

2.6 纵向拉伸强度测量

人工血管，大鼠腹主动脉和犬股动脉的轴向拉伸强度和断裂拉伸率测定结果(见表1)，不同规格的人工血管的拉伸强度相似(P>0.05)，均显著高于大鼠腹主动脉纵向拉伸强度(P<0.05)，但不及犬股动脉拉伸强度(P<0.05)。人工血管的断裂拉伸率相似(P>0.05)，都显著小于大鼠腹主动脉和犬股动脉的断裂拉伸率(P<0.05)。

图2 人工血管扫描电镜图片Fig.2 SEM photographs of artificial vascular prosthesis

2.7 耐缝合强度测量

各种规格人工血管和大鼠腹主动脉与轴向成0°、45°、90°时的耐缝合强度测定结果(见表2)显示，0°、45°、90°的人工血管耐缝合强度随内径增大而增大，且均大于大鼠腹主动脉的耐缝合强度，表明人工血管具有较好的耐缝合性能。

2.8 顺应性测量

各种规格的人工血管和犬股动脉的顺应性测定结果(见表1)揭示人工血管的顺应性均显著低于犬股动脉(P<0.05)，并与内径成反比，内径越大，顺应性越差。

3 讨论

本文对实验室自制小口径人工血管的内径扩张比率、吸水率、孔隙率，水渗透压，水渗透量，爆破压，纵向拉伸强度，断裂拉伸率，耐缝合强度和顺应性等机械性能进行了表征，并选择大鼠腹主动脉和犬股动脉作为对照。

其中人工血管的内径扩张比率与天然动物血管(内径尺寸相匹配)并无显著性差异(P<0.05)，这说明该种小口径人工血管具有一定的弹性。但内径2mm人工血管的内径扩张比率较天然血管高，这可能与制管时壳聚糖纤维和聚氨酯用量的多少相关，当人工血管内径一定时，控制壳聚糖纤维和聚氨酯用量的多少，可以调节人工血管的内径扩张比率，从而与天然血管相匹配。

吸水率反映了材料的水储存能力。Kong等[5]指出吸水率与孔隙率密切相关。Feng等[6]发现生物相容性较好的聚碳酸酯聚氨酯的吸水率只有4%，相似地，聚酯纤维人工血管吸水率仅有0.4%。在本文中，人工血管自身的水储备能力起了更重要的作用，这可能与壳聚糖纤维自身易吸水的性质相关。较高的吸水率赋予人工血管良好的弹性和机械强度，但人工血管的柔软性并没有随着吸水率的增大而改进。

表2 不同血管样本的耐缝合强度

*：与大鼠腹主动脉的耐缝合强度有显著性差异(P<0.05),n=6。

*: There was a significant difference between rat abdominal aorta and artificial vascular about suture strength (P<0.05),n=6.

①Inside diameter specifications；②Rat abdominal aorta

人工血管内表面材料致密且光滑，这与壳聚糖优良的成膜性能相关，因此它并不影响内皮细胞的附着和迁移。在较短的时间内，内表面材料将逐渐降解，血管内皮细胞和平滑肌细胞将逐渐融合成为整体。人工血管外表面的聚氨酯材料具有优良的孔隙率，适合的孔隙率能促进营养物质的吸收，代谢废物的排出，从而加速血管再生的过程。最终，人工血管成功诱导血管重塑。由于天然血管数量有限，因此，并没有选取天然血管测量孔隙率，这是该项指标不足之处。

爆破压反映了人工血管的耐压能力。其爆破压不仅高于犬股动脉，也高于人乳内动脉[7]。该人工血管较高的爆破压可能与壳聚糖纤维的有序缠绕和聚氨酯的致密性相关。

纵向拉伸强度和断裂拉伸率反映了人工血管轴向的抗拉强度。壳聚糖纤维为主要材质的人工血管干燥后，易变脆，这会降低人工血管的纵向拉伸强度和断裂拉伸率。待其吸水后，由于壳聚糖较好的吸水能力，这两项指标会有所增加，但仍较天然血管低，这可能与壳聚糖形变能力较低相关。

耐缝合强度为目前国际公认的吻合口断裂强度指标，反映了人工血管吻合口的耐缝合强度[8]。较低的机械强度是人工血管初级阶段吻合失败的重要原因[9-10]。该项指标选择的对照天然血管为大鼠腹主动脉，所有待测人工血管的耐缝合强度均高于大鼠腹主动脉，这应与壳聚糖纤维的有序缠绕和聚氨酯的致密性相关。同时，人工血管较大鼠腹主动脉壁厚，因此这可能也与壳聚糖纤维和聚氨酯用量的多少相关。由于犬股动脉较难获取，因此该项指标并未获得大量动脉血管的数据支持。

众所周知，各种类型人工血管的顺应性均低于天然血管，因此，改良血管顺应性是血管外科重要的研究内容[11]。Pan等[12]指出人工血管顺应性包括3种：体积顺应性，径向顺应性和轴向顺应性。在本文中，径向顺应性是关注的重点。如上所述，人工血管顺应性随壳聚糖纤维和聚氨酯的增加而减少。与上述不同的是，人工血管的顺应性与血管直径成反比，这可能与壳聚糖纤维和聚氨酯用量的增多有关。

综上，壳聚糖纤维和聚氨酯用量的多少、壳聚糖纤维较优良的吸水性，聚氨酯和壳聚糖较好的成膜性以及壳聚糖纤维的有序缠绕对该小口径人工血管的机械性质有较大影响，但由于天然血管取材限制，一些指标并没有相应的天然血管作对照，因此，略显不足。

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责任编辑 朱宝象

Mechanical Characterization of a Polysaccharide Small Caliber Artificial Vascular Prosthesis

LI Hui, JIANG Xiao-Lei, HAN Bao-Qin, LIU Wan-Shun

(College of Marine Life Sciences, Ocean University of China, Qingdao 266003，China)

In this paper, the mechanical properties of laboratory preparation polysaccharide small caliber artificial vascular prosthesis were characterized and the control group include the canine femoral artery and rat abdominal aorta. The inner diameter of the artificial vascular, the canine femoral artery and rat abdominal aorta were 1.5, 2, 3, 4, 3, 1.5 mm, respectively. There are significant differences between the pressurized expansion inner diameter and nature inner diameter (P<0.05). Their water absorption were all higher than 270%, and the larger inner diameter, the higher water absorption. Their porosity of outer surface material were (96.24±3.99)% and the inner surface were dense. Their water osmolality were all higher than 66mmHg, and water osmotic amount were between 2 and 3 mL·min-1·cm-2. Their burst pressures, which were around the 4 000 mmHg, were all higher than the canine femoral artery (P<0.05). Their longitudinal tensile strength were all higher than rat abdominal aorta (P<0.05), but all lower than canine femoral artery (P<0.05). Their rupture stretching rate were not only less than rat abdominal aorta (P<0.05), but also lower than canine femoral artery (P<0.05). Their suture retention strength were all higher than rat abdominal aorta (P<0.05). Their compliance were all lower than canine femoral artery (P<0.05). Based on the above information, this small caliber artificial vascular can preliminary meet the rat abdominal aorta or canine femoral artery replacement requirements, but still need to be improved.

artificial vascular; small caliber; mechanical properties

国家“十二五”支撑计划项目(2012BAI18B06)资助

2013-08-18；

2013-09-25

李 辉(1984-)，男，博士生，从事海洋生物医用材料研究。

❋❋ 通讯作者： E-mail:WanshunLiu@hotmail.com

R318.08

A

1672-5174(2015)02-060-06

10.16441/j.cnki.hdxb.20130229