李 輝， 姜曉蕾， 韓寶芹， 劉萬順

(中國海洋大學(xué)海洋生命學(xué)院， 山東 青島 266003)

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一種多糖小口徑人工血管的機(jī)械性質(zhì)表征?

李 輝， 姜曉蕾， 韓寶芹， 劉萬順??

(中國海洋大學(xué)海洋生命學(xué)院， 山東 青島 266003)

本文對本實(shí)驗(yàn)室制備的小口徑人工血管的機(jī)械性質(zhì)進(jìn)行了表征并與大鼠腹主動(dòng)脈和犬股動(dòng)脈進(jìn)行了比較。人工血管的內(nèi)徑分別為1.5、2、3和4 mm,大鼠腹主動(dòng)脈和犬股動(dòng)脈內(nèi)徑分別為1.5和3 mm。人工血管的加壓擴(kuò)張內(nèi)徑與自然內(nèi)徑有顯著性差異(P<0.05)；其吸水率均高于270%，內(nèi)徑越大，吸水率越高；其內(nèi)表面材料致密，外表面材料的孔隙率是(96.24±3.99)%；其水滲透壓均高于8.78 kPa，水滲透量均在低于2～3 mL·min-1·cm-2；其爆破壓在532 KPa左右，均高于犬股動(dòng)脈(P<0.05)；其縱向拉伸率均高于大鼠腹主動(dòng)脈(P<0.05)，但低于犬股動(dòng)脈(P<0.05)，斷裂拉伸率均低于大鼠腹主動(dòng)脈和犬股動(dòng)脈(P<0.05)，其耐縫合強(qiáng)度均高于大鼠腹主動(dòng)脈(P<0.05)，順應(yīng)性均低于犬股動(dòng)脈(P<0.05)?；谏鲜鲂畔ⅲ@種小口徑人工血管能滿足大鼠腹主動(dòng)脈和犬股動(dòng)脈血管置換的要求，但仍需改進(jìn)。

人工血管； 小口徑； 機(jī)械性質(zhì)

人工血管的發(fā)展方向是尋找一種無血栓形成，減少內(nèi)膜增生，并與天然血管機(jī)械性質(zhì)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。自體靜脈是下肢搭橋手術(shù)的金標(biāo)準(zhǔn)，但超過30%的需要置換血管的病患由于血管疾病，肢體殘缺等原因而沒有適合的自體靜脈進(jìn)行手術(shù)[1-2]。一些學(xué)者將研究重點(diǎn)放在同種異體或異種異體來源的血管，它們有較好的機(jī)械性質(zhì)，但必須將細(xì)胞除去以去除免疫源性和炎癥。用于制作血管的合成材料主要包括聚對苯二甲酸乙二醇酯(PET)和膨體聚四氟乙烯，由于具有較好的生物相容性、順應(yīng)性和較高的機(jī)械強(qiáng)度，這兩種材料被廣泛應(yīng)用于大口徑血管置換。然而，它們在小口徑血管中表現(xiàn)不理想[3](短期形成血栓，血管內(nèi)膜增生，感染率增加等)，導(dǎo)致股腘位置血管置換只有40%的低下通暢率[3-4]。殼聚糖是從海洋蝦、蟹類等甲殼類生物提取的甲殼素經(jīng)脫乙酰作用得到的天然多糖，由于其較大的年產(chǎn)量，良好的生物可降解性，組織相容性并且其制備的膜具備良好的孔隙率及一定的機(jī)械強(qiáng)度，而在生物醫(yī)用材料領(lǐng)域得到廣泛關(guān)注。小口徑人工血管長期通暢率低下的主要原因：一是這些人工血管材料與主動(dòng)脈相比較硬，導(dǎo)致組織與材料機(jī)械性質(zhì)的不匹配；二是合成材料孔隙率較低，導(dǎo)致內(nèi)皮細(xì)胞無法在人工血管內(nèi)腔表面貼壁生長。本文利用殼聚糖等多糖材料制備了一種小口徑人工血管，并測定了其順應(yīng)性，孔隙率，抗張強(qiáng)度測試等重要機(jī)械性質(zhì)指標(biāo)，為小口徑人工血管的應(yīng)用提供了重要的參考依據(jù)。

1 材料和方法

1.1 材料

醫(yī)用級聚氨酯(德國拜耳)；殼聚糖纖維(青島博益特生物材料有限公司)；SD大鼠(青島藥檢所)；比格犬(青島博隆比格犬養(yǎng)殖有限公司)。

1.2 血管的制備

小口徑人工血管是由聚氨酯和殼聚糖纖維經(jīng)纏繞特制模具制作而成，其內(nèi)徑分別是1.5、2、3和4 mm，長度為10 cm。將大鼠處死，剝離出腹主動(dòng)脈，量取1 cm長度并剪下，用肝素鈉生理鹽溶液將血液沖洗干凈，測得內(nèi)徑1.5 mm左右；將做人工血管植入的比格犬截取一段動(dòng)脈血管，長度為3 cm，并用肝素鈉生理鹽水將血液沖洗干凈，測得內(nèi)徑為3 mm左右。

1.3 主要儀器

S250MKⅢ型掃描電鏡(英國劍橋儀器)；SHIMADZU AGS-X型拉力機(jī)(日本島津)。

1.4 加壓擴(kuò)張內(nèi)徑和內(nèi)徑擴(kuò)張率測量

取待測的大鼠腹主動(dòng)脈、犬股動(dòng)脈和一定規(guī)格的人工血管，進(jìn)行加壓擴(kuò)張內(nèi)徑的測量。與血管內(nèi)徑相匹配的氣球連接有持續(xù)增壓裝置和壓力傳感器。當(dāng)將氣球塞入血管內(nèi)，用連續(xù)增壓裝置供給氣球壓力從0逐漸升至(16.0±0.3)kPa，并記錄該壓力下血管外直徑和壁厚。血管加壓擴(kuò)張內(nèi)徑可由公式(1)獲得：

Dp=Do2Tw

(1)

其中:Dp為血管樣本內(nèi)徑平均值((16.0±0.3)kPa壓力下);Do為血管樣本外徑平均值((16.0±0.3)kPa壓力下);Tw為血管樣本壁厚平均值((16.0±0.3)kPa壓力下)。結(jié)果用mm表達(dá)。內(nèi)徑擴(kuò)張率可由式(2)獲得：

內(nèi)徑擴(kuò)張率=Dp/Di×100%

(2)

其中:Dp為血管加壓擴(kuò)張內(nèi)徑；Di為血管樣本初始內(nèi)徑。結(jié)果用%表達(dá)，該實(shí)驗(yàn)重復(fù)6次，并用SPSS V13.0進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，結(jié)果用平均值和標(biāo)準(zhǔn)差表示。

1.5 吸水率

取一定規(guī)格的待測人工血管，置于干燥箱中105 ℃干燥3 h，并將其置于干燥器中冷卻至室溫，準(zhǔn)確記錄人工血管的干重。將干燥的血管樣本浸入蒸餾水3～4 h吸水完全。然后移除人工血管表面和內(nèi)腔面的水，準(zhǔn)確記錄人工血管濕重。吸水率可按公式(3)計(jì)算：

吸水率=W1/W2×100%

(3)

其中:W1為人工血管濕重；W2為人工血管干重。該實(shí)驗(yàn)重復(fù)6次，并用SPSS V13.0進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，結(jié)果用平均值和標(biāo)準(zhǔn)差表示。

1.6 孔隙率測定

用掃描電鏡對人工血管內(nèi)外表面進(jìn)行掃描?？酌娣e，每平方毫米的孔數(shù)，內(nèi)外表面的面積需用顯微測量裝置?？紫堵士捎霉?4)計(jì)算：

孔隙率=P1/P2×100%

(4)

其中:P1為孔總面積；P2為材料總面積。內(nèi)外表面孔隙率需重復(fù)測定6次，并用SPSS V13.0進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，結(jié)果用平均值和標(biāo)準(zhǔn)差表示。

1.7 水滲透壓測量

取一定規(guī)格的人工血管，一端用相匹配的模具塞住，并用夾子夾住以防止水滲漏。另一端連接連續(xù)增壓裝置，并配置一個(gè)壓力傳感器用以記錄瞬間壓力。將人工血管內(nèi)充滿水，打開連續(xù)增壓裝置。當(dāng)人工血管外表面有水珠出現(xiàn)時(shí)，壓力傳感器上的瞬間壓力即為水滲透壓，準(zhǔn)確記錄壓力值，并用kPa作為單位。該實(shí)驗(yàn)重復(fù)6次，并用SPSSV13.0進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，結(jié)果用平均值和標(biāo)準(zhǔn)差表示。

1.8 水滲透量測量

取一定規(guī)格的人工血管，一端用相匹配的模具塞住，并用夾子夾住以防止水滲漏。另一端連接連續(xù)增壓裝置，并配置一個(gè)壓力傳感器用以記錄瞬間壓力。將人工血管內(nèi)腔充滿水并用連續(xù)增壓裝置緩慢從0增壓至(16.0±0.3) kPa。當(dāng)增至所需壓力時(shí)，維持60 s并收集人工血管外表面的水。水滲透量可由公式(5)獲得：

水滲透量=Q/A

(5)

其中:Q為每分鐘從血管外表面流出的水體積；A為人工血管內(nèi)表面面積。該實(shí)驗(yàn)重復(fù)6次，并用SPSS V13.0進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，結(jié)果用平均值和標(biāo)準(zhǔn)差表示，單位為mL·min-1·cm-2。

1.9 爆破壓測量

將待測的人工血管和犬股動(dòng)脈樣本，一段封住以防止漏水，然后將待測血管樣本管腔注滿蒸餾水促使其達(dá)到有效長度，另一端裝備有連續(xù)增壓裝置和壓力傳感器。當(dāng)所有測試條件完備，以一定的kPa/s的速度連續(xù)增壓，當(dāng)血管樣本破裂時(shí)，記錄此時(shí)瞬間壓力即為血管樣本爆破壓。該實(shí)驗(yàn)重復(fù)6次，并用SPSS V13.0進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，結(jié)果用平均值和標(biāo)準(zhǔn)差表示，單位為kPa。

1.10 縱向拉伸強(qiáng)度測量

將待測的人工血管、大鼠腹主動(dòng)脈和犬股動(dòng)脈樣本兩端固定在電子拉力測試機(jī)的夾子上，并記錄夾距。確保待測血管樣本無拉伸，無扭曲，無固定損壞并維持此狀態(tài)1min。開啟拉力機(jī)，以150 mm/min的穩(wěn)定速度拉伸血管直到血管破裂(見圖1)。記錄最大載荷和血管樣本破損時(shí)拉伸長度，斷裂拉伸率可用公式(6)計(jì)算：

斷裂拉伸率=(Lx-Lo)/Lo×100%

(6)

其中:Lo為無拉伸時(shí)血管長度；Lx為當(dāng)血管被拉伸至最大負(fù)載時(shí)的長度為x。

最大負(fù)載和血管斷裂拉伸率需分別重復(fù)6次，并用SPSS V13.0進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，結(jié)果用平均值和標(biāo)準(zhǔn)差表示。

1.11 耐縫合強(qiáng)度

分別在待測的人工血管和大鼠腹主動(dòng)脈，進(jìn)行耐穿刺強(qiáng)度測定。在人工血管一端距邊緣2 mm處穿過一根9-0尼龍單絲縫線，將穿過待測血管的縫線兩端系成一個(gè)環(huán)并掛在拉力機(jī)上方夾具，調(diào)整環(huán)的方向使縫線與待測血管軸向分別成0°、45°或90°，待測血管另一端固定在下夾具上。開動(dòng)拉力機(jī)以穩(wěn)定的拉伸速度150 mm/min記錄不同拉伸角度的值，該值即為該角度下的耐縫合強(qiáng)度。每種測定角度均需重復(fù)6次，并用SPSS V13.0進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，結(jié)果用平均值和標(biāo)準(zhǔn)差表示。

1.12 順應(yīng)性測量

取一定規(guī)格的人工血管，大鼠腹主動(dòng)脈和犬股動(dòng)脈。一端用與其內(nèi)徑相匹配的塞子塞住，并將其用0.460 N的力拉緊，另一端連接一個(gè)連續(xù)增壓裝置和壓力傳感器。血管樣本里面裝滿蒸餾水并用連續(xù)增壓裝置增壓，記錄傳感器顯示壓力為6.65和26.6 kPa時(shí)的外直徑。內(nèi)徑和壁厚可按上述方法在自然狀態(tài)下測得。假設(shè)血管壁不能壓縮，順應(yīng)性可按公式(7)計(jì)算：

(7)

其中:p1為低壓;p2為高壓;Ripx為在壓力為x值時(shí)血管樣本的內(nèi)直徑，可按公式(8)計(jì)算：

(8)

其中:Ropx為壓力為x值時(shí)的血管樣本外直徑;Ri為自然狀態(tài)下內(nèi)徑;t0為自然狀態(tài)下的壁厚。該實(shí)驗(yàn)重復(fù)6次，并用SPSS V13.0進(jìn)行統(tǒng)計(jì)分析，結(jié)果用平均值和標(biāo)準(zhǔn)差表示。

2 結(jié)果

2.1 加壓擴(kuò)張內(nèi)徑測量

內(nèi)徑規(guī)格為1.5、2和3 mm的人工血管和大鼠腹主動(dòng)脈及犬股動(dòng)脈的加壓擴(kuò)張內(nèi)徑均較自然狀態(tài)下內(nèi)徑有顯著性差異(P<0.05)。相反，內(nèi)徑為4 mm的人工血管的加壓擴(kuò)張內(nèi)徑和自然內(nèi)徑并無顯著性差異(P>0.05)(見表1)。1.5和3 mm人工血管的加壓擴(kuò)張比率分別與大鼠腹主動(dòng)脈和犬股動(dòng)脈無顯著性差異(P>0.05)。相反，2 mm的加壓擴(kuò)張內(nèi)徑高于動(dòng)物血管加壓擴(kuò)張內(nèi)徑(P<0.05)；4 mm的加壓擴(kuò)張內(nèi)徑低于動(dòng)物血管加壓擴(kuò)張內(nèi)徑(P<0.05)(見圖1)。

表1 不同血管樣本的機(jī)械強(qiáng)度

注：^：與自然狀態(tài)下的血管內(nèi)徑有顯著性差異(P<0.05);#:與犬股動(dòng)脈有顯著性差異(P<0.05);*：與大鼠腹主動(dòng)脈有顯著性差異(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

圖1 不同血管樣本的內(nèi)徑加壓擴(kuò)張比率Fig.1 The inner diameter pressurized expansion ratio of different vascular samples

2.2 吸水率測定

不同內(nèi)徑的人工血管的吸水率(見表1)均在270%以上，其內(nèi)徑越大，吸水率越大。

2.3 孔隙率測定

人工血管的內(nèi)外表面的掃描電鏡圖片(見圖2)。內(nèi)表面幾乎是無孔的，因此不能計(jì)算孔隙率。相反地，外表面孔隙率能達(dá)到96.24%±3.99%,顯示人工血管內(nèi)表面材料致密，而外表面較高的孔隙率能減少內(nèi)表面材料的影響。

2.4 水滲透壓和水滲透量的測定

不同人工血管水滲透壓和水滲透量的測試結(jié)果(見表1)顯示人工血管的水滲透壓隨著內(nèi)徑的增大而變大，水滲透量隨著內(nèi)徑的增大變化不明顯(P<0.05)。

2.5 爆破壓測量

不同人工血管的爆破壓的測定結(jié)果(見表1)顯示，4種規(guī)格的人工血管的爆破壓均顯著高于犬股動(dòng)脈，但是人工血管的爆破壓值隨著內(nèi)徑的增大有逐漸減少的趨勢。

2.6 縱向拉伸強(qiáng)度測量

人工血管，大鼠腹主動(dòng)脈和犬股動(dòng)脈的軸向拉伸強(qiáng)度和斷裂拉伸率測定結(jié)果(見表1)，不同規(guī)格的人工血管的拉伸強(qiáng)度相似(P>0.05)，均顯著高于大鼠腹主動(dòng)脈縱向拉伸強(qiáng)度(P<0.05)，但不及犬股動(dòng)脈拉伸強(qiáng)度(P<0.05)。人工血管的斷裂拉伸率相似(P>0.05)，都顯著小于大鼠腹主動(dòng)脈和犬股動(dòng)脈的斷裂拉伸率(P<0.05)。

圖2 人工血管掃描電鏡圖片F(xiàn)ig.2 SEM photographs of artificial vascular prosthesis

2.7 耐縫合強(qiáng)度測量

各種規(guī)格人工血管和大鼠腹主動(dòng)脈與軸向成0°、45°、90°時(shí)的耐縫合強(qiáng)度測定結(jié)果(見表2)顯示，0°、45°、90°的人工血管耐縫合強(qiáng)度隨內(nèi)徑增大而增大，且均大于大鼠腹主動(dòng)脈的耐縫合強(qiáng)度，表明人工血管具有較好的耐縫合性能。

2.8 順應(yīng)性測量

各種規(guī)格的人工血管和犬股動(dòng)脈的順應(yīng)性測定結(jié)果(見表1)揭示人工血管的順應(yīng)性均顯著低于犬股動(dòng)脈(P<0.05)，并與內(nèi)徑成反比，內(nèi)徑越大，順應(yīng)性越差。

3 討論

本文對實(shí)驗(yàn)室自制小口徑人工血管的內(nèi)徑擴(kuò)張比率、吸水率、孔隙率，水滲透壓，水滲透量，爆破壓，縱向拉伸強(qiáng)度，斷裂拉伸率，耐縫合強(qiáng)度和順應(yīng)性等機(jī)械性能進(jìn)行了表征，并選擇大鼠腹主動(dòng)脈和犬股動(dòng)脈作為對照。

其中人工血管的內(nèi)徑擴(kuò)張比率與天然動(dòng)物血管(內(nèi)徑尺寸相匹配)并無顯著性差異(P<0.05)，這說明該種小口徑人工血管具有一定的彈性。但內(nèi)徑2mm人工血管的內(nèi)徑擴(kuò)張比率較天然血管高，這可能與制管時(shí)殼聚糖纖維和聚氨酯用量的多少相關(guān)，當(dāng)人工血管內(nèi)徑一定時(shí)，控制殼聚糖纖維和聚氨酯用量的多少，可以調(diào)節(jié)人工血管的內(nèi)徑擴(kuò)張比率，從而與天然血管相匹配。

吸水率反映了材料的水儲(chǔ)存能力。Kong等[5]指出吸水率與孔隙率密切相關(guān)。Feng等[6]發(fā)現(xiàn)生物相容性較好的聚碳酸酯聚氨酯的吸水率只有4%，相似地，聚酯纖維人工血管吸水率僅有0.4%。在本文中，人工血管自身的水儲(chǔ)備能力起了更重要的作用，這可能與殼聚糖纖維自身易吸水的性質(zhì)相關(guān)。較高的吸水率賦予人工血管良好的彈性和機(jī)械強(qiáng)度，但人工血管的柔軟性并沒有隨著吸水率的增大而改進(jìn)。

表2 不同血管樣本的耐縫合強(qiáng)度

*：與大鼠腹主動(dòng)脈的耐縫合強(qiáng)度有顯著性差異(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

人工血管內(nèi)表面材料致密且光滑，這與殼聚糖優(yōu)良的成膜性能相關(guān)，因此它并不影響內(nèi)皮細(xì)胞的附著和遷移。在較短的時(shí)間內(nèi)，內(nèi)表面材料將逐漸降解，血管內(nèi)皮細(xì)胞和平滑肌細(xì)胞將逐漸融合成為整體。人工血管外表面的聚氨酯材料具有優(yōu)良的孔隙率，適合的孔隙率能促進(jìn)營養(yǎng)物質(zhì)的吸收，代謝廢物的排出，從而加速血管再生的過程。最終，人工血管成功誘導(dǎo)血管重塑。由于天然血管數(shù)量有限，因此，并沒有選取天然血管測量孔隙率，這是該項(xiàng)指標(biāo)不足之處。

爆破壓反映了人工血管的耐壓能力。其爆破壓不僅高于犬股動(dòng)脈，也高于人乳內(nèi)動(dòng)脈[7]。該人工血管較高的爆破壓可能與殼聚糖纖維的有序纏繞和聚氨酯的致密性相關(guān)。

縱向拉伸強(qiáng)度和斷裂拉伸率反映了人工血管軸向的抗拉強(qiáng)度。殼聚糖纖維為主要材質(zhì)的人工血管干燥后，易變脆，這會(huì)降低人工血管的縱向拉伸強(qiáng)度和斷裂拉伸率。待其吸水后，由于殼聚糖較好的吸水能力，這兩項(xiàng)指標(biāo)會(huì)有所增加，但仍較天然血管低，這可能與殼聚糖形變能力較低相關(guān)。

耐縫合強(qiáng)度為目前國際公認(rèn)的吻合口斷裂強(qiáng)度指標(biāo)，反映了人工血管吻合口的耐縫合強(qiáng)度[8]。較低的機(jī)械強(qiáng)度是人工血管初級階段吻合失敗的重要原因[9-10]。該項(xiàng)指標(biāo)選擇的對照天然血管為大鼠腹主動(dòng)脈，所有待測人工血管的耐縫合強(qiáng)度均高于大鼠腹主動(dòng)脈，這應(yīng)與殼聚糖纖維的有序纏繞和聚氨酯的致密性相關(guān)。同時(shí)，人工血管較大鼠腹主動(dòng)脈壁厚，因此這可能也與殼聚糖纖維和聚氨酯用量的多少相關(guān)。由于犬股動(dòng)脈較難獲取，因此該項(xiàng)指標(biāo)并未獲得大量動(dòng)脈血管的數(shù)據(jù)支持。

眾所周知，各種類型人工血管的順應(yīng)性均低于天然血管，因此，改良血管順應(yīng)性是血管外科重要的研究內(nèi)容[11]。Pan等[12]指出人工血管順應(yīng)性包括3種：體積順應(yīng)性，徑向順應(yīng)性和軸向順應(yīng)性。在本文中，徑向順應(yīng)性是關(guān)注的重點(diǎn)。如上所述，人工血管順應(yīng)性隨殼聚糖纖維和聚氨酯的增加而減少。與上述不同的是，人工血管的順應(yīng)性與血管直徑成反比，這可能與殼聚糖纖維和聚氨酯用量的增多有關(guān)。

綜上，殼聚糖纖維和聚氨酯用量的多少、殼聚糖纖維較優(yōu)良的吸水性，聚氨酯和殼聚糖較好的成膜性以及殼聚糖纖維的有序纏繞對該小口徑人工血管的機(jī)械性質(zhì)有較大影響，但由于天然血管取材限制，一些指標(biāo)并沒有相應(yīng)的天然血管作對照，因此，略顯不足。

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責(zé)任編輯 朱寶象

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

國家“十二五”支撐計(jì)劃項(xiàng)目(2012BAI18B06)資助

2013-08-18；

2013-09-25

李 輝(1984-)，男，博士生，從事海洋生物醫(yī)用材料研究。

?? 通訊作者： E-mail:WanshunLiu@hotmail.com

R318.08

A

1672-5174(2015)02-060-06

10.16441/j.cnki.hdxb.20130229