張慧媛，汪夢嬌，李超婧，張 斌，王富軍，王 璐

(東華大學 a.紡織學院, b.紡織面料技術(shù)教育部重點實驗室, 上海 201620)

下肢動脈硬化閉塞癥(low arteriosclerosis obliterans, LASO)是指下肢動脈血管發(fā)生狹窄甚至閉塞的一類疾病。發(fā)病原因是血管壁受損、脂質(zhì)斑塊的沉積等因素致使血管壁逐漸增厚,導(dǎo)致血管腔內(nèi)狹窄、閉塞[1]。LASO患者以中老年人居多[2-4],我國70歲以上老年人群中,LASO患病率高達15%～20%[5]。下肢動脈狹窄疾病的主要治療方法有藥物治療和血管支架植入。其中血管支架配合微創(chuàng)手術(shù)植入是目前治療血管類疾病的主要手段[6]。植入的支架能為病變部位提供足夠的力學性能并保持動脈管腔暢通,從而有效改善血管局部狹窄問題[7]。臨床上使用鎳鈦合金材料的血管支架[8-9]進行微創(chuàng)治療,已取得良好的早期治療效果,但是永久性植入的金屬材料在植入后期會引發(fā)內(nèi)膜過度增生等問題[10-11]。生物可降解血管支架是目前血管支架研究的熱門方向[12-16]。

Abbott公司采用可降解聚合物——聚乳酸(PLA)制備的Absorb支架和Biotronik公司采用鎂合金制備的Magmaris支架,在臨床試驗中都存在降解速度過快的問題[17-20]。使用可降解高分子制備的血管支架,如PPDO編織型血管支架具有良好的支撐能力和生物相容性,植入后能夠有效緩解內(nèi)膜增生,但同樣存在降解速度過快,支架植入后期難以提供足夠徑向支撐力的問題[21-23]。采用可降解金屬鐵制備的藥物洗脫支架,雖然可以提供足夠的支撐性能,但是降解速度過慢,2年左右支架仍未完全降解,容易導(dǎo)致晚期血栓,從而引發(fā)血管再狹窄問題[15]。理想的血管支架應(yīng)該是生物可降解吸收的。血管支架植入人體6個月后,自體血管重構(gòu)基本完成,因此支架應(yīng)在6個月內(nèi)逐步降解[24],以避免限制自體血管的進一步生長。隨著支架逐漸降解,自體血管內(nèi)膜均勻重建,可有效避免支架長期留在體內(nèi)產(chǎn)生的遠期并發(fā)癥。同時,軸向柔順的血管支架還可以減少支架植入后對自體血管的傷害,降低支架再狹窄率。

聚對二氧環(huán)己酮(PPDO)經(jīng)美國食品藥品管理局(FDA)認證,適用于心血管修復(fù),熔點為105 ℃,易于加工成纖維狀態(tài)進行支架編織,完全降解周期為180 d,比血管重塑周期略短[25]?？山到饨饘勹F(Fe)是人體必不可少的元素,參與人體基礎(chǔ)代謝、電子傳導(dǎo)等活動,在體內(nèi)完全降解時間約為2年,具有良好的生物相容性,降解產(chǎn)物Fe2+離子對血管平滑肌細胞的增殖有一定抑制作用,可促進內(nèi)皮細胞的增殖。同時Fe具有較高的密度,方便植入后通過X射線對支架植入情況進行觀察[26-27]。

本文擬構(gòu)建PPDO與可降解金屬Fe混合編織的血管支架,以增強純PPDO支架支撐性能。設(shè)計兩種方法改進編織結(jié)構(gòu):一是在規(guī)則編織的基礎(chǔ)上引入軸紗制備三向編織血管支架,以提高混合編織血管支架的支撐性能;二是采用聚己內(nèi)酯(PCL)包覆可降解金屬Fe,熔融形成黏合交織點以提高兩種材料在外力作用下的一致性,從而增強支架的力學性能。此外,探究不同編織結(jié)構(gòu)參數(shù)對血管支架壓縮性能、彎曲性能、降解特性的影響,為編織型可降解血管支架的設(shè)計及性能優(yōu)化提供參考。

1 材料與制備

1.1 材料

PPDO單絲,直徑為(3.00±0.01)mm,蘇州邁緹康醫(yī)療科技有限公司;PCL復(fù)絲,線密度為15 tex,蘇州邁緹康醫(yī)療科技有限公司;鐵絲,直徑為(2.00±0.01)mm,清河縣利勝金屬材料有限公司。

1.2 PCL包覆可降解鐵絲的設(shè)計和制備

為提高金屬/聚合物血管支架的力學性能并延長血管支架支撐時間,采用編織工藝制備皮芯結(jié)構(gòu)的聚合物-金屬包覆紗(見圖1),將包覆紗與PPDO單絲進行混合編織,用于增強編織結(jié)構(gòu)金屬/聚合物血管支架的力學性能。

以鐵絲為芯紗,結(jié)合4組PCL復(fù)絲,在8錠編織機上制備PCL/鐵絲編織包覆鐵芯紗,如圖1(b)所示。編織包覆紗表層的PCL纖維在后續(xù)的熱定型工藝中融化,從而在鐵絲表面形成光滑的PCL層,緊密包裹鐵絲芯紗(見圖1(c))。

1.3 PPDO/可降解鐵混合編織血管支架的制備

采用東華大學生物醫(yī)用紡織品實驗室自主研發(fā)設(shè)計的32錠編織機,以直徑為8 mm的不銹鋼棒為芯棒,將不同類型的編織包覆紗和PPDO單絲按照一定規(guī)律排列,編織成管狀結(jié)構(gòu)。最終得到4種編織型血管支架:32根PPDO單絲的規(guī)則編織支架(PS)、2根鐵絲+30根PPDO單絲的規(guī)則編織支架(FPS)、2根鐵絲+30根PPDO單絲+1根PPDO單絲(軸紗)的三向編織支架(tFPS)、2根Fe/PCL編織包覆紗+30根PPDO單絲的規(guī)則編織支架(hFPS)。其中,hFPS樣品利用PPDO和PCL熔點的差異性,在電熱鼓風干燥箱中于90 ℃熱處理1 h,使得編織支架的紗線交織點處的紗線黏結(jié)在一起。

圖1 編織包覆紗的制備示意圖Fig.1 Preparation of braided coated yarn

2 測試方法

2.1 血管支架的結(jié)構(gòu)表征

血管支架的編織角和節(jié)距。使用PXS8-T型體式顯微鏡(上海測維廣電優(yōu)先科技公司)觀測血管支架的表觀結(jié)構(gòu),根據(jù)顯微鏡拍攝的光學照片,使用MB-ruler軟件分析血管支架的編織角及節(jié)距。使用游標卡尺測量血管支架的內(nèi)外徑,計算得到支架壁厚。

Fe的質(zhì)量分數(shù)。分別截取長度10 mm PS、FPS、hFPS、tFPS支架的樣品,用鑷子將PPDO單絲與鐵絲分開,稱取兩者的質(zhì)量,計算得到血管支架中鐵的質(zhì)量分數(shù)。每種樣品重復(fù)測量3次,取平均值。

2.2 血管支架的徑向支撐性能測試

血管支架在體內(nèi)經(jīng)受反復(fù)的徑向壓縮,足夠的徑向支撐性能使支架抵抗血管支架蠕動。參照ISO 25539—2012,采用平板壓縮法評價支架的徑向支撐性能。采用YG061型徑向壓縮儀(萊州電子儀器有限公司)進行定距離壓縮試驗,壓縮距離為血管支架外徑的50%。用徑向支撐力(血管支架壓縮到外徑50%的載荷)表征血管支架的徑向支撐性能。壓縮曲線如圖2所示。

圖2 血管支架的壓縮曲線Fig.2 The compression curve of vascular stent

壓縮參數(shù):初始隔距9 mm,壓縮距離4.5 mm;壓縮速度15 mm/min,壓縮停滯時間30 s;恢復(fù)速度15 mm/min,恢復(fù)停滯時間30 s。每種樣品測試3個樣本,通過徑向支撐力、彈性回復(fù)率Rer、應(yīng)力松弛率Rss評價血管支架的徑向支撐性能。Rer和Rss的計算如式(1)和(2)所示。

式中:L1為緩彈性形變;L2為急彈性形變;L為總形變;f1為壓縮強力;f2為松弛強力。

2.3 血管支架的彎曲性能測試

目前暫無評價支架彎曲性能的統(tǒng)一標準,本文從定性和定量兩方面評價編織血管支架的軸向彎曲性能。對于支架軸向彎曲性能的定性評價:截取40 mm長度的血管支架,在距離支架兩端各15 mm處用金屬棒握持,使支架彎曲直至與兩端的金屬棒保持平行,觀察彎曲處支架的管腔形態(tài)。采用懸臂梁法定量測量血管支架的抗彎剛度,即固定支架一端,使另一端壓腳中心線與支架自由端相距12 mm,緩慢向下壓2 mm,自動生成壓縮載荷-位移曲線,支架彎曲受力與彎曲形變符合線性回歸模型。支架抗彎剛度K按式(3)計算。

式中:F為支架彎曲受力;Lx為懸臂梁長度,本文取12mm;δ為彎曲形變,本文取2mm。

2.4 血管支架的體外降解試驗

將所有編織型血管支架用去離子水清洗干凈,置于冷凍干燥機中充分干燥,干燥后的試樣放入盛有pH=7.4的磷酸緩沖鹽(PBS)溶液的密閉容器內(nèi),要求樣品完全浸沒在PBS溶液中。再將裝有樣品的密閉容器放入50 ℃恒溫水浴鍋中加速降解[21]。降解過程中,每星期更換1次PBS溶液。在10、20、30、40、50 d時取樣,樣品用去離子水清洗干凈后,放入冷凍干燥機中干燥12 h,收集有效結(jié)構(gòu)支架進行質(zhì)量測試。質(zhì)量損失率Wt按式(4)計算,其中m1、m2分別為支架降解前、后的質(zhì)量。

2.5 數(shù)據(jù)分析

本文所有定量結(jié)果至少從3個樣品中獲得,數(shù)據(jù)均采用平均值±標準偏差形式表示。統(tǒng)計結(jié)果使用Graphpad Prism 7軟件進行顯著性分析,p<0.05表示統(tǒng)計結(jié)果具有顯著性?！?***”表示p<0.000 1,“***”表示p<0.001,“**”表示p<0.01,“*”表示p<0.05。

3 結(jié)果與討論

3.1 血管支架的結(jié)構(gòu)參數(shù)

編織型血管支架的實物如圖3所示,制備得到的4種支架均具有規(guī)整的結(jié)構(gòu),紗線規(guī)則排列。

圖3 4種結(jié)構(gòu)血管支架的立體顯微鏡照片F(xiàn)ig.3 Stereoscopic photos of four structural vascular stents

血管支架交織點處的微觀結(jié)構(gòu)如圖4所示,其中:圖4(a)～(c)分別為兩根PPDO單絲交織點、PCL未包覆的兩根鐵絲交織點、PPDO與PCL未包覆的鐵絲交織點;圖4(d)是PCL組分熔融之后PCL包覆的兩根鐵絲交織點;圖4(e)、(f)是PPDO與PCL包覆的鐵絲交織點。由圖4可知,加熱后熔點較低的PCL組分融化,形成熔融固結(jié)點。熱處理不僅可以提高支架的穩(wěn)定性,還可以使材料進一步結(jié)晶化,從而提高支架的力學性能。

4種血管支架的結(jié)構(gòu)參數(shù)如表1所示,其內(nèi)徑均為8.00 mm,外徑為8.62～8.92 mm,所有外徑均無顯著性差異,厚度為0.62～0.92 mm。熱定型后血管支架均保持規(guī)律穩(wěn)定的外觀結(jié)構(gòu),各組紗線之間相互交織,紗線無屈曲變形。三向編織結(jié)構(gòu)血管支架tFPS由于引入了軸向紗線,其厚度最大。hFPS組厚度略大于對照組。P為血管支架軸向單位長度的紗線交織點數(shù)量。由表1可知,4種血管支架的P基本相等。所有組的編織角度保持在60.23°～62.96°,節(jié)距控制在15.09～17.49 mm。

圖4 血管支架交織點處的微觀結(jié)構(gòu)Fig.4 Microstructure at the interweaving point of the vascular stents

表1 4種編織血管支架的結(jié)構(gòu)表征Table 1 Structural characterization of four braided vascular stents

3.2 血管支架的徑向支撐性能

3.2.1 編織結(jié)構(gòu)對血管支架徑向支撐力的影響

4種血管支架的平板徑向支撐力測試結(jié)果如圖5所示。血管支架PS、FPS、tFPS、hFPS的平板壓縮負荷分別為260.24、299.66、544.40、516.11 cN。結(jié)構(gòu)優(yōu)化后的血管支架FPS、tFPS、hFPS組徑向支撐力均得到一定程度的提高,其中tFPS、hFPS組徑向支撐力相比PS組提高了2倍左右。這是因為:三向編織是在二維編織的基礎(chǔ)上添加1根或多根軸向紗線,且軸向紗線不參與編織運動,軸向紗線的引入能夠減少紗線的滑移,從而提高支架的徑向支撐力;hFPS組在編織型包覆紗熱定型后,熔點較低的PCL組分融化,使得部分交織點固結(jié)(見圖4(d)),徑向支撐力增強。hFPS組徑向支撐力略低于tFPS組支架,這是因為三向編織結(jié)構(gòu)中紗線交織密度更大,更難滑移。

圖5 4種血管支架的徑向支撐力Fig.5 Radial support strength of four kinds of vascular stents

3.2.2 編織結(jié)構(gòu)對血管支架彈性回復(fù)率的影響

4種血管支架的彈性回復(fù)率如圖6所示。由圖6可知,血管支架PS、FPS、tFPS、hFPS的平板壓縮彈性回復(fù)率分別為94.80%、80.47%、73.20%、74.82%。PS組彈性回復(fù)率最高,隨著鐵絲的引入,血管支架的彈性回復(fù)率降低。tFPS組彈性回復(fù)率低于hFPS組,這可能是因為第三組軸向紗線的引入導(dǎo)致更多紗線交織點被固定。tFPS和hFPS組略低于FPS組,這是因為軸紗和熔融固結(jié)點導(dǎo)致紗線難以滑移,從而塑性形變增加。由此可見,相比引入軸紗的方法,用熱熔紗線固定交織點能夠在提高支架的抗壓強度的同時,減少支架彈性回復(fù)率性能的損失。

圖6 徑向壓縮時4種血管支架的彈性回復(fù)率Fig.6 Elastic recovery rates of four kinds of vascular stents under radial compression

3.2.3 不同編織結(jié)構(gòu)對應(yīng)力松弛率的影響

4種血管支架壓縮至直徑的50%保持一定時間,支架的應(yīng)力松弛率如圖7所示。血管支架PS、FPS、tFPS、hFPS的平板壓縮應(yīng)力松弛率分別為8.61%、11.54%、11.57%、9.53%。平板壓縮中,編織結(jié)構(gòu)對應(yīng)力松弛有一定影響,引入鐵絲后,應(yīng)力松弛率小幅度增大。hFPS組應(yīng)力松弛率小于tFPS組,表現(xiàn)出更小的黏彈性,說明hFPS組支架抵抗外力變形的能力更優(yōu)秀。這可能是因為tFPS組交織點更多,變形過程中紗線的彎曲變形更大。

圖7 4種血管支架徑向壓縮的應(yīng)力松弛率Fig.7 Stress relaxation rate of four kinds of vascular stents under radial compression

3.3 血管支架的彎曲性能

血管支架的彎曲性能定性和定量表征結(jié)果如圖8所示。血管支架受到彎曲作用時,管腔的直徑變化直接反映支架的柔順性能。由圖8(a)可以看出,加入鐵絲后,管腔的通暢程度略低于PS支架,三向編織支架tFPS表現(xiàn)得尤為明顯,管腔外側(cè)出現(xiàn)變形。這是因為第三組紗線的引入阻止了紗線的滑移?？傮w而言,4種編織型血管支架在彎曲后仍然可以保持管腔暢通,管徑無明顯變化,均表現(xiàn)出良好的柔順性。這對適應(yīng)血管內(nèi)的彎曲作用力,減少損害自體血管等都是非常有益的。

圖8 4種血管支架的彎曲性能定性和定量評價Fig.8 Qualitative and quantitative evaluation of bending performance of four kinds of vascular stents

抗彎剛度可定量評價血管支架的軸向柔順性。相同試驗條件下,抗彎剛度小的樣品具有更好的縱向柔順性。由圖8(b)可知,血管支架PS、FPS、tFPS、hFPS的抗彎剛度分別為22.49、33.43、41.85、58.99 cN?？梢娨腓F絲后3種血管支架的抗彎剛度有所增大。這是由鐵絲較大的模量、第三組軸向紗線的引入以及紗線交織點的固結(jié)綜合作用所導(dǎo)致的。

3.4 血管支架的體外降解研究

通過體外降解試驗初步考察血管支架的降解規(guī)律。由于可降解金屬Fe的降解周期約為2年,本文采用加速降解試驗?zāi)M血管支架的體內(nèi)自然降解。根據(jù)時溫等效原理,通過50 ℃加速降解20 d模擬體外靜態(tài)降解3個月,加速降解40 d模擬體外靜態(tài)降解6個月[21]。降解過程中支架的表觀形貌變化如圖9所示。

圖9 不同降解時期4種編織血管支架的形貌變化Fig.9 Morphological changes of four braided vascular stents in different degraded periods

由圖9可知,4種支架在體外靜態(tài)降解30 d內(nèi)表現(xiàn)出相似的緩慢降解趨勢。降解30 d時,血管支架出現(xiàn)明顯的紗線斷裂現(xiàn)象,支架結(jié)構(gòu)開始解體;降解40 d后支架中的紗線材料變得脆硬,極易斷裂,逐漸斷裂為粉末即顆粒狀,較多成分溶解在降解液中,難以收集;降解50 d時PPDO組分從支架中完全脫落。PPDO降解時顏色逐漸變淺,因此降解過程中的顏色變化也能反映血管支架的降解速度[21]。降解30 d后,FPS、tFPS、hFPS組的PPDO組分顏色明顯比PS組淺,表明引入鐵絲后PPDO的降解速度加快。FPS、tFPS組中PPDO組分降解后剩余鐵絲無法保持結(jié)構(gòu)穩(wěn)定,hFPS組中皮芯結(jié)構(gòu)的紗線通過交織點的黏結(jié)固定仍然保持具有一定力學性能的管狀結(jié)構(gòu)。由此可見,FPS、tFPS、hFPS組表現(xiàn)出明顯的兩級降解趨勢,即PPDO組分先降解,在PPDO組分完全降解前金屬Fe和皮芯結(jié)構(gòu)熱黏合鐵絲組分保持穩(wěn)定,隨著降解過程的繼續(xù),支架材料進一步降解,直至第二組分(Fe)完全降解。

降解過程中4種血管支架的質(zhì)量損失率和徑向支撐力變化趨勢如圖10所示。由圖10(a)可知:4種血管支架在降解30 d內(nèi)質(zhì)量保持穩(wěn)定,質(zhì)量損失率不超過10%,FPS、tFPS、hFPS組質(zhì)量損失率略高于PS組,表明鐵絲能夠加速PPDO的降解。降解30 d后,血管支架的質(zhì)量出現(xiàn)明顯損失。在聚合物降解早期大分子鏈在水解作用下酯鍵發(fā)生斷裂,但是仍然具有不溶性,隨著水解程度的增加,大分子鏈逐漸斷裂為可溶性的小分子鏈段并隨水分子進入降解液中[28]。降解40 d后,PS組支架結(jié)構(gòu)失效,溶解在降解液中,FPS、tFPS、hFPS組質(zhì)量損失率達80%以上,這是因為僅剩下金屬組分。hFPS組質(zhì)量損失率較小,因為其中的PCL和Fe成分均未降解。

圖10 血管支架降解過程中的質(zhì)量損失率和徑向支撐力Fig.10 Mass loss rate and radial support strength during degradation of vascular stents

由圖10(b)可知:血管支架降解前20 d的徑向支撐力變化較小。降解20 d時,tFPS組徑向支撐力最大(570.15 cN),hFPS組略高于FPS組。降解20～40 d時,徑向支撐力發(fā)生突變,這是由于支架主體PPDO組分發(fā)生脆性斷裂。降解40 d時:PS組中PPDO脆性斷裂,支架結(jié)構(gòu)失效,徑向支撐力為0;FPS、tFPS、hFPS組的徑向支撐力分別為19.73、18.72、38.94 cN,可以看出hFPS組明顯高于FPS、tFPS組。這是因為hFPS組中熱黏合加固點仍保持作用,而三向編織中起加強徑向支撐力作用的PPDO紗線已經(jīng)降解,FPS、tFPS組剩余的鐵絲組分脫散,難以維持支撐性能。由此可見,hFPS血管支架與人自身血管重構(gòu)周期較為匹配。

4 結(jié) 論

(1)在可降解PPDO支架中加入可降解鐵絲能夠有效提高血管支架的支撐性能。引入軸向紗線、增加黏合編織點可提高編織型血管支架的徑向支撐性能,但會降低血管支架的彈性回復(fù)率。

(2)采用引入軸紗和增加熱熔黏合編織點分別改進編織結(jié)構(gòu)時,增加熱熔黏合編織點的改進方法具有更優(yōu)異的支撐性能增強作用,且血管支架的柔順性更好。

(3)在體外降解過程中,血管支架有超過30 d的力學穩(wěn)定性和質(zhì)量穩(wěn)定性,之后PPDO組分逐漸降解。相對而言,hFPS支架在降解過程中具有更穩(wěn)定的支撐性能,與人自身血管重構(gòu)周期較為匹配。