心血管疾病是危害人類健康的常見疾病之一，其發(fā)病率和死亡率在全球范圍內(nèi)居高不下。血管移植和血管重建修復(fù)是心血管疾病的主要或輔助治療手段。移植血管的主要來源為生物血管或人工血管。同種異體生物血管和異種生物血管移植物易形成血栓，且來源緊缺。自體生物血管大多來源于自體靜脈血管，不僅來源有限，帶來的創(chuàng)傷也比較大，并且，在實(shí)際臨床中，有將近1/3的病人由于各種原因無法進(jìn)行自體血管的移植。所以臨床上需要大量的人工血管作為移植替代物。
人工血管的開發(fā)和研制距今已有6 0多年的歷史，目前用于制造人工血管的原料有滌綸(PET)、膨體聚四氟乙烯(ePTFE)、聚氨酯(PU)和天然桑蠶絲等[10-12]。其中，聚氨酯材料因其優(yōu)良的生物相容性(包括血液相容性和組織相容性)、耐磨性及耐疲勞等性能受到了廣泛的關(guān)注和應(yīng)用[13-15]。但是，針對(duì)其物理性能的評(píng)價(jià)，目前多為單一項(xiàng)目的定性評(píng)估，缺少綜合多方面物理性能測(cè)試的綜合性評(píng)價(jià)。
本文以聚氨酯為主體，使用滌綸編織加強(qiáng)的人工血管為試驗(yàn)對(duì)象，參考行業(yè)標(biāo)準(zhǔn)YY0500-2004 《心血管植入物人工血管》中的方法，針對(duì)其包括拉伸強(qiáng)度、薄膜加壓破裂強(qiáng)度、縫線牽拉強(qiáng)度、反復(fù)穿刺后殘余強(qiáng)度、滲透壓以及擴(kuò)張內(nèi)徑多個(gè)物理項(xiàng)目進(jìn)行了試驗(yàn)，力求從多方面綜合評(píng)估其物理性能，為其物理性能的深入探究和更好的臨床應(yīng)用提供技術(shù)支撐。
1 材料、儀器與方法
1.1 材料
本試驗(yàn)使用的人工血管內(nèi)外兩層為醫(yī)用聚氨酯，中間加強(qiáng)層為滌綸編織。血管直徑為34 mm，長(zhǎng)度為20 cm，壁厚為0.5 mm。試驗(yàn)樣品數(shù)量共5支，由武漢揚(yáng)森股份有限公司提供。
1.2 儀器
LST-40/JIB2單向激光測(cè)徑儀(雷斯特);P1021-A-6軟管水壓綜合測(cè)試臺(tái)(深圳億威仕自動(dòng)化設(shè)備有限公司);數(shù)字式脹破強(qiáng)度測(cè)試儀YG032E(泉州市美邦儀器有限公司);萬(wàn)能材料試驗(yàn)機(jī)H5KS(Tinius Olsen)。
1.3 試驗(yàn)方法
目前，人工血管的物理性能測(cè)試，業(yè)內(nèi)參照標(biāo)準(zhǔn)為YY0500-2004《心血管植入物人工血管》，該標(biāo)準(zhǔn)詳細(xì)規(guī)定了測(cè)試的項(xiàng)目和方法，本研究立足于該標(biāo)準(zhǔn)，針對(duì)聚氨酯人工血管，展開多項(xiàng)物理性能測(cè)試。
1.3.1 軸向拉伸強(qiáng)度
軸向拉伸強(qiáng)度是測(cè)定管狀血管移植物管型狀態(tài)下的軸向拉伸強(qiáng)度。
試驗(yàn)中將樣品的兩端分別固定在萬(wàn)能材料試驗(yàn)機(jī)的夾具上，夾具間距為50 mm。小心確保樣本沒有被拉伸、扭曲或被夾具損壞，應(yīng)盡量保持自然狀態(tài)。然后以150 mm·min-1的速率勻速拉伸樣本，直至樣本斷裂，記錄斷裂時(shí)的載荷值即為其軸向拉伸強(qiáng)度。
1.3.2 周向拉伸強(qiáng)度
周向拉伸強(qiáng)度是測(cè)定管狀血管移植物管型狀態(tài)下圓周方向拉伸強(qiáng)度。
從樣品上截取長(zhǎng)度為40 mm的供試樣本，記為樣本的長(zhǎng)度(L)，單位為mm。將樣本放置在萬(wàn)能材料試驗(yàn)機(jī)夾具的兩個(gè)銷上，確保樣本無拉伸或扭曲，保持自然狀態(tài)。以150 mm·min-1的速率拉伸樣本，直至達(dá)到斷裂點(diǎn)。記錄最大負(fù)載(Tmax)。
將每個(gè)樣品的最大負(fù)載(Tmax)除以其原始樣品長(zhǎng)度來計(jì)算周向拉伸強(qiáng)度。公式如下：
1.3.3 薄膜加壓破裂強(qiáng)度
薄膜加壓破裂強(qiáng)度用于測(cè)定管狀血管移植物平片型狀態(tài)下的破裂強(qiáng)度。
試驗(yàn)截取長(zhǎng)度為100 mm的樣本，再沿縱軸方向切開，撫平，形成厚度均勻的平片。將平片的樣品放置在數(shù)字式脹破強(qiáng)度測(cè)試儀底座的開口上，使樣品完全覆蓋加壓薄膜，固定夾具環(huán)。以200 mL·min-1的速率均勻增加薄膜下面的壓力，直到樣品破裂，記錄破裂強(qiáng)度。
1.3.4 縫線牽拉強(qiáng)度
測(cè)定將縫線拉出管狀血管移植物管壁的力。
沿軸向截取一段長(zhǎng)度約為20 mm的樣本，使用6-0尼龍縫線(直徑0.16 mm)在距伸直樣本一端2 mm處插入并穿過一層血管壁，縫合成一個(gè)半環(huán)。以150 mm·min-1的速率拉伸縫線，記錄將縫線從血管假體中拉出，或?qū)е卵芗袤w壁損壞的拉力大小。
1.3.5 反復(fù)穿刺后殘余強(qiáng)度
沿人工血管的縱軸方向截取一段樣品后沿軸向剪開，撫平后使用16 G的穿刺針，在血管表面進(jìn)行每平方厘米24次穿刺。穿刺后的樣品放置在開口為1 cm2的薄膜加壓設(shè)備上，均勻增壓，直到樣品破裂，記錄此時(shí)的壓力值，即為反復(fù)穿刺后的殘余強(qiáng)度。
1.3.6 滲透壓
將樣品連接到軟管水壓綜合測(cè)試臺(tái)上，然后用生理鹽水充盈血管，逐漸增加壓力至100 kPa，觀察樣品的外表面是否出現(xiàn)水珠。
1.3.7 擴(kuò)張內(nèi)徑
使用圓錐規(guī)預(yù)先測(cè)量血管內(nèi)徑，使用標(biāo)稱壁厚計(jì)算血管外徑，外徑=內(nèi)徑+(標(biāo)稱壁厚×2)。對(duì)樣品施加一定預(yù)壓力，使其外徑與前述外徑相差在±0.1 mm以內(nèi)，此時(shí)認(rèn)為是測(cè)試的壓力零點(diǎn)，開始測(cè)試。將人工血管與水壓發(fā)生器相連，保持壓力為180 mmHg，使用單項(xiàng)激光測(cè)徑儀測(cè)量血管的外徑，計(jì)算擴(kuò)張內(nèi)徑，得到擴(kuò)張比=(擴(kuò)張內(nèi)徑-初始內(nèi)徑)/初始內(nèi)徑。
2 結(jié)果
對(duì)試驗(yàn)樣品分別進(jìn)行上述物理學(xué)試驗(yàn)，所得到的試驗(yàn)結(jié)果如表 1所示。
3 討論
體內(nèi)血管由于肌肉收縮、運(yùn)動(dòng)等原因不斷地受到軸向應(yīng)力。因此，理想的人工血管必需具有與人體自然血管相近甚至更好的軸向力學(xué)性能。人體股動(dòng)脈的極限應(yīng)力為1~2 MPa[16]。由表 1可見，本研究中所用聚氨酯人工血管的軸向拉伸強(qiáng)度均值為770.81 N，等效于7.2 MPa，遠(yuǎn)高于人體極限值，有較好的抗拉性能。
由于人工血管在脈動(dòng)血流環(huán)境下長(zhǎng)期工作，正常的收縮壓為12.0~18.7 kPa，舒張壓為8.0~12.0 kPa，人工血管的耐壓性能越好，使用的可靠性就越大[17]。試驗(yàn)結(jié)果表明，樣品周向拉伸強(qiáng)度均值為6.71 N·mm-1，薄膜加壓破裂強(qiáng)度均值為294.78 kPa，并且，經(jīng)反復(fù)穿刺試驗(yàn)后，得到樣品的反復(fù)穿刺后強(qiáng)度均值為2264 mmHg，約為302 kPa。可見樣品有良好的耐壓性，能夠滿足人體使用要求。
人工血管的縫線牽拉強(qiáng)度關(guān)系到縫合操作的難易和吻合口的強(qiáng)度，關(guān)系到植入后人工血管連接的牢固性，是一項(xiàng)十分重要的力學(xué)性能[17]。該縫線牽拉強(qiáng)度均值為34.89 N，能夠滿足手術(shù)植入操作和人體使用的要求。
在滲透性方面，試驗(yàn)樣本均未表現(xiàn)出滲漏的情況，表示血管在遠(yuǎn)高于人體血管內(nèi)部壓力的條件下，有良好的抗?jié)B漏性，即手術(shù)時(shí)無需預(yù)凝，人工血管可直接用于移植等外科手術(shù)，并且有利于防止血管在植入后由于血液的滲出造成血腫等并發(fā)癥。
對(duì)于擴(kuò)張內(nèi)徑，在模擬人體高壓，180 mmHg的加壓條件下，血管的內(nèi)徑擴(kuò)張均值為2.20%，能夠較好地匹配人體血管，防止吻合處內(nèi)膜增生，導(dǎo)致血栓栓塞。
上述試驗(yàn)，從拉伸強(qiáng)度、薄膜加壓破裂強(qiáng)度、縫線牽拉強(qiáng)度、反復(fù)穿刺后殘余強(qiáng)度、滲透性、擴(kuò)張內(nèi)徑多個(gè)方面，對(duì)加強(qiáng)型聚氨酯人工血管性能進(jìn)行試驗(yàn)，結(jié)果表明，聚氨酯材料人工血管具有較好的物理性能，有較好的臨床使用價(jià)值。
與此同時(shí)，人工血管作為一種長(zhǎng)期體內(nèi)植入物，其植入體內(nèi)后，將長(zhǎng)時(shí)間地面對(duì)人體的各個(gè)方向的血流沖擊摩擦、肌體牽拉，以及與體液和細(xì)胞之間的生化作用，其物理和化學(xué)性能都將發(fā)生改變。在新的血管再生之前，任何力學(xué)性能的缺失都有可能導(dǎo)致移植的失敗。然而，現(xiàn)行的標(biāo)準(zhǔn)YY0500-2004《心血管植入物人工血管》中并沒有對(duì)人工血管在持續(xù)脈動(dòng)壓力后的長(zhǎng)期力學(xué)性能進(jìn)行評(píng)估的明確要求，更沒有明確的測(cè)試方法。目前國(guó)家的人工血管注冊(cè)檢驗(yàn)，也并沒有硬性要求廠家提供人工血管疲勞測(cè)試，以及疲勞測(cè)試后相關(guān)力學(xué)性能的評(píng)估材料。由此看來，目前我國(guó)現(xiàn)行的標(biāo)準(zhǔn)，尚存在一定的缺失。
在心血管疾病高發(fā)的全球環(huán)境下，人工血管的研發(fā)與應(yīng)用受到了廣泛的關(guān)注。如何更加全面、客觀地完善檢驗(yàn)方法，更加準(zhǔn)確地評(píng)估人工血管的特性，確保其植入人體后充分發(fā)揮作用將是我們繼續(xù)努力探索的方向。
