紡織基小口徑人工血管材料的體外水滲透性研究

方璇，薛雯，李曉才，來興明，鄧佳惠，關(guān)國平，王璐，Guidoin Robert,2

1. 東華大學紡織學院和紡織面料技術(shù)教育部重點實驗室(上海，201620) 2. 加拿大拉瓦爾大學外科系

1952年， Voorhees等人應用維綸制備人工血管并移植到狗的頸動脈， 發(fā)現(xiàn)管壁的多孔結(jié)構(gòu)對管腔內(nèi)形成內(nèi)膜具有積極意義[1]。此后， 人工血管的研究進入紡織材料時期。目前， 大、 中口徑紡織基覆膜血管已經(jīng)成功應用于臨床并取得了滿意的效果。然而， 小口徑人工血管尚無理想的產(chǎn)品應用于臨床， 主要是由于內(nèi)皮化不完整、 遠期通暢率低[2]。

為了有利于人工血管在體內(nèi)實現(xiàn)原位內(nèi)皮化， 其管壁多設(shè)計成多孔結(jié)構(gòu)， 從而有利于管腔內(nèi)外的物質(zhì)交換。紡織材料就是理想的小口徑人工血管材料， 具備規(guī)則的多孔結(jié)構(gòu)、 及100%的孔連通性。然而， 管壁孔徑太大會導致人工血管移植后的血液外漏， 造成不良后果。因此， 臨床使用紡織基人工血管時往往需要預凝， 將血液滲透性降低到一定程度。然而， 預凝要用到病人自身血液增加了手術(shù)環(huán)節(jié)和感染風險。另一方面， 為了避免漏血， 往往將人工血管的管壁織造得很致密， 水滲透性幾乎為零。這就大大削弱了紡織基人工血管的優(yōu)勢。

盡管已有報道研究了人工血管的孔隙率與水滲透性之間的關(guān)系[3]、 管壁均勻性[4]、 孔徑大小及分布對水滲透性的影響[5]、 織物正反面水滲透性的差異[6]及滲透理論[7]等。然而， 目前尚無針對特定口徑、 特定壓強下紡織基小口徑人工血管的水滲透性、 模擬血漿滲透性和全血滲透性方面的研究， 亦未見水滲透性與血液滲透性關(guān)系的研究。

因此， 本研究旨在探究兩種機織小口徑(內(nèi)直徑為4 mm)人工血管材料， 在不同壓強下的水滲透性、 模擬血漿滲透性和抗凝全血滲透性及它們之間的相互關(guān)系。通過該量化關(guān)系， 可由體外水滲透性預測體外抗凝全血的滲透性， 為進一步研究水滲透性與體內(nèi)血液滲透性之間的關(guān)系奠定基礎(chǔ)。為臨床預凝提供明確而量化的指導意見， 為開發(fā)具有適度孔隙的紡織基人工血管提供參考。

1 材料和方法

1.1 主要實驗材料和儀器

30D滌綸單絲， 50D24f滌綸復絲。右旋糖酐40氯化鈉注射液(四川科倫藥業(yè)股份有限公司)， 人工血管整體水滲透性測試儀(自行研發(fā))， 一次性塑料采血袋(四川南格爾生物科技有限公司)， TM3000型掃描電子顯微鏡(日本日立公司)。

1.2 方法

1.2.1小口徑人工血管材料的制備

采用改進后的劍桿小樣機一次成型內(nèi)直徑為4 mm的滌綸小口徑人工血管管坯， 組織結(jié)構(gòu)為平紋， 經(jīng)紗使用30D單絲，緯紗使用50D24f復絲，設(shè)計經(jīng)密為1 100根/10 cm,緯密分別為300根/10 cm，700根/10 cm。

1.2.2孔隙率計算

試樣孔隙率計算參照文獻已報道的方法[8]， 計算公式如式(1)：

(1)

式中：P， 孔隙率；M， 每平方米克重；t， 厚度；ρ， 滌綸密度。

1.2.3人工血管滲透性的測試方法

測試液體分別為去離子水、 模擬血漿和抗凝全血。測試試樣的整體滲透性， 測試壓強分別為8 kPa、 10 kPa、 12 kPa、 14 kPa、 16 kPa。在每個壓強下， 測量每分鐘透過人工血管材料有效長度管壁的液體量， 連續(xù)測量10 min。測試儀器采用本實驗室自行研發(fā)的人工血管整體水滲透性測試儀[9]。每個壓強下每種試樣重復測試5次計算每個時間點的平均值， 滲透性計算公式如式(2)：

(2)

式中：W， 人工血管的液體滲透性(mL·cm-2·min-1)；Q， 一定時間內(nèi)滲透過人工血管管壁的液體體積(mL)；A， 液體經(jīng)過人工血管管壁的有效面積(cm2)；t， 測試時間(min)。

1.2.4掃描電子顯微鏡觀察血細胞粘附

在抗凝全血滲透性測試之后， 抽取兩種人工血管材料各5個， 每個測試壓強下取1個， 共取10個。從每個材料中部剪下長14 mm、 寬4 mm的試樣， 分別放入平皿中。使用多聚甲醛固定試樣。將固定過的試樣依次在濃度分別為60%、 70%、 80%、 90%、 95%、 100%的乙醇溶液中浸泡15 min脫水。最后， 將試樣取出晾干。試樣噴金后， 使用TM3000型掃描電子顯微鏡(SEM)觀察試樣內(nèi)表面血細胞的粘附情況。測試電壓為15 kV。每個試樣閱讀5個視野， 血細胞計數(shù)， 最后取平均值[10]。

1.3 數(shù)據(jù)表達及統(tǒng)計學分析

2 結(jié)果與討論

2.1 人工血管材料的形態(tài)結(jié)構(gòu)

試樣熱定型后， 實際結(jié)構(gòu)參數(shù)發(fā)生變化， 與設(shè)計參數(shù)相比， 經(jīng)密和緯密均有增大(表1)。這可能主要是由于熱堿水溶液處理對織物有緊密化作用[11]。而且， 高溫熱定型對增加織物經(jīng)密和緯密也有積極作用?？紫堵视嬎憬Y(jié)果表明， 緯密較大的2#試樣， 其孔隙率較低， 為52.4%。1#試樣的孔隙率為67.6%。熱定型后人工血管材料管壁結(jié)構(gòu)的光學顯微鏡照片如圖1所示。由圖1可更加直觀地觀察到， 兩種材料在孔徑及其分布、 孔隙率方面存在顯著差異。2#試樣結(jié)構(gòu)更加緊密。

表1 人工血管材料實際結(jié)構(gòu)參數(shù)Tab.1 Parameters of the artificial vascular graft samples

圖1 人工血管材料管壁的光學顯微鏡照片(×40)Fig.1 Micrographs under a light microscope of walls of vascular grafts after thermal treatment (×40)

2.2 水滲透性

由圖2和圖3可知， 兩種試樣水滲透性均隨時間的延長而減小， 隨著壓強的增大而增大。曾有學者對水等流體在織物中的滲透進行了一系列的研究， 他們多將織物模型確定為由纖維組成的多孔介質(zhì)[12]， 或內(nèi)部含有許多平行于液體流動方向的毛細管的固體板材[13-14]。液態(tài)水通過試樣管壁的途徑主要包括：纖維表面浸潤鋪展及毛細傳遞產(chǎn)生的導水， 織物中的孔隙產(chǎn)生的透水[15]。一方面去離子水在纖維集合體表面鋪展浸潤的本質(zhì)是液滴在固體表面鋪展成膜， 原有的固-氣界面消失， 而留下固-液界面和氣-液界面。當固體在微觀上吸附一個液體分子后， 形成固-液單分子層中的表面張力為零， 即不能再吸附液體分子。此時滲透過程的主要途徑為通過織物孔隙產(chǎn)生透水[16]， 所以試樣的水滲透性隨時間的延長而減小。水及模擬血漿在管壁微孔中的流動可看作層流， 近似符合Poiseuille定律[17]， 其表達式為：

(3)

其中Q， 體積流量；R， 為管道半徑；ΔP， 壓差；η， 流體粘滯系數(shù)；L， 管道長度。所以當壓強越大時， 去離子水的流量越大。

在8 kPa、 10 kPa、 12 kPa下， 水滲透性在測試時間內(nèi)下降幅度較小， 而在14kPa、 16kPa下水滲透性下降幅度較大。這是因為在低壓條件下， 試樣結(jié)構(gòu)相對更穩(wěn)定 ， 因此水滲透性沒有出現(xiàn)明顯的下降趨勢。而在高壓條件下， 復絲經(jīng)水流作用發(fā)生散開和重排， 管壁的平均孔徑減小[11]， 固-液界面的形成加快， 因此水滲透性出現(xiàn)明顯的下降。另外， 在各個壓強下， 1#試樣水滲透性均明顯高于2#試樣， 這說明織物孔隙率對水滲透性結(jié)果影響明顯， 孔隙率越大則水滲透性越大。

圖2 1#試樣水滲透性結(jié)果Fig.2 Water permeability of sample 1#

圖3 2#試樣水滲透性結(jié)果Fig.3 Water permeability of sample 2#

2.3 模擬血漿滲透性

本文使用的模擬血漿是右旋糖酐40氯化鈉注射液， 室溫條件下粘滯系數(shù)為1.1 mPa·s。分析圖4和圖5可知， 兩種試樣模擬血漿滲透性均隨時間的延長而減小， 隨壓強的增大而增大?？紫堵蚀蟮脑嚇?， 其滲透性也相對較高。同理， 在8 kPa、 10 kPa、 12 kPa下， 模擬血漿滲透性下降幅度較小， 而在14kPa、 16kPa下， 模擬血漿滲透性下降幅度較大。這些結(jié)果與水滲透性的結(jié)果相一致。結(jié)合圖2和圖3結(jié)果可知， 同種試樣在相同壓強下， 其模擬血漿滲透性小于水滲透性， 因為模擬血漿的粘滯系數(shù)大于水的粘滯系數(shù)。

圖4 1#試樣模擬血漿滲透性結(jié)果Fig.4 Simulated plasma permeability of sample 1#圖5 2#試樣模擬血漿滲透性結(jié)果Fig.5 Simulated plasma permeability of sample 2#

2.4 水滲透性

本研究使用的抗凝全血采自健康成年豬靜脈， 室溫條件下粘滯系數(shù)為4.2 mPa·s。由圖6和圖7可知， 水滲透性隨時間和壓強的變化趨勢與上述水滲透性及模擬血漿滲透性的變化趨勢一致。然而， 兩種樣品的抗凝全血滲透性均遠低于其水滲透性及模擬血漿滲透性。即使在16kPa條件下， 1#試樣第1分鐘的抗凝全血滲透性最高也只有15.11 mL·cm-2·min-1。而在8kPa條件下， 2#試樣抗凝全血滲透性甚至接近0 mL·cm-2·min-1。這就說明， 液體的滲透性除了與液體的粘滯系數(shù)密切相關(guān)， 液體里面的顆粒物對滲透性也有重要影響。因為， 顆粒物的沉積或粘附會對孔徑和孔隙率產(chǎn)生影響。由圖8可知， 隨著壓強的增大， 試樣內(nèi)表面血細胞的沉積量顯著增大， 孔徑大的試樣， 血細胞沉積數(shù)較小。

圖6 1#試樣抗凝全血滲透性結(jié)果Fig.6 Anticoagulant whole blood permeability of sample 1#圖7 2#試樣抗凝全血滲透性結(jié)果Fig.7 Anticoagulant whole blood permeability of sample 2#

圖8 抗凝全血滲透性測試完成后人工血管材料內(nèi)表面血細胞沉積數(shù)量Fig.8 The number of the blood cells deposited on the internal surface of artificial vascular graft after test on anticoagulant whole blood

抗凝全血在試樣中的滲透過程可近似看作懸浮顆粒在多孔介質(zhì)中的過濾過程。1937 年T. Iwasaki等[18]首先建立了深層過濾系統(tǒng)中顆粒遷移的數(shù)學模型。A. C. Payatakes 等[19]于1973年提出了顆粒狀多孔介質(zhì)模型， 這成為后續(xù)研究的基礎(chǔ)。根據(jù)經(jīng)典過濾模型， 懸浮顆粒沉積系數(shù)k與收集器收集效率η關(guān)系[20]可表示為式(4)：

(4)

式中：φ， 多孔介質(zhì)孔隙率；u， 為懸浮顆粒速度；dc， 收集器的直徑；η， 收集器收集效率。

抗凝全血在管壁毛細管滲透的過程中， 根據(jù)流體的流量連續(xù)性方程可知， 流體恒定流動中， 流過微孔某個截面的不可壓縮液體的流量是相等的， 于是有：

(5)

由式(5)可知， 對于同種試樣而言， 在相同時間內(nèi)， 透過管壁的流體的平均速度越大則流量越大。由圖8可知， 當壓強越高時， 抗凝全血滲透性越高。這就解釋了測試壓強越高、 流量越大， 血細胞沉積數(shù)量越高的現(xiàn)象。與1#試樣相比， 2#試樣表面血細胞沉積的數(shù)量更多。這是因為2#試樣的孔徑較小、 分布更加均勻， 截留了更多的尺寸大于孔徑的顆粒， 即血細胞及其聚集體。

2.5 水滲透性與模擬血漿滲透性關(guān)系

流體介質(zhì)透過多孔材料時， 在層流條件下， 同時多孔介質(zhì)的直徑又不至于小到能產(chǎn)生分子流時， 流體介質(zhì)的流動特性滿足線性的Darcy定律[22]：

(6)

式中q為流體流過過濾層的體積流量，k為滲透系數(shù)，AP為橫截面孔隙所占的面積，ΔP為壓降，μ為流體介質(zhì)的動力粘滯系數(shù)，H為濾層厚度。由式(6)可知， 相同壓強下， 對于同一試樣而言， 有如下關(guān)系：

(7)

圖9和圖10分別為1#試樣與2#試樣水與模擬血漿滲透性之間的擬合曲線。從圖9可以看出， 兩種試樣在各種壓強下， 第1 min到第10 min的水滲透性與模擬血漿滲透性之間均存在一定的線性關(guān)系。然而， 在8 kPa條件下， 擬合曲線的相關(guān)性較低。這是因為在8 kPa條件下， 模擬血漿在管壁微孔流動過程中受固體表面對模擬血漿分子的長程范德華力作用影響較大。室溫下水與模擬血漿的粘滯系數(shù)之比μ水/μ模擬血漿=0.9 mPa·s /1.1 mPa·s=0.82。而回歸方程斜率在0.7～0.9之間， 即模擬血漿與水的滲透性之比在0.7～0.9之間。因此，可以認為模擬血漿滲透性與水滲透性之比近似等于水和模擬血漿的粘滯系數(shù)之比。

圖9 1#試樣水滲透性與模擬血漿滲透性關(guān)系Fig.9 Relationship between water permeability and simulated plasma permeability of sample 1#圖10 2#試樣水滲透性與模擬血漿滲透性關(guān)系Fig.10 Relationship between water permeability and simulated plasma permeability of sample 2#

2.6 模擬血漿滲透性與抗凝全血滲透性關(guān)系

圖11和圖12分別為1#試樣與2#試樣模擬血漿滲透性與抗凝全血滲透性之間的關(guān)系曲線。1#試樣與2#試樣在8 kPa、 10 kPa、 12 kPa低壓下模擬血漿滲透性與抗凝全血滲透性之間存在一定的線性關(guān)系， 而在14 kPa、 16 kPa高壓下呈現(xiàn)非線性關(guān)系。這是因為抗凝全血中存在血細胞， 血液是血細胞與血漿組成的懸浮液[23]。其粘度較大， 屬于一種非牛頓流體[24]。血細胞的存在會對抗凝全血的滲透性產(chǎn)生顯著影響。擬合曲線與Y軸交點對應的Y值， 可近似認為是當抗凝全血滲透性為0時， 即試樣不滲血時模擬血漿的滲透性。

圖11 1#試樣抗凝全血滲透性與模擬血漿滲透性關(guān)系Fig.11 Relationship between anticoagulant whole blood permeability and simulated plasma permeability of sample 1#

圖12 2#試樣抗凝全血滲透性與模擬血漿滲透性關(guān)系Fig.12 Relationship between anticoagulant whole blood permeability and simulated plasma permeability of sample 2#

2.7 水滲透性與抗凝全血滲透性關(guān)系

圖13和圖14分別為1#試樣與2#試樣水滲透性與抗凝全血滲透性之間的關(guān)系曲線。1#試樣在8 kPa、 10 kPa、 12 kPa下水滲透性與抗凝全血滲透性之間呈線性關(guān)系， 在14 kPa、 16 kPa高壓下呈非線性相關(guān)。2#試樣在8 kPa條件下抗凝全血滲透性為0， 未能得到擬合曲線。在10 kPa、 12 kPa下呈線性相關(guān)， 在14 kPa、 16 kPa下呈非線性相關(guān)。這與試樣模擬血漿滲透性與抗凝全血滲透性之間有相似的關(guān)系。也就是說， 在體外由水滲透性推測抗凝全血滲透性是可行的。同時， 回歸曲線與Y軸交點對應的Y值， 可認為是當抗凝全血滲透性為0時， 即當試樣不滲血時的水滲透性。該值可為人工血管的結(jié)構(gòu)設(shè)計提供參考， 保證人工血管在不滲血的同時， 實現(xiàn)最大程度的管壁內(nèi)外物質(zhì)交換。

3 結(jié)論

本研究通過測量不同壓強下兩種人工血管材料的整體水、 模擬血漿及抗凝全血滲透性， 探究了材料結(jié)構(gòu)、 測試壓強對滲透性的影響規(guī)律和三種滲透性之間的相互關(guān)系。得到以下主要結(jié)論：(1)水、 模擬血漿及抗凝全血滲透性均隨時間的延長而減小，隨測試壓強的增大而增大， 隨織物孔隙率增大而增大。在低壓下， 滲透性下降幅度較小而在高壓下降幅度較大。(2)在各個壓強下， 兩種人工血管材料的抗凝全血滲透性均小于模擬血漿滲透性和水滲透性。(3)模擬血漿滲透性與水滲透性之比近似等于水和模擬血漿的粘滯系數(shù)之比。(4)兩種試樣水滲透性與抗凝全血滲透性之間存在一定線性關(guān)系， 即通過體外實驗， 由水滲透性推測抗凝全血滲透性是可行的。

圖13 1#試樣抗凝全血滲透性與水滲透性關(guān)系Fig.13 Relationship between anticoagulant whole blood permeability and water permeability of sample 1#

圖14 2#試樣抗凝全血滲透性與水滲透性關(guān)系Fig.14 Relationship between anticoagulant whole blood permeability and water permeability of sample 2#

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