作者：王翔、王惠明、许忠斌

来源：浙江大学航空航天学院、浙江大学化学工程与生物工程学院

前  言

近几十年来，人类的许多疾病如细胞、组织或器官功能性的缺失，有的在目前的医疗技术下无法进行治疗，有的需要漫长的治疗周期，传统的医用材料无法满足要求，迫切需要新型的医用材料，以解决相关的问题。

塑料由于出色的力学性能和稳定的结构，已广泛应用于医疗领域中。塑料廉价的成本和快速的生产周期，促使其在一次性医疗用品中被广泛利用，避免了传统材料带来的交叉感染和重复消毒使成本提高等诸多问题。对塑料进行填充改性，即在制备过程中加人无机或有机填料，可以改善塑料的性能，使其具有良好的血液相容性和组织相容性。塑料优异的力学性能、成熟的加工工艺、低廉的原料成本以及简便的改性措施等特点使其适合在医疗领域开发利用，具有相当大的市场潜力。

MCF和MCT是全新的塑料挤出产品，结合了塑料薄膜、中空纤维、泡沫塑料加工技术，能够制备出微米级中空微通道的塑料薄膜或导管，具有设备投人少、生产成本低、产品附加值高等优点。鉴于MCT, MCF本身特有的结构及性能，在生物医学、能源工程、航空航天、环境监控、海洋工程、制药、汽车、军事以及高端包装等领域有着广阔的应用前景。本文综述了医用塑料管道产品的制备加工方法和力学性能，并对MCF和MCT在医用领域发展前景进行展望。

1.1小口径人工血管的制备方法及比较

心脑血管类疾病的发病率在逐渐提高，其死亡率也大大高于其他类疾病，据相关数据显示，我国有将近1/2的中老年人患有心脑血管方面的疾病，已经严重危害了人类的健康。近年来随着生物医用材料的研究取得突破性进展，人工血管的研究也得到快速发展，大量新型材料及加工技术应用于人工血管的临床研究。

人工血管可以分为大、中、小3种口径。目前在医疗领域中高分子材料制备的大、中口径的人工血管(直径大于6 mm，如腿部主动脉)在植入人体后由于直径大，使血管中的血流量大，不易形成血栓，能保持较高的通畅率，已经被广泛地应用于临床治疗中。

然而对于小口径的人工血管(直径小于6 mm)由于其血流量较小，移植后的细胞豁连、连接、分化较为困难，存在表面孔隙率，渗透压等问题，会在血管中出现血小板聚集和内膜增生的情况，制备具有优异性能的小口径人工血管已经成为科研界一个重大的难题。目前，小口径人下血管的制备，较为常见的处理方法有浸渍一沥滤法、混凝法、去细胞组织复合法、静电纺丝法、旋转曝光法、组织工程化法、3D快速成型技术等。

浸渍一沥滤法是将不锈钢模具浸人二甲基乙酞胺与过筛氯化钠粉末的混悬液[即为一定比例的盐/聚合物(盐胶比)的混合物]中，取出加热烘干，重复相同的步骤浸渍4次，将不锈钢模具放人一定温度的水中，使其溶出盐粒，再进行脱模和干燥处理，最后制得小口径聚氨酯微孔人工血管。

1999年Chen等提出混凝法技术，其是与浸渍一沥滤法类似的制备小口径人工血管的技术。将模具穿过一个定位的装置，模具就可以精确地获得厚度一定且均匀的聚氨酯涂层，然后将模具浸人混凝浴中2-4h，就能够在模具上得到多孔的聚氨酯人工血管，再将模具放人一定质量比例的乙醇中，在聚氨酯溶胀作用下从模具中取出人工血管，干燥处理后即获得所需的人工血管。

去细胞组织复合法，通常是把从生物体上取下的膜片，进行抗凝改性，再将细胞和胶原蛋白混合物种植于膜中，卷至直径较小的聚乙烯轴上，经过多次重复上述实验使得前后实验的膜片黏连在一起。通过细胞胶原凝胶作用将覆盖在聚乙烯上的膜连成一个整体，得到小口径的人工血管。韩本松等成功运用此技术制备出小口径的人工血管且直径可达3 mm。

静电纺丝法是把高压电源作用在聚合物溶液中，使溶液在电场力的作用下克服表面张力，形成圆锥形(“泰勒锥”)，在圆锥尖端延展得到直径在几十纳米到几微米的纤维细丝，使用静电纺丝法制备出的小口径人工血管，如图1所示。调整材料的种类和加工技术可以制备出与天然血管相似的人工血管。因为静电纺丝技术可以制备出纳米级的纤维，而动物组织的细胞间质也是纳米级的复合物。静电纺丝技术所制备出的纤维，能够有效地形成与天然的细胞外基质相似的结构。静电纺丝制备的纤维与传统材料相比具有高比表面积、高孔隙率、宽分布孔径等特点，利于细胞的勃连和分化，可提高细胞的活性。

旋转曝光的具体方法如图2所示。首先需要配置一定比例的预聚体的溶液，再将一定量的预聚体溶液注人到已被封口膜下表面封闭的模具套筒内，模具套筒固定在电机上，启动电机使模具转动，由于模具旋转并有高透明的特点，可用光线照射对模具进行加工。

一段时间后可以产生一定厚度的人造血管壁，再对血管壁进行精加工，使其达到与天然血管相似的纳米结构。

组织工程化法利用了组织工程学，以王深等的实验研究为例，用抽取的脂肪获取脂肪干细胞，在转化生长因子(TGF-β1)和骨形态发生蛋白(BMP4)作用诱导下生成平滑肌细胞，将平滑肌细胞接种于聚乙交酯(PGA)上，然后将细胞材料复合物置于生物反应器内培养，并且定期给予胚胎发育血流动力学(脉搏频率:75次/分;扩展量小于5%)，最后制备成小口径的人工血管平滑肌层，这种人工血管具有一定的力学强度和生物相容性，克服了异体细胞不能正常生长的困难，在人体内血流的刺激下能够再次生长成型，对人工血管在患者体内的生长起到了推进作用。

速成型技术是综合利用计算机、机械、控制等多方面技术来制作实物零件产品的高新制造技术，如图3所示。

此技术通常使用特制的机器来实现。2014年8月，北京大学研究团队成功地为一名12岁男孩植入了3D打印脊椎；2014年10月，医生和科学家们使用3D打印技术为英国苏格兰一名5岁女童装上手掌。在人工血管的制备中可以运用该技术完全复制出人体血管的3D模型，减少手术的复杂程度，解决了传统组织工程耗费时间长的问题，能够精确地调控细胞分布在支架中的比例。构建三维的具有生物活性的人工血管，可以广泛地用于临床治疗及相关方面的研究。小孔径人工血管的制备工程方法对比如表1所示。

1. 2 球囊导管的加工方法

球囊导管是医疗领域广泛使用的一种高精密度导管，但在人体中常常会由于某种原因导致血管周围发生压缩甚至形成堵塞。一般情况下球囊导管采用双腔结构设计。双轴型球囊导管产生扩张可以缓解阻塞或者压缩，如图4(a)所示。

在膨胀内腔注人气体或者液体，通过对气体或者液体的调控来实现球囊的扩张或收缩，再通过导线内腔来到受到堵塞或者压缩的血管部分。球囊导管的连接，如图4(b)所示。为了球囊导管可以顺利地通过被压缩或弯曲的血管，在球囊导管的生产过程中，球囊近端处和双腔导管之间采用相对灵活轻巧的连接，且硬度上没有明显变化，密封性好，强度高。

通常采用热塑性材料，如聚烯烃、聚烯烃弹性体、聚醋等生产球囊导管。双腔管使用聚酰胺作为主要材料来制作，聚对苯二甲酸乙二酷作为球囊的主要材料。

双腔导管制作：在烘箱内干燥聚十二内酞胺(PA12)，通过专门设计的模具在图5所示的精密挤出生产线上生产，挤出成型的双腔导管的截面形状如图4所示。

球囊制作：将干燥好的聚对苯二甲酸乙二醇醋(PET)放人精密挤出机里挤出管坯，通过调节牵引速度和螺杆的转速得到直径和厚度一定的球囊管坯，截取一段管坯，把一端封闭并穿过固定套和型腔，加热模具到达指定的温度。另一端使用气体进行注气使其膨胀，同时在轴向进行拉伸，当球囊膨胀到一定程度后采用冷却系统冷却定型。最后在医学辅助仪器的协助下，把生产出来的双腔导管和球囊通过一定方法连接，就生产出了球囊导管。

2. 1人工血管的力学性能

人造血管和医疗导管都已经成为医疗领域不可缺少的一部分，被广泛应用于静脉输液、人体监测、血管修复等医疗临床手术中，为人类健康提供了强有力的支持。但是，如若缺少相应的标准或技术要求不够完善，会对病人造成极大的危害甚至威胁到病人的生命安全。因此制备相应的人工血管应严格按照规定的技术要求进行生产加工。

美国食物和药品管理(FDA)指南中，从物理方面给出了9个方面的要求，分别为：管体拉伸强度、管体和导管座连接部分的连接强度、导管刚性、导管尖端和管体的连接强度、导管伸长率、导管座泄漏、导管正压胀破力(导管内正压)、导管塌陷力(导管内负压)以及导管弯曲疲劳耐受性。

中国采用《YY0500-2004心血管植人物》人工血管医药行业标准，为人造血管或者植人导管的制备提供了科学的性能技术要求。一般情况下，人工血管必须具备良好的强度、适宜的孔度和较高的顺应性3项基本要求。

2.1.1强度

人工血管需长期存在于人体内代替原先的血管，应保持良好的强度、抗腐蚀性和抵抗机械疲劳的能力。

具有高的强度是人工血管在植入人体后不发生破裂的关键。

根据《YY 0500-2004》标准8. 3人工血管拉伸强度要求评定人工血管的轴向和圆周方向的拉伸强度，即将人工血管样品的管状部分两端固定，然后匀速拉伸直到屈服或断裂，测量断裂或者屈服时的负载，经计算得到相关数据。

虞希高等实验测得静电纺丝法制备的人造血管力学性能。实验表明，正常人体股动脉的弹性模量为9 -12MPa，极限应力为1-2 MPa，断裂应变为63 %-76%。制备出的人工血管的弹性模量都普遍大于正常人体血管的弹性模量，且极限应力较高。用聚己内酯(PCL)可制备出弹性模量在 ( 7. 5士0. 7 ) MPa的人工血管，接近天然的人体血管的弹性模量，而用膨体聚四氟乙烯(e-PTFE)制备出的人工血管弹性模量在42- 60 MPa，明显大于天然的人体血管。

用此2种材料制备出的人工血管，其极限应力也远远高于2 MPa，断裂应变分别为359 %-475%和20%-30%，表现出具有较优异的力学性能。

2. 1. 2孔度

孔度是人工血管的另一个基本要求，在制备出的各类人工血管中，血管壁都应具备合适的孔度。

根据《YY 0500-2004》标准8. 2人工血管孔度要求评定孔度，即将人工血管样本的一端用塞子或紧紧地折叠使其密封，或者在一端卷起大约2 cm并夹紧保持不漏水，然后将样本一端的内表面固定在特殊的适配器上，将适配器和血管样品连接到压力发生装置上，逐渐增大血管内压力，排除血管内残余气体，使压力达到(120士2 ) mmHg，保持压力并测量60 s内流过血管壁的渗漏量，可得到孔度。

人工血管植入体内后，血管壁会吸附血浆蛋白构成假膜，假膜与孔度具有相当大的联系。若孔度偏低，仅靠表面血液弥散无法维持新内膜的营养，将会最终导致蛋白变性裂解，引起局部吞噬和活化反应，并通过化学趋化作用引起平滑肌细胞和纤维细胞移行增生，导致移植血管管道变窄甚至引起闭塞。若孔径过大，可能会形成人工血管周围血肿或假性动脉瘤，所以在人工血管的植人人体的临场试验中，要选取合适的孔度，确保血管在人体中的正常生长发育。

2. 1. 3顺应性

由于血压和其他外界因素的存在，在人的正常生活中，植入人体的人造血管会发生膨胀和压缩。根据《YY 0500-2004》标准3. 6规定，在一定频率的舒张收缩压下，人工血管径向弹性扩张和收缩的能力称为顺应性。

《YY 0500-2004 》标准8. 10规定了动态顺应性的测量方法，即通过测量人工血管在动力循环模拟管道系统下直径的改变量来测量人工血管的顺应性。张纪蔚通过实验测得人工血管的顺应性，给出了各类人工血管材料的顺应性数据。

实验发现人体股动脉的顺应性最高达到了4.10%，标准e-PTFE的顺应性最低，为0. 22 %。相比较而言，聚氨醋(中孔型)是顺应性最接近人体原来血管的，可以作为制备人工血管的主要材料。针织聚醋纤维的顺应性接近达到人体股动脉的1/2，而凝胶涂层聚醋纤维、机织聚醋纤维、薄型e-PTFE的顺应性都不到1%，不适合作为制造人工血管的材料。

2. 2诊疗用聚氨醋导管的力学性能

介入型诊疗导管由于其优异的性能被广泛地应用于医疗领域中，例如动脉造影、腹膜透析等。该导管可以通过动脉、静脉以及腹膜到达体内组织，避免了开刀潜在风险和后遗症，大大节约了治疗周期及医疗费用。

可以用多种材料来制备导管，而目前大多采用聚氨酯材料，原因在于聚氨醋具有良好的力学性能、耐磨、耐挠曲、表面光滑，和较高的生物相容性等优点。诊疗用聚氨酯导管的力学性能：

(1)导管的硬度变化范围较宽，从肖氏硬度为A10-D80，而天然橡胶的最高肖氏硬度仅为A70;

(2)断裂伸长率高达600%-800%，而天然橡胶断裂伸长率为550%;

(3)导管撕裂强度较高，回弹性高，减震效果好，耐磨性好;

(4)导管的应变滞后于应力，可将损失的能量转变成热量。

MCF和MCT可通过特殊的工艺挤出成型，在工业、农业、海洋、医药、食品、建筑等领域具有广阔的应用前景。

以医疗领域为例，许多医疗领域的产品研究和开发往往受制于材料短缺和品质无法满足要求。传统材料在许多方面已经不能满足于医疗这种特殊环境中的应用。MCF, MCT作为新材料结合了薄膜、泡沫塑料和中空纤维的多种特点，能广泛地应用于医疗领域的研究开发。

目前一些发达国家已将基于微机电系统(MEMS)的微反应器、微传热器、微混合器、微分离器等应用于药物检测、基因分析等诸多领域中。由于其转换速度快、效率高、易于控制、方便携带等优点，在生物医学领域受到越来越多的重视。如微通道分离器件可对全血做血液分离测试，经过加速之后的血液在流过微圆弧通道时所产生的离心力可来实现对血液初步分离，也可为光学检测、电化学检测以及血液分离提供适合的微反应环境。

现阶段已有报导的成型的MCT尺寸规格为：外径1. 5-4. 5 mm，对应壁厚0.5-2 mm，该尺寸基本处于动脉和小动脉之间;人体动脉血管壁内膜、中膜和外膜组成，属于多层结构且内外层性质不同，MCT技术可以用。PTFE或热塑性聚氨醋等材料制备出具有良好生物相容性的微通道结构产品，通过在微孔中添加弹性体控制中央通孔的血液流量。当前塑料挤出成型和应用领域中，MCF和MCT技术是一个有着巨大潜力的国际研究热点。与其他产品相比，MCF和MCT在相关应用领域有许多优点，为加工领域的创新发展提供了广阔的空间。