【毕业学位论文】（Word原稿）文房工艺的聚氨酯人造血管基础性问题的研究

分类号 学校代码 10495 677 学 号 0615033011 武汉科技学院 硕 士 学 位 论 文 聚氨酯人造血管基础性问题的研究 作者姓名： 林玲 指导教师： 徐卫林 教授 学科门类： 工学 专 业： 纺织材料与纺织品设计 研究方向： 纺织新材料及 材料改性 完成日期： 二零零七年五月 . E. on of y U 2007 独创性声明 本人郑重声明：所呈交的学位论文 ，是本人在导师的指导下，独立进行研究工作所取得的成果。除文中已经注明引用的内容外，本论文不包含任何其他个人或集体已经发表或撰写过的作品成果。对本文的研究作出重要贡献的个人和集体，均已在文中以明确方式标明。本人完全意识到本声明的法律结果由本人承担。 学位论文作者签名： 签字日期： 年 月 日 学位论文版权使用授权书 本学位论文作者完全了解 武汉科技学院 有关保留、使用学位论文的规定。特授权 武汉科技学院 可以将学位论文的全部或部分内容编入有关数据库进行 检索，并采用影印、缩印或扫描等复制手段保存、汇编以供查阅和借阅。同意学校向国家有关部门或机构送交论文的复印件和磁盘。 （保密的学位论文在解密后适用本授权说明） 学位论文作者签名： 导师签名： 签字日期： 年 月 日 签字日期： 年 月 日 论文题目：聚氨酯人造血管的制备及其性能表征 专 业：纺织材料与纺织品设计 硕 士 生：林玲 指导老师：徐卫林 教授 摘 要 制备均质微孔、孔径分布均匀和孔径大小可控 的 文采用溶液相转换法制备 过改变 加剂中盐粒大小及含量，凝固浴的组成及含量等制备条件，控制孔径分布、孔径大小和微观形态。通过电子显微镜观察到制备的 径大小可控，断面为规则的海绵状孔结构。同时测试出不同制备条件下 合以上两项测试结果，选取出的最优制备条件是 2盐粒径大小为 68m125m，盐胶比为 2:1，采用 20 左右 。 采用“浸渍 最优化制备条件下制备的聚氨酯人造血管，通过电子显微镜观察到聚氨酯人造血管管壁具有较均匀的微孔结构， 内外表面微孔的大小和分布比较均匀，孔口呈现开孔结构 ；通过对人造血管渗透性能的测试和表征，得出聚氨酯人造血管的水渗透性在 0ml/文献资料的渗透性范围一致；通过对人造血管机械性能的测试得出，人造血管的机械性能与人造血管的管壁厚度密切相关，拉伸曲线随着厚度的增加曾上升趋势，人造血管手术线固位强度能够达到手术时需要的强力，人造血管重复针刺后的 强度基本上符合手术实验的要求。 关键词： 聚氨酯；微孔膜；人造血管；机械性能 研究类型： 应用研究 U of U to In U by U, of of of By of of of on of U 2 8m125m, of U :1, 2O as a 0%. in of by of is of on 0ml/of on of of of to is in of I 目 录 1 绪论 1 体血管的结构特点和主要功能 1 造血管的研究意义、特点和主要产品 3 造血管的研究意义 3 造血管的特点 3 造血管的主要产品 4 造血管的发展及国内外研究现状 5 氨酯人造血管的研究意义以及研究现状 6 氨酯人造血管管壁微孔形成的原理 7 氨酯微孔膜的结构形态 7 液相转化法成膜的机理 9 课题的意义及主要研究内容 11 2 聚氨酯均质微孔膜的制备及其对膜结构性能的影响 12 验部分 12 验材料及设备 12 氨酯均质微孔膜的制备 13 氨酯均质微孔膜孔隙率的测定 13 氨酯均质微孔膜孔径大小的测定 13 氨酯均质微孔膜外观形态的表征 14 氨酯均质微孔膜渗透通量的测定 14 验结果及讨论 14 氨酯均质微孔膜的制备条件对膜结构的影响 14 氨酯均质微孔膜的制备条件对渗透通量的影响 21 章小结 27 目录 聚氨酯人造血管的制备及其性能测试 28 验部分 29 验材料及设备 29 氨酯人造血 管的制作方法细方法 29 造血管厚度的测试方法 30 造血管渗透性能的测试方法 30 造血管机械性能的测试 31 验结果及讨论 33 造血管的微观多孔结构 33 造血管渗透性能的分析 34 造血管机械性能分析 36 章小结 45 4 结论 46 致谢 48 参考文献 49 附录 57 1 绪论 1 1 绪论 伴随人类社会的发展，血管疾患， 如动脉硬化、血栓栓塞、动脉 瘤，一直是人类健康的一大杀手。近四十多年来，由于人造血管的出现和发展，用外科手术重建已闭塞的动脉，恢复器官和远端肢体的供 血，已成为一种常规临床手术。全世界每年需要大量各种类型的人造 血管产品，因此世界范围内对人造血管的结构和性能、新型制造技术 的研究方兴未艾。 在我国，随着人民生活水平的提高，以高血压、糖尿病、动脉硬 化为基础的一系列血管疾患所导致的动脉狭窄性疾病 (如下肢动脉硬 化闭塞症、冠状动脉闭塞等 )和扩张性病变 (如腹主动脉瘤，主动脉夹层动脉瘤，假性主动脉瘤等 )的发病率不断上升，但由于我国对人 造血管的研究相对落后，现在我国各大医院的临床手术中，所采用的 多为进口人造血管。进口人造血管的价格昂贵，供货周期长，使得我国许多患者不能及时得到治疗，特别是一些患者受到经济条件的限制 根本得不到治疗。尽管我国在二十世纪五十年代末就开始研制真丝及 丝涤交织的人造 血管 1， 然后仅有一些有关人造血管研制的零星报 道。 80年代至今，由于人们生活改善，血管疾患上升，对人造血管的 研究有上升趋势，尤其是近几年来对微创手术用血管的国产化呼声很 高，有许多科技人员致力于本项研究，但各种产品尚不能达到满意的 临床效果。 1952年， 于 1953年开始用于临床，带有网孔的人造血管的研制是血管代用品发展史上的里程碑，在此基础上，大、中直径人造血管的研究和应用已取得满意的效果。对于小直径人造血管来说，在我们找到一种完全抗血栓的材料之前，大部分开发工作还是集中于生产具有多孔管壁的管道。尤其需要注意的是，在小直径人造血管设计时更应注意孔径的大小和孔径的分布情况，它们对人造血管的组织反应起到重要的作用，影响到内腔 “新内膜 ”的形成，还会影响宿主纤维组织向管壁内生 长的深度，从而影响移植物的 愈合性能和顺应性。这些都会影响移植后人造血管的远期通畅性 2。 大量文献表明国内外对人造血管的研究存在很大差距 。尽管近年来我国在纺织基人造血管方面有少量报道，但是以聚氨酯为材料的小径人造血管还未见报道，其中一直阻碍聚氨酯人造血管应用于临床的主要因素之一就是小径人造血管管壁微孔的问题。 体血管的结构特点和主要功能 人体血管分动脉、静脉和毛细血管三类。根据管径的大小，动脉和静脉都可分为大、中、小三级。但在形态结构上，三级之间并无截然的分界，而是逐 渐移行的 3。 1 绪论 2 动脉可分为大动脉、中动脉和小动脉。大 动脉是指接近心的动脉，管径最粗，如主动脉和肺动脉等。此类血管管壁较厚，富含弹性纤维，并有平滑肌，具弹性和扩张性。当左心室射血使大动脉内压力升高时，管径扩张，容积增大，可贮留一部分血液，因而有缓冲血流压力的作用；当心室舒张时，大动脉管壁借本身的弹性回位，将贮留的血液继续推向外周，使心脏间断的射血变成连续的血流，起着 “弹性贮器 ”的作用。管径小于1动脉属于小动脉，其中接近毛细血管的小动脉又称微动脉。大动脉逐级分支，到小动脉和微动脉时口径变小，到最细的微动脉，内径约 30m 左右，故对血流阻力很大，而管壁却相对 增厚 ,平滑肌成分相对地增加，弹性纤维减少，当血管平沿肌受神经和体液调节而发生收缩和扩张时，不仅对血流阻力产生很大影响，而且借此控制着各器官血流量。这部分动脉起着阻力血管的作用。由于它们位于毛细血管之前，也称为毛细血管前阻力血管，这类血管口径的变化也影响着毛细血管内的血流和压力。管径介于大、小动脉之间的属于中动脉，如尺动脉等。 动脉的管壁较厚，分内膜、中膜和外膜三层。内膜最薄，位于管壁的最内层，由内皮及其外面的少量结缔组织等构成，内膜在邻接中膜处，弹性纤维较发达，形成内弹性膜。中动脉的内弹性膜最为明显；中膜较 厚，由平滑肌和弹性纤维等构成，大动脉的中膜以弹性纤维为主，故其管壁有较大的弹性，既能缓冲心射血时的压力，又能弹性回缩推动血液流动。中、小动脉的中膜以平滑肌为主，平滑肌呈环行排列，而中动脉的平滑肌较发达，小动脉的平滑肌较薄弱。外膜较薄，由结缔组织构成，内有血管、淋巴管和神经等。 静脉也可分为大静脉、中静脉和小静脉。大静脉的管径大于 10上腔静脉和下腔静脉等；管径小于 2属于小静脉，其中与毛细血管相连的小静脉又称微静脉；管径介于大、小静脉之间的属于中静脉等。与相应的动脉比，静脉的管壁也分内膜、中膜和外 膜、但二层的外界不明显。内膜由内皮和结缔组织构成。中膜有数层分布稀疏的环行平滑肌。外膜由结缔组织等构成。静脉数量多，静脉的管径较大，管壁薄，口径大，易扩张，较小的压力变化就便容量发生较大变化。约有 60的循环血量是在静脉系统中，故起着容量血管的作用。静脉中的小静脉和微静脉，管径较小，对血流也有一定的阻力，也称为毛细血管后阻力血管。不过它们在血管系统总阻力中只占很小部分，但它们的舒缩活动能影响毛细血管前和毛细血管后阻力之比，从而改变毛细血管内压力并影响毛细血管与组织间液的物质交换。四肢的静脉管内每隔一段就由内 膜向管腔突出形成静脉瓣，呈半月形袋状，有防止血液倒流作用。静脉管壁中的平滑肌有神经支配，在神经和体液因素调节下可以发生微弱的收缩和舒张从而可调节回心血量，影响心输出量。 毛细血管为分布最广和管径最细的血管，管壁结构简单，主要由内皮和基膜构成。内皮细胞很薄，细胞之间一般有 1020的毛细血管，具内皮细胞有小孔或内皮外因的基膜不连续，甚于缺乏。这些特点，都有利于血液与周围组织进行物质交换。 1 绪论 3 造血管的研究意义、特点和主要产品 造血管的研究意义 随着社会的发展，人类文明的 进步，健康越来越受到人类的关注。但这一切仍然挡不住人类身体器官的老化、损伤和病变，人体的血管也不例外。据资料显示，仅 2000年美国就有 18万例人工血管植入手术，全球则有几十万例血管移植手术。当人体某部位的血管由于老化、动脉硬化、栓塞或破损等原因不能保证人体正常供血时，需采用血管的代用品进行置换、搭桥或介入等外科手术进行治疗。血管代用品的主要来源从材料上粉为生物血管和人造血管。生物血管包括自体血管、同种异体血管和异种血管 3种。自体血管一般用作小口径血管的优良代用品，但其来源少，口径和长度也受到限制，在临床中不 能广泛的使用。同种异体血管和异种血管由于它 们通畅率低 4， 易发生退行性变及强烈的排异作用，并且价格昂贵，目前临床已经很少应用。然而，临床上需要有理想的血管代用品即人造血管，使它们能够贴近人体血管的性能，保持长期通畅性和性能稳定性，来满足临床的需要。因此，人造血管的研制和开发具有非常重要的现实意义。 造血管的特点 一个理想的人造血管，作为人体的永久植入体，首先必须具有良好的生物相容性 39，能够不引起异常的免疫、排异和过敏反应，对细胞的生长功能无不良反应，没有致畸、致变作用，无毒性，不破坏临 近组织，不诱发肿瘤，不导致凝血、溶血、血液中蛋白质变性，破坏血小板等。其化学性能呈惰性，不因血液和体液的影响而引起变性，没有异常的生物降解，从而丧失 强度 5,6。 植入后，材料所具有的功能不会受损，不会受生物的影响而老化，能经受运动所致的物理变化，不产生吸附和沉淀物。 其次，为了能够承受抵抗植入操作时和植入后所受到的作用力，保证血管的远期通畅性，移植物还应具有相应的机械性能，这直接关系到患者的安全，人造血管在体内的力学应力和化学应力的作用下，其寿命应达到或超过其受体者的期望寿命。小直径人造血管的管壁较薄，抗 张强力低，在进行材料选择时更应注意材料本身的强力和生物稳定性。所采用材料的强力要比动脉组织的强力高得多，以保证人造血管植入后，在体内生物降解作用和每年近 4 10 次周期变形作用下，不发生破裂和失效。人造血管与宿主血管的管道吻合通过缝合线缝合而成，因此人造血管应具有一定的缝接强度，确保人造血管的边缘组织在移植手术中能承受手术线的拉伸负荷。人造血管植入体内后，需承受由收缩压和舒张压所导致的周期性脉动压力，因此其应具有足够的耐疲劳强力。并且人造血管应具有与宿主健康血管相近的动力学性能，应具有一定的弹性，其整体顺应性 和弹性应与所替代的血管一致。 1 绪论 4 人造血管在移植手术时，管壁的抗渗透性是重要条件。纺织人造血管，尤其是针织类，尽管在加工中经致密处理，对血液仍具渗透性。可在手术前，用病人的血来浸渍、预凝人造血管以达到其密封性。但这影响到手术总时间，尤其不适合急症大出血病例；而且病人的血液可能存在健康方面的原因不宜于用来浸渍。另一方面，人造血管纺织组织的孔隙对人造血管手术的愈合和着床有很大影响。因此，对人造血管的抗渗透性和孔径的检查是必要的。 对于人造血管的成品，要求其具有各种形状尺寸，可进行消毒，易于术中处理和缝合。其尺寸形 态要求稳定，抗牵拉，折弯和压迫，外力胁迫变形后能迅速恢复原状。人造血管的外表面应具有一定的粗糙度，管壁应具有合适的孔隙率，以利于周围细胞的附着和生长，同时具有移植手术时防止血液渗透的性能。 造血管的主要产品 人造血管是具有代表性的移植于人体内部的人造内脏器官。目前已经商品化的高分子材料人造血管有涤纶人造血管、真丝人造血管和膨体聚四氟乙烯 (造血管，以上人造血管均已达到实用水平。 涤纶人造小血管的研制开始于 1957 年，以后随着医学生物工程的不断发展，已经研制出各种不同的涤纶人造血管。 涤纶大血管是最早使用的血管材料，长期以来被成功地用于血管桥接。涤纶人造血管的通畅率较高，具有良好的桥接效果，但它不能完全满足小 口径人造血管的制造要 求 7。 真丝人造血管是 1957 年 8 月开始应用于临床，并取得良好 效果 8。 但其螺旋型皱缩不够稳定，易造成血管吸瘪，并且 保形性差、强力较低，因此其应用 不是非常广泛。后来还出现了涤纶真丝交织人造血管的研制，但没有用于临床。 目前应用最多的人造血管材料是膨化聚四氟乙烯 (膨化由于具有极稳定的 理化性质和持久不变的弹力，聚四氟乙烯被冠以“体内理想材料”之称。膨化聚四氟乙烯 (造血管具有无抗原性，生物相容性好，能承受动脉压力，防凝血性，不漏血，血管通畅，血流量大，能耐受反复穿刺，使用时间长等特点，因此它一般用来制作内径为 60移植物的通畅率仅为 30%9，血管壁易渗出血清， 缺乏生物活性，不能适应生物体内环境的变化，血液有形成分容易在血管内沉积形成血栓。 由于 血栓的形成和新生内膜增厚，导致血管堵塞，从而使移植失败，因此直径 小于6果 10。近 年来聚氨酯 (料陪受关注，这种材料与 此目前它是国内外许多学者研究的方向。 1 绪论 5 造血管的发展及国内外研究现状 在人造血管研究方面，现在处于领先地位的是 们已经开发出了一种新型的聚氨酯材料，该材料可用于小直径的人造血管。 目前国外的主要研究现状如下： (1)意大利开发了一种利用高度 热收缩性能的纱线制成的人造血管，其方法是将具有高度热收缩性能的基础纱线和具有热稳定性效果的纱线交织成织物，再把织物放入沸腾的热水中，使基础纱线收缩，基础纱线非常光滑形成基础结构而效果纱线形成向内外表面伸出的天鹅绒表面，从而增大了织物密度，降低了血液的渗透性。 (2)日本开发出了具有较高弹性和弹性恢复率的人造血管，它是使用针织和编织的方法将弹性纱和非弹性纱制成的人造血管，能够像天然血管那样具有弹性，并且克服了通常遇到的植入人体的血管由于持续的血液流动产生的脉冲压力而失去弹性的缺点。其主要特点是：弹性纱通过缠绕 的方式使纤维产生卷曲。当管状组织形成后，管内外表面的纱线形成大的线圈，这些线圈很容易互相缠绕，同样会有卷曲。由此纱线编织成的人造血管，因纱线会形成圈状和卷曲，使血管具有良好的渗透性和一定的紧密程度。 (3)美国研制出一种外部用聚四氟乙烯丝束缠绕的微孔聚四氟乙烯管。这种人造血管有很大的拉伸力，较小的撕裂传递性，缝接处的抗挤压性也有所提高。 (4)美国新泽西州奥克兰医疗研究所开发出一种易弯曲的很薄的人造 血管 11， 由平纹布料制成，它可以通过导管植入人体。血管长度上发现有波浪似的弯曲，使管体柔韧，并可纵向伸长。 另外，管内有一金属物，这样有利于医生在手术时观察其位置是否合适。 (5)美国新泽西州奥克兰医疗研究所并且研制出的三维结构人造血管，是将几个二维的编织层束在一起或缝在一起形成的。一层组织由一层材料组成，这是为了组织的内外表面实现所需要的不同的结构和功能特性。人造血管内壁孔洞相对较小，而外层较大。内壁光滑具有较低的孔隙率，可阻止血液沉淀，减少血栓和血块的形成。外壁的孔隙增加了联结组织的生长。与传统的单层组织相比，它具有以下特点：可控制孔隙率，抗脱散，具有良好的自我支持结构，可防止膨胀和崩塌，具有纵向相容 性，易于移植，编织时插入一根轴向染色纱以使外科医生看到人造血管是否扭曲。 (6)美国新泽西州奥克兰医疗研究所还开发出了成型的可移植的人造血管，研究者通过不断增加和减少经纱可以改变直径，并且连续织成无缝、沿长度方向直径和形状均不断变化的圆管。两支或三支的结构更为复杂但遵循同样的原则。在分支织造过程中，两根分离的纬纱分别用来编织两个分支，经纱从主管转移到支管处不断和纬纱交 织 12 我国对于人造血管的研究起步并不晚，所生产的真丝、涤丝交织、涤纶人造血管都曾有过临床应用，但对人造血管的研究远远落后于发达 国 家 16。据我们调查，现在我国各大医院的临床手术中，所采用的人造血管多为进口。进口人造血管的价格昂贵，供货1 绪论 6 周期长，使得我国许多患者不能及时得到治疗，特别是一些患者受到经济条件的限制而得不到治疗。这就为我国人造血管的国产化提出了迫切的要求。 1957 年 ,我国开始研制真丝人造血管，并进行了大量的动物实验研究，对移植物的组织学变化和通畅率进行了观察研究。在动物实验的基础上，进行了大、中动脉的移植手术，移植血管口径从 50长为 60得了较满意的效 果 17。上海医科大学附属中山医院与上海丝绸试样 厂、丝绸工业公司协作，一直致力于这种人造血管的研制。到 90 年代，为了改善真丝人造血管保形性差、易吸瘪、强力较低等缺点，又开发了丝涤交织人造血 管 18，并进行了大量动物实验和组织学分析。 1958 年 ,上海胸科医院与上海市纺织科学研究院、苏州织带厂和江苏纺织工业厅丝绸研究所等单位协作，先后对尼龙 6、尼龙 66、弹力尼龙和涤纶等多种高分子材料进行研究，试制了多种不同口径和类型的人造血管，进行了一系列动物实验和病理组织学观察。至 1997 年，已研究和生产出 326同口径涤纶人造血管，为临床外科提供了很好的移植材料 。 1978 年，上海市胸科医院与上海塑料研究所共同协作，研制和改进国产膨体聚四氟乙烯型血 管 19， 并有一些动物实验和临床实验研究记载。对于聚氨酯型小直径人造血管，在我国未见相关的研究报道。 90 年代后，腔内隔绝术用人造血管的应用在世界各地发展起来，我国也开始了这方面的研究。上海长海医院与东华大学协作，已进行多年研究，取得了很大进展 20。 据中新江苏网报道，南京市鼓楼医院经过几年的实验研究，自行研制出国产的腔内隔绝术用人造血管，并通过了国家药品监督局上海医疗器械质量监督检验中心的检测鉴定，已成功用于临床。 从中 看出人造血管已经备受人类的关注，人们开始注意到人造血管的实用性了。 虽然人造血管在一些方面有了进展，但是这些进展还是不够的，这种人造血管的研究距能广泛的应用于临床中仍有一段距离。 随着生活水平及科学技术的发展，人造血管将会有更加广泛的应用前景，需要大量更加安全、廉价、适宜人体的高质量人造血管，这都有待于我们进一步的研究与探讨，提出更新、更好的手术方案和提供性能更完善的人造血管。 氨酯人造血管的研究意义以及研究现状 传统的大、中直径的人造血管大都采用机织或针织结构，由于纱线相互交织，织物表面呈凹凸形， 再加上多采用了径向波纹化的工艺，造成血液的过流表面非常不均匀。粗糙的表面一方面会导致流动阻力的增加；另一方面加速了纤维素和其他分子物质的沉积，且最终沉积厚度会大于突起的厚度，这将大幅度降低管道的内腔直径，在设计小直径人造血管时，为了防止血栓的形成，保证长期通畅性，应设计 “光滑 ”的内表面。设计小直径人造血管一般不宜采用机织和针织工艺，而采用整体成型法或非织造生产工艺。采用聚氨酯为材料生产的各种小直径人造血管都可认为是光滑管，不会对血液的流动产生较大影响。 1 绪论 7 聚氨酯材料 (具备 良好的顺应性、耐磨性、弹性、生物相容性及抗凝血性，近年来备受关注，是被研究最广的抗凝血医用高分子材料之一。通过对 明显提高其强度，防止降解，保持良好的顺应性，从而使它成为较好的小口径人造血管材料。由于 使用整体成型的 膨体聚四氟乙烯（ 造血管顺应性较差， 直径小于 6 使用聚氨酯材料生产小口径的人造血管与 生内膜厚度明显比 并且血管通畅率好，能得到较好的小口径人造血管，解决临床医学上无法得到满意的小口径人造血管的难题，对生命科学的研究具有重要的意义。 1967年， 1将 编在一起，制成一种与人颈总动脉顺应性极为相似的内径为 46犬体内试验表明植入 6个月后，该血管通畅率良好，而且血管表面形成了一薄层稳定的新生内膜。 2则研制出内径 长 10其经过碳化处理得到的 现 后，人们研究开发了大量的嵌段聚氨酯生物医用材料，并形成了一系列具有实用价值的商品化聚氨酯生物医用材料。近 4们对嵌段聚氨酯进行了各种改良、修饰，并在此基础上发展，形成了多种类型的抗凝血聚氨酯材料。 目前 ,虽然抗凝血生物医用聚氨酯材料的研究开发已经取得很大进展，但制作 出来的 有很多的问题，仍需要研究工作者作不懈的努力。 氨酯人造血管管壁微孔形成的原理 制备均质微孔、孔径分布均匀和孔径大小可控的聚氨酯微孔膜是制备微孔人造血管管壁的前提条件之一。采用溶液相转化法机理成膜，可制备出各种形态的微孔膜，控制其制备条件可制备出孔径分布均匀，大小可控的人造血管管壁。 氨酯微孔膜的结构形态 浸入沉淀相转化法所制备的聚合物膜常由表层和多孔底层两部分组成，表层的结构有致密和多孔两种，而不同的表层结构将影响膜的多孔底层的结构形态。通常，浸入沉淀相转化法所制备的聚合物膜存在以下几类结构形态。主要有胞腔状结构、粒状结构、双连续结构和大孔结构。 （ 1） 膜表面孔 23究 认为膜表面有两种孔，呈双峰分布。第一种孔是聚集孔（ 源于聚合物聚集体的间隙空间；第二种孔是网状孔（ 是聚合物聚集体内部聚合物链段之间的空间。非溶剂添加剂含量增大，聚集孔增大。聚1 绪论 8 合物浓度变化造成聚集体大小和聚集体内部聚合物链段的分布发生变化，从而影响孔径。 关于表面孔的形态，由圆形孔，链状孔（也叫裂纹孔）， 对不同孔形成的机理进行了研究，与分相后期的粗化过程有关。所谓相结构粗化现象，指的是相分离后出现的聚 合物浓相和聚合物稀相的形态通过长大、并聚、变形等变化，其几何形态和尺寸发生了变化，通过这种相结构的粗化过程，液液分相（成核生长和旋节线分相）机理得到的膜孔间可能出现相通结构，从而改善膜性能 26具 体的粗化过程有两种解释：一种基于 化过程，由于稀相核与周围溶液的浓度梯度，导致溶剂从周围溶液中流入稀相核中，从而使稀相核长大，但是只有大于一定临界核体积的核才能长大；另一种解释是稀相核的并聚导致核长大。 （ 2） 胞腔状结构 (海绵状结构（ 胞腔状结构是由延时液液分相过程中贫相的成核 31，常见的有封闭的胞腔状结构和互穿的胞腔状结构。前一种孔结构常伴随着生成一个致密皮层，这种结构是由于双节线延时液液分相过程被体系凝胶化或富相的固化所终止而产生的。互穿的胞腔状结构则是由于双节线液液分相生成的孔在生长的后期发生孔的凝聚，孔之间相互挤压，最终形成多边形互相连通的孔，这种结构也可由膜液发生旋节线相分离而生成。大多数的微孔膜都是这种开孔结构。 （ 3） 粒状结构 (球粒结构通常由直径 25200成，普遍存在于膜孔的内壁及膜的皮层。一般认为膜孔内壁的球粒结构是由发生双节线液液相分离时聚合物富相的成核生长产生；而在皮层由于脱溶剂速度非常快，聚合物浓度往往高于临界点浓度，因此认为球粒结构的形成可能与旋节线相分离有关。 对于结晶性聚合物成膜，液固分相（结晶化）过程对于球粒结构的生成起到了很大作用 32。 （ 4） 双连续结构 (膜的双连续结构形态是由聚合物溶液经旋节线液液分相而形成的。体系组成变化经相图中临界点进入旋节线液液分相区，由于聚合物溶液体系直接进入由 旋节线形成的非稳态分相区，体系将迅速形成由贫相微区和富相微区相互交错而成的液 形成的结构为双连续结构，即贫相和富相完全互相交错连接，这种结构经聚合物的相转变固化作用将最终形成双连续膜结构形态 33, 34。 （ 5） 大孔结构 ( 膜中大孔结构通常为大的长形孔，有指状、锥形和泪滴等形状，有时该类大孔结构能贯穿于整个膜的厚度。在制膜过程中，通常不希望形成大孔结构，因为该类结构将降低膜的机械强度。 1 绪论 9 液相转化法成膜的机理 根据聚合物膜的结构形态，膜可以分为对称或非对 称膜。实际应用中，非对称膜用的范围比对称膜广得多。非对称膜具有结构形态不同的皮层和亚层，主要有几种典型的结构：（ 1）致密皮层，亚层为结构均匀的海绵状孔结构；（ 2）致密皮层，亚层为海绵状孔结构从上到下逐渐增大；（ 3）致密皮层，亚层为指状大孔和海绵状孔，有的指状大孔发展到膜底部 35；（ 4）相对致密皮层，为多孔皮层，亚层的结构如同以上三种。对于这些非对成膜，一般皮层作为选择性皮层，主要是起截留作用，厚度为 m。亚层结构起支撑作用，它要求在保持较高的膜通量的情况下具有一定的机械强度 36。根据膜结构 的这个特点，有人提出了两步成膜机理，即皮层和亚层不同的成膜机理，致密皮层的生成是由于凝胶；多孔皮层是由于液液分相造成的 37, 38。我们已知，液膜中任何一点的相分离类型的决定性因素是沉淀时此处的聚合物浓度，在液膜刚浸入凝固浴时，如果液膜中的溶剂大量浸入凝固浴中，液膜中溶剂损失很大，速度很快，而此时非溶剂扩散进液膜的量相对很小，这就意味着在膜 /凝固浴界面处的聚合物浓度增加了，此处的体系组成浸入了凝胶区了（图 区），于是很薄的致密的凝胶层生成了。这个皮层对于亚层中溶剂的向外扩散是一个阻力，于 是在亚层中低的聚合物浓度和较高的非溶剂浓度使得亚层发生液液分相（图 区），生成多孔结构的亚层 38。 of 1) 2) of a a 了得到不同皮层的膜，三个因素很重要： (1) 聚合物浓度，浓度高时 ，容易生成致密皮层；（ 2）非溶剂流进 /溶剂流出比例，比例较小时，容易生成致密皮层，这是由于溶剂流出量大，导致了聚合物浓度增大；如果向凝固浴里加入溶剂，传质时溶剂流出量减少，于是聚合物浓度几乎不变，生成致密皮层很难了；（ 3）双节线分相区的位置，双节线分相区变小时，即溶剂和非溶剂互溶性降低，或者聚合物和非溶剂相容性增加，双节线靠近聚合物非溶剂轴时，体系就越可能发生凝胶，生成致密皮层。膜表面孔的形成与皮层分相类型有关外，与粗化有很大的关系。假设膜 /浴界面处发生液液分相，生成的富聚合物相包围贫聚合物相，贫相核与凝 固浴介质相溶性好，则整个核溶于凝固浴中，1 绪论 10 界面层只剩聚合物富相，富相之间因贫相离去留下的孔隙成膜孔，在这个过程中，若富相组成没有达到富相凝胶固化组成，而且富相在凝固浴介质上的铺展性能良好，这样富相将在界面张力的作用下变形融合，形成无缺陷致密皮层了 39。假设膜界面处发生液液分相也是这一理论的不足之处，因为随着界面处聚合物浓度的增加，分相可能由液液分相向其他分相行为转变了。 对于不同形态亚层的形成，主要受皮层阻碍与溶剂 /非溶剂相互作用的影响了，当非溶剂在亚层中分布梯度平缓，于是从分相到固化过程，亚层从上到下所 需的时间基本一致，这样就生成了均匀的海绵状结构的亚层。但是当亚层中非溶剂浓度稍微增大时，随着离皮层距离的增大，从分相到固化的时间延长，底部有更多的时间进行孔的并聚（粗化过程），于是得到了海绵状结构不均匀的、孔从小到大的亚层。至于亚层中指状大孔的形成，主要是由于非溶剂的分布梯度很大，使得皮层下发生的瞬时液液分相，形成大孔。最近陆茵等在 大孔形成机理和粗化的基础上提出了大孔是贫相核并聚形成的 40，这一观点与 “先核生长优势”观点一致，认为已经生成的核的生长比核下方铸膜液中 新核的生成生长有优势，容易生长为大孔结构，陆茵认为大孔的起点是皮层分相后留在皮层内的贫相核，在有贫相核的路径上传质阻力较小，分相前沿（贫相核）推进快，在相同膜厚的断层上较早进行分相，并进而贫相核长大合并发展成纵向大孔。但总的观点认为大孔是由瞬时液液分相引起，然而在发展过程中，分相向延时分相转变，因此我们可以认为亚层的分相需要一定的时间。 延时分相和瞬时分相是根据动力学传质方程计算出铸膜液进入凝固浴很短时间内（ t1s）的整个膜厚度方向上各组分的组成变化来定义的，即聚合物浓度梯度的大小来说明的，当液膜浸入凝固 浴瞬间，从膜 /浴界面处到膜 /板界面，聚合物浓度梯度大，瞬时分相，如果聚合物浓度梯度小，延时分相。相对应的成膜过程的透过实验是根据液膜进入凝固浴时光透量的变化来说明是瞬时分相还是延时分相，也就是说动力学计算和透光实验只是给出了液膜刚进入凝固浴时的分相情形。然而，根据上述两层形成膜机理，膜是按照从膜 /浴界面到底部的顺序形成，有理由认为计算得到的和光透实验给出的分相类型可能是皮层的分相类型。再者，皮层的生成影响亚层的生成和结构，两层的分相机理可能相同，也可能完全不同。另外，仅借助于延迟分相时间并不能完全解释铸膜液 组成与凝固浴组成对膜结构的影响，如凝固浴中加入溶剂，这是一个延时分相体系，得到的膜应该具有较厚致密皮层的，然而实际得到的是多孔表层。另一方面，一直以来普遍认为，制膜体系热力学的研究只是指出此体系会发生那些相分离行为以及难易程度，动力学才是控制成膜过程和最终膜结构的，最近有研究者研究了溶剂 /非溶剂 /聚合物 /高分子添加剂四元体系的热力学相图以及成膜过程，指出随添加剂含量的增加，体系热力学性质和动力学过程交替控制着成膜过程和膜的结构，也就是说，热力学性质也控制成膜过程和膜结构。 1 绪论 11 课题的意义及主要研究内容 本课题初步对聚氨酯人造血管的基础问题进行探讨，为进一步研究聚氨酯人造血管奠定基础。同时对聚氨酯人造血管的生物力学性能进行了分析，为制备更理想的人造血管提供依据。 理想的人造血管除了应具有生物相容性，与宿主健康血管相近的力学和化学方面的生物稳定性，表面抗血栓性，管壁还要求多孔性。对于小直径人造血管来说设计时更应注意孔径的大小和孔径的分布情况，因为它们对人造血管的组织反应起到重要的作用，影响内腔“新内膜”的形成，还会影响宿主纤维组织向管壁内生长的深度，从而影响移植物的愈合性能和顺应性，这些都会影响移植后人造血 管的远期通畅性。 基于以上的分析，本课题的主要内容有以下几个方面： (1) 聚氨酯均质多孔膜的研制。首先选择适合人体要求的聚氨酯材料，设计聚氨酯平板多孔膜的工艺条件，再对聚氨酯多孔膜的性能进行研究，包括孔径的大小、孔径的分布情况、渗透性以及机械性能等方面。上述性能对人造血管的抗渗漏和内腔“新内膜”的形成有着很大的影响。 (2) 聚氨酯人造血管的制备及其性能测试。 目前国内外对人造血管的性能表征方面的研究很少，而且国内至今还没有对人造血管表征的标准。