血管移植物和保持血管移植物通畅的方法

血管移植物和保持血管移植物通畅的方法
【专利摘要】本公开提供了血管移植物以及维持所述血管移植物的通畅的方法，所述血管移植物具有能够减少移植物周围纤维化荚膜形成的织构化微孔表面。
【专利说明】
血管移植物和保持血管移植物通畅的方法
[0001] 相关申请的交叉引用
[0002] 本申请根据美国35U.S.C.§119(e)要求于2014年2月21日提交的美国临时专利申 请号61/943,178?及于2014年4月25日提交的61/984,537的权益，运些申请整体地通过引 用并入本文。
[000；3]背景
技术领域
[0004]本发明设及血管移植物，诸如人工血管。
[00化]相关领域描述:
[0006] 血管移植物假体是人工的管状血液导管或补片。它们通常用来替换或修复天然动 脉或静脉的患病节段。它们也常规地用作动静脉分路(aderiovenous shunts)从而为透析 治疗提供合适的血管通路位点。
[0007] 为了与天然血管形成吻合，血管移植物在移植物的端部处被直接连接(例如，通过 缝合)到天然血管的切割边缘（"端-对-端"）或天然血管的侧面（"端-对-侧"）。
[000引最常见的血管移植物材料包括多孔的膨胀型聚四氣乙締(ePTFE)和多孔的聚对苯 二甲酸乙二醋CDacTon-*^)。它们也可W由多孔的弹性体材料诸如硅氧烷或聚氨醋制成。
[0009] 图1显示了常规的处于Ξ层Thoralon?设计的基于弹性体型聚氨醋的血管移植 物。更具体地，血管移植物（100)包括微孔内层（110)、固体中间层（120)和微孔外层（130)。 微孔内层（110)当在使用中时是血管接触层。其微孔结构通常富含表面修饰添加剂(SMA)W 增强血液-装置相容性并且使血小板粘附最小化。固体中间层（120)防止内层和外层之间的 任何连通通路并且赋予移植物W其强度、柔性和自密封特性。微孔外层（130)被设计成通过 促进纤维组织向内生长来增强移植物错定。微孔外层（130)被包埋在薄的单丝聚醋纤维 (134)内W提供加固和耐扭结性化ink resis化nee)。
[0010] 使用血管移植物的最常见并发症是狭窄，即，在流出吻合处缩窄或狭窄，运导致移 植物的血栓形成和闭塞。对于小口径血管(小于6mm内径)的替代来说，移植物的闭塞性失功 (occlusive化ilure)可W是特别严重的，限制了移植物假体在运些情况中的使用。
[0011] 狭窄也是透析护理中的主要医疗问题。对于大部分不能通过将天然血管改变成动 静脉擾来维持通路位点的血液透析患者，动静脉移植物假体是长期血管通路的最安全选 项。然而，闭塞性失功可能将透析移植物的平均寿命限制在小于两年。
[0012] 因此，仍然存在着对解决在血管移植物中在流出吻合处血栓形成引起的闭塞性失 功的方案的需求。
[001引简要概述
[0014] 本文公开了能够维持长期通杨的血管移植物和通过使用所述血管移植物维持移 植物通杨的方法。
[0015] -个实施方案提供了血管移植物，其包括：由第一微孔生物材料形成的血管接触 层;无孔中间层;和组织-界面层，所述组织-界面层具有织构化微孔表面，所述织构化微孔 表面在植入时接触宿主组织，所述组织-界面层由第二微孔生物材料形成，其中所述织构化 微孔表面能够减少纤维化芙膜形成。
[0016] 另一个实施方案提供了维持上述血管移植物中的通杨的方法，所述方法包括:预 先水化所述血管移植物W除去所述第一微孔生物材料中的任何空气;和通过将所述血管移 植物直接连接到天然血管而将所述血管移植物植入。
[0017] 附图中的几张附图的简述
[0018] 图1是常规血管移植物的横截面。
[0019] 图2是根据本公开的实施方案的完全用弹性体硅氧烷制备的血管移植物的横截 面。
[0020] 图3显示了根据另一实施方案的血管移植物的横截面，其中常规ePWE移植物用微 孔和大织构化表面几何结构修饰。
[0021 ]图4示出了图3的血管移植物的另一视图。
[0022] 图5示出了与常规/对照血管移植物相比，根据一个实施方案的血管移植物中随时 间变化的动静脉分路中的容量血流量。
[0023] 图6A-抓是对于常规ePWE分路相对于根据本公开的一个实施方案的血管移植物 在植入后2个月时血流通路的血管造影术图像。
[0024] 图7A和7B分别示出了具有螺旋加固的常规ePTFE和根据本公开的一个实施方案的 血管移植物的展开的血管移植物的纵长横截面。
[0025] 图8A和8B分别示出了常规ePTFE移植物和根据本公开的一个实施方案的血管移植 物的横截面的血管内超声（IVUS)图像。
[0026] 图9A和9B分别示出了常规ePTFE移植物和根据本公开的一个实施方案的血管移植 物的外部芙膜组织形态。
[0027] 图10分别示出了常规ePTFE移植物和根据本公开的一个实施方案的血管移植物的 多孔移植物壁内的相对细菌浓度。
[0028] 图11示出了与根据本公开的一个实施方案的血管移植物的峰值速度比(PVR)相比 常规ePTFE移植物中的PVR。
[0029] 图12A和分别是常规ePTFE移植物和根据本公开的一个实施方案的血管移植物 的静脉吻合区的巧光血管造影图像。
[0030] 图13A和13B分别是常规ePTFE移植物和根据本公开的一个实施方案的血管移植物 的横截面的血管内超声（IVUS)图像。
[0031] 图14示出了常规ePTFE移植物和根据本公开的一个实施方案的血管移植物中由于 新生内膜增生(neointimal hype巧lasia)和/或血栓引起的狭窄程度的定量比较。
[0032] 图15示出了与根据本公开的一个实施方案的血管移植物相比，常规ePWE移植物 的随时间变化流量的演化。
[0033] 图16比较了常规ePTFE移植物和根据本公开的一个实施方案的血管移植物的横截 面应变性的作图。
[0034] 图17A和17B分别是常规ePTFE移植物和对侧植入的根据本公开的一个实施方案的 移植物的纵向横截面的多普勒超声图像。
[00对详述
[0036] 常规血管移植物通常具有某些表面特征W用于在组织中更好的错定。例如，微孔 外层典型地被设计成促进纤维组织长入微孔隙内。参见图1。结果，当移植物变得部分或全 部被包封在纤维组织内时，移植物被错定。
[0037] 如本文所讨论的，本申请的发明人已经出人意料地发现纤维化包裹尽管是用于移 植物错定的有用特征，但促成了移植物狭窄，后者可W进展成移植物的闭塞性失功。因此， 本文公开了减少纤维化包裹的血管移植物。由于具有包括严密控制的表面形貌和微孔率的 表面特征，多个实施方案的血管移植物能够使狭窄最小化，由此提高了移植物的寿命。还公 开了保持血管移植物的长期通杨的方法。
[00測狭窄和芙膜收缩
[0039] 狭窄已知是由于新生内膜增生和血栓沉积而发生，而新生内膜增生和血栓沉积是 由腔内血液的流动特性所调控的。具体地，减少的流动(与降低的壁面剪切力(Wal 1化ear S化esses, WSS)相关联)有助于内膜增生和血栓沉积的发展。流动和增生之间的运种相关性 形成了进行性病理性WSS的反馈环路。一旦由于增生而开始发生狭窄，狭窄本身约束了血液 流动，运导致更低的WSS，由此加速了狭窄的速率。
[0040] 最小化或处理狭窄的常规方式包括促进更有利的WSS条件，例如，通过改善血液动 力学或减小移植物和天然血管之间的应变性不匹配。减小应变性不匹配的效应的一个实例 是在吻合处使用间断缝合，运允许每根缝线独立地移动。其他已知的技术也已经显示是有 益的，所述技术寻求加宽透析移植物的静脉吻合口，由此扩散了流动并且提供更有利的血 液动力学。然而，还没有一种常规方式已经在临床环境中得到广泛的接受。
[0041] 如本文所讨论，已经出人意料地发现芙膜收缩可W对移植物狭窄具有基本的贡 献。当出现芙膜收缩时，来自胶原晶格收缩的收缩力径向地压缩移植物。因为血管移植物一 般由柔性的多孔聚合物制成，因此径向压缩使内腔缩窄。较窄的内腔导致流速下降，运与降 低的WSS有关。降低的WSS又会导致新生内膜增生和血栓沉积的上调，通过促进进一步狭窄 加重了所述效应。
[0042] 因此，根据多个实施方案，能够抑制纤维化包裹的血管移植物可W有效地使狭窄 最小化或减轻狭窄，否则，由于芙膜收缩将在植入物的第一个月期间发展狭窄。特别地，已 经发现当抑制了纤维化包裹时，血管移植物保留了径向扩张的能力。因为新生内膜增生初 始地在移植物的流出端处发展并且导致轻微的狭窄，因此腔内的压力增加。作为反应，移植 物径向扩张，由此减小了对流动的阻力并且对狭窄有所补偿。在某些条件下，增加的径向应 变性可W响应于流出处增生而形成移植物流动的净增加，运形成了自稳定化效应。
[00创血管移植物
[0044] 多个实施方案针对被构造成抑制纤维化包裹的血管移植物。
[0045] 图2示出了根据一个实施方案的血管移植物。更具体地，血管移植物(200)包括：由 第一微孔生物材料形成的血管接触层(210);无孔中间层(220);和组织-界面层(230)，所述 组织-界面层(230)具有织构化微孔表面，所述织构化微孔表面在植入时接触宿主组织，所 述组织-界面层由第二微孔生物材料形成，其中所述织构化微孔表面能够减少纤维化芙膜 形成。更具体地，织构化微孔表面具有微孔性和大织构两者，所述大织构具有凹陷（230a)和 突起(230b)。如在下面进一步详细讨论的，织构化微孔表面允许血管化组织长入微孔隙中 (与纤维组织长入相反)并且，运样减少了纤维化包裹。
[0046] 在图2中所示的实施方案中，整个移植物由弹性体材料诸如硅氧烷或基于聚氨醋 的共聚物构成。当与本发明的抑制芙膜的外表面几何结构组合使用时，弹性体机械性能是 特别有利的。
[0047] 图3中显示了另一实施方案，其中常规移植物(300)，诸如ePWE移植物，被表面处 理W提供组织-界面层(310)。在某些实施方案中，组织-界面层包含多种尺寸的由第二微孔 材料制成的颗粒。颗粒的尺寸限定大织构，类似于图2的那些。图4是用织构化微孔表面层涂 覆的运种血管移植物的另一视图。
[0048] 当在本文中使用时，"血管移植物"或"移植物"是指可W与天然血管直接连接的柔 性管状结构或补片。
[0049] "纤维化包裹"或"纤维化芙膜形成"是指形成致密的、纤维性、大的无血管芙膜，其 部分地或完全地围绕植入物(诸如血管移植物）。外来物体的植入天然地诱发机体的炎性反 应，也称作异物反应(FBR)。在FBR的前几个小时中，宿主巨隧细胞被吸引到植入物的表面。 巨隧细胞达到足够的数量，从而遍布与宿主组织接合的植入物所有表面。当植入物的表面 平滑且不能使细胞透过时，运些巨隧细胞触发细胞因子和趋化因子的级联，所述细胞因子 和趋化因子将成纤维细胞和其他胞外基质构建细胞募集至邻接植入物的组织。纤维化包裹 的程度可W通过围绕植入物的致密纤维化芙膜的厚度来测量。
[0050] 当在本文中使用时，"减少"纤维化包裹是相对于在缺少织构化微孔表面的情况下 出现的纤维化包裹而言的。在某些实施方案中，"减少"纤维化包裹是指与在另外地相似构 造的但没有织构化微孔表面的血管移植物中出现的纤维化包裹相比，在植入8周或12周的 时期内减少至少20%、或至少30%、或至少40%、或至少50%、或至少60%、或至少70%、或 至少80 %。
[0051] "微孔生物材料"指可W包含球形或基本球形孔隙阵列的生物相容性材料，所述孔 隙是基本上连通的。当在本文中使用时，"基本上连通的"意指基本上每个孔隙与至少两个， 且优选至少四个其他孔隙连接。典型地，平均孔径可W是10至100微米。优选的孔径是20至 40微米，30至40微米，25至35微米，20至30微米或25至30微米。优选地，根据某些实施方案， 大部分的孔隙应具有所述优选的孔隙尺寸。根据非限制性理论，W运些尺寸，孔隙的几何结 构可W限制侵入的巨隧细胞并防止它们散布或聚集到巨大细胞中。孔隙几何结构因此可W 提供触发巨隧细胞分泌抗纤维化因子和促血管发生因子的空间线索。
[0052] 在某些优选的实施方案中，孔隙间连接（即，喉部或孔隙间开口）的平均直径可W 为5-50微米。孔隙连接的优选直径为8-25微米，更优选10-20微米。优选地，大多数孔隙连接 将具有优选的尺寸。巨隧细胞直径典型地为约10-15微米的尺寸，因此孔隙连接应当足够大 从而适应通过支架的灵活的细胞迁移。此外，血管内皮毛细血管典型的直径为约10微米，因 此支架应当具有足够大从而允许毛细血管网络长入W支持支架内部的细胞并为支架内部 的细胞提供养分的孔隙连接。
[0053] 在整个材料中具有连续连通的孔隙的微孔材料也称为"开放孔隙"或"开孔"结构。
[0054] 血管接触层的第一微孔生物材料和组织-界面层的第二微孔材料可W是相同的或 不同的。例如，它们可W由不同的材料制成，例如，ePTFE用于血管接触层，娃橡胶用于组织- 界面层。此外，第一微孔材料和第二微孔材料被认为是不同的，即使它们为相同的材料(例 如，娃橡胶)但具有不同的微孔性程度(孔径或孔隙间开口）。
[0055]根据多个实施方案的血管移植物的组分在下面进一步详细说明。
[0化6] 1.血管接触层
[0057] 血管接触层通常是最内层，其限定移植物的内腔。因为其接触血液，因此该层的微 孔性被选择成使血小板粘附最小化。在某些实施方案中，血管接触层是具有总体上均匀的 孔径的开孔微孔生物材料，其中孔径大于20微米且小于50微米，并且其中在相邻的孔隙之 间的基本上所有(例如，多于90%)的孔隙间开口的直径大于5微米且小于30微米。
[0058] 在多个实施方案中，生物材料是水凝胶、娃橡胶、膨胀型含氣聚合物、或聚合物。
[0059] 在一些实施方案中，内部血管接触层由微孔球-模板化的生物材料(STAR)构成，如 美国专利号7,792,628(整体地通过引用并入本文）中所述，该内部血管接触层允许毛细血 管长入并且具有适合于低促凝性的孔隙几何结构。运也通过允许免疫细胞进入到每个孔隙 中而提高了抗感染能力和对细菌生物膜的抵抗力。
[0060] 2.组织-界面层
[0061] 组织-界面层是血管移植物的最外层，其在被植入时直接接触宿主组织。组织-界 面层的微孔性程度被选择成使异物反应和纤维化包囊最小化。在某些实施方案中，外层是 具有大于20微米且小于200微米的连通孔并且其中相邻的孔隙之间的连接（即，孔隙间开 口）大于5微米且小于50微米的生物材料。
[0062] 在多个实施方案中，生物材料是水凝胶、娃橡胶、膨胀型含氣聚合物、或聚合物。微 孔生物材料可W根据美国专利号7,972,628和8,318，193(两篇专利的全部内容通过引用并 入本文）中公开的方法制备。其他合适的微孔生物材料包括多孔的基于聚氨醋的共聚物或 多孔硅氧烷，如US 20140005783 A1、US 20140005784 A1、US 20130209661 A1、US 20130295379 A1和US 8487012 B2中所述。公开在US 5466509 A中的大织构化微孔ePT阳也 是合适的。
[0063] 外层具有织构化微孔表面，所述织构化微孔表面是指宿主组织和移植物之间的生 物界面。织构化微孔表面也称作"大织构化的"表面，具有可W促成减少纤维芙膜形成的表 面形貌。在某些实施方案中，表面形貌包括特定尺寸的峰和谷。更具体地，峰代表表面形貌 中的突出或突起，而谷代表表面形貌中的凹陷并且是由两个或更多个相邻的峰限定的空 间。指定的峰的高度典型地相对于相邻的谷的基底测量。在某些实施方案中，峰的高度大于 200微米且小于1000微米。
[0064] 示例性的用于减少异物反应的外部表面几何结构是公开在美国专利号8,372,423 和8,647,393中的微孔和大织构化几何结构，所述专利的专利权人为Heal ionics Corporation,并且所述专利的全部内容通过引用并入本文。该表面几何结构被优化W促进 最少的纤维、致密的血管化长入到微孔结构中，并且还促进较薄的、较疏松的、不太整齐排 列的、更多血管化的外部组织芙膜。运种表面几何结构特别良好地适合于覆盖血管移植物， 因为其还提供针对细菌定殖和感染的保护，细菌定殖和感染是血管移植物第二最常见的并 发症。
[0065] 显示基本上减少异物包裹的其他材料，诸如多孔的基于聚氨醋的共聚物或多孔娃 氧烧(如在US 20140005783 A1、US 20140005784 A1、US 20130209661 A1、US 20130295379 A1和US 8487012 B2中所述）也可W用于此目的。例如，大织构化微孔ePTFE(诸如US 5466509 A)也可W潜在地适合于此目的。
[0066] 3.中间层
[0067] 中间层将血管接触层和组织-界面层粘接在一起。因此中间层可W是胶粘剂层。在 其他实施方案中，中间层对血液和血清不能渗透，由此防止了泄漏。运可W赋予阻断细胞因 子从移植物外侧到达内腔的附加优势，因为运些细胞因子可能潜在地促进新生内膜增生。 所述层也可W用来增加初性或缝线固位力（suture retention strength)。
[0068] 具有完全或部分不可渗透层的附加优势是允许移植物W预水化状态植入，在预水 化状态下孔隙(尤其是在内层上的那些）中的空气在植入前已经被完全置换。去除孔隙中的 空气赋予了提高的初始抗血栓性并且改善了抗感染能力。
[0069] 在其他实施方案中，移植物可W在不可渗透层中具有开窗W允许组织长入和来自 外膜表面的血管形成。
[0070] 在一些实施方案中，中间层可W是无孔的，但另外地相同的生物材料可W作为血 管接触层或组织-界面层的生物材料。例如，在图2中显示的血管移植物中，整个移植物由弹 性体硅氧烷制成，其中中间层是无孔的。在其他实施方案中，中间层是胶粘剂层。例如，在图 3中显示的血管移植物中，常规ePTFE移植物可W首先涂覆W生物相容性胶粘剂，由此形成 中间层，接着涂覆第二微孔材料的颗粒W提供组织-界面层的织构化微孔表面。
[0071] 在一些实施方案中，移植物可W完全或部分由生物可吸收材料构成。
[0072] 在一些实施方案中，移植物可W包括水凝胶。
[0073] 在一些实施方案中，移植物可W包括由天然蛋白制成的凝胶或聚合物。
[0074] 在一些实施方案中，移植物可W包括合成材料。
[0075] 在一些实施方案中，移植物可W具有用于抗扭结性的径向加固部件。
[0076] 在一些实施方案中，移植物可W具有内建预应力（内层处于轴向张力，外层处于轴 向压缩)W提高抗扭结性同时保留径向应变性。
[0077] 在一些实施方案中，微孔材料可W进一步用用于减少促凝性、抵抗纤维化包裹、抵 抗感染或减少疏水性的试剂、添加剂或涂层处理。
[007引维持植入的血管移植物的通杨
[0079] 已经出人意料地发现，能够实现移植物壁的径向扩张的组织界面表面可W促进移 植物假体中的代偿性和潜在自稳定化的流动行为，运又促成了维持移植物的通杨。特别地， 在与宿主组织交界的移植物外部处存在织构化微孔表面几乎完全抑制了新生内膜增生（已 知是移植物闭塞的主要原因）。在一些情况下，因为保持的径向应变性允许移植物的易巧塌 性改变，出现代偿性流动效应。因为由于端流引起的高频率水力直径波动减弱了，因此，移 植物内压力增加导致平均水力直径增加。在运种情况下，代偿性流动效应取决于壁应变性， 而不需要弹性体壁特性。
[0080] 另外，利用使血小板粘附最小化的提高的血液-装置相容性可W改善通杨性。在某 些实施方案中，在植入前即刻，血管接触层的微孔隙中的空气在水化步骤中被完全置换。空 气可W通过将移植物反复浸泡在盐水中并接受真空来去除。
[0081] 因此，维持血管移植物中的通杨的方法包括：
[0082] 预先水化所述血管移植物W除去第一微孔生物材料中的任何空气;和
[0083] 通过将血管移植物直接连接到天然血管而将所述血管移植物植入。
[0084] 在某些实施方案中，维持通杨是指在植入后12周的时期内移植物内腔横截面的内 周长减少少于20%、小于10%、或小于5%。
[0085] 在某些实施方案中，维持通杨是指在12周的时期内或植入后由移植物壁的内表面 所界定的横截面面积的闭塞小于50 %、小于40 %、小于30 %、小于20 %、小于10 %、或小于 5% (由新生内膜增生和/或血栓引起）。
[0086] 在某些实施方案中，维持通杨是指在植入后12周的时期内PVR小于2.0,其中PVR是 在狭窄处的峰值收缩期血流速度除W在移植物中段处的峰值收缩期血流速度。
[0087] 下面的实施例作为举例说明提供，并不具有限制性。 实施例
[0088] 实施例1
[0089] 作为AV分路的微孔硅氧烷血管移植物
[0090] 材料;
[0091] 对照移植物(N = 4)是ePWE血管移植物(获自Impra)，其规则壁厚度为6mm并且具 有用于径向加固的螺旋形缠绕肋。
[0092 ] 测试移植物(N=6)是如图2中所示的100 %硅氧烷移植物。
[0093] 对照移植物和测试移植物中的一些装有中段移植物经皮端口。
[0094] 在植入时绵羊重35-40kg。将动物肝素化。
[0095] 遞
[0096] 将血管移植物植入到绵羊动静脉(AV)分路模型。在植入前根据标准临床实践将对 照移植物浸泡在肝素化盐水中。通过将测试移植物浸泡在肝素化盐水中并循环加真空直至 不再见到气泡为止来将测试移植物预先水化。预先水化步骤确保孔隙中的所有空气被置 换。
[0097] 将移植物W笔直的身体同侧构型(远侧颈动脉至近侧颈静脉)双侧植入。在研究的 持续时间内，动物接受抗血小板治疗(水杨酸和氯化格雷(clopidogel))。
[0098] 利用非侵入性多普勒超声监测移植物8周。在8周时期结束时，将动物处死并利用 巧光镜血管造影术和血管内超声（IVUS)评价移植物。组织用石蜡处理并用苏木素和曙红染 色。
[0099] 结果:
[0100] 体内结果证明，与对照移植物相比时，根据一个实施方案的硅氧烷移植物具有提 高的通杨性，提高的流动稳定性，对组织包裹的抵抗力，对芙膜收缩的抵抗力W及提高的对 细菌定殖的抵抗力。
[0101] 图5显示与硅氧烷移植物相比对照移植物的容量血流量(ml/min)。如所示的那样， 尽管对照移植物已经具有向下趋势的流量，表明狭窄正在限制所述流量;根据本公开的实 施方案的硅氧烷测试移植物在植入后8周的时期内具有稳定的流量。
[0102] 图6A是与天然静脉（160)连接的对照静脉移植物（100)的血管造影图像。还显示了 中段移植物端口（170)。中段移植物点是T形的并且进一步连接到动脉节段移植物（172)，动 脉节段移植物（172)连接到天然动脉（174)。图6B是对照静脉移植物（100)的放大视图，其显 示了血液流动通路的缩窄（箭头）。特别地，沿移植物的长度（100a、100b、100c和lOOd)显示 了收缩。
[0103] 图6C是与天然静脉(260)连接的硅氧烷测试移植物(200)的血管造影图像。还显示 了中段移植物端口（270)。中段移植物点是T形的并且进一步连接到动脉节段移植物(272)， 动脉节段移植物（272)连接到天然动脉(274)。图6D是测试移植物的放大视图，其显示了血 液通路(箭头)未改变并且没有观察到收缩。
[0104] 图7A和7B分别是常规ePTFE( 100)和硅氧烷测试移植物(200)的展开的血管移植物 的纵长横截面。图7A显示因为螺旋形加固，常规ePTFE由于加固件之间的空间中的芙膜收缩 而变形(收缩）。在加固件之间的空间中形成了沟槽（150a，15化）。运形成了不平坦的流动表 面，导致增加的端流和减少的流动稳定性。相反，图7B显示硅氧烷移植物(200)没有变形并 且因此能够保持平坦的流动表面。
[0105] 图8A显示了对照ePTFE移植物（100)的静脉端的血管内超声（IVUS)图像，所述静脉 端被芙膜收缩挤压，如通过其收缩的剖面（180)所见。图8B显示了硅氧烷测试移植物(200) 的静脉端的IVUS图像，其保留了其圆形的剖面(280)，所述剖面(280)显著大于对照移植物 的剖面(180)。
[0106] 图9A和图9B证明包裹移植物的组织的有利组织反应。图9A显示对照移植物（100) 被移植物周围的较厚的、较致密的和更多整齐排列的芙膜组织（190)包裹。相反，图9B显示 硅氧烷移植物(200)在移植物周围具有薄得多且更疏松的芙膜组织(290)。
[0107] 图10基于移植物切片的组织学图像的颜色-阔值分割(color-thresholding)进一 步证明了与对照移植物相比硅氧烷测试移植物中减少的细菌定殖。特别地，硅氧烷测试移 植物显示在移植物壁的多孔结构内细菌集落的量低1000倍。
[010引实施例2
[0109] 在AV分路模型中的表面改性的ΕΡ??Ε血管移植物
[0110] 材料:
[0111] 对照移植物（N = 2)是具有6mm的规则壁的没有径向加固的ePTFE移植物（由 化S州tek提供）。
[0112] 测试移植物(N=4)是如图3和图4中所示的表面改性的ePTFE移植物。特别地，通过 用胶粘剂(NuSil MED-2214硅氧烷)浸涂外表面，然后粘附单层的球模板化的微孔硅氧烷颗 粒，从而用STAR生物材料改性ePWE移植物。运些经STAR处理的ePWE移植物具有由具有35 微米球状孔隙的~300-微米尺寸的微孔颗粒形成的表面形貌，所述球状孔隙通过约15-微 米孔隙间开口互相连通。
[0113] 绵羊在植入时重65-80kg。在研究的持续时间内动物接受抗血小板治疗(水杨酸和 氯化格雷）。
[0114]
[0115] 将血管移植物植入到绵羊动静脉(AV)分路模型中。如实施例1中一样，在植入前根 据标准临床实践将对照移植物浸泡在肝素化盐水中。通过将测试移植物浸泡在肝素化盐水 中并循环加真空直至不再见到气泡为止来将测试移植物预先水化W置换孔隙空间中的空 气。
[0116] 将移植物W笔直的身体同侧构型(远侧颈动脉至近侧颈静脉)双侧植入。
[0117] 利用非侵入性多普勒超声监测移植物12周。在12周时期结束时，将动物处死并利 用巧光镜血管造影术和血管内超声（IVUS)评价移植物。
[om] 结果:
[0119] 当与未改性的ePTFE对照移植物相比时，被表面改性的ePTFE血管移植物表现出提 高的通杨性、减少的狭窄、减少的新生内膜增生、增加的芙膜组织应变性、和流动-相比-增 生反馈回路从进行性病理改变至自稳定化的逆转。
[0120] 图11显示了通过多普勒超声在12周时期内测量的峰值速度比（PVR)的结果，峰值 速度比（PVR)定义为静脉吻合处的峰值收缩期血流速度除W中段移植物处的峰值速度。因 为峰值收缩期血流速度比（对于静脉吻合)非常近似于内腔面积比的倒数，速度比大于2.0 对应于小于中段移植物处内腔面积的50%的静脉吻合处的内腔面积。如显示的那样，经 STAR处理的ePWE移植物表现出在6周后稳定化的提高了很多的PVR，运表明自稳定化行为 的趋势和流动-相对-增生反馈回路的逆转。相反，对照移植物中的PVR在4周后升高，运指示 狭窄的进展。
[0121] 图12A显示了对照移植物的血管造影图像，其中在静脉吻合附近流动通路中的狭 窄（300曰，30化)清晰可见。作为比较，经STAR处理的移植物的血管造影图像显示经STAR处理 的移植物的流动通路相对平滑，没有明显的狭窄（图12B)。
[0122] 图13A显示了沿对照移植物最窄点处移植物横截面的血管内超声（IVUS)图像。如 显示的那样，对照移植物被新生内膜增生和/或血栓（白色区域）闭塞。作为比较，在经STAR 处理的移植物中闭塞区域（白色)基本上消失（图13B)。
[0123] 图14通过对闭塞的平均内腔面积百分比作图来图形化地呈现了图13A和图13B的 结果。如显示的那样，对于经STAR处理的移植物，由增生或血栓闭塞的内腔面积百分比小于 对照移植物中观察到的闭塞的1 /3。
[0124] 图15显示了对照和经STAR处理的移植物两者的流量的演化。在经STAR处理的移植 物中，在研究的第3个月中平均流量比第2个月高几乎50%。对照没有显示运种增加。
[0125] 图16显示经STAR处理的移植物具有增加的横截面应变性。正斜率指示中段移植物 内腔面积根据跨静脉吻合口的基于伯努利方程(Bernoulli's equation)的压降按比例扩 大。作为比较，对照移植物具有接近零的斜率，指示由于移植物周围的芙膜收缩引起的对照 移植物中的僵硬。
[0126] 实施例3
[0127] 在动脉旁路模型中表面改性的ΕΡ??Ε血管移植物 [012引方法=
[0129] 对照移植物（N = 2)是具有5mm的规则壁的没有径向加固的ePTFE移植物（由 化S州tek提供）。
[0130] 测试移植物(N=2)是如图3和图4中所示的表面改性的ePTFE移植物。特别地，通过 用胶粘剂(NuSil MED-2214硅氧烷)浸涂外表面，然后粘附单层的球模板化的微孔硅氧烷颗 粒，从而用STAR生物材料改性ePWE移植物。运些经STAR处理的ePWE移植物具有由具有35 微米球状孔隙的~300-微米尺寸的微孔颗粒形成的表面形貌，所述球状孔隙通过约15-微 米孔隙间开口互相连通。
[0131] 绵羊在植入时重35-40kg。在研究的持续时间内动物接受抗血小板治疗(水杨酸和 氯化格雷）。
[0132] 互空
[0133] 将血管移植物植入到小口径动脉旁路模型中。在植入前根据标准临床实践将对照 移植物浸泡在肝素化盐水中。通过将测试移植物浸泡在肝素化盐水中并循环加真空直至不 再见到气泡为止来将测试移植物预先水化。预先水化步骤确保孔隙中的所有空气被置换。
[0134] 将移植物W端-对-侧构型双侧植入到颈动脉中，然后在吻合之间的中段连接动 脉。
[0135] 利用非侵入性多普勒超声监测移植物8周。在8周时期结束时，将动物处死并利用 巧光镜血管造影术和血管内超声（IVUS)评价移植物。
[0側结果:
[0137] 在小口径动脉旁路模型中进一步证明与未处理的ePWE移植物相比，经表面改性 的ePTFE移植物具有来自移植物周组织芙膜减少的收缩和提高的通杨性。
[0138] 在达到8周计划的研究终点之前2个中的仅1个(50%)对照移植物存活而没有凝 血，而2个中的2个（100%)经STAR处理的测试移植物仍然通杨。图17A和图17B分别示出6周 时经STAR处理的测试移植物和对照移植物的纵向超声图像。与对照移植物（平均直径为 4.0mm)相比，经STAR处理的移植物在整个长度上具有较大的内腔直径(平均直径为4.8mm)。 此结果提示经STAR处理的移植物由于进行了表面处理而具有较低程度的移植物周芙膜收 缩。
[0139] 由前所述，应该理解尽管为了举例说明的目的已经在本文中描述了本发明的特定 实施方案，但是在不偏离本发明精神和范围的条件下可W进行不同的改进。因此，本发明除 了如通过所附权利要求限制外不受限。
[0140] 上述不同实施方案可W组合W提供其他实施方案。本说明书中提及和/或申请数 据表中列出的全部美国专利、美国专利申请公开、美国专利申请、外国专利、外国专利申请 和非专利出版物的全部内容通过引用结合于此。如果需要使用不同专利、申请和出版物的 概念，所述实施方案的各方面可W改进W提供其他实施方案。
【主权项】
1. 一种血管移植物，其包括： 由第一微孔生物材料形成的血管接触层； 无孔中间层;和 组织-界面层，所述组织-界面层具有织构化微孔表面，所述织构化微孔表面在植入时 接触宿主组织，所述组织-界面层由第二微孔生物材料形成，其中所述织构化微孔表面能够 减少纤维化荚膜形成。2. 权利要求1所述的血管移植物，其中所述织构化微孔表面包括峰和谷，其中所述峰的 高度大于200微米且小于1000微米，并且其中所述组织-界面层包括大于20微米且小于200 微米的连通孔，并且其中相邻的孔具有大于5微米且小于50微米的孔隙间开口。3. 权利要求1或权利要求2所述的血管移植物，其中所述血管接触层包括具有基本上均 匀孔径的开孔多孔生物材料，其中所述孔径大于20微米且小于50微米，并且其中基本上所 有的相邻孔之间的孔隙间连接大于5微米且小于30微米。4. 权利要求1-3中任一项所述的血管移植物，其中所述血管接触层由含氟聚合物形成。5. 权利要求4所述的血管移植物，其中所述血管接触层由膨胀型聚四氟乙烯形成。6. 权利要求1-3中任一项所述的血管移植物，其中内-血管接触层由聚对苯二甲酸乙二 酯形成。7. 权利要求1-3中任一项所述的血管移植物，其中所述血管接触层由硅氧烷或聚氨酯 弹性体形成。8. 权利要求1-7中任一项所述的血管移植物，其中所述组织-界面层由聚四氟乙烯或其 他含氟聚合物形成。9. 权利要求1-7中任一项所述的血管移植物，其中所述组织-界面层由聚对苯二甲酸乙 二酯或其他聚酯形成。10. 权利要求1-9中任一项所述的血管移植物，其中所述中间层是含有开窗的胶粘剂 层。11. 一种维持权利要求1-10中任一项所述的血管移植物中的通畅的方法，所述方法包 括： 预先水化所述血管移植物以除去所述第一微孔生物材料中的任何空气;和 通过将所述血管移植物直接连接到天然血管而将所述血管移植物植入。12. 权利要求11所述的方法，其中预先水化所述血管移植物包括浸泡所述血管移植物 并使所述血管移植物接受真空。13. 权利要求11或权利要求12所述的方法，其中维持通畅包括减少所述血管移植物的 狭窄。
【文档编号】A61L31/14GK105899243SQ201580003407
【公开日】2016年8月24日
【申请日】2015年2月20日
【发明人】安德鲁·J·马歇尔, 马克斯·马金尼斯, 阿德里安娜·奥德, 勃兰特·斯坎兰
【申请人】矽瑞奥科技公司