雙組分完全可吸收封堵器的制備及力學性能評價

吳斯蔚，李超婧，王富軍，王 璐，李逸明，孫 錕

(1. 東華大學 a. 紡織學院；b. 紡織面料技術教育部重點實驗室，上海 201620；2. 上海交通大學醫學院附屬新華醫院，上海 200092)

室間隔缺損(ventricular septal defect，VSD)是一種最常見的先天性心臟疾病，其新生兒發病率為0.3%，占先天性心臟病的比例為20%～25%[1]。隨著封堵器的發展，微創介入治療具有創傷小、恢復快、并發癥少等優點，成為治療VSD的首選方案。封堵器修復VSD的機理是其植入人體后一方面使血液受阻，另一方面表面快速內皮化，最終達到封閉VSD的治療效果。目前臨床上使用鎳鈦合金材質的封堵器治療VSD，已經取得了較好的近中期療效，但遠期并發癥諸如封堵器變形、侵蝕穿孔、殘余分流、房室傳導阻滯等均有報道[2]，特別是永久植入性的金屬材料長期存在于體內是否會對兒童發育造成不良影響還缺乏遠期隨訪資料。

理想的封堵器應該是可吸收的，即封堵器植入人體后，隨著材料的降解自體組織可逐步長入并包裹封堵器，最終以人體自身組織修補缺損部位，形成完整的室間隔。如此可有效避免因金屬留存體內所引起的遠期并發癥，從而消除兒童生長發育的限制因素。同時，應考慮封堵器與周圍心肌組織的力學匹配，即可吸收封堵器植入體內后能夠保持結構穩定直至完全降解[3]。

近年來可吸收封堵器的研發已經進入臨床試驗階段[4-5]，特別是以聚對二氧環己酮(poly(p-dioxanone)，PPDO)為基材制備的封堵器具有適宜的編織操作性和降解周期，能較好地匹配心臟組織的生長速率，但PPDO的彈性模量較低，手術操作時間過長可能導致封堵器變形[2]。本研究旨在設計并制備一種具有黏結編織結構的雙組分完全可吸收封堵器，并探究不同組分配比的材料對封堵器穩固性的影響，同時對封堵器的力學性能進行測試與評價，以期封堵器在植入體內后具有較優的力學性能，可在降解周期內保持形態結構的穩定。

1 材料與方法

1.1 纖維材料選擇

封堵器植入人體后，纖維組織逐漸長入并在其表面形成光滑的內皮細胞層，整個過程需要3個月左右，因此可吸收封堵器應在3個月內保持良好的結構穩定性。選用PPDO和聚己內酯(polycaprolactone，PCL)(均購自蘇州邁緹康醫療科技有限公司)作為可吸收封堵器的原材料。這是因為PPDO和PCL均是當前可吸收封堵器研究中的常用材料[4, 6-9]，其中：PPDO強度較高，表面光滑，可編織性強，且易于熱壓成型，降解周期為6～9個月，最終降解產物為二氧化碳和水；而PCL具有優異的生物相容性，完全降解時間超過2年，力學性能保持時間較長，且質地柔軟有利于介入手術操作[10]。具體為選用PPDO單絲和PCL復絲，采用尼康E200-F型生物顯微鏡觀察并測量纖維直徑，采用PerkinElmer DSC 4000型差示掃描量熱儀對材料的熱學性能進行分析。結果顯示，PPDO單絲和PCL復絲的直徑分別為(0.24±0.01)和(0.14±0.02)mm，熔融溫度分別為(100.52±0.18)和(61.41±0.91) ℃。

1.2 皮芯結構編織型包覆紗的設計與制備

Bu等[6]將PPDO可降解封堵器用于動物試驗，結果表明，由于PPDO單絲的形狀記憶功能有限，封堵器的釋放和回復性能預期效果不夠理想，并且用PPDO編織而成的封堵器經長時間手術操作后易于出現封堵器變形的問題[2]。本研究采用編織成型工藝制備一種皮芯結構包覆紗(見圖1)，用于改進封堵器編織結構，以增強封堵器的力學性能，從而使其穩固性達到更優。

選用8錠立式編織機，以PPDO單絲為芯紗，4根PCL復絲經菱形編織包覆在PPDO表層，形成皮芯結構的編織包覆紗(braided covered yarn，BCY)，通過調整齒輪比使得PPDO表層完全被PCL復絲包覆。BCY表層的PCL纖維會在后續熱處理過程中發生熔融，復絲纖維之間相互融合形成完整光滑的皮層，包裹著芯層的PPDO單絲，形成熔融包覆紗(melted covered yarn，MCY)。紗線拉伸性能參照YY 1116—2020《可吸收性外科縫線》進行測試，結果如表1所示。與PPDO單絲相比，BCY由于PCL復絲的包覆，紗線直徑增大，彈性模量和斷裂強度減小。與BCY相比，MCY更加均勻規整，熔融后紗線直徑減小，而初始模量、斷裂強度和斷裂伸長率顯著增加，因此紗線力學性能有所增強。

表1 紗線規格及基本力學參數

1.3 材料細胞毒性測試

參考GB/T 16886.12《醫療器械生物學評價第12部分:樣品制備和參照材料》，將PPDO和MCY剪碎成15 mm長的纖維試樣，各準備3個平行樣放置在24孔板內，每個平行樣中有10根纖維，酒精熏蒸24 h后加入不銹鋼環，繼續熏蒸24 h后轉移至超凈臺，用滅菌后的磷酸緩沖鹽(PBS)溶液清洗3次。選用人臍靜脈內皮細胞(HUVEC)及內皮細胞生長培養基，置于細胞培養箱中培養1、4、7 d，隔天換液。分別于第1、4、7 d用CCK-8法進行細胞增殖測定，每孔加入500 μL含CCK-8工作液(體積分數為10%)的無血清培養基，于培養箱中培養3 h后轉移至96孔板，用酶標儀(美國Thermo公司)在450 nm波長下測定吸光度(OD)值。根據式(1)計算每個樣品的細胞相對增殖率Rgr，其中，ODm為試驗組的OD均值，ODn為陰性對照組(空白樣)的OD均值。參照GB/T 16886.5《醫療器械生物學評價第5部分:體外細胞毒性試驗》評價細胞毒性(見表2)。

(1)

表2 體外細胞毒性試驗評級標準

1.4 雙組分完全可吸收封堵器的結構設計與制備

將不同數量比的BCY和PPDO單絲按一定規律經菱形編織制成管狀結構，利用PPDO和PCL兩者的熔點差異，在90 ℃下經模具熱壓成型[11]得到兩側對稱的雙盤片結構(直徑約13 mm)，腰部為圓柱形(直徑約7 mm，高約4 mm)，其中BCY熱熔后變為MCY。根據實際可操作性設計了4種不同組分配比，最終得到的封堵器中MCY和PPDO單絲的比例分別為0∶8、1∶7、2∶6和3∶3，其中3∶3比例的封堵器因在熱定型后無法順利回收進鞘管而被舍棄。單組分封堵器(0∶8)中僅含有PPDO×PPDO編織點，含有BCY的雙組分封堵器在熱處理后含有PPDO×PPDO、PPDO×MCY和MCY×MCY的黏結編織點結構，試樣組分配比及編織結構如圖2所示，每組樣品各5個。其中，PPDO×MCY黏結點表面的PCL纖維經熱處理會產生凹槽，封堵器正是依靠該黏結點發生部分位移來維持其形變能力，而MCY×MCY黏結點較為穩定，在封堵器發生形變時仍保持其黏結結構。

圖2 不同紗線組分配比封堵器的編織結構

1.5 封堵器的結構與力學性能表征

1.5.1 結構參數測試

用游標卡尺測量MCY0PPDO8、MCY1PPDO7、MCY2PPDO63組完全可吸收封堵器的尺寸，即左、右兩側盤片及腰部的直徑，對比分析相同編織工藝下不同紗線組分材料的尺寸是否存在顯著性差異。

1.5.2 穩定性測試

左右心室之間的壓差約為6.65～13.30 kPa(50～110 mmHg)，按最大力值計算，心室之間的血流沖擊力最大可達14.67 kPa。將3組封堵器置于直徑為6 mm的VSD缺損模型中，根據缺損直徑計算得到此時封堵器須承受的最小力值為0.41 N。參照YY/T 1553—2017《心血管植入物 心臟封堵器》中對封堵器固定有效性的要求，用SH-20型數顯推拉力機(上海思為儀器)將封堵器左盤從缺損模型中頂出，記錄封堵器脫落時的最大力值，每個樣品測試1次。

1.5.3 封堵器壓縮性能測試

為模擬封堵器植入心臟后受到血流左向右分流的沖擊作用，將封堵器置于直徑為6 mm的VSD缺損模型中，用人體內生物管道壓縮彈性測試儀(萊州市電子儀器)對封堵器左盤進行軸向定負荷壓縮，壓縮示意圖如圖3(a)所示。初始隔距為15 mm，定負荷為0.41 N，壓縮速率為10 mm/min，定荷停置時間為5 s，回復速率為10 mm/min，回復后停置時間為5 s。壓縮測試后得到3組編織型封堵器的壓縮-回復曲線，如圖3(b)所示。其中，L為總壓縮距離，L1為緩彈回復距離，L2為急彈回復距離，壓縮模量是指壓縮曲線初始段的斜率。

(a) 壓縮示意圖

為評估所制備的雙組分可吸收封堵器的壓縮性能，根據式(2)～(6)計算樣品的應力松弛率Rsr、彈性回復率Rer、急彈性回復率Raer、緩彈性回復率Rler以及能量損失率Rel。

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1.5.4 封堵器入鞘力測試

選用不同規格的鞘管6F、8F、10F，在37 ℃水浴中將3組封堵器依次輸送裝入鞘管，每個樣品測1次，測試每組樣品的入鞘力并進行分析。

1.5.5 封堵器進鞘后形變恢復能力

在37 ℃水浴條件下，將封堵器壓縮裝入10F鞘管中10 min后釋放，測量3 min后其左側盤片尺寸，并與原始盤片尺寸進行對比，釋放后盤片直徑與原始盤片直徑的比值為封堵器進鞘后再釋放的形變回復率。

1.6 統計學分析

采用IBM SPSS Statistics 25軟件進行統計分析，用one-way ANOVA法比較分析樣本間的顯著性差異，取α=0.05，計算P值(P<0.05為*，P<0.01為**，P<0.001為***)。

2 結果與討論

2.1 材料細胞毒性

PPDO和MCY兩種纖維材料的細胞相對增殖率測試結果如圖4所示。

圖4 封堵器材料細胞相對增殖率Fig.4 Relative cell proliferation rate of occluder material

由圖4可知，細胞在PPDO試樣中培養1、4和7 d的相對增殖率依次為111.18%、110.87%和98.26%，而在MCY試樣中培養1、4和7 d的相對增殖率依次為105.39%、94.21%和86.00%。兩種試樣和陰性對照樣的細胞相對增殖率僅在1 d時存在顯著性差異，而在7 d時3種試樣的細胞相對增殖率無顯著性差異。兩種纖維材料的細胞毒性評價結果均為0或1，即無細胞毒性，表明用來制備封堵器的完全可吸收材料具有良好的細胞相容性。

2.2 封堵器的結構參數

3組封堵器的左盤、腰部及右盤的直徑測量結果如表3所示。由表3可知，隨著MCY比例的增加，封堵器腰部直徑有略微減小的趨勢。這是因為單一組分的PPDO封堵器在纖維內應力的作用下，由于可滑移的點數較多，纖維有向外擴張的趨勢，而雙組分的PPDO/MCY封堵器因為存在MCY×MCY黏結點，封堵器在脫離摸具后更容易保持原有的尺寸形態，且隨著黏結點數的成倍增加，腰部直徑略有減小。

表3 封堵器各部位直徑

2.3 封堵器的力學性能

2.3.1 封堵器的穩定性

用推拉力計將3組封堵器從直徑為6 mm的VSD缺損模型中頂出的力值均大于0.41 N，符合VSD封堵器的穩定性要求。MCY0PPDO8、MCY1PPDO7、MCY2PPDO6封堵器的脫落力值分別為(3.72±0.16)、(5.30±0.33)和(6.78±0.33)N，可見脫落力值隨MCY0PPDO8、MCY1PPDO7、MCY2PPDO6中黏結點數量的增加而增大，并且3組封堵器的測試結果之間均存在顯著性差異(P<0.001)。

2.3.2 封堵器的壓縮性能

不同組分封堵器的壓縮性能測試典型曲線如圖5所示。由圖5可知，當壓縮載荷達到0.41 N時停止壓縮行為，在壓縮距離固定后，由于封堵器編織點在外力作用下發生滑移擴張，壓縮載荷會在短時間內持續增大，達到穩定值后由于應力松弛而逐漸減小。雙組分封堵器的壓縮載荷最大值和壓縮模量均大于單組分封堵器，可見雙組分封堵器的力學性能有所增強。

圖5 封堵器壓縮-回復單次曲線圖Fig.5 Compression-recovery single curves of occluders

不同組分封堵器的壓縮性能測試結果如圖6所示。由圖6可知，雙組分封堵器的壓縮模量分別增加了45.80%和23.66%，其中MCY1PPDO7的壓縮模量顯著高于MCY0PPDO8，但其誤差波動范圍較大，這可能是因為黏結點在盤面上的分布不如MCY2PPDO6均勻。圖6(b)表示3組封堵器在壓縮應力為0.41 N時保持應變不動一定時間后的應力松弛情況，可以看出雙組分封堵器的應力松弛率均略低于單組分封堵器，這是因為PPDO×PPDO編織點在受到壓力發生變形的過程中，紗線更容易發生滑移，形變程度較大。雙組分封堵器的彈性回復率顯著高于單組分封堵器，其中，雙組分結構的急彈性回復率均隨黏結點數的增加而增大，而緩彈回復率正好相反。此外，MCY1PPDO7和MCY2PPDO6的彈性回復率和急彈性回復率均無顯著性差異，可見彈性回復能力并不完全隨黏結點的變化而變化，即較少的黏結點數就可達到較優的彈性回復能力。3組封堵器的能量損失率均存在顯著性差異，并且黏結點數越多的封堵器在壓縮和回彈過程中能量消耗程度越小。

2.3.3 封堵器的入鞘力

封堵器在37 ℃水浴條件下輸入鞘管所需的力值匯總如表4所示。由表4可知，雙組分封堵器的入鞘力隨MCY組分比例的增加而增大。MCY2PPDO6封堵器在進入6F鞘管時，單絲之間互相擠壓變形，無法順利進入鞘管。這是因為MCY紗線的直徑要明顯大于PPDO單絲，且黏結點具有固定雙盤狀結構的特點，使得雙組分封堵器在壓縮至相同管狀直徑時所需的力值更大。

表4 封堵器入鞘力測試結果

2.3.4 封堵器進鞘后的形變恢復能力

封堵器在37 ℃、10F鞘管中保持10 min后釋放，其左側盤片進鞘后的形變恢復率如圖7所示。由圖7可知，MCY0PPDO8、MCY1PPDO7和MCY2PPDO6的形變回復率分別為(98.83±0.81)%、(95.70±2.71)%、(87.07±2.00)%。其中，MCY0PPDO8和MCY1PPDO7之間無顯著性差異，而MCY2PPDO6的形變回復率較低，可見少量的黏結點不會明顯降低封堵器的形變恢復能力，而黏結點數較多則會造成封堵器的形變回復能力下降。

圖7 封堵器進鞘后再釋放的形變回復率Fig.7 Deformation recovery rate of occluders after sheath delivery and release

3 結 語

選用具備良好生物相容性的皮芯結構復合MCY制備雙組分力學增強型封堵器，探究了MCY和PPDO不同組分配比的編織結構對封堵器力學性能的影響。該類封堵器封堵缺損部位時能在實現更小的腰部直徑的同時具備更優的結構穩定性，能提高封堵器的有效固定性，有望在缺損規模不變的情況下實現更小的封堵器尺寸，且雙組分封堵器可提高封堵器在小應力作用下的抗壓能力，MCY的引入增加了封堵器之間的黏結點，可進一步提高封堵器受血流沖力后回彈至原有形態的能力。力學測試結果表明，相比MCY2PPDO6封堵器，MCY1PPDO7封堵器的MCY×MCY黏結點數量較少，具備更高的壓縮模量和更高的彈性回復能力，更容易輸入鞘管，形變回復能力較好，即可滿足心臟封堵器要求的較優力學性能和較低入鞘力，有望進一步用于動物試驗。