生物医用纺织品翻译

生物医用纺织品

医用纺材1101 110410127 于成龙

第一部分

医用纤维和生物纺织

医用纺织这个词语定义包含了医用产品与涵盖了伤口绷带织物，组织工程支架和血管移植物高科技产品的医用设备。纺织物在医用领域的应用还得追溯到古埃及和印第安人，受伤后他们利用纺织物作为绷带来覆盖和缝合伤口。在过去的几十年里，伴随着新型和创新型的纤维，织物和治疗方式的出现，纤维和纺织物在医学领域的应用也呈现戏剧化的增长。生产加工技术，纤维技术和组装技术的发展带来了无数产品和治疗方法的新概念，这些有的还处于发展阶段，有的已经进入了临床治疗阶段。在这章，纤维和纺织织物技术和它们在新旧领域的应用会一起呈献出来。为了可以总览与纺织物在医用领域应用相关的技术，传统和非传统的纤维和织物结构，加工问题和织物测试内容也会包含在内。表1列举了纺织物在医用领域非常普遍的应用。，从这张表可以看出，产品涵盖了最简单的绷带到最复杂的像人造血管和组织工程支架等纺织类产品。

1.1 医用纤维

所有的纤维基医用设备都是由单丝，复丝和由合成高分子，天然高分子，基因工程聚合产物形成的短纤组成的。当为特定的产品选择合适的纤维结构和聚合物时，一定要考虑产品的设计需要和纤维的使用方式。例如，胶原质基可植入止血绷带的复合结构包括松散的粉末（苯胺），非织造的垫子和针织的胶原质纤维织物（surgicel 止血纱布）。除此之外，其他材料也可以达到相同的目的（止血纱布，止血剂由再生纤维素针织而成）。纤维也可由不可吸收的合成高聚物如PET 、PE 、PTFE ，或是可吸收的合成高分子如PLA 、PGA 、天然材料如胶原质、聚多糖、海藻酸盐也被应用于制造医用设备。最近报道，仿生聚合物也被实验合成。通过基因工程，改变弹性蛋白，胶原质和蜘蛛丝蛋白的缩氨酸数量和序列，利用质粒和带菌体在酵母和埃希式大肠杆菌中表达出来。

棉仍然广泛应用在绷带，棉球纱布，手术用盖布，手术服。在近来的惯例中，棉许多应用领域已经被涂层的无纺一次性（可随意处理）织物代替，尤其是一些不可吸收性起决定性作用的应用领域。

很有必要强调，目前在医用领域应用的人造聚合物都是从非医用领域的商用聚合物发展而来的，所以聚合物中经常会有一些添加物如染料，消光剂，稳定剂，抗氧化剂和抗静电剂成分。这里的一些化学物质可能是医用领域不希望存在的，所以应用前需要除去。举例验证这点，PET 通常称为涤纶，目前是大部分大口径纺织基血管支架管选用的材料，过去通常为服用。它在应用于植入材之前需要经过一个非常复杂的清洗过程。与这相关的其他阅读材料可以在Goswami et al.(1997)找到。

1.1.1 合成纤维

在过去的25年间，各种各样的合成纤维已经应用制造医用设备。从20世纪50年代起，许多材料被评估以应用在血管支架管，如维荣，PVC ，聚丙烯酸，PV A ，尼龙，PTFE ，PET 等，如今，只有PTFE 和PET 由于性质呈惰性，柔软，有回弹性，持久耐用，不易生物降解而仍然应用在血管支架管领域。它们可以长时间体内使用，而其他材料则没有证实可以在应用于植入材可以持久耐用。表2展示了一部分合成聚合物纤维，它们的制造方法和它们在医用领域的应用领域。

大部分合成纤维都是用熔体纺丝或是湿法纺丝过程制成的。

1.1.1.1 熔融纺丝

树脂聚合物的熔融纺丝，加热升温高于树脂的熔融温度，然后从喷丝头将树脂挤压出来。喷丝头的孔数确定了生产纤维的细丝数量。例如，一个单丝喷丝头只有一个孔，通常用于血管支架管结构的54复丝纤维则需要54孔喷丝头。一但单丝或是复丝从喷丝头挤出时，然后用筒管牵拉并优先冷却。纤维还可以进行后续加工过程形成最终结构。例如，大部分应用在血管支架管的纤维是卷曲变形的来提升最终产品的操作性。与平的或是非卷曲纤维相比，卷曲的纱线可以使织物组织蓬松而提升手感，或是提升感觉，柔顺性，使缝合操作容易，更多的微孔使组织更容易向内生长。熔融纺丝特别应用于热塑性聚合物纺丝，它不受在熔融纺

丝过程中熔融聚合物而上升温度的影响。图1为湿法纺丝过程示意图。

在这个过程中，熔融的树脂从单孔或是多孔喷丝头挤出。首先是空气用来冷却和固化连续不断的纺丝，然后再润滑，加捻，最后卷绕到筒管上。

1.1.1.2湿法纺丝

如果聚合物在升温过程中经历热降解，比如含有药物的高聚物，则适合使用温度低的湿法纺丝。在这个过程中，首先将高聚物溶于溶剂当中，然后通过喷丝头挤压到含有非溶剂的纺丝浴槽。因为在纺丝浴槽中溶剂可溶而高聚物不可溶，持续喷出的高聚物流就会沉淀成固体纤维。之后再将其通过洗涤去除所有的溶剂和非溶剂，然后在风干之前先将其拉伸定型和去除水分。图2（Fig.2）是典型湿法纺丝工程的示意图。

1.1.1.3静电纺

通过熔融纺丝和湿法纺丝得到的纤维直径取决于喷丝孔的大小以及在固化前施加在长丝上的牵引拉伸。因此，通过传统方法放出来的纤维，复丝直径大约在10um ，单丝直径大约在500um 或更多。为了获得更好的纤维直径，引用如双组份纤维处理或者静电纺技术代替传统纺织方法是非常必要的。自从1934年第一份相关专利申请以来，人们就知道了生产超细纤维和纳米纤维的方法。从那以后，科德宝集团就用这种方法生产了商品---超高效过滤器。

静电纺在高聚物溶液或熔融状态的高聚物暴露在高电压（5~30kV）的静电场时发生。这种程度的高电压足以使高聚物克服其表面张力，并且加速高聚物液体的细射流，使其喷向接地的接收板。当高聚物细流冷却或丧失溶剂后，他们就会牵拉成一系列不稳定的环状，然后凝固，再将接地旋转圆筒或其他特殊形状接

收板上的相关纤维网收集。

图3（Fig.3）

纺出来的纤维的好坏取决于原料聚合物的化学性能，聚合物溶液或熔融状态下的粘性，静电场的强度和均匀度，静电纺丝机的形状和操作情况。据报道，通过此方法已纺出直径从1um~100nm或者更小直径的纤维。

静电纺纺出的纤维，除了将其用来生产超薄过滤膜之外，还被应用于非织造伤口敷料，并且最近很多人开始对将其应用于组织工程学支架非常感兴趣。就非织造支架而言，已有聚丙交酯、聚丙乙交酯（PLGA ）、聚乙烯醇（PV A ）和聚碳酸酯等被报道。另外，人们已经开始使用基因工程以弹性蛋白的弹性体肽序列为基础，合成仿生弹性蛋白缩氨酸聚合物，然后通过大肠杆菌中的pRAM1重组质粒表达。通过静电纺纺出的蛋白质纤维，其直径可达3nm~200nm。（Huang et al.,2000）图4（Fig4）。

1.1.1.4聚合物与纤维的选择

当选择医用纤维的原料聚合物和纤维的结构时，需要全面考虑到它最终产品的用途。如产品在体内的耐用性，产品的机械性能，制造中的限制和消毒方法等都需要考虑。为了阐释这个观点，以聚丙烯为例，聚丙烯已经成功应用于如疝气修复补片等多种植入性医疗器件。经验证明，聚丙烯在组织相容性方面有很好的相容性，并且有足够的机械强度使其成为植入性材料。但一个非常重要的问题是，这个移植物是否能够稳定并且长久的存在于体内。图5（Fig. 5）展示了分别由e-PTFE ，聚酯和含聚丙烯纱的BCF 纤维纺织的植入性物质的蠕变特性。

对于第一个BCF 设计而言，聚丙烯被用作纤维中不可吸收的核心材料和主要的结构组分。表格5（Fig. 5）表示了加压情况下植入性材料直径随时间的系列变化。经典的植入性材料如PET 和e-PTFE 随时间变化并没发生蠕变，而以聚丙烯为基础的材料在实验阶段内却持续发生蠕变，使他们无法被用于长期血管移植。然而，在其他如疝气修补片和缝合线等方面，聚丙烯已经得到了非常成功的应用。我们需要注意到在第二代BCF 设计上，核心材料已经被改为对笨二甲酸丁烯（King et al.,2000）。

1.1.2可吸收合成纤维

合成纤维在临床方面的另一个应用，由那些在体内随时间被吸收的聚合物设计而成。这些生产出来的产品主要用于缝合线，但在神经学，血管移植物和组织支架应用方面也在做实验研究。表格3（TABLE 3）中列出的是在过去已经用于制造理疗器械的可吸收高聚物。在与身体接触后，这些高聚物通过水解或者酶降解过程降解成无毒的副产物。这些高聚物通过从纤维表面到被完全吸收的腐蚀过程，或通过从纤维内部开始的自身催化过程达到降解效果。在使用这些材料的时候有几点需要注意。如，使用降解材料制造血管时，如果在降解过程中有高聚物

小片段分离主体就有引起微血管系统栓塞的危险。

1.1.3改性天然纤维

合成高聚物之外，也有一类以天然生物纤维为基础的纤维材料。与应用于生物医用材料的合成纤维相比，天然纤维的加入使整个纤维更加适用于医学应用。从加工过的羊毛或者木浆中可以获得的纤维素是纤维组分中最常见的生物高聚物。

纤维素纤维因为其高吸水性，通常被用于女性卫生产品、尿布和其他吸湿性产品，但因为这种材料植入体内会很容易引发炎症反应，因此通常不用于体内产品。在某些情况下，这些性能会成为一定的优势。如上述提到的手术中的止血等。其中，再生纤维素纤维的凝血和水合作用被用于血管和内脏表面的止血。同时，也有越来越多的人开始关注通过改性多糖（包括海藻酸钠、黄原胶、壳聚糖、右旋糖苷、网状纤维素）获得的纤维。（Shalaby 和 Shah 1991; Key 1996）。这些材料可以通过海藻，贝壳类和细菌发酵获得。表格4(TABLE 4) 列出了一些形态的海藻酸钠及其应用。另一个天然材料，壳聚糖，被用于制造手术缝合线和医用敷料，而且现在已经有人开始研究壳聚糖在制备培养基和作为组织工程支架材料方面的潜力。(Skjak-Break and Sanford , 1992)。壳聚糖和海藻酸钠纤维可在高聚物在湿法纺丝过程中凝结时获得。

丝线和胶原蛋白是两种广泛被用于医用器械的天然纤维。几十年来，家蚕

产的蚕丝都被用来制造缝合线。因为单根的蚕丝纤维非常纤细，因此我们需要将单丝或者复丝编织成更粗的纤维束。天然胶原蛋白和重组胶原蛋白也都被广泛使用。重组胶原蛋白可以通过对牛的皮肤或者肌腱进行酶处理获得，然后将其重组成原纤维。我们可以将这些原纤维加工成纤维然后再对其进行纺织，或者我们可以直接利用这些原纤维的纤维状结构将其用于止血敷料或者组织工程基底。肠线是一种可以从绵羊的肠子上通过交联和剪切获得的主要含天然胶原的缝合线材料，也是第一个在手术中使用的可吸收纤维。

1.1.4双组份混合纤维

双组份混合纤维是一个新的概念。在过去几年里，人们研究了它在血管移植物和其他心血管器械方面的应用。有种双组份纤维的结构是可吸收高聚物外壳包裹不可吸收或吸收性较差的内核高聚物。通过使用双组份混合纤维复丝，纤维束中的每一根纤维都一样，并且含有相同的内核和外壳。在双组份混合纤维发展之前，生产双组份纤维都是通过纺织或针织两种（或更多）同质纱线获得。（例如高聚物纱线和PLA 纱线）。使用这种方法会使组织或者血液同时接触多种高聚物。相比之下，使用BCF 技术将只有组成纤维外壳的高聚物与组织接触。如果BCF 纤维的外壳由可降解材料组成（如PGA ），内核高聚物就会在外壳降解以后暴露出来。高聚物的组成，分子量和外壳的厚度决定降解的速度。关于BCF 的假设是，人们认为可以通过缓慢暴露降解性较低的内核材料来调控治疗过程。之前的数据已经证实我们可以控制降解速率，并且降解速率会影响治疗过程。（King et al., 1999）。通过使用如PET 这种非降解材料或PLA 这种降解速率很慢的材料构建纤维内核，使纤维即使在外壳降解的情况下也能有足够的强度。另外，药物可以与纤维的可降解外壳相结合，通过选择适当的外壳材料和厚度来控制药物释放的速度。通过使用BCF 技术，可以将材料强度的分布和生物性能很好的相结合以达到特定的医用需求。

1.2构建

生产纤维或者纱线之后，我们就会把它加工成纺织结构，使其具有我们需要的机械性能和化学性能。应用于医学应用的典型的生物纺织结构有非织造、机织、针织、编织。每个结构之间都有很大不同。每一种结构都有正面和负面属性，而在大多数情况下，比起理想性能，人们都会妥协于产品的实际性能。例如，机织与针织相比，织物的强度一般都更强，而且有更低的孔隙率和水（血液）渗透性。但是机织物太僵硬，柔韧性差，很难操作或缝合。针织物与机织物相比有更高的渗透性，更容易缝合，但是植入体内后会有可能膨胀。编织物有很好的柔韧性，但如果受力不是纵向时（如用于缝合线），就有可能会非常不稳定。多层编织物会更加稳定，但同时与一维编织物相比更厚并且柔韧性更差。每种结构都有利弊。

1.2.1非织造布

根据定义，非织造布是直接加工纤维（无将纤维加工成纱线环节）得到的纺织结构。纤维和纤维之间通过机械加工、热加工、使用粘合剂、使用溶剂或使用其中多种方法进行联锁或粘连。图6（Figure 6）是湿法和干法非织过程。纤维的取向可能是随机，也有可能取向一个或多个方向，所以通过采用多层结构，我们可以获得独立的纵向性能和横向性能。非织造布的平均孔隙大小取决于纤维密

度和纤维的平均直径, and falls under a single distribution.,（Krcma ，1997）。由于这种原因，现在研究中的组织工程基底都用非织造技术制造组织基底支架。（Chu ，2002）。

1.2.2机织布

“机织”用于描述纱线之间90度互相垂直编织的纺织结构。我们把“纵向”称为“经向”，把“横向”称为“纬向”。因为经纱纬纱相互交叉，因此机织结构在两个方向上都呈现出低延伸性和高断裂强度。机织结构有很多种，如平稳组织、斜纹组织和缎纹组织（Robinson ，1967）。图7（Fig.7）是一般用于制造血管移植物的几种机织设计草图。

水渗透性是评估血管移植物纺织结构的一个重要参数。“水渗透性”是指在一定条件下，通过织物的水的流量，常用单位是ml/(cm^2·min) 。测试方法是将织物固定在测试用仪器上，使其有一个固定大小流孔，然后在整个织物上施加120ml Hg 压强。收集通过织物的水，测量随时间水通过的流量，然后通过计算得到水渗透性。（ISO 7198, 章节8.2.2，水渗透性）。外科医生在决定植入之前是否需要对移植性材料进行预凝固时，用这个参数作为参考。“预凝固”是在移植之前将移植物材料和患者血液凝结的过程，使织物在植入体内后不会发生渗血。水渗透性低于50 ml/(cm^2·min) 的织物移植物在植入之前通常不需要进行预凝固。机织移植物纤维的水渗透性可以通过机织过程和整理工艺进行控制。水渗透性的范围可以从最低50 ml/(cm^2·min)~最高350 ml/(cm^2·min) 。如果高于这个范围，机织物就会开始变得不稳定。

表格5（TABLE 5）表示了一些商业用机织型移植物设计以及各自的机械性

能。

从表中可以看出，设计上可以存在多种变化，使外科医生很难决定到底使用哪种设计产品。有趣的是，外科医生在选择产品的时候通常是基于使用的方便性或者缝合的便利性，而不是它的长期表现。

与针织物相比，平纹织物可以做的更细（

1.2.3针织

针织物结构由相互平行的纱线和纵向垂直的线圈相互成圈而成。针织物有很好的柔软性，韧性和顺应性。并且与机织物相比操作性更好。针织物的水渗透性可以达到5000 ml/(cm^2·min) ，并且仍然能够保持结构稳定。为了外科医生能够在手术中省去对材料的预凝固处理，最近，多孔移植物通常都会用胶原质或凝胶浸透或者进行涂层处理。未涂层针织型移植物的水渗透性能够达到12~35 ml/(cm^2·min) 。针织物生产出来以后，织物通常都很松散，我们需要进行特殊处理使织物结构变紧，并且降低渗透性。这个压实过程通常通过使用压缩剂（如，亚甲基氯化物）或通过热压缩来完成。因为针织物的开放性结构，针织缝合线更容易缝合且有更好的操作性。然而，在血管移植物应用方面，有些超轻设计移植物会在植入到高血压患者体内后发生持续的扩张或膨胀。轻质纬编移植物在植入体内不久后，直径最多增加20%的例子并不少见。

就如机织结构一样，针织结构之间也有很多不同。最常见的是针织和经编结构（Fig. 8）。经编结构与纬编结构相比，延展性较差。因此，尺寸更加稳定，内部扩张性更低。剪切边角时经编织物不会散开。经编织物可以通过在结构中增加额外纱线（用于增加织物厚度、体积和表面粗糙度）的方式进行进一步修饰。这种结构通常被称作丝绒针织物。添加丝绒纱线虽然会使织物更加柔软，但会导致强烈的急性炎症反应，并且增加组织中向织物内部生长的数量。

图9A 和9B （Fig. 9A和9B ）各自证明了平纹织物和丝绒针织物的炎症反应程度的差异。图9是Golaski 微机纬编织物的显微照片。我们发现利用未组织化的纱线制造的高孔隙率纬编织物，在4周后也只有轻微的炎症反应。相比之下，使用组织化纱线的微丝绒纤维编织物，在3天之内引发了强烈的急性炎症反应（图9B 。）我们故意引发这一更强烈的急性炎症反应，使我们可以更容易的对移植物进行预凝固处理并且增加组织掺入移植物的程度。

1.2.4编织

在医学方面，编织最初被应用于生产缝合线材料和人造前十字韧带。一般编织结构由偶数个纱线交叉构成，形成二维或三维的规则菱花赫格利斯结构，使用3D 编织，可以构建无数种纺织结构，如：工字梁、通道和实体管。图11是平编机的草图。

1.3后续工程和结尾

我们把纱线加工成织物后的后续过程叫做结尾工序。就如之前提到的，初始纱线可能会含有对细胞有毒性的添加剂，并且会在与组织接触时引发不良反应。其中有些添加剂，如增加光反射的去光剂--二氧化钛，会残留在编织纤维内部，不能在结尾工序中除掉。另一方面，其他表面试剂，如纱线润滑剂，我们可以通过适当的清洗和冲刷将其去除。通常，这类表面添加剂主要成分都是矿物油，需要用水基进行特殊的清洗工序，或用有机溶剂进行干洗，以确保表面活性剂全部除净。

除了这些表面润滑剂之外，我们有时也会在编织经编物之前给纱线涂上尺寸调节剂。这种试剂会在编织过程中防止纱线表面磨损和丝线损伤。因为每种聚合物和其制造工艺都不尽相同，因此结尾工艺必须根据材料和所用设备而定。结尾工序包括清洗、热定型、漂白、缩水（压实）、检查、包装和灭菌，并且会影响生物纺织纤维的最终性能。图12所示的是在生产血管移植物时使用的典型的结尾工序的示意图。每种生产工艺中使用的化学试剂都不相同，并且被认为是独一无二的。如果使用合理的清理方法，那么所有试剂都会在结尾工序中被去除掉。测试产品的细胞毒性和残留物通常是为了确认产品的所有表面添加剂都在包装前已被除净。

1.4测试和评估

一旦生物纺织品完成了所有的工序，我们就必须对其进行测试和评估，以确定是否符合规定标准和最终用途。其中，测试包括各组分的性能测试（包括纺织技术）和产品整体的性能测试。当实施或者执行测试时，可能会需要参考很多相关信息，包括ATSM 标准、AAMI/ISO标准、FDA 标准、递交申请表和失败分析结果。设立良好且平衡的测试计划是需要的，以此来尽量减少测试程序的适用范围，同时还保证了聚合物，织物和最终产品将是安全的和有效的。表6是所建议的应用在纺织系脉管移植物的发展及为大血管替换中使用的测试方法。

1.5应用

纤维和医用织物的应用作为组件的可植入装置是十分广泛的并涵盖医药保健的方方面面。纺织品被用作基础护理项目，如窗帘，防护服，医用敷料和尿布和在复杂的设备上，如心脏瓣膜缝制环，血管移植物支架，疝气修补片，和经由皮肤的接入设备。

1.5.1窗帘和防护服

纺织品的最常见的非植入式医疗是用于保护的，像手术衣，手术室内的窗帘，口罩和鞋套。非织造布和织造物最常用于这些应用中，与非织造布作为对于单次使用的产品，以及用于可重复使用的物品织造物的首选材料。大多数这些阻隔型

织物是由纤维素（棉，粘胶人造丝和木浆），聚乙烯纤维，和聚丙烯纤维制成。很多面料包含完成整理，这使其根据临床需要而防水。此外，这种面料一般必须阻燃，由于暴露于用于麻醉的易燃气体所有有爆炸的危险性。在应用中，如面罩，该织物必须有最小化的细菌通过掩模。这可以通过确保工程中的过滤织物的适当孔径分布。抗菌涂层也被放在手术服的使用中以减少细菌感染。窗帘和防护服通常需要一些装配，既要可以通过传统缝制又要能通过超声波方法。后一种方法是优选的那些消过毒的产品，因为孔是由传统缝纫针所造成，可以使织物透过液体和液体波密病原体。窗帘通常构造为非织造布层叠的，以塑料膜用薄层覆盖，以确保它们对血液和其他液体不受影响的。另一个常见用途的纺织品是在胶带制造。这些胶带通常由粘合剂层构成，它被层压到织造的针织或无纺织物基材。

1.5.2局部和经皮应用

纺织品已被作为绷带，创伤覆盖材料，尿布和纱布使用多年，它基本上是由棉制成的编织结构，在世界各地生产和销售于许多公司。弹绷带基本上编织带，其中的可膨胀纱线，如氨纶聚氨酯，被放置在经线方向以允许纵向强度恢复。发展继续通过加入提高伤口敷料产品

抗生素，屏障织物，生长因子，和修改的基本的强调绷带建设。后者的一个例子是Karamuk 等，其中一个三层叠层是从非织造形成的涤纶/丙纶/棉外层单丝聚酯中间躺着和三维绣（纷花。镶边）聚酯内层具有大毛孔，促进血管生成（血管生成）。

血液进入装置是一类的医疗设备，其中管，电线，或其它的组件通过皮肤。这些措施包括经皮药物输送装置，血液进入分流器，空气或电源线的心脏和左心室辅助装置，以及多种类型的线索。所有这些设备从相同的基本问题遭受感染的高风险在皮肤装置

接口由于细菌的沿的经皮引线的表面上的迁移。如果 织物箍管周围被取代，在进入的通过皮肤的点激进组织生长成的织物降低感染的风险。这些箍通常由针织物，非织造毛毡和丝绒材料制成。一旦一个设备被感染了，它必须被去除，以防止进一步的感染的蔓延。表面添加剂，例如银或抗生素，使一段涂覆在织物以降低感染率。

1.5.3 体内应用

1.5.3.1 心血管设备

心血管使用而开发医用织物包括应用程序，例如心脏缝制环，血管成形术环，血管移植，带瓣管道，血管内支架移植物和左心室辅助装置组成部分。织物在医疗中的最重要的用途之一是在大直径血管移植物的制造。如前面所指出的，聚酯对苯二甲酸乙二醇酯是用于制造血管移植物主体的聚合物，这些移植物可以被织或针织和生产直或分叉配置。每种类型的结构中，各种性能可结合到产物，为如表5所示工业制成品建议所有的机织和针织与移植透水性率超过50毫升CIIL-2分钟-L 预先凝块，防止失血通过织物在植入的时间。为了消除这种需要前凝血过程中，纺织为主的血管移植物内通常制造涂覆胶原或明胶的密封剂。

今天的研究活动的显着量被朝向发展小血管假体的直径小于6毫米，冠状动脉冠状动脉旁路和胫骨，腿弯部的动脉更换。目前，还没有成功的商业产品的存在是为了满足这一市场需要。现在的问题仍然是为医用织物是否会作为一个小

血管假体，如果它是制造为具有所需的合规性和机械性能和其表面被改性的表面涂料，生长因子，和其它生物活性剂，以防止通过血栓形成和血栓栓塞项目。 血流开发活动指向组织工程移植物，涂层或表面改性合成纺织移植，和基于生物移植。在过去的10年中，大量的资金和人力资源已经投入血管内支架移植的发展。这些移植物已被用于主动脉瘤的修复，闭塞疾病和损伤。血管内假体或支架接枝是管状移植物与内外支架或刚性支架。该支架移植物范围面积从约20mm 高达40毫米和被折叠和折叠进入导管，并插入大腿骨动脉，从而避免了需要进行开放手术。支架典型地由镍钛合金，不锈钢和埃尔吉洛伊非磁性合金制成，并类似冠状动脉支架，然而，直径却大得多（例如，分别为24毫米与4毫米）这些球状物可扩张或自扩张支架，这是直或分叉配置生产。支架然后包括在任超薄膨体聚四氟乙烯或编织聚酯。大多数血管移植物的设计集成了一个超薄编织聚酯管。大多数医用织物管平织结构与水渗透率范围OM1取决于制造商50 到300毫升。它们已被编织从40到50旦聚酯纱线，以便该装置的总壁厚最下滑。

1.5.3.2普外科

在普外科医用织物中三个关键是应用缝线，止血带和疝气修补片。商业缝线通常是单丝或编织而成; 它们可以天然材料制成，如丝绸或胶原蛋白（羊肠线）或合成材料，例如尼龙，聚丙烯和聚酯。缝合线可进一步分为可吸收和不可吸收的类型。原因很明显，当血管结扎，仅不可吸收缝线的使用，而这些是典型地要么编织聚酯或聚丙烯单丝。另一方面，结扎软组织或闭合伤口皮下吸收缝合线是优选的。可吸收缝合线不会产生炎症反应，并且不需要除去。这些通常由聚乙醇酸（PGA ），或聚乙交酯共丙交酯共聚物制成。

医用织物和光纤技术IRI 一般的另一个常见的应用在手术是利用可吸收止血剂，其中包括那些构成胶原蛋白和氧化，再生纤维素。如前面提到的，这些可以制造成无纺垫或机织和针织织物，或者它们可被留在纤维状形式。表7重点介绍了一些市售的止血剂和他们的代表特性。可以看到表7中，基于胶原的止血设备是在层叠原纤，泡沫形式提供。再生纤维素垫也可作为一个针织面料和贸易项下出售中的名字。这种CLY 材料用来控制缝合线出血。该非织造材料和粉末状的形式，一般用于停止漫出血而导致的创伤到肝脏和脾脏。经验已经表明

该松散纤维形式比较难用，所以大多数外科医生更喜欢该产品的结构形式。商业止血的表7的比较（爱惜康，1998年）包装无菌玻璃小瓶' 玻璃瓶剥离包膜准备打包使用。包装FOI 使用包装的使用必须切断/浸泡形式作为辅助支撑材料疝修补。传统的结构是经编针织来自聚丙烯单丝，以及某些形式的网状物被预成型为易。

最近三维（拉舒尔经编针织物）聚酯复丝纱已被发现是更灵活，因此可以用于胃镜植入）。正如纤维纺织结构，不同属性可以设计成网状，以满足设计目标，包括增加灵活性，提高强度，降低厚度，提高了处理，更好的缝合强度。一些设计包括蛋白质或多孔PTFE 层仅在一侧，从而降低了在体内不希望的粘连的风险的。

1.5.3.3整形外科

已经尝试来构造置换韧带（韧带）和腱（腱）采用编织和编织构造。一种设计中，其中已取得了一些有限的 临床成功，是用于修复预拉伸（预拉伸）针织移植，材料 分开与肩的关节。类似的设计，采用了高强度（坚韧）聚酯 一个预拉伸针织移植物内织网，是为前十字评估 韧带修复膝关节有限的成功。在一般情况下，生物医用纺织材料 有骨科（鳌形外科）韧带和肌腱的应用有限的成功作为磨耗的问题，力量不足，差骨附着结果 （Guidoin2000）。已尝试使用编织的PTFE 结构的ACL 修复，但早期故障的发生是与PTFE 关联蠕变问题的结果聚合物。 Roolker （2000）最近报道使用电子PTFE 韧带假体对52例患者。然而，在后续的他们经历了膝盖增加 不稳定随着时间的推移，表示假体失败。铜（2000），陆（2001）报道的三维生物体吸收性编织使用聚的发展（ 乙交酯 - 共 - 丙交酯）纤维韧带置换。他们能够修改 支架的孔隙率，机械性能和基体（毋体。基质）设计用三维编织技术。一个成功的ACL 韧带替代，是一个显著预先整形外科手术，但在目前，还没有医用织物或其他 假体的类型表现出临床承诺。

1.5.3.4组织工程支架和未来

研究获得显著的关注，在过去数v 一个关键。耳朵组织工程支架。该技术结合了工程支架，或三维结构，与活细胞。这些支架可以构造各种材料和各种形状取决于所需的应用程序，其中一个这样的概念是可生物降解国税发水凝胶使用（永凝胶） - 纺织基材。 Tneir 概念采用的是3D 多孔生物可降解水凝胶在无纺布FABR-IC 结构。通过Karamuk （2000年，2001年）开发了一个替代的概念采用了3D 绣支架，以形成组织工程衬底。这个概念，聚酯纱被用来形成复合织物结构，它允许容易变形（变形），他们认为将增强细胞附着和细胞生长。Risbud （2002）报告了3D 壳聚糖-collagen 发展水凝胶涂层织物啮合，以支持内皮细胞生长。他们指导他们的研究对olliver 生物反应器的开发。此外，在将来，各种新颖的概念将进行开发。海姆（2002）报道，一家以纺织为主的组织工程心脏的发展值。使用微纤维编织技术，Heim 等人。假设灯丝沿着应力线和基于织物小叶结构可以被取向将具有最小的弯曲耐疲劳性刚度。需要显著发展这个概念，然后才能使用在体内。纺织基于血管移植涂层仍然是一个区域。Coury （2000）报道了使用合成水凝胶涂层基于聚（乙二醇）（PEG ），以取代胶原。如果成功的话，使用的合成的涂层将是优选使用胶原1的，因为它会降低 制造成本，而且，通常会出现与自然接枝到支架变异 来源的胶原材料。正如前面提到的，甚至是丝绸正在发生改变 以增强其生物相容性心血管应用通过硫酸化和共聚的各种单体。这些 概念将为推进新的可植入产品医疗护理和治疗的未来。

1.6摘要

总之，可以说，在医学上的用途，生物医用纺织材料将继续成长为新的聚合物，涂料，构造，和精加工过程是推出满足未来的设备需求。特别是，前进中的遗传工程，纤维纺丝，和表面改性将提供新的代生物聚合物和纤维材料具有独特

的化学，机械的，这将是负责实现先前生物，和表面性质无法获得目标组织工程器官。