血管移植物和保持血管移植物通暢的方法

血管移植物和保持血管移植物通暢的方法
【專利摘要】本公開提供了血管移植物以及維持所述血管移植物的通暢的方法，所述血管移植物具有能夠減少移植物周圍纖維化莢膜形成的織構化微孔表面。
【專利說明】
血管移植物和保持血管移植物通暢的方法
[0001] 相關申請的交叉引用
[0002] 本申請根據美國35U.S.C.§119(e)要求于2014年2月21日提交的美國臨時專利申 請號61/943,178?及于2014年4月25日提交的61/984,537的權益，運些申請整體地通過引 用并入本文。
[000；3]背景
技術領域
[0004]本發明設及血管移植物，諸如人工血管。
[00化]相關領域描述:
[0006] 血管移植物假體是人工的管狀血液導管或補片。它們通常用來替換或修復天然動 脈或靜脈的患病節段。它們也常規地用作動靜脈分路(aderiovenous shunts)從而為透析 治療提供合適的血管通路位點。
[0007] 為了與天然血管形成吻合，血管移植物在移植物的端部處被直接連接(例如，通過 縫合)到天然血管的切割邊緣（"端-對-端"）或天然血管的側面（"端-對-側"）。
[000引最常見的血管移植物材料包括多孔的膨脹型聚四氣乙締(ePTFE)和多孔的聚對苯 二甲酸乙二醋CDacTon-*^)。它們也可W由多孔的彈性體材料諸如硅氧烷或聚氨醋制成。
[0009] 圖1顯示了常規的處于Ξ層Thoralon?設計的基于彈性體型聚氨醋的血管移植 物。更具體地，血管移植物（100)包括微孔內層（110)、固體中間層（120)和微孔外層（130)。 微孔內層（110)當在使用中時是血管接觸層。其微孔結構通常富含表面修飾添加劑(SMA)W 增強血液-裝置相容性并且使血小板粘附最小化。固體中間層（120)防止內層和外層之間的 任何連通通路并且賦予移植物W其強度、柔性和自密封特性。微孔外層（130)被設計成通過 促進纖維組織向內生長來增強移植物錯定。微孔外層（130)被包埋在薄的單絲聚醋纖維 (134)內W提供加固和耐扭結性化ink resis化nee)。
[0010] 使用血管移植物的最常見并發癥是狹窄，即，在流出吻合處縮窄或狹窄，運導致移 植物的血栓形成和閉塞。對于小口徑血管(小于6mm內徑)的替代來說，移植物的閉塞性失功 (occlusive化ilure)可W是特別嚴重的，限制了移植物假體在運些情況中的使用。
[0011] 狹窄也是透析護理中的主要醫療問題。對于大部分不能通過將天然血管改變成動 靜脈擾來維持通路位點的血液透析患者，動靜脈移植物假體是長期血管通路的最安全選 項。然而，閉塞性失功可能將透析移植物的平均壽命限制在小于兩年。
[0012] 因此，仍然存在著對解決在血管移植物中在流出吻合處血栓形成引起的閉塞性失 功的方案的需求。
[001引簡要概述
[0014] 本文公開了能夠維持長期通楊的血管移植物和通過使用所述血管移植物維持移 植物通楊的方法。
[0015] -個實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觸 層;無孔中間層;和組織-界面層，所述組織-界面層具有織構化微孔表面，所述織構化微孔 表面在植入時接觸宿主組織，所述組織-界面層由第二微孔生物材料形成，其中所述織構化 微孔表面能夠減少纖維化芙膜形成。
[0016] 另一個實施方案提供了維持上述血管移植物中的通楊的方法，所述方法包括:預 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氣;和通過將所述血管移 植物直接連接到天然血管而將所述血管移植物植入。
[0017] 附圖中的幾張附圖的簡述
[0018] 圖1是常規血管移植物的橫截面。
[0019] 圖2是根據本公開的實施方案的完全用彈性體硅氧烷制備的血管移植物的橫截 面。
[0020] 圖3顯示了根據另一實施方案的血管移植物的橫截面，其中常規ePWE移植物用微 孔和大織構化表面幾何結構修飾。
[0021 ]圖4示出了圖3的血管移植物的另一視圖。
[0022] 圖5示出了與常規/對照血管移植物相比，根據一個實施方案的血管移植物中隨時 間變化的動靜脈分路中的容量血流量。
[0023] 圖6A-抓是對于常規ePWE分路相對于根據本公開的一個實施方案的血管移植物 在植入后2個月時血流通路的血管造影術圖像。
[0024] 圖7A和7B分別示出了具有螺旋加固的常規ePTFE和根據本公開的一個實施方案的 血管移植物的展開的血管移植物的縱長橫截面。
[0025] 圖8A和8B分別示出了常規ePTFE移植物和根據本公開的一個實施方案的血管移植 物的橫截面的血管內超聲（IVUS)圖像。
[0026] 圖9A和9B分別示出了常規ePTFE移植物和根據本公開的一個實施方案的血管移植 物的外部芙膜組織形態。
[0027] 圖10分別示出了常規ePTFE移植物和根據本公開的一個實施方案的血管移植物的 多孔移植物壁內的相對細菌濃度。
[0028] 圖11示出了與根據本公開的一個實施方案的血管移植物的峰值速度比(PVR)相比 常規ePTFE移植物中的PVR。
[0029] 圖12A和分別是常規ePTFE移植物和根據本公開的一個實施方案的血管移植物 的靜脈吻合區的巧光血管造影圖像。
[0030] 圖13A和13B分別是常規ePTFE移植物和根據本公開的一個實施方案的血管移植物 的橫截面的血管內超聲（IVUS)圖像。
[0031] 圖14示出了常規ePTFE移植物和根據本公開的一個實施方案的血管移植物中由于 新生內膜增生(neointimal hype巧lasia)和/或血栓引起的狹窄程度的定量比較。
[0032] 圖15示出了與根據本公開的一個實施方案的血管移植物相比，常規ePWE移植物 的隨時間變化流量的演化。
[0033] 圖16比較了常規ePTFE移植物和根據本公開的一個實施方案的血管移植物的橫截 面應變性的作圖。
[0034] 圖17A和17B分別是常規ePTFE移植物和對側植入的根據本公開的一個實施方案的 移植物的縱向橫截面的多普勒超聲圖像。
[00對詳述
[0036] 常規血管移植物通常具有某些表面特征W用于在組織中更好的錯定。例如，微孔 外層典型地被設計成促進纖維組織長入微孔隙內。參見圖1。結果，當移植物變得部分或全 部被包封在纖維組織內時，移植物被錯定。
[0037] 如本文所討論的，本申請的發明人已經出人意料地發現纖維化包裹盡管是用于移 植物錯定的有用特征，但促成了移植物狹窄，后者可W進展成移植物的閉塞性失功。因此， 本文公開了減少纖維化包裹的血管移植物。由于具有包括嚴密控制的表面形貌和微孔率的 表面特征，多個實施方案的血管移植物能夠使狹窄最小化，由此提高了移植物的壽命。還公 開了保持血管移植物的長期通楊的方法。
[00測狹窄和芙膜收縮
[0039] 狹窄已知是由于新生內膜增生和血栓沉積而發生，而新生內膜增生和血栓沉積是 由腔內血液的流動特性所調控的。具體地，減少的流動(與降低的壁面剪切力(Wal 1化ear S化esses, WSS)相關聯)有助于內膜增生和血栓沉積的發展。流動和增生之間的運種相關性 形成了進行性病理性WSS的反饋環路。一旦由于增生而開始發生狹窄，狹窄本身約束了血液 流動，運導致更低的WSS，由此加速了狹窄的速率。
[0040] 最小化或處理狹窄的常規方式包括促進更有利的WSS條件，例如，通過改善血液動 力學或減小移植物和天然血管之間的應變性不匹配。減小應變性不匹配的效應的一個實例 是在吻合處使用間斷縫合，運允許每根縫線獨立地移動。其他已知的技術也已經顯示是有 益的，所述技術尋求加寬透析移植物的靜脈吻合口，由此擴散了流動并且提供更有利的血 液動力學。然而，還沒有一種常規方式已經在臨床環境中得到廣泛的接受。
[0041] 如本文所討論，已經出人意料地發現芙膜收縮可W對移植物狹窄具有基本的貢 獻。當出現芙膜收縮時，來自膠原晶格收縮的收縮力徑向地壓縮移植物。因為血管移植物一 般由柔性的多孔聚合物制成，因此徑向壓縮使內腔縮窄。較窄的內腔導致流速下降，運與降 低的WSS有關。降低的WSS又會導致新生內膜增生和血栓沉積的上調，通過促進進一步狹窄 加重了所述效應。
[0042] 因此，根據多個實施方案，能夠抑制纖維化包裹的血管移植物可W有效地使狹窄 最小化或減輕狹窄，否則，由于芙膜收縮將在植入物的第一個月期間發展狹窄。特別地，已 經發現當抑制了纖維化包裹時，血管移植物保留了徑向擴張的能力。因為新生內膜增生初 始地在移植物的流出端處發展并且導致輕微的狹窄，因此腔內的壓力增加。作為反應，移植 物徑向擴張，由此減小了對流動的阻力并且對狹窄有所補償。在某些條件下，增加的徑向應 變性可W響應于流出處增生而形成移植物流動的凈增加，運形成了自穩定化效應。
[00創血管移植物
[0044] 多個實施方案針對被構造成抑制纖維化包裹的血管移植物。
[0045] 圖2示出了根據一個實施方案的血管移植物。更具體地，血管移植物(200)包括：由 第一微孔生物材料形成的血管接觸層(210);無孔中間層(220);和組織-界面層(230)，所述 組織-界面層(230)具有織構化微孔表面，所述織構化微孔表面在植入時接觸宿主組織，所 述組織-界面層由第二微孔生物材料形成，其中所述織構化微孔表面能夠減少纖維化芙膜 形成。更具體地，織構化微孔表面具有微孔性和大織構兩者，所述大織構具有凹陷（230a)和 突起(230b)。如在下面進一步詳細討論的，織構化微孔表面允許血管化組織長入微孔隙中 (與纖維組織長入相反)并且，運樣減少了纖維化包裹。
[0046] 在圖2中所示的實施方案中，整個移植物由彈性體材料諸如硅氧烷或基于聚氨醋 的共聚物構成。當與本發明的抑制芙膜的外表面幾何結構組合使用時，彈性體機械性能是 特別有利的。
[0047] 圖3中顯示了另一實施方案，其中常規移植物(300)，諸如ePWE移植物，被表面處 理W提供組織-界面層(310)。在某些實施方案中，組織-界面層包含多種尺寸的由第二微孔 材料制成的顆粒。顆粒的尺寸限定大織構，類似于圖2的那些。圖4是用織構化微孔表面層涂 覆的運種血管移植物的另一視圖。
[0048] 當在本文中使用時，"血管移植物"或"移植物"是指可W與天然血管直接連接的柔 性管狀結構或補片。
[0049] "纖維化包裹"或"纖維化芙膜形成"是指形成致密的、纖維性、大的無血管芙膜，其 部分地或完全地圍繞植入物(諸如血管移植物）。外來物體的植入天然地誘發機體的炎性反 應，也稱作異物反應(FBR)。在FBR的前幾個小時中，宿主巨隧細胞被吸引到植入物的表面。 巨隧細胞達到足夠的數量，從而遍布與宿主組織接合的植入物所有表面。當植入物的表面 平滑且不能使細胞透過時，運些巨隧細胞觸發細胞因子和趨化因子的級聯，所述細胞因子 和趨化因子將成纖維細胞和其他胞外基質構建細胞募集至鄰接植入物的組織。纖維化包裹 的程度可W通過圍繞植入物的致密纖維化芙膜的厚度來測量。
[0050] 當在本文中使用時，"減少"纖維化包裹是相對于在缺少織構化微孔表面的情況下 出現的纖維化包裹而言的。在某些實施方案中，"減少"纖維化包裹是指與在另外地相似構 造的但沒有織構化微孔表面的血管移植物中出現的纖維化包裹相比，在植入8周或12周的 時期內減少至少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陣列的生物相容性材料，所述孔 隙是基本上連通的。當在本文中使用時，"基本上連通的"意指基本上每個孔隙與至少兩個， 且優選至少四個其他孔隙連接。典型地，平均孔徑可W是10至100微米。優選的孔徑是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。優選地，根據某些實施方案， 大部分的孔隙應具有所述優選的孔隙尺寸。根據非限制性理論，W運些尺寸，孔隙的幾何結 構可W限制侵入的巨隧細胞并防止它們散布或聚集到巨大細胞中。孔隙幾何結構因此可W 提供觸發巨隧細胞分泌抗纖維化因子和促血管發生因子的空間線索。
[0052] 在某些優選的實施方案中，孔隙間連接（即，喉部或孔隙間開口）的平均直徑可W 為5-50微米。孔隙連接的優選直徑為8-25微米，更優選10-20微米。優選地，大多數孔隙連接 將具有優選的尺寸。巨隧細胞直徑典型地為約10-15微米的尺寸，因此孔隙連接應當足夠大 從而適應通過支架的靈活的細胞遷移。此外，血管內皮毛細血管典型的直徑為約10微米，因 此支架應當具有足夠大從而允許毛細血管網絡長入W支持支架內部的細胞并為支架內部 的細胞提供養分的孔隙連接。
[0053] 在整個材料中具有連續連通的孔隙的微孔材料也稱為"開放孔隙"或"開孔"結構。
[0054] 血管接觸層的第一微孔生物材料和組織-界面層的第二微孔材料可W是相同的或 不同的。例如，它們可W由不同的材料制成，例如，ePTFE用于血管接觸層，娃橡膠用于組織- 界面層。此外，第一微孔材料和第二微孔材料被認為是不同的，即使它們為相同的材料(例 如，娃橡膠)但具有不同的微孔性程度(孔徑或孔隙間開口）。
[0055]根據多個實施方案的血管移植物的組分在下面進一步詳細說明。
[0化6] 1.血管接觸層
[0057] 血管接觸層通常是最內層，其限定移植物的內腔。因為其接觸血液，因此該層的微 孔性被選擇成使血小板粘附最小化。在某些實施方案中，血管接觸層是具有總體上均勻的 孔徑的開孔微孔生物材料，其中孔徑大于20微米且小于50微米，并且其中在相鄰的孔隙之 間的基本上所有(例如，多于90%)的孔隙間開口的直徑大于5微米且小于30微米。
[0058] 在多個實施方案中，生物材料是水凝膠、娃橡膠、膨脹型含氣聚合物、或聚合物。
[0059] 在一些實施方案中，內部血管接觸層由微孔球-模板化的生物材料(STAR)構成，如 美國專利號7,792,628(整體地通過引用并入本文）中所述，該內部血管接觸層允許毛細血 管長入并且具有適合于低促凝性的孔隙幾何結構。運也通過允許免疫細胞進入到每個孔隙 中而提高了抗感染能力和對細菌生物膜的抵抗力。
[0060] 2.組織-界面層
[0061] 組織-界面層是血管移植物的最外層，其在被植入時直接接觸宿主組織。組織-界 面層的微孔性程度被選擇成使異物反應和纖維化包囊最小化。在某些實施方案中，外層是 具有大于20微米且小于200微米的連通孔并且其中相鄰的孔隙之間的連接（即，孔隙間開 口）大于5微米且小于50微米的生物材料。
[0062] 在多個實施方案中，生物材料是水凝膠、娃橡膠、膨脹型含氣聚合物、或聚合物。微 孔生物材料可W根據美國專利號7,972,628和8,318，193(兩篇專利的全部內容通過引用并 入本文）中公開的方法制備。其他合適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。公開在US 5466509 A中的大織構化微孔ePT陽也 是合適的。
[0063] 外層具有織構化微孔表面，所述織構化微孔表面是指宿主組織和移植物之間的生 物界面。織構化微孔表面也稱作"大織構化的"表面，具有可W促成減少纖維芙膜形成的表 面形貌。在某些實施方案中，表面形貌包括特定尺寸的峰和谷。更具體地，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兩個或更多個相鄰的峰限定的空 間。指定的峰的高度典型地相對于相鄰的谷的基底測量。在某些實施方案中，峰的高度大于 200微米且小于1000微米。
[0064] 示例性的用于減少異物反應的外部表面幾何結構是公開在美國專利號8,372,423 和8,647,393中的微孔和大織構化幾何結構，所述專利的專利權人為Heal ionics Corporation,并且所述專利的全部內容通過引用并入本文。該表面幾何結構被優化W促進 最少的纖維、致密的血管化長入到微孔結構中，并且還促進較薄的、較疏松的、不太整齊排 列的、更多血管化的外部組織芙膜。運種表面幾何結構特別良好地適合于覆蓋血管移植物， 因為其還提供針對細菌定殖和感染的保護，細菌定殖和感染是血管移植物第二最常見的并 發癥。
[0065] 顯示基本上減少異物包裹的其他材料，諸如多孔的基于聚氨醋的共聚物或多孔娃 氧燒(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，大織構化微孔ePTFE(諸如US 5466509 A)也可W潛在地適合于此目的。
[0066] 3.中間層
[0067] 中間層將血管接觸層和組織-界面層粘接在一起。因此中間層可W是膠粘劑層。在 其他實施方案中，中間層對血液和血清不能滲透，由此防止了泄漏。運可W賦予阻斷細胞因 子從移植物外側到達內腔的附加優勢，因為運些細胞因子可能潛在地促進新生內膜增生。 所述層也可W用來增加初性或縫線固位力（suture retention strength)。
[0068] 具有完全或部分不可滲透層的附加優勢是允許移植物W預水化狀態植入，在預水 化狀態下孔隙(尤其是在內層上的那些）中的空氣在植入前已經被完全置換。去除孔隙中的 空氣賦予了提高的初始抗血栓性并且改善了抗感染能力。
[0069] 在其他實施方案中，移植物可W在不可滲透層中具有開窗W允許組織長入和來自 外膜表面的血管形成。
[0070] 在一些實施方案中，中間層可W是無孔的，但另外地相同的生物材料可W作為血 管接觸層或組織-界面層的生物材料。例如，在圖2中顯示的血管移植物中，整個移植物由彈 性體硅氧烷制成，其中中間層是無孔的。在其他實施方案中，中間層是膠粘劑層。例如，在圖 3中顯示的血管移植物中，常規ePTFE移植物可W首先涂覆W生物相容性膠粘劑，由此形成 中間層，接著涂覆第二微孔材料的顆粒W提供組織-界面層的織構化微孔表面。
[0071] 在一些實施方案中，移植物可W完全或部分由生物可吸收材料構成。
[0072] 在一些實施方案中，移植物可W包括水凝膠。
[0073] 在一些實施方案中，移植物可W包括由天然蛋白制成的凝膠或聚合物。
[0074] 在一些實施方案中，移植物可W包括合成材料。
[0075] 在一些實施方案中，移植物可W具有用于抗扭結性的徑向加固部件。
[0076] 在一些實施方案中，移植物可W具有內建預應力（內層處于軸向張力，外層處于軸 向壓縮)W提高抗扭結性同時保留徑向應變性。
[0077] 在一些實施方案中，微孔材料可W進一步用用于減少促凝性、抵抗纖維化包裹、抵 抗感染或減少疏水性的試劑、添加劑或涂層處理。
[007引維持植入的血管移植物的通楊
[0079] 已經出人意料地發現，能夠實現移植物壁的徑向擴張的組織界面表面可W促進移 植物假體中的代償性和潛在自穩定化的流動行為，運又促成了維持移植物的通楊。特別地， 在與宿主組織交界的移植物外部處存在織構化微孔表面幾乎完全抑制了新生內膜增生（已 知是移植物閉塞的主要原因）。在一些情況下，因為保持的徑向應變性允許移植物的易巧塌 性改變，出現代償性流動效應。因為由于端流引起的高頻率水力直徑波動減弱了，因此，移 植物內壓力增加導致平均水力直徑增加。在運種情況下，代償性流動效應取決于壁應變性， 而不需要彈性體壁特性。
[0080] 另外，利用使血小板粘附最小化的提高的血液-裝置相容性可W改善通楊性。在某 些實施方案中，在植入前即刻，血管接觸層的微孔隙中的空氣在水化步驟中被完全置換。空 氣可W通過將移植物反復浸泡在鹽水中并接受真空來去除。
[0081] 因此，維持血管移植物中的通楊的方法包括：
[0082] 預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氣;和
[0083] 通過將血管移植物直接連接到天然血管而將所述血管移植物植入。
[0084] 在某些實施方案中，維持通楊是指在植入后12周的時期內移植物內腔橫截面的內 周長減少少于20%、小于10%、或小于5%。
[0085] 在某些實施方案中，維持通楊是指在12周的時期內或植入后由移植物壁的內表面 所界定的橫截面面積的閉塞小于50 %、小于40 %、小于30 %、小于20 %、小于10 %、或小于 5% (由新生內膜增生和/或血栓引起）。
[0086] 在某些實施方案中，維持通楊是指在植入后12周的時期內PVR小于2.0,其中PVR是 在狹窄處的峰值收縮期血流速度除W在移植物中段處的峰值收縮期血流速度。
[0087] 下面的實施例作為舉例說明提供，并不具有限制性。 實施例
[0088] 實施例1
[0089] 作為AV分路的微孔硅氧烷血管移植物
[0090] 材料;
[0091] 對照移植物(N = 4)是ePWE血管移植物(獲自Impra)，其規則壁厚度為6mm并且具 有用于徑向加固的螺旋形纏繞肋。
[0092 ] 測試移植物(N=6)是如圖2中所示的100 %硅氧烷移植物。
[0093] 對照移植物和測試移植物中的一些裝有中段移植物經皮端口。
[0094] 在植入時綿羊重35-40kg。將動物肝素化。
[0095] 遞
[0096] 將血管移植物植入到綿羊動靜脈(AV)分路模型。在植入前根據標準臨床實踐將對 照移植物浸泡在肝素化鹽水中。通過將測試移植物浸泡在肝素化鹽水中并循環加真空直至 不再見到氣泡為止來將測試移植物預先水化。預先水化步驟確保孔隙中的所有空氣被置 換。
[0097] 將移植物W筆直的身體同側構型(遠側頸動脈至近側頸靜脈)雙側植入。在研究的 持續時間內，動物接受抗血小板治療(水楊酸和氯化格雷(clopidogel))。
[0098] 利用非侵入性多普勒超聲監測移植物8周。在8周時期結束時，將動物處死并利用 巧光鏡血管造影術和血管內超聲（IVUS)評價移植物。組織用石蠟處理并用蘇木素和曙紅染 色。
[0099] 結果:
[0100] 體內結果證明，與對照移植物相比時，根據一個實施方案的硅氧烷移植物具有提 高的通楊性，提高的流動穩定性，對組織包裹的抵抗力，對芙膜收縮的抵抗力W及提高的對 細菌定殖的抵抗力。
[0101] 圖5顯示與硅氧烷移植物相比對照移植物的容量血流量(ml/min)。如所示的那樣， 盡管對照移植物已經具有向下趨勢的流量，表明狹窄正在限制所述流量;根據本公開的實 施方案的硅氧烷測試移植物在植入后8周的時期內具有穩定的流量。
[0102] 圖6A是與天然靜脈（160)連接的對照靜脈移植物（100)的血管造影圖像。還顯示了 中段移植物端口（170)。中段移植物點是T形的并且進一步連接到動脈節段移植物（172)，動 脈節段移植物（172)連接到天然動脈（174)。圖6B是對照靜脈移植物（100)的放大視圖，其顯 示了血液流動通路的縮窄（箭頭）。特別地，沿移植物的長度（100a、100b、100c和lOOd)顯示 了收縮。
[0103] 圖6C是與天然靜脈(260)連接的硅氧烷測試移植物(200)的血管造影圖像。還顯示 了中段移植物端口（270)。中段移植物點是T形的并且進一步連接到動脈節段移植物(272)， 動脈節段移植物（272)連接到天然動脈(274)。圖6D是測試移植物的放大視圖，其顯示了血 液通路(箭頭)未改變并且沒有觀察到收縮。
[0104] 圖7A和7B分別是常規ePTFE( 100)和硅氧烷測試移植物(200)的展開的血管移植物 的縱長橫截面。圖7A顯示因為螺旋形加固，常規ePTFE由于加固件之間的空間中的芙膜收縮 而變形(收縮）。在加固件之間的空間中形成了溝槽（150a，15化）。運形成了不平坦的流動表 面，導致增加的端流和減少的流動穩定性。相反，圖7B顯示硅氧烷移植物(200)沒有變形并 且因此能夠保持平坦的流動表面。
[0105] 圖8A顯示了對照ePTFE移植物（100)的靜脈端的血管內超聲（IVUS)圖像，所述靜脈 端被芙膜收縮擠壓，如通過其收縮的剖面（180)所見。圖8B顯示了硅氧烷測試移植物(200) 的靜脈端的IVUS圖像，其保留了其圓形的剖面(280)，所述剖面(280)顯著大于對照移植物 的剖面(180)。
[0106] 圖9A和圖9B證明包裹移植物的組織的有利組織反應。圖9A顯示對照移植物（100) 被移植物周圍的較厚的、較致密的和更多整齊排列的芙膜組織（190)包裹。相反，圖9B顯示 硅氧烷移植物(200)在移植物周圍具有薄得多且更疏松的芙膜組織(290)。
[0107] 圖10基于移植物切片的組織學圖像的顏色-闊值分割(color-thresholding)進一 步證明了與對照移植物相比硅氧烷測試移植物中減少的細菌定殖。特別地，硅氧烷測試移 植物顯示在移植物壁的多孔結構內細菌集落的量低1000倍。
[010引實施例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] 對照移植物（N = 2)是具有6mm的規則壁的沒有徑向加固的ePTFE移植物（由 化S州tek提供）。
[0112] 測試移植物(N=4)是如圖3和圖4中所示的表面改性的ePTFE移植物。特別地，通過 用膠粘劑(NuSil MED-2214硅氧烷)浸涂外表面，然后粘附單層的球模板化的微孔硅氧烷顆 粒，從而用STAR生物材料改性ePWE移植物。運些經STAR處理的ePWE移植物具有由具有35 微米球狀孔隙的~300-微米尺寸的微孔顆粒形成的表面形貌，所述球狀孔隙通過約15-微 米孔隙間開口互相連通。
[0113] 綿羊在植入時重65-80kg。在研究的持續時間內動物接受抗血小板治療(水楊酸和 氯化格雷）。
[0114]
[0115] 將血管移植物植入到綿羊動靜脈(AV)分路模型中。如實施例1中一樣，在植入前根 據標準臨床實踐將對照移植物浸泡在肝素化鹽水中。通過將測試移植物浸泡在肝素化鹽水 中并循環加真空直至不再見到氣泡為止來將測試移植物預先水化W置換孔隙空間中的空 氣。
[0116] 將移植物W筆直的身體同側構型(遠側頸動脈至近側頸靜脈)雙側植入。
[0117] 利用非侵入性多普勒超聲監測移植物12周。在12周時期結束時，將動物處死并利 用巧光鏡血管造影術和血管內超聲（IVUS)評價移植物。
[om] 結果:
[0119] 當與未改性的ePTFE對照移植物相比時，被表面改性的ePTFE血管移植物表現出提 高的通楊性、減少的狹窄、減少的新生內膜增生、增加的芙膜組織應變性、和流動-相比-增 生反饋回路從進行性病理改變至自穩定化的逆轉。
[0120] 圖11顯示了通過多普勒超聲在12周時期內測量的峰值速度比（PVR)的結果，峰值 速度比（PVR)定義為靜脈吻合處的峰值收縮期血流速度除W中段移植物處的峰值速度。因 為峰值收縮期血流速度比（對于靜脈吻合)非常近似于內腔面積比的倒數，速度比大于2.0 對應于小于中段移植物處內腔面積的50%的靜脈吻合處的內腔面積。如顯示的那樣，經 STAR處理的ePWE移植物表現出在6周后穩定化的提高了很多的PVR，運表明自穩定化行為 的趨勢和流動-相對-增生反饋回路的逆轉。相反，對照移植物中的PVR在4周后升高，運指示 狹窄的進展。
[0121] 圖12A顯示了對照移植物的血管造影圖像，其中在靜脈吻合附近流動通路中的狹 窄（300曰，30化)清晰可見。作為比較，經STAR處理的移植物的血管造影圖像顯示經STAR處理 的移植物的流動通路相對平滑，沒有明顯的狹窄（圖12B)。
[0122] 圖13A顯示了沿對照移植物最窄點處移植物橫截面的血管內超聲（IVUS)圖像。如 顯示的那樣，對照移植物被新生內膜增生和/或血栓（白色區域）閉塞。作為比較，在經STAR 處理的移植物中閉塞區域（白色)基本上消失（圖13B)。
[0123] 圖14通過對閉塞的平均內腔面積百分比作圖來圖形化地呈現了圖13A和圖13B的 結果。如顯示的那樣，對于經STAR處理的移植物，由增生或血栓閉塞的內腔面積百分比小于 對照移植物中觀察到的閉塞的1 /3。
[0124] 圖15顯示了對照和經STAR處理的移植物兩者的流量的演化。在經STAR處理的移植 物中，在研究的第3個月中平均流量比第2個月高幾乎50%。對照沒有顯示運種增加。
[0125] 圖16顯示經STAR處理的移植物具有增加的橫截面應變性。正斜率指示中段移植物 內腔面積根據跨靜脈吻合口的基于伯努利方程(Bernoulli's equation)的壓降按比例擴 大。作為比較，對照移植物具有接近零的斜率，指示由于移植物周圍的芙膜收縮引起的對照 移植物中的僵硬。
[0126] 實施例3
[0127] 在動脈旁路模型中表面改性的ΕΡ??Ε血管移植物 [012引方法=
[0129] 對照移植物（N = 2)是具有5mm的規則壁的沒有徑向加固的ePTFE移植物（由 化S州tek提供）。
[0130] 測試移植物(N=2)是如圖3和圖4中所示的表面改性的ePTFE移植物。特別地，通過 用膠粘劑(NuSil MED-2214硅氧烷)浸涂外表面，然后粘附單層的球模板化的微孔硅氧烷顆 粒，從而用STAR生物材料改性ePWE移植物。運些經STAR處理的ePWE移植物具有由具有35 微米球狀孔隙的~300-微米尺寸的微孔顆粒形成的表面形貌，所述球狀孔隙通過約15-微 米孔隙間開口互相連通。
[0131] 綿羊在植入時重35-40kg。在研究的持續時間內動物接受抗血小板治療(水楊酸和 氯化格雷）。
[0132] 互空
[0133] 將血管移植物植入到小口徑動脈旁路模型中。在植入前根據標準臨床實踐將對照 移植物浸泡在肝素化鹽水中。通過將測試移植物浸泡在肝素化鹽水中并循環加真空直至不 再見到氣泡為止來將測試移植物預先水化。預先水化步驟確保孔隙中的所有空氣被置換。
[0134] 將移植物W端-對-側構型雙側植入到頸動脈中，然后在吻合之間的中段連接動 脈。
[0135] 利用非侵入性多普勒超聲監測移植物8周。在8周時期結束時，將動物處死并利用 巧光鏡血管造影術和血管內超聲（IVUS)評價移植物。
[0側結果:
[0137] 在小口徑動脈旁路模型中進一步證明與未處理的ePWE移植物相比，經表面改性 的ePTFE移植物具有來自移植物周組織芙膜減少的收縮和提高的通楊性。
[0138] 在達到8周計劃的研究終點之前2個中的僅1個(50%)對照移植物存活而沒有凝 血，而2個中的2個（100%)經STAR處理的測試移植物仍然通楊。圖17A和圖17B分別示出6周 時經STAR處理的測試移植物和對照移植物的縱向超聲圖像。與對照移植物（平均直徑為 4.0mm)相比，經STAR處理的移植物在整個長度上具有較大的內腔直徑(平均直徑為4.8mm)。 此結果提示經STAR處理的移植物由于進行了表面處理而具有較低程度的移植物周芙膜收 縮。
[0139] 由前所述，應該理解盡管為了舉例說明的目的已經在本文中描述了本發明的特定 實施方案，但是在不偏離本發明精神和范圍的條件下可W進行不同的改進。因此，本發明除 了如通過所附權利要求限制外不受限。
[0140] 上述不同實施方案可W組合W提供其他實施方案。本說明書中提及和/或申請數 據表中列出的全部美國專利、美國專利申請公開、美國專利申請、外國專利、外國專利申請 和非專利出版物的全部內容通過引用結合于此。如果需要使用不同專利、申請和出版物的 概念，所述實施方案的各方面可W改進W提供其他實施方案。
【主權項】
1. 一種血管移植物，其包括： 由第一微孔生物材料形成的血管接觸層； 無孔中間層;和 組織-界面層，所述組織-界面層具有織構化微孔表面，所述織構化微孔表面在植入時 接觸宿主組織，所述組織-界面層由第二微孔生物材料形成，其中所述織構化微孔表面能夠 減少纖維化莢膜形成。2. 權利要求1所述的血管移植物，其中所述織構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，并且其中所述組織-界面層包括大于20微米且小于200 微米的連通孔，并且其中相鄰的孔具有大于5微米且小于50微米的孔隙間開口。3. 權利要求1或權利要求2所述的血管移植物，其中所述血管接觸層包括具有基本上均 勻孔徑的開孔多孔生物材料，其中所述孔徑大于20微米且小于50微米，并且其中基本上所 有的相鄰孔之間的孔隙間連接大于5微米且小于30微米。4. 權利要求1-3中任一項所述的血管移植物，其中所述血管接觸層由含氟聚合物形成。5. 權利要求4所述的血管移植物，其中所述血管接觸層由膨脹型聚四氟乙烯形成。6. 權利要求1-3中任一項所述的血管移植物，其中內-血管接觸層由聚對苯二甲酸乙二 酯形成。7. 權利要求1-3中任一項所述的血管移植物，其中所述血管接觸層由硅氧烷或聚氨酯 彈性體形成。8. 權利要求1-7中任一項所述的血管移植物，其中所述組織-界面層由聚四氟乙烯或其 他含氟聚合物形成。9. 權利要求1-7中任一項所述的血管移植物，其中所述組織-界面層由聚對苯二甲酸乙 二酯或其他聚酯形成。10. 權利要求1-9中任一項所述的血管移植物，其中所述中間層是含有開窗的膠粘劑 層。11. 一種維持權利要求1-10中任一項所述的血管移植物中的通暢的方法，所述方法包 括： 預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氣;和 通過將所述血管移植物直接連接到天然血管而將所述血管移植物植入。12. 權利要求11所述的方法，其中預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. 權利要求11或權利要求12所述的方法，其中維持通暢包括減少所述血管移植物的 狹窄。
【文檔編號】A61L31/14GK105899243SQ201580003407
【公開日】2016年8月24日
【申請日】2015年2月20日
【發明人】安德魯·J·馬歇爾, 馬克斯·馬金尼斯, 阿德里安娜·奧德, 勃蘭特·斯坎蘭
【申請人】矽瑞奧科技公司