鄒　婷，于成龍，王　璐

(東華大學(xué) a. 紡織面料技術(shù)教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室； b. 紡織學(xué)院，上海 201620)

?

熱處理對“纖-膜”結(jié)構(gòu)輸尿管支架管降解行為的影響

鄒婷a, b，于成龍a, b，王璐a, b

(東華大學(xué) a. 紡織面料技術(shù)教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室； b. 紡織學(xué)院，上海 201620)

摘要：采用3種熱工藝處理聚乙交酯(PGA)和聚乙交酯丙交酯(PGLA)纖維編織成的支架管，形成“纖-膜”及全纖維結(jié)構(gòu)輸尿管支架管，于人體尿液和模擬尿液環(huán)境中進(jìn)行降解試驗(yàn)，并對降解過程中支架管的力學(xué)性能和外觀形態(tài)進(jìn)行評價(jià).試驗(yàn)結(jié)果表明：支架管降解隨熱處理溫度的升高而加快；高溫?zé)崽幚砜杉哟箅p組分物化性能差異，實(shí)現(xiàn)分步降解的效果；高溫?zé)崽幚碇Ъ芄苤心そM分在兩種尿液環(huán)境中以不同速度碎裂，與纖維組分的降解形式有差異；壓縮曲線反映“纖-膜”支架管中膜組分的降解程度，而拉伸過程中前后段的曲線則分別反映膜組分碎裂程度及纖維組分的拉伸性能.

關(guān)鍵詞：可降解輸尿管支架管； 高溫?zé)崽幚恚?纖-膜結(jié)構(gòu)； 降解行為

輸尿管支架管是置放在患者輸尿管內(nèi)部特殊設(shè)計(jì)的中空管狀支架，是泌尿外科常用的器械之一.它主要起到支撐和引流作用，保證輸尿管的通暢[1-2].可降解輸尿管支架管置入體內(nèi)一段時(shí)間后會降解并隨尿液排出體外，避免了二次手術(shù)拔出造成的損傷和相應(yīng)的并發(fā)癥，因而在國內(nèi)外得到了廣泛的開發(fā)和研究[3-9]，但普遍由于復(fù)雜的制備工藝、降解過程無規(guī)律、降解過程中易堵塞等缺點(diǎn)仍未得到臨床應(yīng)用[10].

針對現(xiàn)有可降解支架管存在的問題，本文采用微型編織及熱處理工藝制備一種“纖-膜”雙組分可降解輸尿管支架管，其生物相容性良好，同時(shí)具備臨床可操作性及易加工成型性，雙組分結(jié)構(gòu)增強(qiáng)了其綜合力學(xué)性能[11]，且降解過程中可初步實(shí)現(xiàn)分步降解，減少在體內(nèi)堵塞的可能性[12-13].而這種在管壁結(jié)構(gòu)中膜與纖維相互均勻交織的雙組分結(jié)構(gòu)主要由高溫?zé)崽幚砉に嚰庸ざ蒣14]，熱處理溫度設(shè)定在編織支架管原型的兩種可降解纖維材料的熔融溫度之間，時(shí)間設(shè)置為低熔點(diǎn)組分剛剛?cè)廴诔赡顟B(tài)的時(shí)間點(diǎn)，從而構(gòu)成“纖-膜”復(fù)合結(jié)構(gòu).

前期的體內(nèi)外降解研究主要從降解環(huán)境變化角度初步揭示了“纖-膜”雙組分結(jié)構(gòu)支架管的降解特性[12]，本文則從熱處理工藝對支架管降解性能的影響角度對其降解性能做更深一步的探索，以更全面地掌握可降解支架管的降解行為，同時(shí)為支架管熱處理工藝的選擇和進(jìn)一步優(yōu)化提供指導(dǎo).

1材料與方法

1.1試樣準(zhǔn)備

采用線密度分別為(5.2±0.1)和(6.1±0.3) tex，單絲根數(shù)均為12根的聚乙交酯(PGA)和聚乙交酯丙交酯(PGLA)復(fù)絲纖維材料(上海天清生物材料有限公司提供)，并將兩者并成一根紗線，均勻裝載在編織機(jī)的32個(gè)錠子上，采用規(guī)則結(jié)構(gòu)的編織工藝制備支架管原型.

PGA和PGLA的熔融溫度分別為(223.4±1.8)和(203.3±2.3) ℃，支架管的熱處理溫度設(shè)定在這兩種可降解纖維材料的熔融溫度之間, 時(shí)間設(shè)置為低熔點(diǎn)組分剛剛?cè)廴诔赡顟B(tài)的時(shí)間點(diǎn)，即210 ℃和46 s.此外，選擇另兩種熱處理工藝作為對比：一為傳統(tǒng)熱定型工藝(150 ℃，15 min)，即溫度在兩種材料的玻璃化和熔融溫度之間；二為選擇大于兩種材料的熔融溫度(270 ℃)對支架管進(jìn)行熱處理，熱處理時(shí)間則也定為PGLA材料熔融成膜剛剛穩(wěn)定時(shí)的時(shí)間點(diǎn)，即30 s，此時(shí)“纖-膜”雙組分效果與210℃和46s熱處理后基本相同.熱處理后將試樣剪成長度為5 cm.通過這3種處理工藝后支架管降解的比較，可以更深入地確定熱處理工藝對材料理化性能及降解性能的影響.

1.2降解試驗(yàn)過程

降解試驗(yàn)在無菌環(huán)境中操作，所用試驗(yàn)工具采用高壓蒸汽滅菌(mls-3750，日本鳥取)，支架管試樣采用環(huán)氧乙烷滅菌(AN74i，Anprolene).

模擬尿液由于其成分和酸堿度值可以定量用于體外降解和涉及尿液的其他相關(guān)研究，已被廣泛用于多數(shù)泌尿外科研究[15-16].根據(jù)前期初步探索可知，可降解輸尿管支架管在體內(nèi)降解的速度比使用模擬尿液的體外降解更快[17]，這由兩種降解液的差異所致，并在采用兩種降解液的試驗(yàn)中得到了驗(yàn)證[12].兩種降解液下支架管的降解有較大的差異，除了pH值，還受到人體尿液中存在的其他元素如酶和微量元素的影響，使用人體尿液的體外降解能夠更準(zhǔn)確地模擬體內(nèi)降解環(huán)境，但長期使用人體尿液作為降解液會受到試驗(yàn)條件的限制，因此，本文研究不同支架管在兩種降解液下的降解特性和區(qū)別都是有必要的.采用模擬尿液(AU，pH=5.8)和人體尿液(HU，pH=7.4)兩種降解液.模擬尿液配置完成后[12]將其pH值調(diào)節(jié)到5.8，與正常人體尿液的pH值相近，混合后溶液采用過濾滅菌[15].人體尿液從健康男性志愿者收集，收集過程保證無菌.所有的降解液最后均添加等量(0.02%)的疊氮化鈉抗菌劑，防止降解過程中微生物感染.

將滅菌后不同組支架管放入不同標(biāo)號的培養(yǎng)皿中，參照文獻(xiàn)[18]，用無菌注射器分別抽取50mL相應(yīng)降解液置于各個(gè)培養(yǎng)皿中，使支架管完全浸泡于降解液.最后，將全部培養(yǎng)皿置于溫度為(37±1) ℃和轉(zhuǎn)速為60 r/min的恒溫?fù)u床中開始降解.在降解過程中，隔天調(diào)換降解液，同時(shí)每星期從各培養(yǎng)皿中取樣，經(jīng)沖洗和冷凍干燥后進(jìn)行測試，每星期每種試樣取3.5～5.5根支架管樣品進(jìn)行測試，其中3～5根用于力學(xué)性能測試，0.5根用于顯微鏡觀察.

1.3測試與評價(jià)

按照文獻(xiàn)[18]中對力學(xué)性能試驗(yàn)要求，調(diào)節(jié)試樣狀態(tài)，在緩沖溶液中預(yù)浸60 min后取出在恒溫、恒濕條件下放置10 min，再進(jìn)行力學(xué)測試.而形態(tài)學(xué)和結(jié)晶度測試直接使用冷凍干燥后的支架管試樣.

(1) 結(jié)晶度測試.使用廣角X射線衍射(WXRD)方法測試材料的結(jié)晶結(jié)構(gòu).將兩種纖維材料剪成粉末樣品，使用X射線多晶衍射儀(D/max-2550 PC型，日本Rigaku)：配置Cu靶；最大輸出功率為18kW；2θ角測量范圍為0.5°～145.0°；2θ角測量準(zhǔn)確性為± 0.01°.比較不同熱處理工藝條件下兩種支架管材料的結(jié)晶度值.

(2) 形態(tài)學(xué)觀察.采用數(shù)碼相機(jī)和電子顯微鏡觀察支架管降解過程中的形態(tài)學(xué)變化，主要關(guān)注管狀物保持狀態(tài)、纖維和膜成分各自的表觀形貌及兩者相互結(jié)合的狀態(tài).

(3) 徑向壓縮性能測試.采用定制的人造生物管道壓縮儀(LLY-06D型，萊州)測試支架管的抗壓縮性能[19].定距離壓縮，試樣長度為5cm，上下行速度為10mm/min，壓腳直徑為2mm，最大壓縮位移為支架管外徑的50%，取壓縮強(qiáng)力值(即壓縮至50%時(shí)的初始力值)，單位cN.

(4) 軸向拉伸性能測試.參照文獻(xiàn)[20]，采用生物醫(yī)用材料多功能強(qiáng)力儀(YG-B026H，溫州)對支架管進(jìn)行拉伸強(qiáng)度測試.夾頭速度為50mm/min，預(yù)加張力為0N，初始隔距為30mm.取拉伸管狀物至斷裂時(shí)的強(qiáng)力與管壁截面積的比值，即斷裂強(qiáng)度值，單位MPa.

1.4試驗(yàn)方案

3種熱處理工藝支架管分別在人體尿液(HU)和模擬尿液(AU)中降解，試驗(yàn)方案如表1中所示，比較在同一種降解液中3種熱處理支架管降解性能差異，同時(shí)比較同一種熱處理支架管在2種降解液中的降解特點(diǎn).

表1　試驗(yàn)方案

2結(jié)果與討論

2.1不同熱處理對材料理化性能的影響

經(jīng)過特殊的高溫?zé)崽幚砉に?，PGA和PGLA的內(nèi)部結(jié)構(gòu)發(fā)生了變化，這直接影響 “纖-膜”雙組分支架管的生物降解性能，因此，研究熱處理工藝對支架管雙組分材料理化性能的影響，為核實(shí)高溫?zé)崽幚砉に嚨目尚行砸约盀闊崽幚砗笾Ъ芄芨黜?xiàng)性能的分析提供參考依據(jù).

這里分別對熱處理前以及150，210和270 ℃熱處理的PGLA和PGA共8種支架管材料進(jìn)行X射線衍射測試，結(jié)果如表2所示.由表2可知，熱處理前，PGA和PGLA纖維材料的結(jié)晶度比較接近；經(jīng)過150 ℃低溫?zé)崽幚砗驪GA纖維和PGLA膜材料的結(jié)晶度都有一定程度的增長，其中PGA結(jié)晶度增長幅度為26.6%，比PGLA(15.5%)大；而210 ℃熱處理后PGA結(jié)晶度相比于未處理材料增長28.4%， 比150℃處理后略有增長，而PGLA材料經(jīng)過210 ℃ 處理后，結(jié)晶度與未處理前相近，比150 ℃處理后結(jié)晶度低；經(jīng)270 ℃熱處理后，PGA的結(jié)晶度與210 ℃處理后相近，而PGLA的結(jié)晶度比210 ℃處理后更低.

表2　不同熱處理工藝下PGA、PGLA材料的結(jié)晶度

由于PGLA(910)中含有90% PGA，兩者熱處理前分子結(jié)構(gòu)差異不大，結(jié)晶度相近，但兩者的熱學(xué)性能有一定的差異.經(jīng)過低溫或高溫?zé)崽幚砗?，兩者結(jié)晶度差異變大，溫度越高，差值越大.150，210和270 ℃處理后的PGA始終保持為纖維材料，即使270 ℃大于其熔融溫度，PGA仍未開始進(jìn)入熔融過程，因此，3種溫度處理后其結(jié)晶度恒定為75%～80%.而對于PGLA材料，150 ℃處理后其保持纖維狀態(tài)，結(jié)晶度相比未處理有一定增長，在210和270 ℃ 處理后，PGLA都已變成膜結(jié)構(gòu)，結(jié)晶度接近或小于未處理PGLA纖維材料.在低溫?zé)崽幚硐?，兩種材料的結(jié)晶度變化趨勢相近，而在高溫?zé)崽幚硐?，兩種材料呈現(xiàn)不同的相變狀態(tài)，結(jié)晶度的變化趨勢也出現(xiàn)較大差異，由此說明PGLA材料在高溫?zé)崽幚磉^程中熔融成膜組分，同時(shí)其內(nèi)部也發(fā)生了重結(jié)晶的過程.

由以上結(jié)果可以看出，傳統(tǒng)的熱定型工藝可以增大兩種材料的結(jié)晶度，而高溫?zé)崽幚韺GLA(910)纖維熔融成膜，加大了兩種材料的結(jié)晶度的差異，結(jié)晶度越大，水分越難進(jìn)入材料內(nèi)部，從而降解更慢，因此，高溫?zé)崽幚硗ㄟ^提高支架管中雙組分物化性能的差異從而實(shí)現(xiàn)可降解支架管分步降解的效果.

2.2不同熱處理支架管降解過程中形態(tài)變化

3種溫度熱處理的支架管降解前形態(tài)如圖1所示.

(a) ×35

(b) ×600

由圖1可知，經(jīng)過150 ℃低溫?zé)崽幚砗螅Ъ芄苋猿尸F(xiàn)全纖維形態(tài)，與處理前外觀變化不大，而210和270 ℃的兩種高溫?zé)崽幚碇Ъ芄芡庥^相近，為纖維和膜均勻混合結(jié)構(gòu)，其中270 ℃組的膜組分略微有凸起.

降解第7d，支架管的外觀形態(tài)變化不大，只在高溫?zé)崽幚碇Ъ芄苌铣霈F(xiàn)少量膜的裂紋.

降解第14d，此時(shí)3種溫度熱處理的支架管形態(tài)在兩種降解液中都有較大的變化，電子顯微鏡觀察結(jié)果如圖2所示.由圖2可知，150 ℃熱處理支架管在AU中幾乎未降解，纖維完好，而在HU中部分纖維表面已出現(xiàn)橫向裂紋，支架管在降解液中彎曲；210 ℃熱處理的支架管，在兩種降解液中的膜組分都有一些裂紋，并在HU中膜裂紋更多且纖維有橫向裂紋；270 ℃ 熱處理的支架管，在AU中相比于降解前無明顯變化，但在HU中有較多裂紋，并有脫落的趨勢.

(a) ×35

(b) ×600

3種溫度熱處理支架管在兩種降解液中降解第21 d后的外觀形態(tài)觀察結(jié)果如圖3所示.

(a) ×35

(b) ×600

由圖3可知，150 ℃熱處理的純纖維支架管，在HU中明顯稀疏很多，纖維變細(xì)，密度減少，而在AU中支架管仍無明顯變化；而210 ℃熱處理的支架管在AU和HU中膜組分都有較多裂紋，在HU中的纖維同樣明顯變細(xì)，表面存在裂紋；270 ℃熱處理的支架管，在AU中膜組分與纖維組分大多已分離，有不明顯的纖維網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)，而在HU中的支架管已經(jīng)斷裂成小段，碎段中仍可看到纖維和膜組分并存的結(jié)構(gòu)，兩者都有較多較大塊的裂紋.

3種溫度熱處理支架管在兩種降解液中降解第28 d后的外觀形態(tài)電子顯微鏡觀察結(jié)果如圖4所示.由圖4可知，150 ℃熱處理的支架管在AU中仍保持管狀結(jié)構(gòu)，有少數(shù)纖維斷裂，而在HU中降解的支架管部分已碎裂成小段，與AU中的纖維的降解模式不同；210 ℃熱處理的支架管在AU中膜組分已脫落，剩下纖維的網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)，而在HU中的支架管已斷成膜與纖維共存的碎段，與第21 d時(shí)270 ℃熱處理的支架管在HU中的狀態(tài)相似；270 ℃熱處理的支架管在AU中仍然有管狀結(jié)構(gòu)，膜組分碎裂和纖維組分有較少的斷裂，但在HU中支架管幾乎已完全降解.

(a) ×35

(b) ×600

3種溫度熱處理支架管在兩種降解液中降解第35d后的外觀形態(tài)電子顯微鏡觀察結(jié)果如圖5所示.由圖5可知，150 ℃熱處理的支架管在AU中纖維大多斷裂，在HU中的纖維也完全碎裂成小段，且支架管相比AU中細(xì)度變細(xì)，有更多孔隙；210和270 ℃熱處理的支架管在AU中表面都有較多的沉積，而在HU中都已降解成粉末.

(a) ×35

(b) ×600

2.3不同熱處理支架管降解過程中力學(xué)性能變化

徑向抗壓縮能力是支架管能夠抵抗輸尿管蠕動(dòng)，保持管狀結(jié)構(gòu)穩(wěn)定，在特定條件下需要抵抗外源性輸尿管梗阻的關(guān)鍵性功能.3種溫度熱處理支架管在兩種降解液中降解第28d的徑向壓縮強(qiáng)力變化如圖6所示.由圖6可知，降解前，高溫?zé)崽幚淼闹Ъ芄艿膲嚎s強(qiáng)力明顯比普通熱定型的純纖維支架管大許多，210和270 ℃熱處理下兩種支架管的結(jié)構(gòu)狀態(tài)相同，但210 ℃支架管的抗壓縮強(qiáng)力反而偏大；降解第7和14d時(shí)，壓縮強(qiáng)力都有較大幅度的下降，在HU中都降解更快，在第14d時(shí)其中的3種支架管已完全無抗壓縮性能，而在AU中的高溫?zé)崽幚淼闹Ъ芄苋员３执笥?00 cN的壓縮強(qiáng)力值，在第21d時(shí)都降到100 cN以下.從這些結(jié)果可以看出，210 ℃熱處理支架管的抗壓縮性能比270 ℃支架管稍好，但在HU中都只能保持約10d的有效壓縮強(qiáng)力，在AU中則能保持約21d.

圖6　3種溫度熱處理支架管在模擬和人體尿液中降解28 d壓縮強(qiáng)力Fig.6　Compressive load of stents heat-treated with three kinds of temperature degraded in HU and AU during 28 days of degradation

可降解輸尿管支架管拉伸性能的重要性主要體現(xiàn)在兩方面:一是支架管在體內(nèi)易斷裂程度，若支架管在植入前期以任意形式斷裂，則不能夠很好地引流，相當(dāng)于以異物形式存在體內(nèi)，有較大的堵塞風(fēng)險(xiǎn)；二是若支架管植入后體內(nèi)出現(xiàn)炎癥反應(yīng)，則需要手術(shù)拔出，若此時(shí)支架管沒有足夠的軸向拉伸強(qiáng)度，則會在拔出過程中在體內(nèi)斷裂，增加手術(shù)復(fù)雜程度.

比較降解過程中6組支架管的拉伸性能(圖7)，由于150 ℃熱處理的支架管保存了全纖維的結(jié)構(gòu)，拉伸強(qiáng)度明顯最大，兩種高溫?zé)崽幚碇Ъ芄苡邢嘟膹?qiáng)度；第7 d時(shí)150 ℃熱處理的純纖維支架管在HU中的拉伸強(qiáng)度值與兩種高溫?zé)崽幚碇Ъ芄茉贏U中降解的強(qiáng)度相近，而兩種高溫?zé)崽幚碇Ъ芄茉贖U中的強(qiáng)度幾乎是AU中的一半；在第14 d時(shí)僅150 ℃熱處理的支架管在AU中降解其拉伸強(qiáng)度大于40 MPa，在AU中高溫?zé)崽幚淼闹Ъ芄艿?4 d時(shí)相比一星期前都有大幅下降，而此時(shí)270 ℃熱處理的支架管已經(jīng)完全失去其強(qiáng)度.

圖7　3種溫度熱處理支架管在模擬和人體尿液中降解28 d斷裂拉伸強(qiáng)度Fig.7　Tensile strength of stents heat-treated with three kinds of temperature degraded in HU and AU during 28 days of degradation

綜合外觀形態(tài)及力學(xué)性能結(jié)果可知，150 ℃熱處理后的全纖維支架管中兩種組分都以纖維態(tài)存在，其降解過程差異并不大，而高溫?zé)崽幚淼哪ず屠w維雙組分支架管，兩種組分的降解形式有差異，但膜碎裂脫落和纖維斷裂的時(shí)間幾乎一致.在不同降解環(huán)境下，人體尿液中的支架管上無沉積，降解速度相對更快，纖維組分以環(huán)節(jié)狀裂紋形式降解，而在模擬尿液中直接以碎段狀形式斷裂.比較3種熱處理溫度，支架管的降解隨熱處理溫度升高而加快，210 ℃熱處理的支架管整體力學(xué)性能最佳，同時(shí)降解性能符合應(yīng)用要求.

2.4降解過程中力學(xué)曲線與外觀形態(tài)比對

經(jīng)210 ℃熱處理的支架管在AU中降解，在0～21 d的降解過程中其拉伸和壓縮曲線變化及相對應(yīng)的外觀形態(tài)如圖8所示，由于第28和35 d時(shí)支架管已完全失去力學(xué)性能，因此不包含這兩個(gè)時(shí)間點(diǎn)的力學(xué)曲線.

降解前，纖維與膜完好并相互緊密交織，保證了支架管較高的壓縮強(qiáng)力和拉伸強(qiáng)度，明顯可見此時(shí)拉伸曲線初始模量較高.隨著降解過程的進(jìn)行，膜組分在第7 d出現(xiàn)裂紋，第14 d裂紋增加，直到第21 d膜組分變成碎片分離，支架管的壓縮強(qiáng)力及壓縮初始模量也在不斷減少.膜組分增強(qiáng)了支架管的壓縮性能[11]，但支架管在第14和21 d時(shí)壓縮性能的大幅度減弱正是膜組分在此時(shí)快速碎裂降解的過程.

而在拉伸曲線中，降解7 d，支架管的拉伸強(qiáng)度變化不大，但初始模量有大幅下降，更加接近纖維拉伸曲線的形狀，也從另一個(gè)角度證明此時(shí)纖維強(qiáng)度變化較小，而膜組分已出現(xiàn)裂紋，從而在拉伸曲線的初始階段，有拉伸時(shí)較弱的裂紋處撕裂的波動(dòng).這種波動(dòng)現(xiàn)象在第14 d時(shí)更加明顯，說明此時(shí)的膜組分有更多、更深的裂紋，從而在拉伸過程的初期，纖維逐漸沿支架管軸向伸直，與其交織的有裂紋的膜組分沿裂紋不斷被撕扯導(dǎo)致碎裂，直到完全脫落，最終支架管的拉伸過程則完全是支架管中纖維組分的伸長直到完全斷裂的過程.因此，支架管的最終拉伸強(qiáng)度主要為纖維組分的強(qiáng)度，而在14～21 d中拉伸強(qiáng)度有較大幅度下降，由于本體降解特性，從外觀上較難觀測到纖維組分較大的強(qiáng)力損失.

(a) 壓縮曲線

(b) 拉伸曲線

(c) 對應(yīng)0 d形態(tài) 　　(d) 對應(yīng)7 d形態(tài)

(e) 對應(yīng)14 d形態(tài) 　　(f) 對應(yīng)21 d形態(tài)

Fig.8The tensile and compression curve of stents heat-treated with 210℃ degraded in AU and their corresponding morphology

3結(jié)語

本文在人體尿液和模擬尿液環(huán)境中對3種熱處理工藝的支架管開展降解試驗(yàn)，研究熱處理工藝對支架管降解性能的影響，以更全面地掌握“纖-膜”可降解支架管的降解行為，主要結(jié)論如下所述.

(1) 高溫?zé)崽幚砑哟罅恕袄w-膜”可降解支架管中雙組分物化性能的差異，可實(shí)現(xiàn)分步降解的效果，即高溫?zé)崽幚碇Ъ芄艿哪そM分在人體尿液和模擬尿液兩種環(huán)境中以不同速度碎裂，與纖維組分的降解形式有一定差異.

(2) 支架管的降解隨熱處理溫度升高而加快，相比較而言，210 ℃熱處理支架管的整體力學(xué)性能最佳，降解性能符合應(yīng)用要求.

(3) 壓縮曲線中的壓縮強(qiáng)力及初始模量反映“纖-膜”支架管中增強(qiáng)抗壓縮性能的膜組分的降解程度，而拉伸過程中前后段的曲線則分別反映膜組分碎裂程度及纖維組分的拉伸性能.

參考文獻(xiàn)

[1] HALEBLIAN G, KIJVIKAI K, DE LA ROSETTE J, et al. Ureteral stenting and urinary stone management: A systematic review[J]. The Journal of Urology, 2008, 179(2): 424-430.

[2] GRAHAM S J, CHOONG S. Ureteric stents: Their use and abuse[M]//TALATI J J, TISELIUS H G, ALBALA D M, et al. Urolithiasis. London: Springer, 2012: 487-501.

[3] LUMIAHO J, HEINO A, TUNNINEN V et al. New bioabsorbable polylactide ureteral stent in the treatment of ureteral lesions: An experimental study[J]. Journal of Endourology, 1999, 13(2): 107-112.

[4] CHEW B H, LANGE D, PATERSON R F, et al. Next generation biodegradable ureteral stent in a Yucatan pig model[J]. The Journal of Urology, 2010, 183(2): 765-771.

[5] LUMIAHO J, HEINO A, AALTOMAA S, et al. A short biodegradable helical spiral ureteric stent provides better antireflux and drainage properties than a double-J stent[J]. Scandinavian Journal of Urology and Nephrology, 2011, 45(2): 129-133.

[6] LINGEMAN J E, PREMINGER G M, BERGER Y, et al. Use of a temporary ureteral drainage stent after uncomplicated ureteroscopy: Results from a phase II clinical trial[J]. The Journal of Urology, 2003, 169(5): 1682-1688.

[7] HENDLIN K, DOCKENDORF K, HORN C, et al. Ureteral stents: Coil strength and durometer[J]. Urology, 2006, 68(1): 42-45.

[8] 侯宇川. 新型可生物降解材料輸尿管支架的研制[D]. 長春：吉林大學(xué)醫(yī)學(xué)院, 2004.

[9] HADASCHIK B A, PATERSON R F, FAZLI L, et al. Investigation of a novel degradable ureteral stent in a porcine model[J]. The Journal of Urology, 2008, 180(3): 1161-1166.

[10] CHEW B H, PATERSON R F, CLINKSCALES K W, et al. In vivo evaluation of the third generation biodegradable stent: A novel approach to avoiding the forgotten stent syndrome[J]. The Journal of Urology, 2013, 189(2): 719-725.

[11] ZOU T, WANG L, LI W, et al. A resorbable bicomponent braided ureteral stent with improved mechanical performance[J]. Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical Materials, 2014, 38: 17-25.

[12] ZOU T, WANG L, ZHANG M Q, et al. Effect of media on the in vitro degradation of biodegradable ureteral stent[J]. Journal of Donghua University: English Edition, 2013, 30(5): 371-374.

[13] ZHANG M Q, ZOU T, HUANG Y C, et al. Braided thin-walled biodegradable ureteral stent: Preliminary evaluation in a canine model[J]. International Journal of Urology, 2014, 21(4): 401-407.

[14] 王璐，鄒婷，黃軼晨，等. 一種增強(qiáng)型紡織分步降解輸尿管支架管：ZL201320057669 [P]. 2013-12-11.

[16] CHUTIPONGTANATE S, THONGBOONKERD V. Systematic comparisons of artificial urine formulas for in vitro cellular study[J]. Analytical Biochemistry, 2010, 402(1): 110-112.

[17] 尚亞峰. 纖維基可降解輸尿管支架管的制備和性能研究[D].上海：上海交通大學(xué)醫(yī)學(xué)院, 2012: 59-64.

[18] 外科植入物 聚交醋共聚物和共混物 體外降解試驗(yàn)：YY/T 0473—2004[S].

[19] LIU G H, HU H, ZHANG P H, et al. Radial compressive properties of the biodegradable braided regeneration tubes for peripheral nerve repair[J]. Journal of Industrial Textiles, 2006, 36(1): 35-46.

[20] Cardiovascular implants: Tubular vascular prostheses：ISO 7198—1998[S].

文章編號：1671-0444(2016)03-0356-07

收稿日期：2015-04-28

基金項(xiàng)目：紡織生物醫(yī)用材料與技術(shù)創(chuàng)新引智基地資助項(xiàng)目(B07024)；中央高?；究蒲袠I(yè)務(wù)費(fèi)專項(xiàng)基金資助項(xiàng)目(CUSF-DH-D-2013027)

作者簡介：鄒婷(1988—)，女，安徽六安人，博士研究生，研究方向?yàn)榭山到廨斈蚬苤Ъ芄艿闹苽?、結(jié)構(gòu)與性能. E-mail: zoutingdhu@foxmail.com 王璐(聯(lián)系人)，女，教授，E-mail：wanglu@dhu.edu.cn

中圖分類號：TS 101.4

文獻(xiàn)標(biāo)志碼：A

Effect of Heat-Treatment on the Degradation of Ureteral Stent with “Fiber-Film” Structure

ZOUTinga, b,YUCheng-longa, b，WANGLua, b

(a. Key Laboratory of Textile Science & Technology, Ministry of Education;b. College of Textiles, Donghua University, Shanghai 201620, China)

Abstract:The ureteral stents with “fiber-film” and all fiber structure were fabricated by polyglycolide (PGA) and polyglycolide-co-lactide (PGLA) filaments and with three kinds of heat-treatment processes. The degradation study was conducted in human and artificial urine. The mechanical property and morphology were evaluated on the stents during the degradation. The experimental results show that, the degradation of stent is faster with higher temperature of heat-treatment. The heat-treatment with high temperature can increase the difference of two components’ physical and chemical performance so as to get the effect of stepwise degradation. The film component on the stent heat-treated with high temperature and degraded in two urine solutions cracks in different rates, which has difference with fiber component on their degradation behavior. The compression curve reflects the degradation of film component on “fiber-film” stent while the forepart and latter part of tensile curve reflect the degree of fragmentation of film component and tensile property of fiber component respectively.

Key words:degradable ureteral stent; heat-treatment with high temperature; fiber-film structure; degradation behavior