改進型脈管假體及其製造方法

2023-09-17 21:41:15

專利名稱：：改進型脈管假體及其製造方法
技術領域：
：及背景本發明涉及一種改進型脈管假體，更具體地涉及一種具有改進的生物、物理及機械性能並具有改進的藥物遞送能力的無紡脈管假體。管形假體普遍地作為脈管移植物用來替代或旁通受到損壞或有病的靜脈和動脈。當替代血管時，移植物應當具有足夠高的徑向抗張強度，以抵禦血液流過時產生的脈動壓強而不發生破裂或破碎。移植物的彈性也是至關重要的，以適應體內複雜的幾何形狀。此外，移植物應當能夠在彎曲的時候不發生破裂和扭轉以保證血流的繼續。人造血管及脈管假體在本專業中是公知的，特別是聚合物材料製造的假體器件。這種器件通常呈現一種微孔結構，該微孔結構一般允許健康組織生長以及細胞內皮化，因此有助於進行長期治療和保持假體的不閉合狀態。具有充分的微孔結構的移植物傾向於能夠促進組織沿著它的內表面向內生長以及促進細胞沿著其內表面內皮化。增加血管移植物的空隙率將使該移植物在植入時及植入以後對血液來說是高度可滲透的。為了避免移植物在植入時的嚴重漏血問題，一種典型的做法是在植入之前用患者的血液或諸如清蛋白、白明膠、膠原、或血纖維蛋白等生物降解成分將移植物擁塞起來。高空隙率脈管假體的另一個缺點是移植物的機械強度及抗拉強度明顯降低，因此移植物在脈管系統內保持其正確位置的能力變弱。另外，低的機械強度及抗拉強度甚至可能導致移植物的破裂。高空隙率移植物的例子包括用聚對苯二甲酸乙二酯(PET)紡織品或針織品製成的脈管假體，該脈管假體公開在例如美國專利5,527,353；4,441,215；4,695,280；及5,584,875中。在天然的動脈組織中，血管的直徑可以隨血壓的改變而變化達15％之多。天然血管的這種特性叫作柔順性，這一特性對於人造血管的製作來說是至關重要的。一個柔順的血管壁應當象一個彈性容器一樣，在收縮期中吸收能量而在舒張期內釋放出能量。一個堅硬的血管壁則會減小舒張期內反衝的脈動分量，從而使得可用於遠端灌注的有效能量減小。實驗證明，脈管移植物的柔順性和宿主動脈的柔順性不匹配對於移植物的性能是有害的(BaridR.N.，AbbottW.M.「Pulsatileblood-flowinarterialgrafts」，TheLancet1976，30948-9及AbbottW.M.，MegermanJ.M.等人「Effectofcompliancemismatchuponvasculargraftpatency」，J.Vasc.Surg.1987，5376-82)。幾年來，人們致力於製造具有和人類動脈相似的柔順性的假體(ReedA.M.，PotterJ，SzycherM.，「AsolutiongradebiostablePolyurethaneelastomerChronoflexAR」，JournalofBiomaterialsApplications1994，8210-36；EdwardsA，CarsonR.J，BowaldS，「Develomentofmicroporoussmallborevasculargraft」，JournalofBiomaterialsApplications1995，10171-87)。因此，許多脈管移植物出現在市場上或是正在研製之中(BrewsterD.C.，RutherfordR.B.，「ProstheticGrafts」，VascularSurgery4thed.Philadelphia；SaundersW.B.，1955492-521；Quinones-BaldrichW.J.，BusutillR.W.，BakerI.D.等人「IsthepreferentialuseofPTFEgraftsforfemoropoplitealbypassjustified？」，J.Vasc.Surg.，1988；219-228)。然而，沒有出現具有令人滿意柔順性的已知移植物材料。大直徑和中等直徑的動脈假體通常用膨化的聚四氟乙烯(ePTFE)以擠出、拉伸、燒結等工藝製成管子形狀，該管形假體具有多孔的管壁。用ePTFE製作的移植物及其製造方法可參見例如美國專利5,628,786；4,306,318；及5,061,276。在脈管移植物改進的機械強度方面，出現了幾種不同的ePTFE移植物，並可參見例如美國專利No.6,001,125，該專利涉及一個多層的可植入脈管的微孔ePTFE脈管假體。另一個例子為美國專利No.5,628,786，該專利公開了一個具有加強結構的ePTFE脈管移植物，該移植物能夠徑向擴展但又能抵禦軸向壓力而保持穩定性。然而，ePTFE材料的本性是低柔順性的，因此限制了其在脈管移植物製造中的應用。還有人致力於利用纖維狀的聚氨基甲酸酯來製造出既是高柔順性的又是高空隙率的移植物。但是許多種類的聚氨基甲酸酯，包括基於聚碳酸酯軟鏈段基礎上的聚氨基甲酸酯，所具有的長期生物穩定性都不夠好。近年來，已經研製出一種矽氧烷型的芳香族聚氨基甲酸酯，這種材料即使在細纖維情況下也具有可以接受的生物穩定性(InVivoDegradationofPolyurethanesTransmissionFTIRMicroscopicCharacterizationofPolyurethanesSectionedbyCryomicroscopy.MaCarthyS.J.等，Biomaterials，18，1387(1997)；Polydimethylsiloxane(polyether-mixedmacrodiol-basedpolymethaneElastomers)biostability，MartinD.J.等，Biomaterials，21，1021-1029(2000)；PCTAU91/00270；PCT/AU99/00236；PCTAU98/00497；PP9917)。靜電紡絲是一種製作超細合成纖維的方法，該方法不但減少了工藝步驟並且增加了製成品的穩定性。用靜電紡絲及類靜電紡絲製作方法、脈管假體公開在例如美國專利4,562,707；4,654,414；5,639,278；5,723,004及5,948,018中。根據靜電紡絲方法，當聚合物溶液在電場作用下從毛細小孔流出的過程中便形成了預定長度的纖維，該纖維落到一個接收器上就形成一個無紡的聚合物材料，該無紡聚合物材料的基本性能可以有效地改變。由於纖維是帶電的，因此纖維落到接收器上的方式使孔徑偏差降到最小。正如已經提到的，高的空隙率可能影響移植物的機械強度及抗拉強度。因此廣泛地需要提供一種能夠避免上述缺點的脈管移植物及其製造方法，採用這樣的脈管移植物及其製造方法將是十分有利的。發明綜述根據本發明的一個內容，提供了一種脈管假體，該假體包括一個具有預定的第一空隙率的第一層和一個具有預定的第二空隙率的第二層，其中該第一層及第二層各自用第一及第二靜電紡絲聚合物纖維製造。根據本發明的另一個內容，提供了一種以至少一種生物相容材料製成的脈管假體，該假體具有至少兩個特徵，該至少兩個特徵選自(a)具有一個在哺乳動物血液系統特徵的脈動壓強的作用下能夠膨脹至少5％的內直徑；(b)在以二倍內直徑的彎曲直徑(bentdiameter)進行彎曲時仍能夠維持其內直徑；(c)空隙率為至少60％；(d)能夠防止血液穿透滲漏；(e)在植入哺乳動物體內後的至少10天內，在至少90％的脈管假體上呈現出組織向內生長及細胞內皮化特徵；(f)具有自密封特性，因此在被刺穿後血液洩漏達到最小。根據本發明的又一個內容，提供了一個更換部分血管的方法，該方法包括提供一個如上所述的脈管假體；切除部分脈管，從而形成一對血管端頭；將脈管假體連接到該一對血管端頭上以使血液通過該脈管假體流動。根據本發明的又一個內容，提供了一個旁通血管受阻部分的方法，該方法包括提供一個如上所述的脈管假體；在該受阻部位的上、下遊處的血管上各製作一個孔洞；將脈管假體連接到該一對血管孔洞上以使血液通過該脈管假體流動。根據本發明的一個附加內容，提供了一個連接一對血管的方法，該方法包括提供一個如上所述的脈管假體；在該一對血管上形成一對孔洞；將該脈管假體連接到該一對孔洞上以使血流通過該脈管假體，從而將該一對血管連接起來。根據本發明的下述優選實施方案的另外的特性，所述血管選自外周血管、靜脈、冠狀動脈。根據本發明的又一個內容，提供了一個製作脈管假體的方法，該方法包括將一種第一液化聚合物靜電紡絲到一個沉積電極上因而得到一個具有第一預定空隙率的第一層；將一種第二液化聚合物靜電紡絲到該沉積電極上因而得到一個具有第二預定空隙率的第二層。根據本發明的下述優選實施方案的又一特性，所述沉積電極是一個旋轉心軸。根據所述優選實施方案的又一特性，所述方法還包括在進行第二液化聚合物的靜電紡絲步驟之前，將至少一種附加液化聚合物靜電紡絲到該沉積電極上，從而得到介於第一層和第二層之間的至少一個中間層。根據所述優選實施方案的又一特性，所述各個靜電紡絲步驟包括(a)對液化聚合物進行充電，從而生成帶電的液化聚合物；(b)使該帶電的液化聚合物受到一個第一電場的作用；(c)將該帶電的液化聚合物在第一電場中分配到該沉積電極的方向上。根據所述優選實施方案的又一特性，所述第一電場在沉積電極和分配電極之間被界定，該分配電極處於相對於沉積電極的第一電位上。根據所述優選實施方案的又一特性，所述方法還包括提供一個第二電場，該第二電場由一個輔助電極來界定，該輔助電極處於相對於沉積電極的第二電位上，該第二電場的作用為對第一電場進行修正。根據所述優選實施方案的又一特性，所述輔助電極的用途為減少第一電場的不均勻性。根據所述優選實施方案的又一特性，所述輔助電極的用途為對生成在沉積電極上的聚合物纖維殼的纖維方向進行控制。根據所述優選實施方案的又一特性，所述方法還包括將一種長絲纏繞在第一層和第二層中的至少一層周圍，從而得到至少一個包括至少一個纏繞結構(coiledpattern)的層。根據所述優選實施方案的又一特性，所述長絲由聚合物纖維擠出機來形成。根據所述優選實施方案的又一特性，所述聚合物長絲擠出機包括一個用來儲存熔化聚合物的浴槽。根據所述優選實施方案的又一特性，所述熔化聚合物是生物相容的熔化聚合物。根據所述優選實施方案的又一特性，所述生物相容熔化聚合物的至少一部分包括熔化的聚氨基甲酸酯。根據所述優選實施方案的又一特性，所述方法還包括在長絲離開聚合物纖維擠出機時用空氣流對該長絲進行冷卻。根據所述優選實施方案的又一特性，纏繞步驟和至少一個靜電紡絲步驟是同時進行的。根據所述優選實施方案的又一特性，所述方法還包括在纏繞長絲步驟之前用聚氨基甲酸酯溶液對長絲進行包覆。根據所述優選實施方案的又一特性，所述長絲的包覆是通過將長絲浸入聚氨基甲酸酯溶液的方法來實施的。根據所述優選實施方案的又一特性，所述方法還包括在纏繞長絲步驟之前、之中或之後對長絲進行加熱。根據所述優選實施方案的又一特性，所述方法還包括在靜電紡絲步驟之前、之中或之後對心軸進行加熱。根據所述優選實施方案的又一特性，所述對心軸進行的加熱選自內加熱和外加熱。根據所述優選實施方案的又一特性，所述外加熱用至少一個紅外輻射器來實施。根據所述優選實施方案的又一特性，所述至少一個紅外輻射器是紅外燈泡。根據所述優選實施方案的又一特性，所述內加熱通過一個內置加熱器來實施。根據所述優選實施方案的又一特性，所述內置加熱器是一種內置的電阻加熱器。根據所述優選實施方案的又一特性，所述方法還包括在所述至少一個中間層的至少一層上纏繞長絲，從而得到至少一個包括至少一個纏繞結構(coiledpattern)的層。根據所述優選實施方案的又一特性，所述第一液化聚合物、第二液化聚合物及至少一種附加液化聚合物都獨立地是生物相容的液化聚合物。根據所述優選實施方案的又一特性，所述第一液化聚合物、第二液化聚合物及至少一種附加液化聚合物都獨立地選自聚對苯二甲酸乙二酯纖維和聚氨基甲酸酯纖維。根據所述優選實施方案的又一特性，所述方法還包括將至少一種藥劑引入所述第一液化聚合物、第二液化聚合物及至少一種附加液化聚合物中的至少一種液化聚合物中，以在該脈管假體植入體內脈管系統的過程中或植入之後將該至少一種藥劑遞送到體內脈管系統中。根據所述優選實施方案的又一特性，所述第一液化聚合物、第二液化聚合物及至少一種附加液化聚合物都獨立地是生物降解液化聚合物和生物穩定液化聚合物的組合。根據所述優選實施方案的又一特性，所述第一及第二靜電紡絲聚合物纖維以相同的聚合物製成。根據所述優選實施方案的又一特性，所述第一及第二靜電紡絲聚合物纖維以不同的聚合物製成。根據所述優選實施方案的又一特性，所述第一層是內層，所述第二層是外層。根據所述優選實施方案的又一特性，所述第一層和所述第二層都獨立地是一種管形結構。根據所述優選實施方案的又一特性，所述脈管假體還包括至少一個介於第一層和第二層之間的中間層。根據所述優選實施方案的又一特性，所述至少一個中間層包括至少一個纏繞結構。根據所述優選實施方案的又一特性，所述纏繞結構由纏繞長絲形成。根據所述優選實施方案的又一特性，所述纏繞結構埋在第一層中。根據所述優選實施方案的又一特性，所述纏繞結構埋在第二層中。根據所述優選實施方案的又一特性，所述纏繞長絲選自纏繞聚丙烯長絲和纏繞聚氨基甲酸酯長絲。根據所述優選實施方案的又一特性，所述纏繞長絲以聚氨基甲酸酯溶液進行包覆。根據所述優選實施方案的又一特性，所述纏繞長絲的橫截面選自圓形橫截面、橢圓形橫截面、多邊形橫截面及不規則圖形橫截面。根據所述優選實施方案的又一特性，所述至少一個中間層包括多個粘附子層，該粘附子層交替地介於第一層和纏繞結構之間、纏繞結構和第二層之間、以及兩個疊合的纏繞結構之間。根據所述優選實施方案的又一特性，所述粘附子層是不可透過的粘附子層。根據所述優選實施方案的又一特性，所述粘附子層用靜電紡絲聚合物纖維來形成。根據所述優選實施方案的又一特性，所述至少一個中間層具有預定的空隙率。根據所述優選實施方案的又一特性，所述至少一個中間層用第三靜電紡絲聚合物纖維來形成。根據所述優選實施方案的又一特性，所述第一及第二靜電紡絲聚合物纖維是生物相容的。根據所述優選實施方案的又一特性，所述第一、第二及第三靜電紡絲聚合物纖維中的每一個都獨立地是生物相容的。根據所述優選實施方案的又一特性，所述第一、第二及第三靜電紡絲聚合物纖維中的每一個都獨立地選自聚對苯二甲酸乙二酯纖維和聚氨基甲酸酯纖維。根據所述優選實施方案的又一特性，所述第一和第二靜電紡絲聚合物纖維選自聚對苯二甲酸乙二酯纖維和聚氨基甲酸酯纖維。根據所述優選實施方案的又一特性，所述第一和第二層中的每一個都獨立地包括引入其中的至少一種藥劑，其目的為在該脈管假體植入身體的脈管系統時或植入之後將該至少一種藥劑遞送到身體的脈管系統內。根據所述優選實施方案的又一特性，所述第一聚合物纖維用一種生物降解聚合物和生物穩定聚合物的組合製成。根據所述優選實施方案的又一特性，所述至少一個中間層包括引入其中的至少一種藥劑，其目的為在該脈管假體植入身體的脈管系統時或植入之後將該至少一種藥劑遞送到身體的脈管系統內。根據所述優選實施方案的又一特性，所述第二聚合物纖維用一種生物降解聚合物和生物穩定聚合物的組合製成。本發明通過提供一種脈管假體及其製造方法成功地克服現有已知結構的缺點，該脈管假體的機械性能及生物學性能都遠遠超過先前技術。附圖簡介現在僅僅通過舉例的方法並參照附圖來對本發明進行描述。在具體的涉及附圖的詳細情況時，這裡強調指出，圖中通過舉例的方法所展示具體構造其目的僅僅是為了對本發明的優選實施方案進行圖示討論，所展示的僅是本發明的原理和概念性的內容中相信是最有用的、並且易於理解的那部分內容。這裡所展示的內容是為了使讀者對本發明有一個基本了解所必須的內容，而並不打算對發明的構造作更詳細的介紹。本專業的技術人員能夠從結合附圖而作的描述中清楚地知道如何在實踐中以幾種形式來實施本發明。附圖中圖1a所示為一種符合本發明的脈管假體的縱剖面圖，該脈管假體具有第一及第二層；圖1b所示為一種符合本發明的脈管假體的縱剖面圖，該脈管假體還包括一個中間層；圖1c所示為一種符合本發明的脈管假體的縱剖面圖，該脈管假體還包括一個纏繞結構；圖1d所示為一種符合本發明的脈管假體的縱剖面圖，該脈管假體還包括多個粘附子層；圖2所示為一個符合本發明教導的多孔層的典型結構；圖3所示為先前技術的一個典型的靜電紡絲設備；圖4所示為一個根據本發明的靜電紡絲設備，該設備還包括一個輔助電極；圖5所示為一個在根據本發明進行纏繞步驟時對所用長絲進行浸漬的設備；圖6所示為一個根據本發明的聚合物長絲擠出機，該擠出機用來為纏繞步驟生成長絲；圖7所示為可用於提供符合本發明的纏繞結構的橫截面形狀；圖8為一個加強的脈管移植物；圖9所示為各種類型聚合物支持體的細胞增生反應效率圖；圖10a所示為符合本發明教導的上皮細胞接種的電子顯微鏡圖象；圖10b所示為符合先前技術教導的上皮細胞接種的電子顯微鏡圖象；圖11所示為顯微解剖學研究的結果；圖12a所示為一個符合本發明教導的移植物的血管造影照片；圖12b所示為一個符合先前技術教導的移植物的血管造影照片；圖13a(i)至(iv)所示為符合本發明教導的脈管內超聲(IVUS)成象研究結果；圖13b(i)至(iv)所示為符合先前技術教導的IVUS成象研究結果。優選實施方案描述本發明涉及一種脈管假體，該脈管假體具有改進的生物、物理及機械性能，該脈管假體可以植入哺乳動物體內。具體地說，本發明可以用來更換、旁通或連接血管或身體的其他流體輸送導管，例如冠狀動脈、外周血管、尿道等等。通過下面的描述並結合附圖將對本發明的脈管假體的原理及操作有更好的了解。在對本發明的至少一個實施方案進行詳細說明之前，這裡指出，以下的描述及附圖中所陳述的有關各個元件的詳細構造及布局的內容並不對本發明構成限制。本發明能夠包括其他的多個實施方案，或是能夠以許多途徑來實施。另外還要指出，本文的措辭及所使用的術語僅僅是為了便於進行描述，而不應當理解成為對本發明的限制。現在來看附圖。圖1a-1d所示為根據本發明的教導設計並製造的脈管假體的縱剖面圖。如圖1a所示，該脈管假體包括一個具有預定的第一空隙率的第一層12和一個具有預定的第二空隙率的第二層14，其中該第一層12及第二層14各自用第一及第二靜電紡絲聚合物纖維製成。根據本發明的一個優選實施方案，第一層12是內層，第二層14是外層。第一層12優選為表面基本上光滑並具有相對較低的空隙率。第一層12的作用是在植入後的長達幾個小時內作為密封層來防止出血，從而阻止預凝血。另外，在脈管假體的整個壽命期內，第一層12要保證其抗血栓形成性能以及脈管假體內表面有效的內皮化。第一層12的典型厚度在約40微米到約80微米的範圍內。根據本發明的一個優選實施方案，第二層14向脈管假體提供符合要求的機械性能，特別是提供高的柔順性及高的斷裂強度，因此第二層的厚度優選大於第一層12的厚度。第二層14的典型厚度在約50微米到約1000微米的範圍內。另外，第二層14的預定空隙率優選大於第一層12的預定空隙率。公知的是，多孔結構能夠促進周圍組織的向內生長，這對於脈管假體的迅速一體化以及脈管的長期不閉合是非常重要的。圖2所示為第二層14的多孔結構的一個實例。下面對如何獲得高的柔順性和斷裂強度的綜合性能的方法進行詳細描述。根據本發明的一個優選實施方案，脈管假體還包括至少一個中間層13(如圖1b所示)，該中間層位於第一層12及第二層14之間。各個中間層13都以第三靜電紡絲聚合物纖維製成並具有預定的空隙率。在本發明的該優選實施方案中，空隙率水平是該層和脈管假體中心之間的距離的遞減函數。然而應當了解，在其他的實施方案中，任何預定的空隙率分布都是可以使用的。在有高出血危險的場合，例如當植入一個旁路時，脈管假體將作為體內脈管系統的一個流體輸入或輸出通道，這時就可以使用多層的脈管假體。藥劑向體內脈管系統的遞送可以在脈管假體植入到體內脈管系統的過程中或植入之後實施。因此，根據本發明的一個優選實施方案，每個第一層12、第二層14或任何一個中間層13中可以引入至少一種藥劑，這種藥劑可以通過，例如，一種緩慢釋放的機理遞送進入體內脈管系統。應當理解，引入假體的藥劑、濃度以及引入方法根據待更換的導管的類型及患者的病理學特點而定。圖1c所示為符合本發明的另一個優選實施方案的脈管假體的縱剖面。圖中，脈管假體還可以包括至少一個纏繞結構16，其作用為對脈管假體進行加強，特別是增強其抗扭轉性能。經過加強的脈管假體可以用於，例如，在把長移植物植入體內脈管系統的情況，在該情況下移植物應當適應宿主體內的複雜的幾何形狀。圖8所示為一個經過加強的移植物的實例(在下面實例一節中還將敘述)。根據本發明的該優選實施方案，纏繞結構16以纏繞長絲來形成，該長絲可以是，例如，一種纏繞的聚丙烯長絲或纏繞的聚氨基甲酸酯長絲。纏繞長絲的橫截面可以選擇能夠增加脈管假體機械性能的那種形狀。在圖1c中，纏繞長絲的橫截面為三角形。然而，可以選擇任何形狀的橫截面，例如多邊形(不同於三角形)、圓形、橢圓形、不規則形。符合本發明的該優選實施方案的優選的橫截面形狀如圖7所示，下面還將對此作更詳細的敘述。現在參考圖1d，它仍舊是脈管假體的縱剖面。該脈管假體還可以包括多個粘附子層18，該粘附子層18交替地夾在第一層12和纏繞結構16之間、纏繞結構16和第二層14之間、以及兩個疊置的纏繞結構16之間(在存在不止一個纏繞結構的情況下)。粘附子層18的用途為使各個層相互粘結在一起，粘附子層18可以是不可透過的也可以是可透過的。圖1d中的粘附子層18，其在一個側面將纏繞結構16(圖1d中為圓形橫截面)粘附到第二層14上，在另一個側面將纏繞結構16粘附到靜電紡絲聚合物纖維製成的中間層20上。應當理解，在本發明的某些實施方案中，為了保證脈管假體的穩定性而採用了下面還更詳細描述的製造過程時，在粘附子層18是不需要的。本發明成功地克服了先前的脈管介入移植物(vascularaccessgraft，VAG)所存在的問題，這種移植物也稱作動靜脈分路。除了前面所述的常規外周血管移植物的要求以外，VAG還應當具有一些特殊的構造特性。由於要多次地進入脈管內部，VAG原則上應當綜合具有良好的機械性能和自密封性能，以便能夠在被刺破之後出血最少並可防止出現血腫，這種血腫通常出現在被諸如透析針頭刺破之後。另外，VAG還應當適於快速植入並進行穿刺，而不需要任何特殊的準備手術。先前的VAG在被刺破後往往由於材料的彈性欠佳而出現明顯的流血。所有已知的VAG在每次被刺破後總要出現顯著的非癒合穿刺特徵。在經過長期的反覆的刺穿以後，這種非癒合穿刺特徵就會對VAG的機械性能產生不利影響。這種非癒合特徵的原因是由於透析針頭一般直徑較大(高達2毫米)，穿透VAG壁時會造成不可逆的破損。因此，根據本發明的一個優選實施方案提供了一種三層的VAG，該VAG具有一個內層、一個外層和一個中間層。內層和外層均用粗纖維製造，纖維方向主要是橫向(極線方向)的，預定的空隙率範圍為從約50％到約70％。中間層用細的隨機方向的纖維製成，預定的空隙率範圍為從約80％到約90％。優選的是，中間層厚度約佔VAG總壁厚的70％。根據本發明的該優選實施方案，內層及外層的用途為支撐中間層。當穿刺時，針頭迫使中間層的纖維分開而穿透它，因而不破壞該中間層。由於纖維的高彈性以及纖維之間存在大量的空隙和少量的連接點，因而防止了破損的發生。由於纖維的彈性和內層及外層所作用的壓強，一旦針頭從VAG中拔出原有的纖維網絡便重新形成。於是移植物可以達到高度的密封或網絡恢復。VAG的強度主要由內層和外層來保證。內層和外層上的刺破點一般相互間隔開某個距離，因此對壁的強度影響減到最小。根據本發明的一個優選實施方案，VAG的抗壓及抗扭轉性能以及自密封性能可以通過設置一個包括埋有纏繞結構的層來明顯地加以提高，該埋有纏繞結構的層位於至少一個內層及外層之間。如果該層中埋有兩個纏繞結構，這兩個線圈的螺旋方向最好相反。脈管假體各層可以用任何已知的諸如(但不限於)聚對苯二甲酸乙二酯纖維和聚氨基甲酸酯纖維等生物相容聚合物來製造。在一個優選實施方案中，其中脈管假體中引入了至少一種藥劑以在該脈管假體植入體內脈管系統的過程中或植入之後將該至少一種藥劑遞送到體內脈管系統中；其中形成釋放層的聚合物纖維是生物降解聚合物和生物穩定聚合物的組合。因此，根據本發明的優選實施方案提供一種脈管假體，該脈管假體具有各種物理、機械及生物特性，這些特性是下列特性的任意組合(a)具有一個在哺乳動物血液系統特徵的脈動壓強的作用下能夠膨脹至少10％的內直徑；(b)在以二倍內直徑的彎曲直徑進行彎曲時仍能夠維持其內直徑；(c)空隙率為至少60％；(d)能夠防止血液穿透洩漏；(e)在植入哺乳動物體內後的至少10天內，在至少90％的脈管假體上呈現出組織向內生長及細胞內皮化特徵；(f)具有自密封特性，因此在被刺穿後血液洩漏達到最小。本發明的脈管假體機械性能的組合特別是高斷裂強度、可以接受的柔順性和空隙率的組合，是由於使用了下面還更詳細敘述的靜電紡絲方法。儘管靜電紡絲技術能夠有效地用來生成大直徑的殼，但靜電紡絲工藝的本質屬性妨害了其生成諸如脈管移植物等小直徑產品的有效性。具體地說，小直徑移植物的靜電紡絲使得纖維主要呈軸向取向，這將使得產品的徑向強度和軸向強度相差過分明顯。在將本發明付諸實踐的過程中我們發現，當使基本上為粗而剛強的纖維處於軸向位置，而使基本上為細而富有彈性的纖維處於橫的方向(極線方向)時，便可獲得適當的柔順性並且同時還可改善其機械強度。於是，根據本發明提供了一個製作脈管假體的方法。該方法包括將第一液化聚合物靜電紡絲到一個沉積電極上以生成具有預定的第一空隙率的第一層12(如圖1a所示)。該方法還包括將第二液化聚合物靜電紡絲到所述沉積電極上以生成具有預定的第二空隙率的第二層14(如圖1a所示)。用來在其上生成脈管假體的沉積電極可以是，例如一個旋轉心軸。根據待生成脈管假體的尺寸，該心軸可以具有均勻分布的半徑或不均勻分布的半徑。如上所述，在本發明的一個優選實施方案中，脈管假體還可以包括至少一個位於第一層12及第二層14之間的中間層13。在這種情況下，該方法還包括在靜電紡絲第二液化聚合物步驟之前將至少一種附加液化聚合物靜電紡絲到沉積電極上，以生成至少一個位於第一層12及第二層14之間的中間層13。靜電紡絲步驟可以用本專業公知的任何靜電紡絲設備來實施。現在再次參考附圖，圖3所示為一個典型的靜電紡絲設備，該設備包括一個泵20、一個和動力源23相連的沉積電極22、以及一個分配電極24。泵20將液態聚合物通過注射管(圖中未表示)抽出來抽到分配電極24中。沉積電極22及分配電極24之間保持一個第一電位差，因此二者之間便產生一個第一電場。根據靜電紡絲方法，液化聚合物被充電並抽入分配電極24中後便經受到第一電場的作用並被分布到沉積電極22的方向上。液化聚合物射流在電極間空間內高速運動時蒸發，於是形成纖維，並被收集在沉積電極22表面上。所生成的纖維的典型厚度在50納米到50微米之間。圖4所示為本發明另一個優選實施方案製作脈管假體時所用的靜電紡絲設備。該方法還可以包括設置一個第二電場，該第二電場由一個輔助電極26來界定，該輔助電極26保持一個相對於沉積電極22的第二電位。第二電場(以及輔助電極26)的作用為對第一電場進行修正，以在形成脈管假體時保證獲得預定的纖維方向。如上所述，為了製作一個綜合具有上述各個結構特徵的脈管假體，所述預定的纖維方向是很重要的。採用靜電紡絲方法來製造脈管假體的好處是易於選擇聚合物的類型以及纖維的厚度，因而所製得的最終產品可以具有如這裡所指出的強度、彈性、及這裡指出的其他性能的所需組合。另外，該方法還可以生成交替排列的多個層，每個該多個層都用不同方向的纖維形成，這些層確定了空隙率沿著脈管假體壁厚方向的分布情況。此外，靜電紡絲方法的另一個好處為允許將各種化學組分，諸如藥劑，在進行靜電紡絲之前通過溶解在液化聚合物中而引入纖維中。於是，根據本發明的一個優選實施方案，該方法還可以包括將至少一種藥劑引入到至少一種液化聚合物中，以在該脈管假體植入體內脈管系統時或植入之後將藥劑遞送到體內脈管系統中。優選的是，對脈管假體的徑向強度基本上沒有貢獻的軸向取向纖維可以用生物降解聚合物製造並載有藥劑。當纖維生物降解時，這種引入纖維的藥劑便緩慢釋放。根據本發明的一個優選實施方案，該方法還包括在以靜電紡絲方法形成至少一個層以後將長絲16纏繞到該至少一個層上，因而得到至少一個層，該層包括至少一個纏繞結構。應當理解，所述靜電紡絲步驟和纏繞步驟也可以同時實施。如上所述，纏繞步驟的作用是對脈管假體進行加強。長絲16的直徑可以根據脈管假體的直徑及其柔順性要求而取為從約0.2毫米到約0.5毫米。典型的纏繞節距為約0.3毫米到約1.5毫米。纏繞時作用在長絲16上的拉力的典型值為從約0.1牛到約0.5牛。根據本發明的一個優選實施方案，該方法還包括形成至少一個粘附子層來將移植物的各個部件，特別是將纏繞結構粘結到各個靜電紡絲層上。可以用下述的多種方法來進行粘附。根據本發明的一個優選實施方案，第一種粘合方法包括在待形成纏繞結構的表面上以一種高彈性的聚合物纖維製作一層包覆層。該包覆層可以用靜電紡絲液化聚合物的方法來製作。該液化聚合物溶解在一種高沸點溶劑中，因而形成基本上不可透過的具有粘性的層。一旦該粘附子層形成便可進行纏繞步驟，纏繞完成後即可進行附加粘附子層的施加。於是，根據本發明的優選實施方案，每個纏繞結構都夾在兩個粘附子層之間。這些粘附子層緊密地貼附在長絲上，基本上降低了移植物壁的可透過性。圖5所示為第二種粘合方法。在進行纏繞步驟之前，用來形成纏繞結構的長絲16浸在聚氨基甲酸酯44中以在長絲上形成一個粘合塗層。該長絲經過一個刮漿器46以去除表面上過多的粘合塗層。長絲優選纏繞在脈管假體的第一層12的周圍。粘合塗層確保將長絲粘合在該層上。圖6所示為第三種粘合方法。長絲16由聚合物長絲擠出機52來生成，該擠出機52包括一個裝有熔融聚合物的浴槽54以及一個毛細管56，該毛細管56將生成的長絲擠向沉積電極22方向。該項技術的好處在於可以使用包括各種聚氨基甲酸酯組合物在內的廣泛品種的生物相容聚合物。採用聚合物長絲擠出機52的另一個好處如圖7所示，其示出可以用於長絲16的各種橫截面形狀。聚合物長絲擠出機52可以為長絲16提供任何需要的橫截面形狀，為了獲得最佳的載荷分布，優選的形狀為梯形或三角形。然而應當理解，長絲16的橫截面可以是任何形狀的，例如但不限於，圓形、橢圓形或其他任何不規則形狀的橫截面。第四種粘合方法包括將長絲加熱到從約120℃到約135℃溫度範圍內，使得長絲的外表面熔融並熔接在脈管假體壁上。在將本發明付諸實施的過程中，我們發現對已經形成在沉積電極22上的層進行加熱便可增加結構的空隙率。除了對纖維結構空隙率的影響以外，加熱還能夠降低剩餘溶劑的含量並能夠使最終產品從心軸上取下後保持更好的形狀，特別是對薄壁移植物來說。根據本發明的優選實施方案，加熱過程可以或是通過外部加熱來實施或是通過內部加熱來實施。該外部加熱可以，例如，用燈或各種不同的紅外輻射器來實施。該內部加熱可以通過，例如，用電阻加熱器對沉積電極22進行加熱來實施。典型的加熱溫度範圍在約50℃到約100℃之間。這裡指出，為了清楚起見而分別放在幾個實施方案中描述的本發明的某些特性也可組合到單個實施方案中。相反，為了簡單起見而放在單個實施方案中描述的本發明的各個特性也可以分別或組合成任何子集而分別放到幾個實施方案中去。本專業的技術人員在閱讀了下面將要描述的實例後將對本發明的其他目的、好處及新的特點了解得更清楚。這些實例對本發明的範圍不構成限制。此外，本發明的上述內容及權利要求書中涉及的各個實施方案及各項內容都在下面將要描述的實例中得到實驗支持。實例現在參考下面的實例，這些實例與以上說明一起僅對本發明進行非限制性的說明。材料、器件及方法移植物用PolymerTechnologyGroupIncorporated銷售的CarboSil20矽酮聚碳酸酯聚氨基甲酸乙酯共聚物製作。此聚合物具有符合要求的成纖維能力，並且是一種具有親脂性藥劑引入能力的生物相容聚合物。所有實驗中使用的溶劑為二甲基甲酸胺和甲苯的混合物，其中二甲基甲酸胺和甲苯的比例範圍為從1∶1到1∶2。形成粘附子層時使用聚碳酸酯聚氨基甲酸酯Chronoflex80A。靜電紡絲設備中使HarvardApparatus公司銷售的泵。分配電極由三個同時運作的紡絲頭組成，三個紡絲頭上、下安裝，每個之間的間隔為20毫米。紡絲頭的內徑為0.5毫米。每個紡絲頭的流速為約1毫升/小時到5毫升/小時之間。分配電極接地，而沉積電極保持約50千伏的電位。心軸以經過拋光的不鏽鋼製作，並以0.5-5弧度/秒的角速度旋轉。分配電極和沉積電極之間的距離約為25到35釐米。分配電極以柔軟的聚四氟乙烯管和泵相連。分配電極沿著心軸的軸向作往復運動，往復運動的頻率為2-3次/分鐘。往復運動的行程超過所製作的移植物約10％到15％。實例1兩層的移植物製造了一個6毫米直徑200毫米長的脈管假體。心軸是一個6毫米直徑長300毫米的棒體，在室溫24℃下對棒體的中央200毫米部分進行包覆。泵的輸出速率為3毫升/小時。用Carbosil20聚氨基甲酸酯溶液來形成內層及外層，其厚度分別為80微米和720微米，因此總壁厚為800微米。製作內層時，溶液的粘度為450釐泊，電導為0.45微西門子；製作外層時，溶液的粘度為680釐泊，電導為1.8微西門子。移植物從心軸上取下後在去離子水中反覆漂洗、乾燥並進行滅菌。結果移植物的機械性能按ISO71981998(E)測試結果為總空隙率68％，扭轉直徑30毫米，動態柔順性9％。實例2溶液粘度的影響如實例1所述製造了一個6毫米直徑200毫米長的脈管假體，但內、外兩個層所用溶液的粘度都是450釐泊，電導都是0.45微西門子。另外，泵的輸出速率增加到5毫升/小時。結果上述改變使總空隙率稍有提高但抗扭轉強度及柔順性降低。移植物的機械性能按ISO測試結果為總空隙率70％，扭轉直徑35毫米，動態柔順性8％。實例3預定的纖維取向的影響如實例2所述製造了一個6毫米直徑200毫米長的脈管假體，而形成外層的纖維取向為橫(極線)的方向以增強移植物的徑向強度。另外，外層厚度為520微米，因此總壁厚減至600微米。結果上述改變使抗扭轉強度及動態柔順性得到改善，而總空隙率未受影響。移植物的機械性能按ISO測試結果為總空隙率70％，扭轉直徑32毫米，動態柔順性10％。實例4加熱的影響如實例3所述製造了一個6毫米直徑200毫米長的脈管假體，並按下述要求實施加熱。在內層形成後用一個內置的電阻加熱器將心軸及內層加熱到70℃。在整個外層形成過程中心軸保持在該溫度之上。結果在內層形成後對心軸進行加熱使得溶劑殘留量從約1200ppm下降到20ppm。過程中的低質量增益保證了心軸及外層的溫度相等。加熱使空隙率、動態柔順性及抗粘結強度都得以增加。移植物的機械性能按ISO測試結果為總空隙率78％，扭轉直徑16毫米，動態柔順性14％。實例5引入纏繞結構的影響如實例3所述製造了一個6毫米直徑200毫米長的脈管假體，並在移植物中加了一個纏繞結構。纏繞結構以0.3毫米粗的RICarboSil20長絲纏繞而成，纏繞節距為1.1毫米，纏繞時長絲的張力為0.1牛。纏繞過程在層的厚度大致到達500微米時開始，纏繞結構的厚度為100微米。結果圖8所示為經過加強的移植物。該圖顯示了經過加強的移植物的抗扭轉性能。移植物的機械性能按ISO測試結果為總空隙率64％，扭轉直徑16毫米，動態柔順性8％。實例6帶有附加纏繞結構的多層移植物製造了一個6毫米直徑200毫米長的脈管假體。心軸是一個6毫米直徑長300毫米的棒體，在室溫下對棒體的中央200毫米部分進行包覆。泵的輸出速率為3毫升/小時。CarboSil20聚氨基甲酸酯溶液來形成內層，其厚度為80微米，所用溶液的粘度為450釐泊，電導為0.45微西門子。一旦內層形成，便施加一層16微米的低硬度、高彈性的聚氨基甲酸酯Chronoflex80A作為第一中間層。然後，以0.3毫米的聚丙烯外科用線通過一個裝有粘度為1500釐泊的Chronoflex80A的浴槽，以形成一種帶有半固體的粗約1毫米的聚氨基甲酸酯的長絲。隨後將該經過包覆的長絲以4.4米/分鐘的速率、2牛的纏繞張力、1.1毫米的纏繞節距纏繞到所述中間層上。纏繞過程一旦完成，便施加與第一中間層相同的第二中間層。然後用粘度為680釐泊，電導為1.8微西門子的CarboSil20聚氨基甲酸酯溶液在該第二中間層上形成一個720微米厚的外層。結果由於該線是完全包覆的，形成的粘附結合力足以防止形成非纏繞。移植物的機械性能按ISO測試結果為總空隙率64％，扭轉直徑12毫米，動態柔順性5％。實例7使用聚合物纖維擠出機的影響如實例6所述製造了一個6毫米直徑200毫米長的脈管假體，所不同的是長絲用聚合物長絲擠出機生成並且長絲不進行浸漬。聚合物纖維擠出機所用的熔體是CarboSil20，所生成的為整圓形截面、0.32毫米直徑的長絲。長絲剛生成時的溫度為195℃，隨後用空氣流進行冷卻，因此長絲在130℃溫度下接觸移植物以保證其和移植物之間的粘附。在該實例中纏繞的節距為1.4毫米。結果聚合物長絲擠出機的使用改進了移植物的動態柔順性，其他參數則保持不變。移植物的機械性能按ISO測試結果為總空隙率64％，扭轉直徑12毫米，動態柔順性10％。以上各個實例所測得的機械性能數據列於表1及圖9中。表1實例8體外試驗生物學性能本實例是基於四唑陽離子鹽在存在電子耦合試劑的情況下通過活性線粒體產生一種可溶的formazan鹽進行分裂的基礎之上。所以，這種轉變僅對存活細胞才發生。因此，在一塊96井的組織培養板中進行細胞生長試驗，細胞在鹽混合物中孵化3小時。孵化期過後，用一個掃描多井分光光度計對所形成的formazan染色物進行定量檢測，得出細胞數量的直接計數。圖9所示為幾種基質的3小時細胞增殖反應效率。圖中試樣1及2相應於以直徑為40納米到60納米之間的纖維形成的厚度為40微米到50微米空隙率為約65％的第一層。圖中試樣3到6相應於以直徑為50納米到150納米之間的纖維形成的厚度為40微米到80微米空隙率為約50％的第一層。圖中試樣7及8相應於以直徑最高為1微米的相對較粗的纖維形成的厚度為100微米到120微米空隙率為約60-80％的第一層。圖中試樣9到12類似於試樣3到6，其中試樣9的厚度為120微米，試樣11的厚度為20微米、試樣12的厚度為10微米。另外，以一種購自W.L.Gore公司的膨化聚四氟乙烯基質來和上述試樣進行對比。圖10a到10b所示為上皮細胞附著在試樣4上的電子顯微鏡圖像(圖10a)以及附著在與之對比的購自W.L.Gore公司的標準膨化聚四氟乙烯基質上的圖像(圖10b)。圖10a中所附著的上皮細胞數目明顯多於圖10b的中所附著的上皮細胞數目，這可以證明本發明基質的優點。實例9體內試驗生物學性能一個如實例4製作的脈管移植物植入到一條狗的股動脈內。植入後的30天，取出該移植物作顯微解剖學分析。圖11所示為該脈管移植物的顯微解剖學切面。可以看到，移植物的內表面被內皮所覆蓋。內皮沿著一個不規則的組織薄層遷移，該組織薄層襯在移植物的內表面上。該組織薄層具有構成血栓的所有組分。移植物的內層在保證假體整體不閉合這一點上起很重要的作用。一旦植入以後，血流接觸到的是一個納米級的纖維層，該纖維層具有緻密的結構及光滑而有彈性的表面，該纖維層與血流接觸並阻止了出血及血栓的形成。該層的性能保證了內皮在二至三星期後能夠有效形成。實例10體內試驗生物學性能一個如實例4製作的脈管移植物植入到一條狗的右腿動脈內。作為對比，將一個膨化聚四氟乙烯移植物植入到狗的左腿動脈內。植入後的六個星期，對所植入的移植物進行成象。圖12a、12b、圖13a(i)到圖13a(iv)分別為所植入的移植物的血管造影圖像及脈管內超聲(IVUS)圖像。圖12a為按照本發明方法製作的脈管移植物的血管造影圖像，圖12b則為膨化聚四氟乙烯移植物的血管造影圖像。圖12a中未顯示出有狹窄或血栓吸留的存在，整個長度上腔道都是打開的。圖12b中，在膨化聚四氟乙烯移植物的近端連接處顯示有一個約30％-50％的狹窄和/或血栓吸留存在。圖13a及圖13b分別為兩種移植物從近端連接處到遠端連接處的四處腔道的IVUS圖像。帶有標記R1到R4的是本發明移植物的圖像，帶有標記L1到L4的是膨化聚四氟乙烯移植物的圖像。在膨化聚四氟乙烯移植物圖像中可以鮮明地見到腔道狹窄現象，而按照本發明方法製造的移植物的腔道則是打開的。儘管已結合幾個實施方案對本發明作了詳細描述，但本專業的技術人員都顯然能夠構想出許多替代的方案或對這些實施方案作出許多修改及改型。因此，在權利要求書中將把所有這些在本發明的精神及範圍內的替代方案、修改及改型包括在內。本說明書所述及的所有出版物、專利及專利申請的全文都引入在這裡以作參考，所有這些出版物、專利及專利申請所具體及單獨表明的內容都引入在這裡以作參考。此外，本申請書中對這些參考文件的任何引證或鑑辨都不應該解釋成申請人承認在先前技術中存在本發明的內容。權利要求1.一種脈管假體，該脈管假體包括一個具有預定的第一空隙率的第一層和一個具有預定的第二空隙率的第二層，其中所述第一層及第二層各自用第一及第二靜電紡絲聚合物纖維製造。2.如權利要求1的脈管假體，其中所述第一及第二靜電紡絲聚合物纖維用相同的聚合物製造。3.如權利要求1的脈管假體，其中所述第一及第二靜電紡絲聚合物纖維用不同的聚合物製造。4.如權利要求1的脈管假體，其中所述第一層是內層而所述第二層是外層。5.如權利要求1的脈管假體，其中所述第一及第二層各自獨立地為一個管形結構。6.如權利要求1的脈管假體，該脈管假體還包括至少一個介於所述第一層及所述第二層之間的中間層。7.如權利要求6的脈管假體，其中所述至少一個中間層包括至少一個纏繞結構。8.如權利要求7的脈管假體，其中所述纏繞結構用纏繞長絲形成。9.如權利要求7的脈管假體，其中所述纏繞結構埋在所述第一層內。10.如權利要求7的脈管假體，其中所述纏繞結構埋在所述第二層內。11.如權利要求8的脈管假體，其中所述纏繞長絲選自纏繞聚丙烯長絲和纏繞聚氨基甲酸酯長絲。12.如權利要求8的脈管假體，其中所述纏繞長絲用聚氨基甲酸酯溶液進行包覆。13.如權利要求8的脈管假體，其中所述纏繞長絲的橫截面形狀選自圓形、橢圓形、多邊形和不規則形的橫截面。14.如權利要求7的脈管假體，其中所述至少一個中間層包括多個粘附子層，這些子層交替地介於所述第一層及所述纏繞結構之間、所述纏繞結構及所述第二層之間以及兩個疊置的纏繞結構之間。15.如權利要求14的脈管假體，其中所述粘附子層是不可透過的粘附子層。16.如權利要求14的脈管假體，其中所述粘附子層以靜電紡絲聚合物纖維形成。17.如權利要求6的脈管假體，其中所述至少一個中間層具有預定的空隙率。18.如權利要求17的脈管假體，其中所述至少一個中間層用第三靜電紡絲聚合物纖維製成。19.如權利要求1的脈管假體，其中所述第一及第二靜電紡絲聚合物纖維是生物相容的。20.如權利要求18的脈管假體，其中所述第一、所述第二和所述第三靜電紡絲聚合物纖維各自獨立地是生物相容的。21.如權利要求18的脈管假體，其中所述第一、所述第二和所述第三靜電紡絲聚合物纖維各自獨立地選自聚對苯二甲酸乙二酯纖維及聚氨基甲酸酯纖維。22.如權利要求1的脈管假體，其中所述第一及所述第二靜電紡絲聚合物纖維選自聚對苯二甲酸乙二酯纖維及聚氨基甲酸酯纖維。23.如權利要求1的脈管假體，其中所述第一層及所述第二層各自獨立地包括至少一種引入其中的藥劑，以在脈管假體植入體內脈管系統過程中或植入以後將所述至少一種藥劑遞送到所述體內脈管系統中。24.如權利要求23的脈管假體，其中所述第一聚合物纖維是生物降解聚合物及生物穩定聚合物的組合。25.如權利要求18的脈管假體，其中所述至少一個中間層包括至少一種引入其中的藥劑，以在脈管假體植入體內脈管系統過程中或植入以後將所述至少一種藥劑遞送到所述體內脈管系統中。26.如權利要求23的脈管假體，其中所述第二聚合物纖維是生物降解聚合物及生物穩定聚合物的組合。27.如權利要求19的脈管假體，該脈管假體具有至少一個特徵，該至少一個特徵選自(a)具有一個在哺乳動物血液系統特徵的脈動壓強的作用下能夠膨脹至少10％的內直徑；(b)在以二倍所述內直徑的彎曲直徑進行彎曲時仍能夠維持所述內直徑；(c)具有至少為60％的空隙率；(d)能夠防止血液穿透滲漏；(e)在植入哺乳動物體內後的至少10天內，在至少90％的脈管假體上呈現出組織向內生長及細胞內皮化特徵；(f)具有自密封特性，因此在被刺穿後血液洩漏達到最小。28.如權利要求27的脈管假體，其中所述第一、所述第二和所述第三靜電紡絲聚合物纖維的至少一部分是生物降解聚合物和生物穩定聚合物的組合。29.一種製造脈管假體的方法，該方法包括將一種第一液化聚合物靜電紡絲到一個沉積電極上，因此提供一個具有預定的第一空隙率的第一層；以及將一種第二液化聚合物靜電紡絲到所述沉積電極上，因此提供一個具有預定的第二空隙率的第二層。30.如權利要求29的方法，其中所述沉積電極是一個旋轉心軸。31.如權利要求29的方法，該方法還包括在靜電紡絲第二液化聚合物之前將至少一種附加液化聚合物靜電紡絲到所述沉積電極上，因而提供至少一個介於所述第一層及所述第二層之間的中間層。32.如權利要求31的方法，其中各個所述靜電紡絲步驟包括(a)對所述液化聚合物充電，從而製成一種帶電的液化聚合物；(b)使所述帶電的液化聚合物經受到第一電場的作用；以及(c)將所述帶電的液化聚合物在第一電場中沿著所述沉積電極的方向進行分配。33.如權利要求32的方法，其中所述第一電場在所述沉積電極及一個分配電極之間被界定，所述分配電極處於相對於所述沉積電極的第一電位上。34.如權利要求32的方法，該方法還包括提供一個第二電場，該第二電場由一個輔助電極來界定，該輔助電極處於相對於所述沉積電極的第二電位上，該第二電場的用途為對所述第一電場進行修正。35.如權利要求34的方法，其中所述輔助電極的用途為減少所述第一電場中的不均勻性。36.如權利要求34的方法，其中所述輔助電極的用途為控制形成在所述沉積電極上的所述聚合物纖維殼的纖維方向。37.如權利要求29的方法，其中所述第一層是內層而所述第二層是外層。38.如權利要求29的方法，其中所述第一及第二層各自獨立地為一個管形結構。39.如權利要求29的方法，該方法還包括將一種長絲纏繞在所述第一層及所述第二層中的至少一個層上，因而提供至少一個層，該至少一個層中包括至少一個纏繞結構。40.如權利要求39的方法，其中所述長絲由聚合物纖維擠出機來形成。41.如權利要求40的方法，其中所述聚合物纖維擠出機包括一個用來裝載熔化聚合物浴槽。42.如權利要求41的方法，其中所述熔化聚合物是一種生物相容熔化聚合物。43.如權利要求42的方法，其中所述生物相容熔化聚合物中的至少一部分包括熔化的聚氨基甲酸酯。44.如權利要求40的方法，該方法還包括在所述聚合物纖維擠出機出口處用空氣流對所述長絲進行冷卻。45.如權利要求39的方法，其中所述纏繞步驟和至少一個靜電紡絲步驟是同時進行的。46.如權利要求39的方法，其中所述方法還包括在纏繞步驟之前用聚氨基甲酸酯溶液對長絲進行包覆。47.如權利要求46的方法，其中所述包覆包括將長絲浸入所述聚氨基甲酸酯溶液之中。48.如權利要求39的方法，其中所述方法還包括在纏繞長絲步驟之前、之中或之後對所述長絲進行加熱。49.如權利要求30的方法，其中所述方法還包括在靜電紡絲步驟之前、之中或之後對所述心軸進行加熱。50.如權利要求49的方法，其中所述對心軸進行加熱選自內加熱和外加熱。51.如權利要求50的方法，其中所述外加熱用至少一個紅外輻射器來實施。52.如權利要求51的方法，其中所述至少一個紅外輻射器是紅外燈泡。53.如權利要求50的方法，其中所述內加熱通過一個內置加熱器來實施。54.如權利要求53的方法，其中所述內置加熱器是一種內置的電阻加熱器。55.如權利要求31的方法，其中所述方法還包括在所述至少一個中間層的至少一個層上纏繞長絲，從而得到至少一個包括至少一個纏繞結構的層。56.如權利要求39的方法，其中所述長絲選自聚丙烯長絲和聚氨基甲酸酯長絲。57.如權利要求55的方法，其中所述長絲選自聚丙烯長絲和聚氨基甲酸酯長絲。58.如權利要求39的方法，其中所述長絲的橫截面選自圓形橫截面、橢圓形橫截面、多邊形橫截面及不規則圖形橫截面。59.如權利要求55的方法，其中所述長絲的橫截面選自圓形橫截面、橢圓形橫截面、多邊形橫截面、及不規則圖形橫截面。60.如權利要求39的方法，其中所述至少一個中間層包括多個粘附子層，該粘附子層交替地介於所述第一層和所述纏繞結構之間、所述纏繞結構和所述第二層之間以及兩個疊合的所述纏繞結構之間。61.如權利要求60的方法，其中所述粘附子層是不可透過的粘附子層。62.如權利要求60的方法，其中所述粘附子層以靜電紡絲聚合物纖維形成。63.如權利要求31的方法，其中所述至少一個中間層具有預定的空隙率。64.如權利要求29的方法，其中所述第一及第二液化聚合物各自獨立地是生物相容的。65.如權利要求31的方法，其中所述第一、所述第二和所述至少一種附加液體聚合物都各自獨立地是生物相容的。66.如權利要求29的方法，其中所述第一及所述第二液化聚合物各自獨立地選自聚對苯二甲酸乙二酯纖維及聚氨基甲酸酯纖維。67.如權利要求31的方法，其中所述第一液化聚合物、所述第二液化聚合物和所述至少一種附加液化聚合物各自獨立地選自聚對苯二甲酸乙二酯纖維及聚氨基甲酸酯纖維。68.如權利要求29的方法，其中所述方法還包括將至少一種藥劑引入所述第一液化聚合物及第二液化聚合物中的至少一種液化聚合物中，以在該脈管假體植入體內脈管系統的過程中或植入之後將該至少一種藥劑遞送到體內脈管系統中。69.如權利要求31的方法，其中所述方法還包括將至少一種藥劑引入所述第一液化聚合物、第二液化聚合物及至少一種附加液化聚合物中的至少一種液化聚合物中，以在該脈管假體植入體內脈管系統的過程中或植入之後將該至少一種藥劑遞送到體內脈管系統中。70.如權利要求68的方法，其中所述第一液化聚合物及第二液化聚合物都獨立地是生物降解液化聚合物和生物穩定液化聚合物的組合。71.如權利要求69的方法，其中所述第一液化聚合物、第二液化聚合物及所述至少一種附加液化聚合物都獨立地是生物降解液化聚合物和生物穩定液化聚合物的組合。72.一種由至少一種生物相容材料製成的脈管假體，該脈管假體具有至少兩個特徵，該至少兩個特徵選自(a)具有一個在哺乳動物血液系統特徵的脈動壓強的作用下能夠膨脹至少10％的內直徑；(b)在以二倍所述內直徑的彎曲直徑進行彎曲時仍能夠維持所述內直徑；(c)具有至少為60％的空隙率；(d)能夠防止血液穿透滲漏；(e)在植入哺乳動物體內後的至少10天內，在至少90％的脈管假體上呈現出組織向內生長及細胞內皮化特徵；(f)具有自密封特性，因此在被刺穿後血液洩漏達到最小。73.如權利要求72的脈管假體，其中所述至少一種生物相容材料中的至少一部分是生物降解材料。74.如權利要求72的脈管假體，其中所述至少一種生物相容材料中的至少一部分是生物穩定材料。75.一種更換部分血管的方法，該方法包括提供一個脈管假體，該脈管假體包括一個具有預定的第一空隙率的第一層及一個具有預定的第二空隙率的第二層，其中所述第一層及第二層各自以第一及第二靜電紡絲聚合物纖維製成；切除部分血管，從而形成一對血管端頭；將所述脈管假體連接到該一對血管端頭上以允許血液流過該脈管假體。76.如權利要求75的方法，其中所述血管選自外周血管、靜脈及冠狀動脈。77.如權利要求75的方法，其中所述脈管假體包括一個具有預定的第一空隙率的第一層及一個具有預定的第二空隙率的第二層，其中所述第一層及第二層各自以第一及第二靜電紡絲聚合物纖維製成。78.如權利要求77的方法，其中所述第一及第二靜電紡絲聚合物纖維用相同的聚合物製造。79.如權利要求77的方法，其中所述第一及第二靜電紡絲聚合物纖維用不同的聚合物製造。80.如權利要求77的方法，其中所述第一層是內層而所述第二層是外層。81.如權利要求77的方法，其中所述第一及第二層各自獨立地為一個管形結構。82.如權利要求77的方法，其中所述脈管假體還包括至少一個介於所述第一層及所述第二層之間的中間層。83.如權利要求82的方法，其中所述至少一個中間層包括至少一個纏繞結構。84.如權利要求83的方法，其中所述纏繞結構用纏繞長絲形成。85.如權利要求83的方法，其中所述纏繞結構埋在所述第一層內。86.如權利要求83的方法，其中所述纏繞結構埋在所述第二層內。87.如權利要求84的方法，其中所述纏繞長絲選自纏繞聚丙烯長絲和纏繞聚氨基甲酸酯長絲。88.如權利要求84的方法，其中所述纏繞長絲用聚氨基甲酸酯溶液進行包覆。89.如權利要求84的方法，其中所述纏繞長絲的橫截面形狀選自圓形、橢圓形、多邊形和不規則形的橫截面。90.如權利要求83的方法，其中所述至少一個中間層包括多個粘附子層，這些子層交替地介於所述第一層及所述纏繞結構之間、所述纏繞結構及所述第二層之間以及兩個疊置的纏繞結構之間。91.如權利要求90的方法，其中所述粘附子層是不可透過的粘附子層。92.如權利要求90的方法，其中所述粘附子層以靜電紡絲聚合物纖維形成。93.如權利要求82的方法，其中所述至少一個中間層具有預定的空隙率。94.如權利要求93的方法，其中所述至少一個中間層用第三靜電紡絲聚合物纖維製成。95.如權利要求77的方法，其中所述第一及第二靜電紡絲聚合物纖維是生物相容的。96.如權利要求94的方法，其中所述第一、所述第二和所述第三靜電紡絲聚合物纖維各自獨立地是生物相容的。97.如權利要求94的方法，其中所述第一、所述第二和所述第三靜電紡絲聚合物纖維各自獨立地選自聚對苯二甲酸乙二酯纖維及聚氨基甲酸酯纖維。98.如權利要求77的方法，其中所述第一及所述第二靜電紡絲聚合物纖維選自聚對苯二甲酸乙二酯纖維及聚氨基甲酸酯纖維。99.如權利要求77的方法，其中所述第一層及所述第二層各自獨立地包括至少一種引入其中的藥劑，以在脈管假體植入體內脈管系統過程中或植入以後將所述至少一種藥劑遞送到所述體內脈管系統中。100.如權利要求99的方法，其中所述第一聚合物纖維是生物降解聚合物及生物穩定聚合物的組合。101.如權利要求94的方法，其中所述至少一個中間層包括至少一種引入其中的藥劑，以在脈管假體植入體內脈管系統過程中或植入以後將所述至少一種藥劑遞送到所述體內脈管系統中。102.如權利要求99的方法，其中所述第二聚合物纖維是生物降解聚合物及生物穩定聚合物的組合。103.如權利要求95的方法，該脈管假體具有至少一個特徵，該至少一個特徵選自(a)具有一個在哺乳動物血液系統特徵的脈動壓強的作用下能夠膨脹至少10％的內直徑；(b)在以二倍所述內直徑的彎曲直徑進行彎曲時仍能夠維持所述內直徑；(c)具有至少為60％的空隙率；(d)能夠防止血液穿透滲漏；(e)在植入哺乳動物體內後的至少10天內，在至少90％的脈管假體上呈現出組織向內生長及細胞內皮化特徵；(f)具有自密封特性，因此在被刺穿後血液洩漏達到最小。104.如權利要求103的方法，其中所述第一、所述第二及所述第三靜電紡絲聚合物纖維的至少一部分是生物降解聚合物和生物穩定聚合物的組合。105.一種旁通血管受阻部分的方法，該方法包括提供一個脈管假體，該脈管假體包括一個具有預定的第一空隙率的第一層及一個具有預定的第二空隙率的第二層，其中所述第一層及第二層各自以第一及第二靜電紡絲聚合物纖維製成；在該受阻部位的上、下遊處的血管上各製作一個孔洞；將脈管假體連接到該一對血管孔洞上以允許血液流過該脈管假體。106.如權利要求105的方法，其中所述血管選自外周血管、靜脈及冠狀動脈。107.如權利要求105的方法，其中所述脈管假體包括一個具有預定的第一空隙率的第一層及一個具有預定的第二空隙率的第二層，其中所述第一層及第二層各自以第一及第二靜電紡絲聚合物纖維製成。108.如權利要求107的方法，其中所述第一及第二靜電紡絲聚合物纖維用相同的聚合物製造。109.如權利要求107的方法，其中所述第一及第二靜電紡絲聚合物纖維用不同的聚合物製造。110.如權利要求107的方法，其中所述第一層是內層而所述第二層是外層。111.如權利要求107的方法，其中所述第一及第二層各自獨立地為一個管形結構。112.如權利要求107的方法，其中所述脈管假體還包括至少一個介於所述第一層及所述第二層之間的中間層。113.如權利要求112的方法，其中所述至少一個中間層包括至少一個纏繞結構。114.如權利要求113的方法，其中所述纏繞結構用纏繞長絲形成。115.如權利要求113的方法，其中所述纏繞結構埋在所述第一層內。116.如權利要求113的方法，其中所述纏繞結構埋在所述第二層內。117.如權利要求114的方法，其中所述纏繞長絲選自由纏繞聚丙烯長絲和纏繞聚氨基甲酸酯長絲所組成的群組。118.如權利要求114的方法，其中所述纏繞長絲用聚氨基甲酸酯溶液進行包覆。119.如權利要求114的方法，其中所述纏繞長絲的橫截面形狀選自圓形、橢圓形、多邊形和不規則形的橫截面。120.如權利要求113的方法，其中所述至少一個中間層包括多個粘附子層，這些子層交替地介於所述第一層及所述纏繞結構之間、所述纏繞結構及所述第二層之間、以及兩個疊置的纏繞結構之間。121.如權利要求120的方法，其中所述粘附子層是不可透過的粘附子層。122.如權利要求120的方法，其中所述粘附子層以靜電紡絲聚合物纖維形成。123.如權利要求112的方法，其中所述至少一個中間層具有預定的空隙率。124.如權利要求123的方法，其中所述至少一個中間層用第三靜電紡絲聚合物纖維製成。125.如權利要求107的方法，其中所述第一及第二靜電紡絲聚合物纖維是生物相容的。126.如權利要求124的方法，其中所述第一、所述第二和所述第三靜電紡絲聚合物纖維各自獨立地是生物相容的。127.如權利要求124的方法，其中所述第一、所述第二和所述第三靜電紡絲聚合物纖維各自獨立地選自聚對苯二甲酸乙二酯纖維及聚氨基甲酸酯纖維。128.如權利要求107的方法，其中所述第一及所述第二靜電紡絲聚合物纖維選自由聚對苯二甲酸乙二酯纖維及聚氨基甲酸酯纖維。129.如權利要求107的方法，其中所述第一層及所述第二層各自獨立地包括至少一種引入其中的藥劑，以在脈管假體植入體內脈管系統過程中或植入以後將所述至少一種藥劑遞送到所述體內脈管系統中。130.如權利要求129的方法，其中所述第一聚合物纖維是生物降解聚合物及生物穩定聚合物的組合。131.如權利要求124的方法，其中所述至少一個中間層包括至少一種引入其中的藥劑，以在脈管假體植入體內脈管系統過程中或植入以後將所述至少一種藥劑遞送到所述體內脈管系統中。132.如權利要求129的方法，其中所述第二聚合物纖維是生物降解聚合物及生物穩定聚合物的組合。133.如權利要求125的方法，該脈管假體具有至少一個特徵，該至少一個特徵選自(a)具有一個在哺乳動物血液系統特徵的脈動壓強的作用下能夠膨脹至少10％的內直徑；(b)在以二倍所述內直徑的彎曲直徑進行彎曲時仍能夠維持所述內直徑；(c)具有至少為60％的空隙率；(d)能夠防止血液穿透滲漏；(e)在植入哺乳動物體內後的至少10天內，在至少90％的脈管假體上呈現出組織向內生長及細胞內皮化特徵；(f)具有自密封特性，因此在被刺穿後血液洩漏達到最小。134.如權利要求133的方法，其中所述第一、所述第二及所述第三靜電紡絲聚合物纖維的至少一部分是生物降解聚合物和生物穩定聚合物的組合。135.一種連接一對血管的方法，該方法包括提供一個脈管假體，該脈管假體包括一個具有預定的第一空隙率的第一層及一個具有預定的第二空隙率的第二層，其中所述第一層及第二層各自以第一及第二靜電紡絲聚合物纖維製成；在該一對血管上形成一對孔洞；將脈管假體連接到該一對血管孔洞上以允許血液流過該脈管假體，從而將該一對血管連接起來。136.如權利要求135的方法，其中所述一對血管選自外周血管、靜脈及冠狀動脈。137.如權利要求135的方法，其中所述脈管假體包括一個具有預定的第一空隙率的第一層及一個具有預定的第二空隙率的第二層，其中所述第一層及第二層各自以第一及第二靜電紡絲聚合物纖維製成。138.如權利要求137的方法，其中所述第一及第二靜電紡絲聚合物纖維用相同的聚合物製造。139.如權利要求137的方法，其中所述第一及第二靜電紡絲聚合物纖維用不同的聚合物製造。140.如權利要求137的方法，其中所述第一層是內層而所述第二層是外層。141.如權利要求137的方法，其中所述第一及第二層各自獨立地為一個管形結構。142.如權利要求137的方法，其中所述脈管假體還包括至少一個介於所述第一層及所述第二層之間的中間層。143.如權利要求142的方法，其中所述至少一個中間層包括至少一個纏繞結構。144.如權利要求143的方法，其中所述纏繞結構用纏繞長絲形成。145.如權利要求143的方法，其中所述纏繞結構埋在所述第一層內。146.如權利要求143的方法，其中所述纏繞結構埋在所述第二層內。147.如權利要求144的方法，其中所述纏繞長絲選自纏繞聚丙烯長絲和纏繞聚氨基甲酸酯長絲。148.如權利要求144的方法，其中所述纏繞長絲用聚氨基甲酸酯溶液進行包覆。149.如權利要求144的方法，其中所述纏繞長絲的橫截面形狀選自圓形、橢圓形、多邊形和不規則形的橫截面。150.如權利要求143的方法，其中所述至少一個中間層包括多個粘附子層，這些子層交替地介於所述第一層及所述纏繞結構之間、所述纏繞結構及所述第二層之間、以及兩個疊置的纏繞結構之間。151.如權利要求150的方法，其中所述粘附子層是不可透過的粘附子層。152.如權利要求150的方法，其中所述粘附子層以靜電紡絲聚合物纖維形成。153.如權利要求142的方法，其中所述至少一個中間層具有預定的空隙率。154.如權利要求153的方法，其中所述至少一個中間層用第三靜電紡絲聚合物纖維製成。155.如權利要求137的方法，其中所述第一及第二靜電紡絲聚合物纖維是生物相容的。156.如權利要求154的方法，其中所述第一、所述第二和所述第三靜電紡絲聚合物纖維各自獨立地是生物相容的。157.如權利要求154的方法，其中所述第一、所述第二和所述第三靜電紡絲聚合物纖維各自獨立地選自聚對苯二甲酸乙二酯纖維及聚氨基甲酸酯纖維。158.如權利要求137的方法，其中所述第一及所述第二靜電紡絲聚合物纖維選自聚對苯二甲酸乙二酯纖維及聚氨基甲酸酯纖維。159.如權利要求137的方法，其中所述第一層及所述第二層各自獨立地包括至少一種引入其中的藥劑，以在脈管假體植入體內脈管系統過程中或植入以後將所述至少一種藥劑遞送到所述體內脈管系統中。160.如權利要求159的方法，其中所述第一聚合物纖維是生物降解聚合物及生物穩定聚合物的組合。161.如權利要求154的方法，其中所述至少一個中間層包括至少一種引入其中的藥劑，以在脈管假體植入體內脈管系統過程中或植入以後將所述至少一種藥劑遞送到所述體內脈管系統中。162.如權利要求159的方法，其中所述第二聚合物纖維是生物降解聚合物及生物穩定聚合物的組合。163.如權利要求155的方法，該脈管假體具有至少一個特徵，該至少一個特徵選自(a)具有一個在哺乳動物血液系統特徵的脈動壓強的作用下能夠膨脹至少10％的內直徑；(b)在以二倍所述內直徑的彎曲直徑進行彎曲時仍能夠維持所述內直徑；(c)具有至少為60％的空隙率；(d)能夠防止血液穿透滲漏；(e)在植入哺乳動物體內後的至少10天內，在至少90％的脈管假體上呈現出組織向內生長及細胞內皮化特徵；(f)具有自密封特性，因此在被刺穿後血液洩漏達到最小。164.如權利要求163的方法，其中所述第一、所述第二和所述第三靜電紡絲聚合物纖維的至少一部分是生物降解聚合物和生物穩定聚合物的組合。全文摘要一種脈管假體，該假體包括一個具有預定的第一空隙率的第一層和一個具有預定的第二空隙率的第二層，其中該第一層和該第二層各自用第一及第二靜電紡絲聚合物纖維製造。文檔編號A61L27/50GK1599582SQ01822667公開日2005年3月23日申請日期2001年12月17日優先權日2000年12月19日發明者A·杜布森,E·巴爾申請人:尼卡斯特有限公司