13.1 简介

随着时间的流逝，人体会受到致命的伤害。世界人口不断增长，寿命也随之延长，导致衰老和相关残疾。全球都在努力改善人类福祉，促进健康。因此，有各种各样的治疗方法可用于预防、治疗和缓解多种疾病。

具体来说，器官衰竭或破坏可通过手术或多或少的侵入性方法解决。即使人体具有强大的再生能力，外科医生也可能需要使用植入物来帮助他们修复、加固或更换身体受伤部位。移植、同种移植和异种移植是具有良好已知效果的首选替代品。但是，健康、生物相容性和持久性器官的可用性较差，以及器官捐赠的棘手问题，是这种方法的一些局限性。这就是为什么科学家致力于研究替代解决方案，例如旨在替代移植的植入式设备。

在这种背景下，纺织品和纤维结构在植入式医疗设备的效率方面发挥着重要作用。纺织品已用于许多医疗设备，如手术服、伤口敷料、面罩、长袜等。不连续性、方向性和多尺度水平是纤维结构的一些基本原理，这些原理导致明显的可穿戴性特征以及柔软舒适地贴合身体的能力。在体内使用中，这些基本原理的其他三个关键点很有价值。

首先是纺织品结构的渗透性，经过微调后，可以通过自身调节来自生物环境或外部的成分交换。纤维装置充当过滤器或屏障，可以根据需要阻止或促进细胞、营养物质和其他物质从一个界面进入另一个界面。

第二点与纤维与少量使用的材料相比具有出色的机械强度和疲劳强度有关。柔性和刚性纤维结构都能够加固有缺陷的器官，同时承受反复和无休止的压力环境，例如血压周期性升高。

第三，纤维结构为细胞的生长提供适当的规模支持，同时引导、维持开放结构，并提供大表面和各种地形，有机会调整表面化学。

纺织品因其特性和产品设计的多功能性而成为可植入设备的理想解决方案。它们被开发用于模仿天然组织和器官，但必须抵抗如此多有时相互冲突的限制，以确保患者健康。这是一个雄心勃勃的目标，因为人体是活跃的，具有对刺激作出反应的能力，有时还具有再生能力。最终，可植入设备也应该这样做，从而变得智能。正是通过这种方法，1986 年欧洲生物材料学会共识会议上确定了生物材料的定义，尽管这个定义仍然很宽泛。因此，生物材料是非生命材料，旨在与生物系统相互作用，同时在机械、生物和化学约束下增强或替代人体功能。欧盟立法在 93/42/CEE 和 90/385/CEE 指令中补充了这一定义，其目的是规范市场准入和保证安全。根据这一分类，有源和非源植入式医疗设备的区别。不幸的是，“有源”一词仅指为设备提供电力，而不是指植入物感知、反应和适应生物系统刺激的能力。因此，对于智能医疗植入式设备应该是什么以及应该做什么，没有明确且普遍采用的定义。

迄今为止，与电子纺织品和供电挑战相关的限制对于可植入纺织设备来说更为重要，即使生物燃料电池正在开发中，并且可能在不久的将来导致可植入纺织设备中集成电子网络。如果“主动”一词无法定义智能可植入纺织设备，那么“智能”可以从最终用户的角度来考虑。创新、改进和新颖性至少应该出现在以下一个层面：植入物的功能和效率、患者的良好生活条件以及医务人员在植入前、植入中和植入后的易用性。然而，可植入医疗设备的创新步骤和历史与这种方法并不一致。尽管可植入医疗设备已经取得了所有改进，但植入物首先是天然生物器官和功能的替代品。植入物大多不是为了改善身体的新功能，而是为了恢复它们。

因此，“智能”的概念在纺织医疗器械领域更多地与植入物在化学和机械诱导下如何与其生物环境相互作用有关。智能行为可以根据设备的功能进行分级，而设备的功能与机械生物相容性和生物生物相容性有着内在联系。通过不断处理界面和相互作用，人们希望将植入式设备更好地整合到人体内部。对于医疗器械的生物整合以及生产与组织原生机械性能紧密相关的材料，我们仍需全面了解对异物的炎症反应。为了实现这些目标，一些设备具有传感功能。更智能的设备同时具有传感和驱动功能。最智能的设备最终包括响应环境的可调节行为。

纺织产品是多功能产品，结合了适合以多种形式和用途植入的材料和结构。机械性能、不连续性、渗透性和多尺度可加工材料成分的多样性是一些可调参数，为纺织植入式设备工程提供了无限的可能性。根据纤维的形貌、材料化学性质和结构的机械行为，可以促进细胞生长、分化和增殖，最终目标是产生新的细胞外基质和新组织，植入物将在其中完全生物整合。这一成就的唯一限制是对纺织品设计和植入式设备要求的正确理解。满足所有要求的植入式设备通常是由多个技能领域合作产生的。材料科学、医学、电子学、化学和细胞生物学等许多学科必须合作来确定由所需医疗应用控制的正确设备设计过程。因此，纺织科学是导致植入式医疗设备成功的众多因素之一（图 13.1），有时对成功有重大影响，有时贡献较小，即使设备可能很智能。

图 13.1 纺织科学对智能纤维植入式医疗设备设计的贡献。本综述将重点关注术后阶段的生物相容性和功能良好的植入物。

因此，我们将从生物相容性的角度，将讨论重点放在纤维结构对更加“活跃”的植入式医疗设备的贡献特征上。本章的第一部分涉及结构方法，而第二部分涉及材料。探索纺织品的结构特征，以了解多尺度水平上的进程如何转向更接近模仿原生结构和机械行为。然后研究材料的生物和化学独特性，以确定其中哪些对于更好的生物整合至关重要，例如改善被动式第一代植入式医疗设备的化学惰性和非细胞毒性特征。这两种方法密不可分，但在理想的植入式医疗设备设计过程中却难以调和。正在进行的研究，更具体地说是组织工程，遵循这种混合概念，它是植入式医疗设备制造中的一个额外步骤，无论生物合成植入物是在生物反应器中培养还是在原位培养，使用永久性或非永久性纤维支架。

本文将介绍过去、现在和未来的一些智能可植入纺织设备的例子，以丰富和说明本文。自从缝合线的引入（可能是手术的起源）以来，可植入纺织设备的数量越来越多，并已逐步升级为某种智能设备，以满足特定需求。生物相容性是限制纺织结构和材料范围的关键参数。它集中了所有的努力，而不是开发具有监测或传输能力的纺织植入物，而是在再生医学的艰巨挑战中推动更智能的纺织医疗设备的发展。

13.2 纤维植入设备的结构生物相容性

迄今为止，有许多医疗设备包含纤维材料。除了与材料有关的细节外，这种多样性一方面归因于这些设备旨在解决的病理种类繁多，另一方面归因于工业纺织工艺的多样性。事实上，得益于纺织工艺，纤维可以作为单元或以粘结结构形式使用，能够调整和控制获得的结构特征，使其或多或少具有各向异性，甚至具有单向、双向或三维结构。

虽然主要的纺织加工技术来自传统纺织和服装行业的历史知识，但它们已经发展起来，新的专用工艺正在被创造出来。这些工艺是根据植入式设备的特定需求定制的，每个应用在其自己的生物环境中的工艺都是独立的。事实上，可以理解的是，例如，与旨在诱导和促进成骨的纤维结构相比，必须承受脉动血流和血压的纤维结构的要求有所不同。

设计一个表现出一些聪明才智的纤维植入式设备应该包括对纺织病理学和基本原理的深刻理解。这些数据应该相互关联，以得出一种治疗策略，有时需要设计新的工艺。

因此，我们认为不应通过案例研究来解决智能纺织植入式设备问题，因为智能设备的例子可能会缩小范围并阻碍对整个纺织植入式设备领域的分析。然而，所有植入式纺织设备都与严格的生物相容性义务有关。然后我们质疑纤维特征的基本原理是否以及如何有助于满足生物相容性要求。

生物相容性的概念长期以来一直局限于与植入式设备或其生物环境相关的惯性和不良事件。然而，生物相容性延伸到设备在其环境中具有适当行为的同时正常运行的能力。生物相容性概念不仅考虑化学毒性，还包括身体对生物材料植入的所有反应。ISO 10993 标准旨在保护人类免受与医疗器械相关的潜在风险，该标准详细说明了几乎所有这些身体反应。这个标准很有趣，但必须客观地看待它，只关注医疗器械的安全性而不是效率。ISO 10993 标准有助于评估潜在的破坏性后果，而不是确定/识别导致植入成功或失败的因素。因此，有必要在每个尺度水平上检查纤维植入式医疗设备与生物环境的相互作用，以指出可能促进或损害生物相容性的特征。

已确定三个关键尺度水平。所有三个水平都能够引发细胞反应。它们在发生的细胞反应类型方面有所不同：

1. 超级结构是指支架的整体形状，具有纺织结构和材料的固有特性。这个尺度水平允许表征设备在其环境中的整体功能。

2. 微结构是指表面的细胞水平结构。这个尺度水平允许表征在表面上扩散的细胞。

3. 纳米结构是指表面的亚细胞水平结构。这个尺度水平是指由单一元素诱导的细胞反应，促进细胞接种。

随着纤维植入式医疗器械领域的发展，这三个规模水平的重要性已逐渐被指出。血管假体的进化就是一个典型例子。这些医疗器械于 20 世纪 50 年代发展起来，自那时起已经得到了很大的改进。目前，血管假体仍然存在弱点，研究仍在进行中以克服这些弱点。

血管合成移植物使用编织或针织工艺，旨在替代原生缺陷血管并提供新的自由管腔来维持血流。管状编织紧密结构首先用于支撑高压梯度和脉动压力波，具有良好的机械阻力。多孔针织结构更受青睐，因为它具有更好的操作性和曲率能力，并能模拟动脉壁的原生顺应性。事实上，原生组织包括能够收缩和放松的平滑肌细胞，在化学因素的影响下使血管扩张和收缩。有人假设，合成假体顺应性不匹配导致了吻合口处观察到的内膜增生过程。

此外，合成移植物的另一种失效模式引起了人们对细胞粘附、迁移和增殖过程的兴趣。小口径血管移植物（<6 毫米）的长期结果不佳，管腔阻塞（5 年结果显示 12% 至 39% 的管腔畅通）。

已经研究了替代物的内表面和外表面，以确定地形线索并为细胞粘附和增殖创造有利条件。强调的是，纤维结构的高比表面积和孔隙率促进了细胞粘附和营养运输。然而，纤维、孔隙和细胞之间的尺寸不一致性导致内壁表面形成聚集体而不是新内皮。在亚细胞水平上调整纤维结构允许内皮细胞跨越以前作为细胞迁移屏障的纤维间隙。

这个血管移植物装置的例子指出了纤维植入式医疗装置的演变，并强调了每个尺度级别的纤维结构为生物相容性改进提供的巨大潜力。纤维以及整个纤维结构应被视为可植入设备，具有在三个预定尺度水平上与生物环境相互作用的固有能力。研究纤维、纤维表面和纤维体积的特性和特异性，应为纺织品替代品领域提供更具前瞻性的方法，以设计和实现智能医疗植入式纺织设备。

13.2.1 在纤维尺度上

13.2.1.1 定义

纤维，无论是短纤维还是连续纤维，都是每种纺织结构的基本单元，应对其进行很好的描述，以便能够全面了解纤维设备。纤维以其尺寸为特征，但主要以重要比率为特征。特别是，纤维长度/直径比必须约为 1000 才能被视为纺织部件。

关于它们的来源，天然、再生和合成纤维可以具有圆形或调谐的横截面形状。纤维可以在整个长度上弯曲，产生或多或少体积大的组件，占据 3D 体积而不是确定直线方向。除了将纤维视为 1D 物体这一狭隘观点之外，还应关注所提供的表面范围。纤维具有很大的比表面积（表 13.1）。该表面还可能具有在亚细胞水平上可感知的地形特征，例如纹理化等表面处理。纤维通常根据其线密度进行分类，以特克斯或旦尼尔表示，与其细度相对应。

表 13.1 纤维横截面和形貌的一些示例。

表 13.1 继续。

可以从上述几何描述中直接得出与纤维相关的机械性能。纤维通常根据其在拉伸强度要求中的主要方向使用。由于纤维的细度，纤维表现出高韧性，可以在纳米尺度上大大增强。细度导致的低弯曲模量赋予了柔韧性，有助于在柔软的环境中工作。应力/应变曲线的典型输出是低应力水平下的未卷曲区域，然后是与弹性行为相对应的线性区域，然后是屈服点，直到极限强度和断裂点。

所有这些纤维主要属性都是整个纺织结构最终行为的决定因素。为了提高可植入纤维装置的生物相容性，这些主要属性必须与受纤维成分植入影响或引起的生物反应相关联。

13.2.1.2 增强生物相容性的纤维特征

交换表面积和细胞生长

在纤维尺度上，对医疗器械设计过程具有重要意义的一个特征是纤维向生物环境提供的巨大交换表面。例如，与多孔溶剂铸造支架相比，纤维植入式医疗器械的表面/质量比大大增加。纤维界面处的交换现象成为一个重要参数，可以积极用于植入式器械的设计和生物相容性优化。潜在的相互作用可以从纤维表面作用到生物环境，例如化学释放。但这些也应该理解为双向交换，从生物环境通过界面表面到植入物。下面强调了与生物环境对纤维结构反应相关的相互作用，而纤维对其环境的交换更多地与纤维材料有关（本章的下一部分将讨论）。

吸附

考虑到其生物环境，每个植入式设备都为周围的生物液体提供吸附表面。纤维的宽表面积允许更多的液体吸附到“支架”上，而不是吸附到其他材料的多孔结构上。细胞附着直接受到这种大表面吸附量的影响，细胞粘附数/植入物质量比更高。细胞粘附到医疗器械上是其成功生物整合的重要阶段。纤维结构促进细胞粘附的这种强烈倾向必须结合医疗器械的预期用途，融入到医疗器械的设计过程中。例如，在组织工程支架上，在一些医疗器械的纤维袖口上，通过组织内生锚定在周围的生物环境中，或者促进止血，都需要显著的细胞粘附。事实上，纳米纤维支架已被证明在 24 小时后比铸膜支架多吸附 16 倍的蛋白质，这与这两种支架结构之间的表面比大致相关。

这种纤维植入式装置的功能化可以满足特定生物环境中的特定需求，需要将纤维的微观结构和纳米结构尺度与我们期望粘附的所需细胞尺度相关联。由于细胞粘附发生在纤维长度上，因此应优化纤维的直径以确保高吸附表面比，同时调整到可以从纳米到数百微米的细胞尺寸。如今，纤维加工技术能够覆盖这一范围，并通过静电纺丝工艺提供直径从毫米（如缝合丝）到纳米的植入式纤维（图 13.2）。

图 13.2 生物细胞和纤维直径之间的尺寸比较。

一个简单但巧妙的纤维植入式医疗设备的例子是栓塞线圈，它利用了纤维的高表面比特性。此类设备用于许多动脉瘤、外周病变出血和动静脉畸形的血管内治疗。该程序涉及将细线圈穿过导管插入大脑受影响的区域，填充血管的薄弱部分。一旦到位，身体就会通过在线圈周围形成凝块来做出反应，进一步降低压力和破裂风险。

这些装置是软金属线圈（图 13.3），呈直线或卷曲配置，具有各种 3D 形状，配置为最大限度地将线圈暴露于血管腔内，从而中断血流。这些线圈本身就是可植入纺织医疗设备的有趣例证，它们利用特定配置（盘绕）的细丝独特的低弯曲刚度特性来填充血管区域，同时也利用细丝的大外表面来诱导凝块形成。这些金属细丝本身就是一个装置，无需集成到交织结构中。

图 13.3 栓塞线圈示例。

然而，它们中的大多数与柔软卷曲的合成细丝结合。聚合物纤维有助于实现血栓形成和血管闭塞。微丝（通常为尼龙和 PGLA 纤维）缠绕在线圈中，以确保其牢固并保持线圈的填充体积。这些合成纤维有助于促进最大程度的血栓形成，这要归功于微纤维的高表面比，从而产生较大的表面积，增强早期止血和细胞附着。

纤维毛细作用

除了由于纤维的高表面比而改善生物流体的吸附之外，纤维的毛细作用还有助于细胞粘附到纤维植入式医疗设备上。毛细作用是固体中的孔隙在接触时输送液体的作用，从而使组织液从湿端转移到干端。流体输送的动力学受液体的表面张力和接触角的余弦控制。纤维本身的毛细作用与纤维结构毛细管不同，它直接与纤维截面和表面形状相关。

具有较大微通道、深槽以及中空纤维的纤维和细丝可诱导更好的毛细作用，除了在纤维表面的吸附现象外，与圆形截面纤维相比，它还促进细胞粘附，以及细胞浸润和迁移。因此，纤维表面形状是控制细胞迁移的可调参数，可以促进或限制细胞迁移。

这样，当涉及生物环境与外界之间的交换时，圆形截面细丝在缝合应用中的使用就得到了很好的理解。低毛细作用降低了缝合线携带和传播细菌从外部到受伤组织深层的能力，从而最大限度地减少了感染的扩散。相反，多丝缝合线表现出增强的毛细作用，从而增加了微生物的运输和传播。由于纤维间隙松散，液体可以很容易地沿着缝合线渗透。这种毛细作用与纤维部分本身无关，而是与纱线结构在纤维之间形成通道有关。

纤维方向和引导迁移

在其他情况下，促进细胞粘附、迁移和扩散比防止细菌扩散更有利，这有助于医疗设备很好地融入其生物环境。事实上，随着身体对异物植入和细胞粘附的反应，新形成组织的可持续性仅限于细胞分化和表达表型的能力。

细胞沿纤维长度的粘附和迁移（图 13.4）允许在纤维给出的优选方向上定向增殖。例如，线性、平行凸起特征已显示可通过接触引导现象引导细胞方向并增强成骨细胞分化的表型标记。然而，细胞与支架之间的特定相互作用仍知之甚少。了解增强细胞粘附、增殖和引导植入支架上的细胞以及细胞浸润、分化和血管化的特定线索对于开发更好的生物整合植入式设备至关重要。

图 13.4 内皮细胞在生物材料编织/丝绒样品上增殖 5 天后，用罗丹明鬼笔环肽和 DAPI 染色的纺织品样品的荧光显微照片细节。幻灯片 (a) 显示了假体的代表性平纹编织部分，其中几乎没有细胞增殖。幻灯片 (b) 显示了代表性丝绒部分，其中内皮细胞仅沿纤维增殖，纤维之间的连接很少。

嵌入纤维升级了初始基质生物材料

尽管纤维具有上述有趣的形态和地形特征，但由于难以加工，因此纤维通常不太有吸引力。然而，将纤维嵌入基质中可以利用纤维单元，而不会出现其处理缺陷和在生物环境中迁移的风险。

增强基质：组织工程支架

一些生物材料，如天然材料（例如 I 型胶原蛋白、藻酸盐）或合成聚合物（例如聚乙醇酸 (PGA)、聚乳酸 (PLA)），通常用作组织工程的 3D 支架，其主要功能是控制新形成组织的几何形状和体积，同时促进细胞的嵌入。不幸的是，这些柔性支架的完整性较差，通常无法承受要替换的天然组织的机械环境。纤维增强是组织支架的理想策略，需要机械增强，同时以柔性形式提供高表面积。纤维在基质内的整合产生了复合生物材料。一方面，嵌入的纤维显然通过形态和地形线索促进细胞的附着、增殖和分化，如前所述。另一方面，嵌入的纤维赋予支架机械性能。

模仿天然组织的机械行为是促进替代物的生物整合和功能的基本假设。将纤维加入生物材料基质中为非均匀性、各向异性、非线性和粘弹性特征开辟了道路。只要复合材料中基质和纤维之间的界面结合继续进行，就可以通过改变嵌入纤维的数量和方向来调整机械性能，以适应目的应用，无论是与硬组织还是软组织替代品相关。单个纤维，无论与纤维结构相比有多小和多孤立，都会影响机械性能。为了有效，应考虑和控制纤维的主要方向。

通过单轴取向的纤维排列，纤维可以提高受压缩载荷影响的支架的机械强度。例如，可以优化压缩模量和屈服强度，以满足具有天然关节软骨非均匀性和深度依赖性的软骨支架的关键要求。

此外，嵌入纤维赋予支架的机械性能不仅与其生物环境的替代整体行为有关，还与其完整性、坚固性和稳定性有关。嵌入纤维有助于在植入期间保持初始几何形状，避免植入后数周发生扭曲。嵌入纤维还有助于克服基质脆性和低应力下开裂的缺点。纤维增强材料通过适当的临界纤维长度和沿纤维在基质内的能量/应力传递，实现了更好的完整性。

增强基质和复合材料

除了这些旨在进行细胞培养、细胞浸润然后产生柔顺新组织的纤维增强生物材料外，纤维增强生物材料可以具有更多的结构功能可与汽车和航空工业中使用的常见复合材料相媲美。然后，嵌入聚合物基质中的纤维可以根据材料的结构和性能提供足够坚固的替代品来替代不锈钢和钛等传统生物材料。只有纤维增强复合材料才能达到如此高的机械强度。

抛开机械特性并侵犯与纤维装置材料方面相关的特性不谈，纤维增强植入物相对于替代材料的一个优势是其医学成像特性，这间接提高了其生物相容性。这种生物相容性与生物整合的评估有关而不是生物整合本身。与使用金属替代品进行医学成像相比，纤维增强生物材料对 X 射线的透明度可以更好地可视化最近的器官和组织而不会降低图像质量（图 13.5），同时可以使用计算机断层扫描和磁共振成像技术。然后可以通过成像轻松评估植入物在其生物环境中的融合（或生物整合），并且不会损害或限制对其他邻近生物功能的控制。碳纤维增强聚醚醚酮 (CFR-PEEK) 材料是这些复合生物材料之一，历史上用于脊柱笼、骨固定螺钉，最近用于骨科植入物。

图 13.5 术中观察 CFR-PEEK 植入物下的远端桡骨骨折，3 个月后的 X 射线评估显示这种材料具有射线可透性，没有伪影。

在承重条件下考虑的纤维增强复合材料的另一个特点可能是装置的结构完整性和稳定性得到改善。嵌入基质中的纤维可能通过界面结合有助于更好的凝聚力，并最大限度地减少磨损颗粒的体积。例如，CFR-PEEK 通常用作骨科植入物、髋关节髋臼杯和膝关节置换术中的关节面。骨科生物材料的磨损会导致颗粒释放并诱发骨溶解。研究表明，在高磨损率和低磨损率时期，碳颗粒和 PEEK 颗粒会流失，但与之前记录的实验相比，CFR PEEK 轴承的整体磨损率较低。这些结果有助于克服因磨损颗粒诱发的骨溶解而导致的故障问题，并有助于减少对修复手术的需求。

整体纤维

与短纤维不同，单丝具有足够的长度，可以考虑用作单独的可植入医疗设备。单丝以最基本的形式使用，通常受到拉伸和弯曲应力，以便将两个或多个天然组织/器官的边缘并排，例如伤口或胸骨闭合。

缝合熟练程度与缝合针、缝合线尺寸和缝合线材料等几个参数有关。线结构也有助于缝合线的物理特性和处理特性。结拉强度、断裂强度、断裂伸长率、弹性模量、弯曲刚度、蠕变、摩擦、膨胀和毛细作用是缝合线的一些特征。这些参数控制着愈合过程中缝合线的机械稳定性，前提是缝合线锚固良好。

分布式机械应力

为了发挥作用，单丝必须固定在其环境中。外科医生认为结是固定光滑缝合材料的唯一可靠方法。不幸的是，结会在结上而不是缝合线的长度上产生不均匀的张力负担。然后，生物组织内/跨生物组织的张力分布不均匀，对愈合过程、组织变形以及对异物材料的明显炎症反应产生潜在影响。

单丝表面的拓扑变化有助于将更离散的张力分布输入组织和缝合线上。避免结允许完全皮下缝合，从而有可能减少疤痕组织和避免潜在毛细现象而导致的感染风险。此外，在愈合过程中保持最小的残余张力和压力被认为可以促进愈合速度和质量。Coviden 和 Angiotech Pharmaceuticals 采用和开发了一种设计，即在单丝长度上采用柔软但数量众多且分布均匀的锚定装置。单向和双向倒钩单丝缝合线是通过微加工获得的，具有保持真皮组织的能力，不仅可用于美容，还可用于妇产科。

除了美容手术的好处和降低感染风险外，这些倒钩缝合线还可以帮助在缺乏触觉反馈的手术中进行缝合，例如机器人和腹腔镜手术，同时减少组织回缩并提供更防水的闭合。

生物活性的传感器和参与者

皮下缝合和消除缝合应用中纤维毛细现象的缺点是限制倒钩缝合线感染风险的两种已知方法。由于单丝缝合线的表面比很高，可以容纳高比例的嵌入药物，因此药物释放是另一种对抗感染的方法。但与其被动地防止细菌和污染，不如加入旨在主动应对感染的功能。在光纤上加入传感器和反应特征可以检测与病理临床表现相关的症状，并做出适当的输入反应。

例如，温度升高既是温度电极可以检测到的信号，也是电流通过金/金属线控制的输入。然后可以设计电子条带缝合线来感知感染引起的温度升高，并在受控温度触发下通过药物释放做出反应。最大的挑战是尽管晶片很脆，但要使缝合带具有足够的柔韧性，并确保具有一定弹性的低抗弯刚度。

13.2.2 粘结纤维结构

纤维具有许多特性，可以有利地用于可植入纺织医疗器械设计，以赋予它们特定的性能。然而，与单丝不同，纤维通常需要在结构内组装才能利用。需要粘结性来承受纺织过程和/或处理。

可以通过将纤维嵌入基质（如水凝胶）中来实现粘结，其中纤维在复合结构中充当增强材料。纤维交织是另一种常见的产生粘合性纤维结构的方法。无论交织是纤维间摩擦（例如通过环锭纺纱获得）还是纤维的机械缠结（例如针刺无纺布），这些产生的粘合性纤维结构都表现出新的物理特性，这些特性可以添加到纤维成分特征中。在设计可植入纺织医疗器械时必须考虑这些额外的特性，以不断提高生物相容性。

13.2.2.1 定义

纤维是柔韧的、机械强度高的一维结构，可以转换成各种二维和三维柔性结构，如韧带、机织织物、非织造网和膜。为此，纺织行业拥有许多不同的纤维技术。纤维组装过程的最终产品是不连续结构，具有由纤维间摩擦产生的显着内聚力。环锭纺纱、编织、编织、针织、熔融纺丝、静电纺丝、3D 书写等都是以或多或少有序的方式交织纤维的纺织技术。

这些纤维交织结构的不连续性使其具有独特的“悬垂性”和柔韧性。纤维的线密度越低，交织纤维结构的弯曲刚度越低，其比例因子为平方。纤维的大比表面积，以前被认为是纤维水平上生物相容性的有利因素，使纤维间接触时产生或多或少的侧向压力。它有助于提高纤维之间的凝聚力，为结构提供一定的强度，并有助于改善毛细作用。交织纤维的不连续性还会产生开放的多孔结构，其中孔径和连通性受纤维组装过程的影响。所得纤维网络至少是 2D 多孔结构，更一般地是微观层面上的 3D 多孔结构。在宏观层面上，交织纤维允许创建 2D 和 3D 支架，其外表面延伸到纤维尺寸上。

所有这些与纤维粘结结构相关的特征都是整个纺织结构最终行为的决定因素。为了衡量纤维粘结性对可植入医疗器械的影响，交织纤维结构的每个特定特性都必须与其相关的生物反应相关联。

13.2.2.2 粘结纤维结构的生物相容性增强特征

不连续性是通过纤维交织获得的纤维结构的基础。这意味着可以利用许多特性来促进可植入医疗器械的生物相容性。

不连续纤维网络

细胞外基质模拟：细胞支持

天然组织由细胞外基质 (ECM) 组成，通过为细胞附着、增殖、迁移和分化提供结构和生化条件来支持细胞。ECM 是一种由胶原蛋白和弹性蛋白纤维组成的非细胞成分。使用纤维不连续结构有助于在组织替代设计中模拟 ECM。

胶原蛋白和弹性蛋白是蛋白质。胶原蛋白是各种软组织中的主要承载元素，而弹性蛋白可以拉伸到未加载配置的初始长度的约 2.5 倍。根据胶原蛋白和弹性蛋白的含量，ECM 可以存在于不同程度的刚度和弹性中，从软脑组织到硬骨组织，并且可以指导细胞分化。

通过调整纤维纹理来更好地模拟天然组织是一种经常被探索的组织工程方法，旨在提高生物相容性和诱导新组织。纳米结构拓扑结构属于 ECM 成分的范围，其纹理与人体细胞周围的结缔组织的纳米纤维相似。通过组织工程实现的最终目标是能够创建具有代谢活动能力的新结构，包括诱导细胞分化和表型表达的能力。以一种不太雄心勃勃但类似的方式，纤维支架可用于运输和移植细胞。对于自体移植，移植的组织可能会发生快速退化和 ECM 分解，导致功能恢复不佳。组织载体为细胞提供了一个人工支架，当初始 ECM 在新 ECM 再生之前分解时，细胞可以迁移到该支架上。例如，电纺纤维支架已被证明是脂肪碎片的有效载体，可作为生物人工移植物，在细胞培养液中细胞活力可维持长达 4 周。

细胞外基质模拟：应力应变行为和顺应性

除了关注纹理之外，另一种方法旨在具有与 ECM 相似的机械性能，并且似乎在细胞分化过程中至关重要，特别是因为组织由平滑肌细胞组成，这些细胞会根据化学刺激收缩或放松。据观察，血管组织收缩性松弛首先导致血管壁扩张，其次是内皮细胞功能障碍，最后导致动脉粥样硬化，自由管腔急剧减少。因此，一种假设是相信，如果纤维支架的机械性能不能模仿天然组织的机械性能，特别是天然血管壁顺应性，则无法达到新形成的组织活力。

顺应性是一种天然软组织在压力变化下调整其体积的能力。关于纤维和纱线交织模式，纤维结构具有特定的应力应变行为，在低负载水平下最初减瘤，然后在高负载水平下加强更对齐的纤维。纤维组织的应力应变曲线模式与软组织相似，这有助于模拟 ECM。

然而，纤维结构应调整至值范围内，并且必须采取预防措施以防止粘弹性行为。事实上，与健康动脉相比，血管替代物的测量顺应性较低，并且在几个充电周期后迅速下降（图 13.6）。

图 13.6 三种比例（×30、×100、×200）的 SEM 图片（左）和针织假体结构的径向顺应性演变（右），在 t=0（a）、t = 8 天（b）、t = 15 天（c）时经历了脉动循环负荷。结构变得松散，纱线略微膨胀。

纤维网络/压缩性

根据纤维网络的不连续性，纤维组装装置具有高度灵活性和模仿软组织的能力。一方面，纤维间的自由相对运动有助于保持较低的宏观结构弯曲模量收敛到纤维单元的弯曲模量。另一方面，纤维间的自由相对运动允许结构从高宏观占有体积在延伸配置下进行压缩，同时将压缩对纤维单元造成的损坏降至最低。虽然替代物的压缩性与更好地整合到具有最佳细胞反应的生物环境中并不直接相关，但这一特性使微创手术成为可能，从而改善患者的预后和恢复。替代物可以在输送系统中加载到压缩状态，并通过最小的皮肤切口或自然途径被引导到植入部位，然后再部署和固定。介入血管和心血管外科医生是这类设备的热衷消费者。心房附件封堵器、血管内主动脉血管假体、食管管和用于疝修补的腹膜前网片是交织纤维替代品的不完全清单，这些替代品使用编织、针织、编织和其他纺织技术来实现最小尺寸，以便以几乎无创伤的方式植入。

不连续性产生开放孔隙率

高孔隙率和孔隙互连性是交织纤维基结构的直接结果。为了与纤维的高表面比相平衡，这些特征极大地促进了纺织替代品的生物整合。孔径和孔隙互连性是控制细胞在支架内或支架内迁移的关键参数，具体取决于所需的目的。

营养物质的运输、活细胞培养和渗透

在组织再生目的中，在可吸收支架以及永久支撑上，细胞活力需要营养物质、氧气和代谢废物通过替代品扩散。在天然组织中，这种输送发生在毛细血管网络的薄壁上。

支架设计通常复制整体形式，但缺乏复制灌注所需的运输网络。如果没有这种能力，大多数组织工程策略仅限于扩散和小型支架。事实上，支架外围的细胞定植正在消耗氧气和营养物质，或充当氧气和营养物质扩散到支架内部的有效屏障。

为了提高细胞穿透支架的能力，研究人员研究了多孔结构，从而最大限度地提高整个支架体积的扩散和交换。例如，通过盐浸技术获得的多孔结构有利于细胞接种，但扩散性有限。不连续纤维交织并打开纤维结构中完全互连的孔隙，改善了整个结构的扩散，从而使可行的细胞迁移并能够在结构内部的高纤维表面积上增殖。多孔性和孔隙互连性促进细胞渗透到支架中，从而提供均匀的高细胞接种密度，并有助于血管化和新组织形成。

Narashima 提出了一种类似的方法来模拟毛细血管网络并克服大组织结构内的扩散限制。组织工程支架中集成的中空纤维膜应在体外灌注生物反应器培养过程中通过纤维壁提供所需的营养物质和气体，然后连接到宿主的血管系统，成为植入物的功能性灌注网络。

渗透性细胞呼吸、气体渗透

此外，通过纤维多孔结构扩散可实现渗透性、细胞呼吸和气体渗透。这些特性非常适合皮肤界面。电纺纳米纤维膜已被证明能有效地从伤口中渗出液体，不会在覆盖物下积聚，也不会导致伤口干燥。氧气渗透性、水蒸发和毛细血管促进的液体引流有助于伤口愈合，提高上皮化率，使真皮组织良好。

渗透/侵袭屏障

虽然细胞渗透到支架中可能是新血管形成和组织工程所希望的，但也应管理非渗透或有限的渗透。根据替代用途，细胞在整个支架中的迁移可能会导致严重的不良现象。不良事件，例如微生物入侵、不受控制的细胞排列和厚纤维囊内生长，导致纺织膜变硬、意外粘连到组织以及邻近软组织的机械损伤，都是与高毛细作用和孔隙率相关的一些后果。

通过超细纤维和高纤维密度，可以降低纤维结构的孔隙率并抑制替代纤维结构内的细胞内生长。电纺膜的密集纤维网络为细胞进入提供了屏障。它已用于胰岛，胰岛是疾病治疗的免疫隔离策略。动物研究已经证明了电纺袋的有效性，它可以防止细胞迁移到管腔中，而不会形成厚纤维囊。

13.2.3 缩放和图案化的纤维结构

纤维交织工艺允许获得具有明显优势的粘结性纤维结构，可用作具有改进的生物相容性的可植入医疗设备。然而，这些纤维粘结结构特征可能需要缩放和组织以更好地匹配应用。这些调整主要与纺织工艺有关。除了简单的纤维粘结结构外，纺织工艺还可以帮助提供具有所需规模、方向和物理特性的受控纤维图案。

13.2.3.1 定义

大多数智能纺织结构由纤维和纱线以或多或少有组织的方式和方向交织而成。控制纤维和纱线的这种分布和方向为生成各种图案和特性的纺织结构提供了空间，从而优化了其用途的结构。纺纱、编织和针织是常见的纺织工艺，可提供具有可调特性的 1D 到 3D 结构。纺织加工可能影响的特征有很多。

虽然纺织加工以前几乎总是包括三到四个连续步骤来实现 3D 结构，从纤维到纱线，然后从纱线到表面和体积排列，但实现这一目标的一种较新的方法是 3D 打印和纤维成分的 3D 沉积。即使它不是获得所需和优化结构的唯一方法，它也表明人们愿意控制纤维结构的所有关键参数。旨在控制纤维的方向、分布和方格密度，以及纤维本身的特性及其交织图案，在所有尺度水平上。

然后可以更精确地控制所有先前提到的与纤维和纤维交织有关的生物相容性特征。可以专门调整结构参数，例如用于细胞引导的纤维取向，甚至可以调整其相关特性，例如用于改善机械行为的纤维取向。最终目标是再现天然组织的各向异性、不均匀性、非线性、粘弹性，同时为细胞培养提供理想的结构支架。

13.2.3.2 鳞状和图案化纤维结构的生物相容性增强特征

细胞培养

纤维支架通常与组织工程有关，旨在复制缺陷组织的细胞外基质结构，从而促进细胞生物材料相互作用，并允许充分运输气体、营养物质和调节因子，以允许细胞生长。

缩放

纤维的缩放和取向是这些纤维支架结构的两个相互依赖的参数。这两个参数对新组织生长有很大影响，但应根据应用要求进行平衡。

例如，从体外和体内结果来看，假设低孔隙率可以改善成骨并促进细胞聚集，但会导致结构孔隙率定向性降低和新血管形成受限。

同样，众所周知，10μm纤维直径不允许替代血管壁上的内皮细胞表面增殖，而是细胞增殖并聚集在纤维长度上。随机纳米级纤维结构允许内皮细胞更好地表面增殖，跨越纤维之间的间隙，并具有表型表达（图 13.7）。

图 13.7 增殖 48 小时后用 DAPI（蓝色细胞核）和罗丹明-鬼笔环肽（红色肌动蛋白丝）标记的内皮细胞的荧光显微镜检查（600 倍）。（a）BAEC 在聚对苯二甲酸乙二醇酯薄膜上呈现典型的鹅卵石形状和绳状结构。（b）BAEC 沿原始心脏针织纺织品上的纤维增殖，没有单层形成。（c）在涂有聚-L-乳酸 (PLLA) 纳米纤维的心脏针织纺织品样品上，BAEC 开始以新内皮样形状增殖；绿色突出显示 PLLA 纤维和 PET 纺织纤维。

人们对纳米级拓扑结构的极大兴趣是由细胞外基质成分的纳米级结构引起的。纳米纤维的发展扩大了制造支架的范围，这些支架可以潜在地模拟纳米级天然人体组织的结构。电纺支架的尺寸在参与细胞附着、扩散和迁移的 ECM 成分（有组织的蛋白质和多糖）范围内，包括纤连蛋白原纤维（约 100 纳米）、肌动蛋白丝和神经丝（10 纳米）。能够对电纺纳米纤维的方向和结构进行一定程度的控制，可以定制支架以匹配预期的替代宿主组织。

方向

在神经导管替代工程的特定情况下，以平行分布正确缩放的纤维方向已显示通过表面接触引导来引导轴突延伸和施万细胞生长，而不会渗透到内部网络，而随机纤维网会被渗透。

事实上，神经生物学中要克服的三个最重要的原则是缺乏新的神经元、中枢神经系统内的轴突生长以及它们之间的连接。一种策略是提供由生物材料构成的适当环境，以促进新形成细胞的存活，促进轴突再生，并建立功能有效的连接。地形是影响轴突引导和生长的一个线索。据推测，基质的各向异性可能导致更快、更有方向性的再生，并引导生长锥遵循独特的方向。纳米纤维技术允许获得 3D 结构或支架，而不是简单的表面地形或粗糙度。电纺丝操作参数允许制造各种纤维形态，包括随机和对齐的纤维以及更复杂和精确的结构。

在高度对齐的纳米纤维基质中，神经突生长可能比随机纤维上的神经突生长长 20%，尽管未对齐的纤维的存在已被证明会阻碍延伸。

由于细胞体被限制在凹槽内，避免了神经元在凹槽之间交叉，因此轴突对齐和生长随着凹槽深度的增加而增加。因此，需要纤维的尺度参数、方向、孔隙率和形貌来满足神经导管再生的要求。通道的宽度必须足够宽以容纳神经元体，但不能太宽以允许神经突过度分支，从而产生神经元双极和定向结构。这些发现取决于细胞不同部分的大小：神经元体在 10-20 μm 范围内，生长锥约为 5 μm，而轴突和粘着斑的大小约为 1-3 μm。

类似地，在聚吡咯基底上形成的纤维（直径约 700 nm）网格上测试的胚胎肾细胞已被证明在纤维间距为 20 μm 而不是 100 μm 的平行网格上明显排列和定向，并且没有在其他基底中记录到细胞方向。然而，当方形和平行网格的纤维间距减小时，细胞扩散会减少。

此外，研究人员研究了定向多壁碳纳米管 (MWCNT) 对小鼠成纤维细胞粘附和增殖的影响。在硅基底上生长的定向 MWCNT 通过酸处理进行功能化，导致表面形态由互连的纳米管和蜂窝状多边形或金字塔状结构组成，具体取决于定向 MWCNT 的长度（图 13.8）。基于三维 MWCNT 的网络是组织工程支架的潜在候选材料。普通小鼠成纤维细胞在 7 天内从分离层到汇合层细胞通过细长的细胞质突起附着到多边形腔壁和底部，从而广泛生长、扩散和粘附，证实了它们在该领域的潜在应用（图 13.9）。

图 13.8 通过 SEM 检查基于 MWCNT 的结构：(a) 垂直排列的碳纳米管；(b) 后者经过物理化学处理后形成金字塔状结构；(c) 交联碳纳米管壁网络形成腔体。

图 13.9 在基于 MWCNT 的网络上生长的 L929 小鼠成纤维细胞的扫描电子显微照片：(a、b) 1 天后；(c、d) 7 天后。

这些例子只是组织工程中使用的纤维支架无限可能性的一部分。但是请记住，纤维的缩放和取向是可植入结构的主动参数，必须根据每个应用的特定要求来确定，以改善生物整合。纺织技术可以提供可控结构，从而实现最佳细胞培养条件。

加固结构，机械特性

另一方面，结构中交织纤维的方向可能会影响整个替代品的机械行为。即使在植入物中/整个植入物中获得良好的细胞粘附，其机械强度也应最好适应周围的应力和应用要求。

径向强度和结构弯曲特性

通常，需要良好的抗压缩性以避免植入物在其生物环境中塌陷。例如，血管支架旨在保持血管腔畅通。虽然血管支架通常很硬，具有较高的径向向外力，以重新打开因动脉粥样硬化而缩小的血管腔，但支架也必须足够灵活，以免在弯曲诱导下扭结并符合原生壁曲率。编织结构是腘动脉支架植入术的良好候选者，腘动脉支架植入术通常因膝后弯曲而失败。导线交织成管状，与装置轴向呈非正交角，具有可压缩性，允许微创手术，同时提供强度以面对径向向内的力，避免部署的植入物塌陷（图 13.10）。

图 13.10 镍钛合金编织线支架纵向柔韧性图，无管腔挤压。

神经导管也应具有抗压缩性。通过植入替代物来修复神经间隙以促进神经再生的结构，如壳聚糖多孔结构，在生理条件下通常具有较低的机械强度。处理这些结构非常具有挑战性，并且无法避免植入结构/萌芽神经细胞塌陷的风险。神经再生过程中，使用具有足够机械稳定性的神经导管是合适的，同时具有通透性以允许营养供应，其分子大小从 180 Da（葡萄糖）到 66,200 Da（BSA）。编织导管可以符合内部结构，促进神经再生，同时在生物环境中保持良好的弯曲能力并提供对压缩风险的加固。

各向异性和非均匀性机械性能

各向异性和非均匀性也可以通过纤维交织技术来控制，然后赋予特定的机械性能，以更好地模仿天然器官。特别是，尽管进行全关节置换，但软骨损伤的治疗是骨科关节领域的一项具有挑战性的课题，以控制滑膜反应。天然软骨是具有深度依赖性的非均匀结构。纤维交织技术可用于解决这些问题，并构建可重现天然机械特性的支架，同时承受要替换的天然组织的机械环境。微 3D 编织复合材料已被研究为一种可重现天然软骨复杂生物力学特性的解决方案。聚乙醇酸 (PGA) 和聚（ε-己内酯） (PCL) 纤维已与已知可支持软骨形成的水凝胶结合。结构内的纤维排列沿轴向、垂直和横向方向。机械测试表明，非细胞 3D 编织复合支架表现出与关节软骨相似的各向异性、粘弹性和拉伸-压缩非线性。这些特性可能为构建能够承受负荷的仿生支架提供优势，而无需进行体外细胞培养。

弯曲强度

灵活性和持久性是可以通过缩放、控制和定向纤维交织结构解决的其他问题。结构的不连续性和纤维的个别低弯曲刚度在整个纤维结构的负载弯曲条件下是有利的，特别是对于必须快速打开和关闭而不增加跨瓣血压梯度的心脏瓣膜瓣叶替代品。

与大多数其他结缔组织相比，心脏主动脉瓣的独特之处在于它不需要任何代谢活动或自我修复即可提供良好的使用寿命。替代品的要求降低到高机械疲劳抗性，而不需要细胞生长。

已经对主动脉瓣膜替代品的纤维结构进行了研究，处理松散和紧密的结构以确保低血液渗透性和对高血压梯度的抵抗力。F. Heim 研究了聚酯机织织物在三叶心脏瓣膜假体（图 13.11）中的性能，以承受分布在加载瓣叶圆周和纵向上的主要应力。

图 13.11 纺织心脏瓣膜假体原型的示例。瓣叶材料是裸机织织物。

与组织瓣膜和机械瓣膜相比，编织和纱线参数选择已证明对瓣叶的弯曲模量有很大影响，进而对瓣膜替代品的急性性能有很大影响。据报道，紧密度和比表面积与静态和动态反流值有关。然而，应谨慎考虑急性结果，并与瓣膜功能早期阶段发生的织物结构重排过程（1 Mio 循环相当于以每分钟 70 次心跳率运行约 15 分钟）相平衡，之后稳定下来。

尽管如此，纺织工艺参数与长期保质期有关。在低孔隙结构（如压延织物）中观察到早期故障。

相反，经过 5 Mio 和 10 Mio 循环的瓣膜原型表现出织物松散和更高的孔隙率。然后应找到一种平衡来实现良好的机械持久弯曲行为，同时考虑到孔隙率可能会促进组织内生和细胞浸润，从而导致弯曲模量受损。

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