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CN113476661B - 一种三层结构复合型自愈合人造血管及其制备方法 - Google Patents

一种三层结构复合型自愈合人造血管及其制备方法 Download PDF

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CN113476661B
CN113476661B CN202110756876.9A CN202110756876A CN113476661B CN 113476661 B CN113476661 B CN 113476661B CN 202110756876 A CN202110756876 A CN 202110756876A CN 113476661 B CN113476661 B CN 113476661B
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Abstract

本发明公开了一种三层结构复合型自愈合人造血管，该人造血管由两性离子水凝胶抗凝层、自愈合聚氨酯弹性体层、两性离子水凝胶抗炎层组成。管体内层的两性离子水凝胶，具有超亲水性和超润滑性，使人造血管具有良好的血液相容性。管体中间层的致密的自愈合聚氨酯弹性体，不仅能够提供人造血管所需的力学性能；由于其具有自愈合性质，能够在缝合和穿刺后快速自愈合，避免发生血液渗漏和血管破损。管体外层的两性离子水凝胶，具有优异的生物相容性，能够降低对植入位置的排异反应刺激，有利于保证人造血管在体内的长期稳定性及通畅性。本发明的人造血管具有很好的血液相容性、抗渗透性、组织相容性、顺应性和机械性能。

Description

一种三层结构复合型自愈合人造血管及其制备方法
技术领域
本发明涉及医疗器械领域，具体的说涉及一种三层结构复合型自愈合人造血管及其制备方法。
背景技术
血管移植和血管重建修复是心血管疾病的主要或辅助治疗手段，终末期肾病患者需要动静脉造瘘进行透析治疗。虽然自体血管是受损血管的理想替代品，但是不仅来源有限，而且存在二次创伤和并发症的危害。因此，如何制得符合临床要求的人造血管一直是国际上的研究热点。
目前，由涤纶、膨体聚四氟乙烯、真丝和聚氨酯等制备的大口径人造血管(≥6mm)已得到广泛的临床应用，特别是聚氨酯材料，不仅具有优异的顺应性、耐磨性、弹性和生物相容性，而且克服了涤纶、真丝和膨体聚四氟乙烯人造血管顺应性差的缺陷，在人造血管和人造心脏领域具有很好的前景和巨大的优势。但是，在小口径血管(＜6mm)的替代中依然极不理想，由于抗凝血性不足，在高张力、低血流的特殊状态下，极易形成附壁血栓，随之血凝亢进，导致血管狭窄和阻塞，小口径人造血管仍没有临床可用产品。因此，提高血液相容性是促进小口径人造血管临床应用，亟待解决的关键科学问题。另外，人造血管作为动静脉瘘应用时，每年需要经受150余次的16G针头的穿刺，极易造成人造血管破损和穿刺针孔渗血，导致血肿和假性动脉瘤等并发症。因此，使人造血管具备与天然血管相似的自愈合性能，是解决吻合针孔渗血和不耐穿刺，需要解决的关键科学问题。此外，聚氨酯体内移植物在长期使用过程中，依然会出现老化降解和钙化现象，研究认为炎性反应是诱发的根本因素，免疫反应细胞如巨噬细胞、异物巨细胞引起氧化降解。因此，提高组织相容性，使其少诱发乃至不诱发机体的炎性反应，是保证人造血管体内长期稳定性及通畅性，需要解决的关键科学问题。
理想的人造血管，应具备以下特点：具备有良好的血液和组织相容性；与健康天然血管相近似的力学性能；不易形成血栓，长期保持通畅；具有与天然血管类似的自愈合能力，避免吻合针孔渗血和穿刺渗血；不易发生退行性改变，性能稳定；耐受血管内压力，不易形成动脉瘤；受压后不易变形或扭折成角；不引起异物反应或排斥反应；足够的牵拉强度，不易撕裂；能选择不同的口径和长度。
因此突破人造血管的关键技术，提供具有良好的血液和组织相容性、力学性能、自愈合性和长期体内稳定性和通畅性等性质的人造血管，满足临床上对不同口径和性能的人造血管的要求是本领域技术人员亟需解决的技术问题。
发明内容
有鉴于此，本发明提供了提供一种三层结构复合型自愈合人造血管。本发明利用两性离子水凝胶层为人造血管的内壁，仿生天然血管的内皮层，使人造血管的管腔具有超亲水性和超润滑性，具有抗蛋白粘附能力，从而避免人造血管壁血栓的形成。其对于小口径血管尤为重要，小口径人工血管血流慢，即使是少量的纤维蛋白原在人工血管表面黏附都可能导致血小板聚集和血栓形成。利用自愈合聚氨酯弹性体为人造血管的中间层，仿生天然血管的平滑基层，不仅使人造血管具有优良的耐磨性、耐疲劳性、顺应性和弹性等力学性质，而且由于其具有自愈合性质，能够在缝合和穿刺后快速自愈合，避免发生血液渗漏和血管破损。利用两性离子水凝胶层为人造血管的外壁，具有优异的生物相容性，降低对植入位置的排异反应刺激，降低炎症反应，同时也避免炎症细胞在人造血管表面的粘附和浸润，有利于保证人造血管在体内的长期稳定性及通畅性。
为了实现上述目的，本发明采用如下技术方案：
一种三层结构复合型自愈合人造血管，所述人造血管为空心圆管结构，且所述人造血管包括内层、中间层和外层；
其中，所述人造血管包括内层和外层为两性离子水凝胶材料，所述人造血管中间层为自愈合聚氨酯弹性体材料。
进一步，所述两性离子水凝胶材料组成包括以下质量百分比原料：两性离子5％-80％，交联剂0.5％-5％，余量为水。
更进一步，所述两性离子为甲基丙烯酰乙基磺基甜菜碱(SBMA)，2-甲基丙烯酰氧乙基磷酸胆碱(PBMA)，甲基丙烯酰乙基羧酸甜菜碱(CBMA)，甲基丙烯酰乙基三氟丙基羧酸甜菜碱(CBF3MA)甲中的一种或多种混合。
采用上述进一步方案的有益效果在于：本发明上述几种成分均具有良好的血液相容性，具有卓越的抗蛋白吸附性能和血液成分粘附性能，可以保证人造血管的抗血栓性能。
更进一步，所述交联剂为N,N-亚甲基双丙烯酰胺(MBA)，N,N-双(丙稀酰) 胱胺(MSBA)，乙二醇二甲基丙烯酸酯(EBA)，双甲基丙烯酰乙基羧酸甜菜碱 (CBBA)中的一种或多种混合。
进一步，所述人造血管包括内层和外层的厚度均为50-300μm，水接触角均为4.5°-9.5°。
采用上述进一步方案的有益效果在于：上述限定能够仿生天然血管内皮层，保证人造血管的血液相容性。
进一步，所述人造血管中间层的厚度为100-600μm。
进一步，所述自愈合聚氨酯弹性体材料的玻璃化转变温度为25-45℃。
更进一步，所述愈合聚氨酯弹性体材料为具有合适的力学性质、玻璃化转变温度的自愈合TUEG4聚氨酯弹性体材料；其结构如下：
Figure RE-GDA0003175767530000041
采用上述进一步方案的有益效果在于：本发明采用的自愈合聚氨酯弹性体作为人造血管中间层，不仅能使人造血管具有很好的顺应性和机械性能，与天然血管匹配，在使用过程中不易变形或扭折成角，而且由于分子结构中存在多重氢键交联，以及具有合适的玻璃化转变温度，使得吻合和穿刺后快速自愈合，避免发生血液渗漏和血管破损。
进一步，所述人造血管的内径为3-30mm；人造血管的壁厚为200-1200μm。
采用上述进一步方案的有益效果在于：本发明限定壁厚厚度大于200μm，确保人造血管的强度，使其在体内使用时，不会由于受压而破损，避免对患者造成二次伤害；厚度小于1400μm，在确保基本性能的情况下不使血管壁过厚，由于人造血管在体内是异物，过厚的管壁会对患者造成不适感，不利与人体内血管的吻合，且过厚的管壁会影响血管的顺应性，可以根据实际血管置换的需要，调控三层结构复合型人造血管的壁厚。
本发明还提供了所述三层结构复合型自愈合人造血管的制备方法，其特征在于，包括以下步骤：
(1)制备中间层：选用单面或者双立面注塑机利用模具成型的方法，在模具中进行聚氨酯聚合物的填充，填充温度为150-170℃，填充至模具型腔体93-97％的体积；然后恒压处理，持续施加压力1200-2500psi，充分压实熔体，施加压力时间范围为10min-120min，增加熔体密度，采用80-0℃梯度水冷，使制品冷却固化，到合适杨氏模量，范围为5-600MPa，脱模；将注塑成型的人造血管中间层在50％-100％乙醇中浸泡4-8h，在20-40℃干燥2-12h后，得到人造血管的自愈合聚氨酯弹性中间层。
(2)将人造血管的自愈合聚氨酯弹性中间层浸泡在二苯甲酮的乙醇溶液中5min后，在30-45℃下干燥2-12h；然后，浸没在两性离子水凝胶材料中，在紫外LED照射下，进行原位光原子自由基聚合3-6h，在人造血管中间层两侧形成两性离子水凝胶涂层，获得三层结构复合型自愈合人造血管。
进一步，步骤(2)中所述紫外LED的照射条件为：波长为365nm，功率为20-50W。
进一步，在上述方法中可根据实际需要，通过控制制备自愈合聚氨酯弹性中间层模具的轴径控制人造血管中间层的内径，通过控制轴径与套管之间的内径差，控制中间层的厚度。可根据实际需要，通过控制两性离子单体浓度、交联剂的比例、聚合时间，控制人造血管内外层两性离子水凝胶的厚度。
相对于现有技术，本发明的有益效果为:
(1)由于采用了本发明的技术方案，本发明的人造血管的两性离子内层，可有效解决现有人造血管血液相容性差的问题。其对于小口径血管尤为重要，小口径人工血管血流慢，即使是少量的纤维蛋白原在人工血管表面黏附都可能导致血小板聚集和血栓形成。因此，本发明的人造血管有望解决小口径人造血管通畅性差的临床难题。
(2)本发明的人造血管的自愈合聚氨酯中间层，具有优良的生物相容性、耐磨性、耐疲劳性、顺应性和弹性等，能够仿生天然血管中间平滑肌层提供人造血管所需的力学性能。更重要的是，由于其分子结构中存在动态氢键的交联，以及具有在体温范围内的玻璃化转变温度，能够在穿刺后快速自愈合，避免发生血管破损和血液渗漏，解决人造血管作为血液透析患者动静脉内瘘使用时，由于不耐穿刺，造成人造血管破裂以及假性动脉瘤等恶性病发症的问题。
(3)本发明的人造血管的两性离子外层，具有优异的生物相容性，能够降低对植入位置的排异反应刺激，降低炎症反应，同时也避免炎症细胞在人造血管表面的粘附和浸润，解决聚氨酯人造血管体内钙化和降解等问题，保证体内长期稳定性和通畅性。
(4)本发明的人造血管，通过模具注塑成型和原位光原子自由基聚合方法制备，工艺简单可控，有利于放量制备，可重复性好，经济效益高，有望在血管外科领域得到广泛应用。
附图说明
图1为本发明提供的人造血管截面结构示意图。
图2为实施例4中人造血管内层的扫描电子显微镜图像。
图3为实施例4-7中人造血管内层和外层水接触角测试。
图4为实施例4-7中人造血管抗蛋白粘附能力评价。
图5为实施例4-7中人造血管血液相容性测试。
图6为实施例4-7中人造血管牵拉强度测试。
图7为实施例4-7中人造血管爆破压测试。
图8为实施例4-7中人造血管顺应性测试。
图9为实施例4-7中人造血管反复穿刺后残余强度测试。
图10为实施例4中人造血管比格犬颈动脉吻合后血流通畅性评价。
具体实施方式
下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
实施例1
参考图1，三层结构复合型人造血管，制备步骤如下：
第1步：利用模具成型的方法，在氩气保护条件下，制备聚氨酯弹性体人造血管中间层，具体的：首先，进行聚氨酯聚合物的填充，填充温度为160℃，填充至模具型腔体93-97％的体积；其次，进行保压处理，持续施加压力2400 psi，充分压实熔体，增加熔体密度，以补偿熔体冷却阶段的收缩；再次，采用梯度水冷，使制品充分冷却固化到合适刚性，脱模；最后，将注塑成型的人造血管中间层在乙醇中充分浸泡6h，清除可能粘附在表面的杂质和脱模剂等成分，在25℃充分干燥后，得到人造血管的自愈合聚氨酯弹性中间层。
步骤2：将上述注塑成型的人造血管中间层浸泡在二苯甲酮的乙醇溶液中 5min，后在40℃充分干燥；然后，浸没在两性离子单体和交联剂的水溶液中，在紫外LED照射(365nm，30W)下，进行原位光原子自由基聚合4h，在人造血管中间层两侧形成两性离子水凝胶涂层，获得三层结构复合型人造血管。
成品参数：内径3-30mm；壁厚200-1200μm。
实施例2
一种人造血管，为三层复合空心圆管结构，采用实施例1的制备方法，其中，内层和外层为两性离子水凝胶，两性离子甲基丙烯酰乙基羧酸甜菜碱 (CBMA)的质量百分比浓度为5％，交联剂N,N-亚甲基双丙烯酰胺(MBA)的质量百分比浓度为1％，内径为3mm，内层和外层厚度均为50μm；中间层聚氨酯弹性体厚度为100μm；人造血管的壁厚为200μm。
实施例3
一种人造血管，为三层复合空心圆管结构，采用实施例1的制备方法，其中，内层和外层为两性离子水凝胶，两性离子甲基丙烯酰乙基磺基甜菜碱 (SBMA)的质量百分比浓度为15％，交联剂N,N-双(丙稀酰)胱胺(MSBA)的质量百分比浓度为3％，内径为6mm，内层和外层厚度均为100μm；中间层聚氨酯弹性体厚度为400μm；人造血管的壁厚为600μm。
实施例4
一种人造血管，为三层复合空心圆管结构，采用实施例1的制备方法，其中，内层和外层为两性离子水凝胶，两性离子甲基丙烯酰乙基羧酸甜菜碱 (CBMA)的质量百分比浓度为25％，交联剂N,N-亚甲基双丙烯酰胺(MBA)的质量百分比浓度为1.5％，内径为5mm，内层和外层厚度均为100μm；中间层聚氨酯弹性体厚度为600μm；人造血管的壁厚为800μm。
实施例5
一种人造血管，为三层复合空心圆管结构，采用实施例1的制备方法，其中，内层和外层为两性离子水凝胶，两性离子2-甲基丙烯酰氧乙基磷酸胆碱(PBMA)的质量百分比浓度为20％，交联剂乙二醇二甲基丙烯酸酯(EBA)的质量百分比浓度为2％，内径为15mm，内层和外层厚度均为150μm；中间层聚氨酯弹性体厚度为600μm；人造血管的壁厚为900μm。
实施例6
一种人造血管，为三层复合空心圆管结构，采用实施例1的制备方法，其中，内层和外层为两性离子水凝胶，两性离子甲基丙烯酰乙基三氟丙基羧酸甜菜碱(CBF3MA)的质量百分比浓度为60％，交联剂双甲基丙烯酰乙基羧酸甜菜碱(CBBA)的质量百分比浓度为0.5％，内径为20mm，内层和外层厚度均为150μm；中间层聚氨酯弹性体厚度为800μm；人造血管的壁厚为1100μm。
实施例7
一种人造血管，为三层复合空心圆管结构，采用实施例1的制备方法，其中，内层和外层为两性离子水凝胶，两性离子甲基丙烯酰乙基羧酸甜菜碱 (CBMA)的质量百分比浓度为80％，交联剂双甲基丙烯酰乙基羧酸甜菜碱 (CBBA)的质量百分比浓度为5％，内径为30mm，内层和外层厚度均为300 μm；中间层聚氨酯弹性体厚度为600μm；人造血管的壁厚为1200μm。
实施例8
一种人造血管，为三层复合空心圆管结构，采用实施例1的制备方法，其中，内层和外层为两性离子水凝胶，两性离子甲基丙烯酰乙基三氟丙基羧酸甜菜碱(CBF3MA)的质量百分比浓度为60％，交联剂N,N-亚甲基双丙烯酰胺 (MBA)的质量百分比浓度为3％，内径为30mm，内层和外层厚度均为100μm；中间层聚氨酯弹性体厚度为1000μm；人造血管的壁厚为1200μm。
实施例9
利用扫描电子显微镜(SEM,S-4800,Hitachi)，对实施例4中人造血管内层的微观形貌进行评价。具体的，将人工血管在液氮中迅速冷冻，在冷冻干燥机中冷冻干燥完全后获取截面，采用SEM观察断面的结构形态。如图2所示，人造血管内层分布有均匀的凝胶，质地均匀。
实施例10
实施例4，5，6，7中人造血管内层和外层水接触角测试。利用接触角测试，评价人造血管内层和外层的亲水性。具体的采用溶剂蒸发法制备薄膜，在室温(22-25℃)和相对湿度(20-40％)条件下，使用DSA 10mk2(Kruss)系统进行接触角测量，为避免交叉污染，每个测试液体均使用一次性注射器，将注射器内2μL的液滴放置在样品表面，用电荷耦合器件(CCD)相机在液滴静置 120秒后拍摄静接触角图像，接触角由系统软件计算，每个样本实验重复5次。如图3所示，人造血管内层和外层的两性离子水凝胶层的水接触角均小于10°，具有超亲水性。
实施例11
实施例4，5，6，7中人造血管抗蛋白粘附能力评价。将实施例4，5，6， 7中人造血管样品置于未经稀释的血浆中，在37℃无菌条件下孵育24h，将人造血管样品用磷酸盐缓冲液(pH＝7.4,10mM)漂洗后，利用蛋白定量试剂盒，测定单位面积人造血管所结合的血浆蛋白量。如图4所示，两性离子水凝胶层界面修饰，能够显著增强聚氨酯人造血管表面抗蛋白吸附能力。
实施例12
实施例4，5，6，7中人造血管血液相容性测试。
①溶血率测试。通过溶血率测试，评价人造血管血细胞(主要是红细胞) 的破坏程度。将待测人造血管装入试管内，加0.9％NaCl溶液10mL；阳性对照采用蒸馏水，阴性对照为0.9％的NaCl溶液。采用新鲜ACD抗凝兔血 (血:3.8％柠檬酸钠＝4:1)，全部试管放入37℃水浴中预温30min，各加稀释新鲜抗凝兔血0.2mL(兔血:生理盐水＝4:5)，继续37℃水浴中保温1h，离心5 min(2500r/min)，取上清液,在分光光度计545nm处测取各管吸光度值。溶血率＝(样品吸光度-阳性对照吸光度)/(阴性对照吸光度-阳性对照吸光度)。若溶血率<5％，则说明人造血管符合医用材料的溶血率要求。如图5所示，实施例4， 5，6，7中人造血管的溶血率低于1％，符合医用材料的溶血率要求。
②凝血酶原时间。利用凝血酶原时间试验，评价人造血管对凝血酶原因子的激活所致的凝血时间的影响。将材料涂于玻璃管内壁，玻璃试管、硅化玻璃试管为对照。采用Quick氏法，试材管内加入富血小板血浆 (Platelet-rich-plasma,PRP)，再加入0.1mL兔脑浸提液，置于37℃水浴2min；加入已预温37℃的0.025mol/L CaCl2溶液0.1mL，同时计时，立即摇动数次，浸入水浴；5～8s从水浴移出试管，连续倾斜，至出现凝块，为凝固时间。各试验管和对照管，均取3次以上的平均值。如图5所示，实施例4，5，6，7 中人造血管的凝血酶原时间与天然血管相比，没有明显的差异，表明人造血管对凝血酶原因子的激活所致的凝血时间没有明显影响。
③活化部分凝血活酶时间。通过活化部分凝血活酶时间试验，评价人造血管对内源性凝血因子的激活程度，从而评价其对凝血时间的影响。将人造血管剪成0.5cm×0.5cm的小条置于小烧杯底部的中心，在37℃恒温5min后，向薄膜中心注入0.25mL柠檬酸钠抗凝兔血，恒温5min后，向血液中注入 0.02mL CaCl2水溶液(0.2mol/L)，开始记时，摇晃小烧杯1min，使CaCl2与血混和均匀，盖好烧杯再恒温5min，取出烧杯，向烧杯中加入50mL蒸馏水，摇晃小烧杯10min，取上清液，用分光光度计测量血水在540nm处的吸光度。以含0.25mL全血的50mL蒸馏水作为对照，其相对吸光度作为100％。其抗凝血性能＝(Is/Iw)×100％。式中，Is为血液和CaCl2的混和液与样品接触设定时间后血液的相对吸光度；Iw为血液与一定量的蒸馏水混和后的相对吸光度。如图5所示，实施例4，5，6，7中人造血管的活化部分凝血活酶时间与天然血管相比，没有明显的差异，表明人造血管对内源性凝血因子的激活没有明显影响。
实施例13
实施例4，5，6，7中人造血管牵拉强度测试。通过人工血管的缝线牵拉强度测试，评价人工血管吻合口的耐缝合强度和吻合口断裂强度。沿轴向截取一段长度约为20mm的样本，使用6-0尼龙缝线在距伸直样本一端2mm 处插入，穿过血管壁缝合成一个半环。调整环的方向使缝线与待测血管轴向分别成0°、45°或90°，以150mm/min的速率拉伸缝线，记录将缝线从血管假体中拉出，或导致血管假体壁损坏的拉力大小。如图6所示，实施例4，5，6， 7中人造血管的牵拉强度大于252gf，能够满足血管吻合的要求。
实施例14
实施例4，5，6，7中人造血管爆破压测试。通过爆破压测试，评价人工血管的耐压能力。将待测的人工血管，一端封住以防止漏水，然后将待测血管样本管腔注满蒸馏水促使其达到有效长度，另一端装备有连续增压装置和压力传感器。当所有测试条件完备，以一定的速度(kPa/s)连续增压，当血管样本破裂时，记录此时瞬间压力即为血管样本爆破压。如图7所示，实施例4， 5，6，7中人造血管爆破压超过1800mmHg，能够耐受血液压力，满足人造血管的需要。
实施例15
实施例4，5，6，7中人造血管顺应性测试。取一定规格的人造血管，一端用与其内径相匹配的塞子封闭，并将其用0.46N的力拉紧，另一端连接连续增压装置和压力传感器。人造血管样本里面装满蒸馏水并用连续增压装置增压，记录传感器显示压力为6.65Kpa和26.6Kpa时的外直径。内径和壁厚可按上述方法在自然状态下测得。如图8所示，实施例4，5，6，7中人造血管顺应性约为5％，与天然血管具有良好的匹配性。
实施例16
实施例4，5，6，7中人造血管反复穿刺后残余强度测试。沿人工血管的纵轴方向截取一段样品后沿轴向剪开，抚平后使用16G的穿刺针，在血管表面进行每平方厘米24次穿刺。穿刺后的样品放置在开口为1cm2的薄膜加压设备上，均匀增压，直到样品破裂，记录此时的压力值，即为反复穿刺后的残余强度。如图9所示，实施例4，5，6，7中人造血管反复穿刺后的残余强度为原始强度的95％，表明本发明中人造血管具有良好的自愈合能力。
实施例17
实施例4中人造血管比格犬颈动脉吻合后血流通畅性评价。构建血管材料的比格犬颈动脉吻合模型，利用小动物多普勒小动物超声多普勒血流仪评价人工血管的通畅性。如图10所示，实施例4中人造血管在体内植入8个月期间，能够保持良好的血流通畅性和搏动。
尽管上面已经示出和描述了本发明的实施例，可以理解的是，上述实施例是示例性的，不能理解为对本发明的限制，本领域的普通技术人员在本发明的范围内可以对上述实施例进行变化、修改、替换和变型。

Claims (6)

1.一种三层结构复合型自愈合人造血管，其特征在于，所述人造血管为空心圆管结构，且所述人造血管包括内层、中间层和外层；
其中，所述人造血管包括内层和外层为两性离子水凝胶材料，所述人造血管中间层为自愈合聚氨酯弹性体材料；
所述两性离子水凝胶材料组成包括以下质量百分比原料：两性离子5％-80％，交联剂0.5％-5％，余量为水；
所述两性离子为甲基丙烯酰乙基磺基甜菜碱，2-甲基丙烯酰氧乙基磷酸胆碱，甲基丙烯酰乙基羧酸甜菜碱，甲基丙烯酰乙基三氟丙基羧酸甜菜碱中的一种或多种混合；
所述交联剂为N,N-亚甲基双丙烯酰胺，N,N-双(丙稀酰)胱胺，乙二醇二甲基丙烯酸酯，双甲基丙烯酰乙基羧酸甜菜碱中的一种或多种混合；
所述人造血管包括内层和外层的厚度均为50-300μm，水接触角均为4.5°-9.5°。
2.根据权利要求1所述一种三层结构复合型自愈合人造血管，其特征在于，所述人造血管中间层的厚度为100-600μm。
3.根据权利要求1所述一种三层结构复合型自愈合人造血管，其特征在于，所述自愈合聚氨酯弹性体材料的玻璃化转变温度为25-45℃。
4.根据权利要求1所述一种三层结构复合型自愈合人造血管，其特征在于，所述人造血管的内径为3-30mm；人造血管的壁厚为200-1200μm。
5.一种权利要求1-4任一项所述三层结构复合型自愈合人造血管的制备方法，其特征在于，包括以下步骤：
(1)制备中间层：利用模具成型的方法，在模具中进行聚氨酯聚合物的填充，填充至模具型腔体93-97％的体积；然后恒压处理，持续施加压力1200-2500psi，充分压实熔体，施加压力时间范围为10120min，增加熔体密度，采用80-0℃梯度水冷，使制品冷却固化，到5-600MPa杨氏模量，脱模；将注塑成型的人造血管中间层在50％-100％乙醇中浸泡4-8h，在20-40℃干燥2-12h后，得到人造血管的自愈合聚氨酯弹性中间层；
(2)将人造血管的自愈合聚氨酯弹性中间层浸泡在二苯甲酮的乙醇溶液中5min后，在30-45℃干燥2-12小时后；然后，浸没在两性离子水凝胶材料中，在紫外LED照射下，进行原位光原子自由基聚合3-6h，在人造血管中间层两侧形成两性离子水凝胶涂层，获得三层结构复合型自愈合人造血管。
6.根据权利要求5所述一种三层结构复合型自愈合人造血管的制备方法，其特征在于，步骤(2)中所述紫外LED的照射条件为：波长为365nm，功率为20-50W。
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