可吸收封堵器械的制作方法

本发明属于医疗器械领域，涉及植入式器械，具体涉及可吸收封堵器械。

背景技术：

房间隔缺损(atrialseptaldefect，简称：asd)，室间隔缺损(ventricularseptaldefect，简称：vsd)，动脉导管未闭(patentductusarteriosus，简称：pda)是常见的先天性心脏缺损疾病。近年来，心脏缺损封堵器己经广泛地应用于asd、vsd等先天性心脏缺损疾病的介入治疗，具有创伤轻微、手术安全、以及近、中期疗效确切等优势。

封堵器械的治疗原理是：将封堵器械通过介入手术输送至病人的心脏缺损部位，封堵器械释放后堵塞缺损部位，流至封堵器表面的血液发生血栓化，然后再机化为纤维组织，缺损部位周围的组织也会向内生长爬覆，最终完成对封堵器械及封堵器械内的纤维组织的内皮化，由此修复心脏缺损部位。传统的封堵器械大多由含镍的形状记忆合金材料制成，当内皮化完成、心脏缺损被修复后，植入体内的封堵器械不能被人体组织吸收，只能永久存在于缺损部位。因此，容易产生房室传导阻滞、瓣膜损伤、残余分流、心脏磨穿或镍过敏等远期并发症和不利影响。

由生物可降解聚合物材料制作的可吸收封堵器械在植入体内后，一旦完成内皮化，器械本体即可逐渐被人体组织吸收，可以消除封堵器械永久存留体内导致的远期并发症和不利影响。目前常用的生物可降解聚合物材料包括聚乳酸、聚乙醇酸、聚羟基脂肪酸脂、聚二氧环己酮和聚己内酯等，亦有将此类材料用于血管支架的应用。但是由于与血管支架相比，可吸收封堵器械使用的可降解聚合物材料的用量很大，在封堵器械植入人体后，大量聚合物快速降解，或者在某段时间内集中降解，会释放大量降解产物，而当降解产物浓度超出人体组织可吸收的范围，就可能诱发严重的炎症反应，对人体造成伤害。

基于此，有必要提供一种在整个降解周期内不会在短时间内密集生成降解产物的可吸收封堵器械，来防止由于封堵器械的快速、不均匀降解导致的严重炎症反应，进而降低对人体造成伤害的可能。

技术实现要素：

研究发现，在一定条件下，某些聚合物的两种不同的对映异构体之间会产生立构复合物晶体。聚合物的立构复合物晶体内部存在额外氢键，因此与普通的聚合物晶体相比，具有更强的内在作用力，可阻碍水分子进入聚合物内部。故，这类聚合物的立构复合物晶体具有结构稳定、降解速率慢的特点。

本发明的目的在于，提供一种可吸收封堵器械，由包含立构复合物晶体的可降解聚合物材料制成编织丝，再将编织丝用于制作可吸收封堵器械。由此，使得本发明提供的可吸收封堵器械具有较传统可吸收聚合物封堵器械更久的降解周期，并且能相对均匀地降解，在其整个降解周期内，不会在短时间内密集生成降解产物，有效地防止由于封堵器械的快速、不均匀降解导致的严重炎症反应。

本发明提供一种可吸收封堵器械，包括具有相对的近端和远端的封堵主体。所述封堵主体包括网状结构。所述网状结构由多根编织丝构成。至少部分所述编织丝由可降解聚合物材料制成。所述可降解聚合物材料含有立构复合物晶体，且所述可降解聚合物材料的立构复合结晶度范围为5％～80％。

在其中一个实施例中，所述可降解聚合物材料的立构复合结晶度范围为30～60％。

对于含有立构复合物晶体的可降解聚合物材料，其具有规则排列的结晶区域及无序排列的非晶区域。结晶区域包括立构复合结晶区域及非立构复合结晶区域。其中，立构复合结晶区域占可降解聚合物材料的整体区域的百分比称为可降解聚合物材料的立构复合结晶度。

与本发明有关的试验表明，由立构复合结晶度范围为5％～80％的可降解聚合物材料制成的编织丝的降解周期可被有效延长。由立构复合结晶度范围为30～60％的可降解聚合物材料制成的编织丝的降解周期与立构复合结晶度为零的相同可降解聚合物材料制成的编织丝相比，前者的降解周期至少延长至后者的降解周期的两倍，并且在其整个降解周期内，不会在短时间内密集生成降解产物。

在其中一个实施例中，所述可降解聚合物材料选自同一种可降解聚合物的至少两种不同对映异构体的大分子形成的共混物，且所述不同对映异构体的大分子之间形成立构复合物晶体。

在其中一个实施例中，所述可降解聚合物材料选自至少两种分别包含同一种可降解聚合物的不同对映异构体链段之一的大分子形成的共混物，且所述不同对映异构体链段之间形成立构复合物晶体。

在其中一个实施例中，所述可降解聚合物材料选自可降解聚合物的一种对映异构体的大分子与包含同一种可降解聚合物的另一种对映异构体链段的大分子形成的共混物，且所述对映异构体的大分子与所述另一种对映异构体链段之间形成立构复合物晶体。

在其中一个实施例中，所述可降解聚合物为聚乳酸。

在其中一个实施例中，所述大分子的重均分子量范围为10,000da至800,000da。

在其中一个实施例中，所述大分子的空间结构包括线型分子结构、星形分子结构、梳型分子结构或者刷型分子结构。

在其中一个实施例中，所述大分子的合成引发剂选自乙二醇、聚乙二醇、丙二醇、二甘醇、聚倍半硅氧烷、季戊四醇、三季戊四醇、丁三醇、己三醇、戊五醇、胶原蛋白、弹性蛋白、纤维蛋白、纤维蛋白原、白蛋白、透明质酸、多肽、右旋糖苷、藻酸盐、纤维素、壳聚糖、壳质或者黏多糖中的至少一种。

在其中一个实施例中，所述编织丝的数量为20至200根。

在其中一个实施例中，所述编织丝的直径范围为0.05至0.50毫米。

在其中一个实施例中，所述可吸收封堵器械还包括固定在所述封堵主体内的阻流膜。

在其中一个实施例中，所述阻流膜由含有立构复合物晶体的可降解聚合物材料制成。

在其中一个实施例中，所述可吸收封堵器械还包括设置在所述封堵主体内部的锁定件。所述锁定件的远端与所述封堵主体的远端相连。所述锁定件的近端与所述封堵主体的近端可拆卸连接。

在其中一个实施例中，所述锁定件由含有立构复合物晶体的可降解聚合物材料制成。

本发明与现有技术相比，至少具有以下有益效果：

本发明提供的可吸收封堵器械中，构成其封堵主体的编织丝由含有立构复合物晶体的可降解聚合物材料制成。与相同质量的传统可吸收聚合物封堵器械相比，本发明提供的可吸收封堵器械的降解周期更长。另外，本发明通过改变可降解聚合物材料的立构复合结晶度，可以使得本发明提供的封堵器械相对均匀地降解，在封堵器械的整个降解周期内，不会在短时间内生成大量降解产物，有效地防止由于封堵器械的快速、不均匀降解导致的严重炎症反应，进而降低对人体造成伤害的可能。

附图及附图说明

图1为实施例一提供的封堵器械的结构示意图，其包括具有相对的近端和远端的封堵主体，所述封堵主体包括网状结构，所述网状结构由多根编织丝构成；

图2为实施例一至八提供的封堵器械所采用的编织丝以及对比例一的封堵器械所采用的编织丝的体外降解趋势图，其中，曲线1至曲线8为实施例一至八提供的封堵器械所采用的编织丝的体外降解趋势图，曲线9为对比例一的封堵器械所采用的编织丝的体外降解趋势图，曲线1至曲线7中的虚线部分为降解趋势模拟图；

图3为实施例一提供的封堵器械在植入小型猪的心脏两年后，封堵器械周边组织的病理切片图；

图4为实施例二提供的封堵器械在植入小型猪的心脏两年后，封堵器械周边组织的病理切片图；

图5为实施例三提供的封堵器械在植入小型猪的心脏两年后，封堵器械周边组织的病理切片图；

图6为实施例四提供的封堵器械在植入小型猪的心脏两年后，封堵器械周边组织的病理切片图；

图7为实施例五提供的封堵器械在植入小型猪的心脏两年后，封堵器械周边组织的病理切片图；

图8为实施例六提供的封堵器械在植入小型猪的心脏两年后，封堵器械周边组织的病理切片图；

图9为实施例七提供的封堵器械在植入小型猪的心脏两年后，封堵器械周边组织的病理切片图；

图10为实施例八提供的封堵器械在植入小型猪的心脏两年后，封堵器械周边组织的病理切片图；

图11为对比例一的封堵器械在植入小型猪的心脏两年后，封堵器械周边组织的病理切片图。

具体实施方式

为了使本发明的目的、技术方案及有益效果更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用于解释本发明，并不用于限定本发明。

为了更加清楚地描述封堵器械的结构，此处限定术语“近端”及“远端”为介入医疗领域惯用术语。具体而言，在介入医疗领域，“远端”表示手术操作过程中远离操作人员的一端，“近端”表示手术操作过程中靠近操作人员的一端。

除非另有定义，本发明所使用的所有的技术和科学术语与属于本发明的技术领域的技术人员通常理解的含义相同。本发明在说明书中所使用的术语只是为了描述具体的实施例的目的，不是旨在于限制本发明。

首先需要说明的是，可降解聚合物材料中的立构复合物晶体同时通过x射线衍射(简称xrd)及差示扫描量热法(简称dsc)进行表征。xrd检测仪器为：德国bruker公司生产的d8gadds衍射仪；检测条件为：室温空气中；检测方法为，先将可降解聚合物材料制成的编织丝切碎并压制成片状，x射线由片状物的一侧入射，并在同侧收集衍射信号，绘制图谱。dsc检测仪器为：美国tainstrument公司生产的dsc-q100型差热扫描分析仪；检测条件为：氮气保护，起始温度30℃，以20℃/每分钟的加热速率，从30℃加热至250℃。

可降解聚合物材料的立构复合结晶度通过前述的xrd仪器及检测条件和方法进行检测。xrd图谱中的立构复合物晶体衍射峰的分峰的积分面积之和与可降解聚合物材料整体衍射图谱的积分面积的比值，即为该可降解聚合物材料的立构复合物晶体度。

可降解聚合物的重均分子量及多分散系数采用美国怀雅特公司生产的八角度激光光散射仪进行检测。

其次，本发明通过体外降解试验，考察由可降解聚合物材料制成的编织丝的降解性能。体外降解试验主要包括以下步骤：将原始质量为m的编织丝，放入能用最小体积浸泡编织丝的样品瓶内，加入37℃的磷酸缓冲盐溶液使其恰好完全浸没编织丝。将样品瓶置于36.5℃至37.5℃恒温水浴环境中，以40～80转/分钟的速率振荡，并分别在三年内，每2个月作为预定观察时间点，取出编织丝并称量编织丝的剩余质量m，剩余质量m占原始质量m的百分比即为编织丝的质量保留率。以编织丝的质量保留率与降解时间的关系绘制编织丝的三年降解趋势曲线，并且根据三年降解趋势曲线模拟编织丝完全降解所需的时间。

降解性能的主要考察指标包括降解周期、集中降解时间段及降解产物的释放量。当编织丝在某一时间点测得的质量保留率下降至5％及以下时，说明编织丝已经完全降解，由降解起点至该时间点之间的时间区域即为编织丝的降解周期。若编织丝质量保留率在某段时间区域内下降较快，说明编织丝在该段时间区域内集中降解，该时间段称为集中降解时间段；若编织丝质量保留率在某段时间区域内下降较慢，则说明编织丝在该段时间区域内平缓降解。编织丝在体外模拟降解试验中减少的质量视为降解产物的释放量。

在可吸收封堵器械被植入病人体内后，一般会在6个月之内完成内皮化，因此临床要求其至少在植入6个月时仍能保持稳定的框架结构。故，需要测试编织丝在植入6个月时的力学性能。测试方法为：在前述的体外模拟降解试验进行至6个月时，取出编织丝，使用美国instron公司生产的5569型万能拉伸试验机测试编织丝的力学性能。测试标准为《gb/t228.1-2010金属材料拉伸试验》，测试条件如下：原始标距10mm，拉伸速度1mm/min。力学性能的主要考察指标包括弹性模量、抗拉强度和断裂伸长率。测试中，若编织丝在体外降解6个月后仍具有不低于1gpa的弹性模量和不低于20％的断裂伸长率，可判断由该种编织丝构成的封堵器械在植入人体6个月时仍能保持稳定的框架结构，其机械强度能达到封堵器械等植入式医疗器械的临床使用需求。反之，则说明由该编织丝构成的封堵器械的机械强度不能达到植入式医疗器械的临床使用需求。

另外，本发明通过动物植入试验考察可吸收封堵器械在降解过程中，生成的降解产物对植入周边组织的影响。具体地，包括以下步骤：将可吸收封堵器械植入哺乳动物(例如：兔子、狗、小型猪)的心脏内，在预定的观察时间点，诸如两年，对动物进行安乐处死，从其体内取出残余的封堵器械及其周边心肌组织，并对心肌组织进行组织病理学分析，观察是否有炎症反应及异物反应。

按形状分，封堵器械通常分为近似“工”字型和近似“t”字型两种结构。近似“工”字型封堵器包括两个相对的封堵盘及连接两个封堵盘的腰部，且腰部的直径小于封堵盘的直径。近似“t”字型封堵器包括一个封堵盘及一个与封堵盘相连的腰部。按适用的心脏缺损部位分类，封堵器械主要包括室间隔缺损封堵器、房间隔缺损封堵器、动脉导管未闭封堵器及卵圆孔未闭封堵器。其中，室间隔缺损封堵器、房间隔缺损封堵器和卵圆孔未闭封堵器均为“工”字型结构的双盘封堵器，动脉导管未闭封堵器为“t”字型结构的单盘封堵器。

以下以“工”字型结构的双盘封堵器为例，结合附图和多个实施例，对本发明作进一步详细说明。可以理解的是，下述各实施例仅为本发明的较佳实施例，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

实施例一

请参见图1，本发明实施例一提供的封堵器械100，包括具有相对的近端和远端的封堵主体110、通过缝合线130固定在封堵主体110内的阻流膜120、及设置在封堵主体110内部的长条形锁定件160。

封堵主体110包括两端封闭的网状结构114。网状结构114的近端封闭形成封堵器械100的栓头140。网状结构114的远端封闭形成封堵器械100的封头150。网状结构114经过热定型，形成靠近近端的第一封堵单元111、靠近远端的第二封堵单元112，以及连接于第一封堵单元111和第二封堵单元112之间的腰部113。可以理解的是，在其他实施例中，网状结构114可以仅有一端封闭，另一端采取覆盖阻流膜等形式达到阻挡血流的目的。

网状结构114由多根编织丝构成。编织丝的数量为20至200根。编织丝的直径范围为0.05至0.50毫米。优选地，在本实施例中，编织丝的数量为96根。编织丝的直径为0.15毫米。

锁定件160的远端与封头150螺纹连接，锁定件160的近端通过过盈配合与栓头140可拆卸连接。在封堵器械100释放后，可以通过锁定件160将封堵器械100的远端逐渐拉向近端，使封堵器械100恢复双盘结构，之后再通过锁定件160与栓头140的过盈配合连接，固定封堵器械100的远端和近端之间的距离，由此，封堵器械100在释放后再次恢复并保持稳定的双盘结构。可以理解的是，锁定件160的形状、结构及其与封堵主体110的近端及远端的连接方式并不限于本实施例提供的方式，也可以采用本领域通用的结构及连接方式，例如细丝形锁定件、圆球形锁定件，只要锁定件160的远端与封堵器械100的远端连接，锁定件160的近端与封堵器械100的近端可拆卸连接，且锁定件160的远端能拉向操作者，即可达到使封堵器械100在释放后恢复并保持双盘结构的目的。

优选地，本实施例中，阻流膜120、缝合线130及锁定件160均由含有立构复合物晶体的可降解聚合物材料制成。可以理解的是，在其他实施例中，阻流膜120、缝合线130及锁定件160也可以由不含立构复合物晶体的可降解聚合物材料制成，由于阻流膜120、缝合线130及锁定件160的绝对质量较小，其在体内的降解不会导致人体严重的炎症反应。

本实施例中，构成网状结构114的编织丝由含有立构复合物晶体的可降解聚合物材料制成。具体地，由质量比为70:30的线型左旋聚乳酸(简称plla)和线型右旋聚乳酸(简称pdla)于180至200摄氏度经过熔融混合挤出而得。本实施例中，plla的重均分子量为100,000da，多分散系数为1.5。pdla的重均分子量为10,000da，多分散系数为1.4。在180至200摄氏度的熔融温度下，plla和pdla可以充分混合，也不会由于温度太高而导致混合后的聚乳酸(简称pla)再发生严重的受热降解。具体地，本实施例中，熔融温度为190摄氏度。

通过xrd和dsc分别对本实施例采用的编织丝进行表征。在xrd图谱中，出现pla立构复合物晶体的衍射峰，其2θ角度约为11.9°，20.7°和23.9°。在dsc加热扫描曲线中，出现pla立构复合物晶体的熔融峰，其熔融温度约为220摄氏度，比pla普通结晶的熔融峰的熔融温度高50摄氏度左右。xrd和dsc结果显示，本实施例采用的编织丝中，pdla和plla形成了pla立构复合物晶体。

通过xrd测定编织丝的立构复合结晶度。经测定，本实施例采用的编织丝中的pla立构复合结晶度为50％。

对本实施例采用的编织丝进行三年体外降解试验，得到编织丝的质量保留率与降解时间的关系曲线，如图2中的曲线1的实线部分所示，并且根据三年降解趋势曲线模拟三年之后的降解趋势，如图2中的曲线1的虚线部分所示。由曲线1可知，本实施例中，含有pla立构复合物晶体的编织丝的降解周期约为5至6年，编织丝的质量保留率在第10～62个月内每2个月的下降值均小于5％，说明编织丝的降解产物在第10～62个月内均可平缓释放。

在体外降解试验进行6个月后，取出编织丝进行力学性能测试，结果如表1所示，表1一并示出实施例二至八以及对比例一的封堵器械所采用的编织丝的力学性能。

表1实施例一至八及对比例一采用的编织丝的力学性能测试结果

由表1可知，本实施例采用的编织丝经过6个月体外降解后，其弹性模量为6.1gpa，断裂伸长率为75.7％。该结果表明，本实施例提供的封堵器械100可保证在植入6个月内具有稳定的框架结构，以实现内皮爬覆完全，符合临床要求。

通过动物植入试验考察本实施例提供的封堵器械100的降解产物对植入周边组织的影响。将封堵器械100植入小型猪的心脏内，植入两年后取出残余的封堵器械100及其周边的心肌组织，进行病理切片分析。组织病理切片如图3所示。由图3可知，本实施例提供的封堵器械100在植入猪体内两年后，其周边组织无明显炎症反应和异物反应。

实施例二

本实施例提供的封堵器械的结构与实施例一提供的封堵器械100的结构基本相同。阻流膜、缝合线及锁定件的材料与实施例一的阻流膜、缝合线及锁定件的材料相同。本实施例与实施例一的区别之处在于，构成网状结构的编织丝的数量为72根。编织丝的直径为0.25毫米。且编织丝的材料与实施例一采用的编织丝的材料不同。

具体地，本实施例中，构成网状结构的编织丝由质量比为80:20的线型plla和线型pdla-聚己内酯共聚物(简称pdla-co-pcl)于180摄氏度熔融混合挤出而得。线型plla重均分子量为400,000da，多分散系数为2.0。线型pdla-co-pcl的重均分子量为15,000da，多分散系数为1.8。线型pdla-co-pcl由97mol％右旋丙交酯和3mol％ε-己内酯在乙二醇的引发下聚合而成。线型pdla-co-pcl中的聚己内酯短嵌段可以提高分子链柔顺型，有利于线型plla异构体分子和线型pdla-co-pcl中的pdla异构体链段形成pla立构复合物晶体。

经xrd和dsc表征，本实施例采用的编织丝中，线型pdla-co-pcl中的pdla异构体链段和线型plla异构体分子之间形成pla立构复合物晶体。经xrd测定，本实施例采用的编织丝的pla立构复合结晶度为32％。

对本实施例采用的编织丝进行体外降解试验，得到编织丝的质量保留率与降解时间的关系曲线，如图2中的曲线2的实线部分所示，并且根据三年降解趋势曲线模拟三年之后的降解趋势，如图2中的曲线2的虚线部分所示。由曲线2可知，本实施例中，含有pla立构复合物晶体的编织丝的降解周期约为5年。编织丝的质量保留率在第10～57个月内每2个月的下降值均小于5％，说明编织丝的降解产物在第10～57个月内均可平缓释放。

体外降解试验进行6个月后，取出编织丝进行力学性能测试，结果如表1所示。由表1可知，本实施例采用的编织丝经过6个月体外降解后，其弹性模量为5.8gpa，断裂伸长率为84.3％。该结果表明，本实施例提供的封堵器械可保证在植入6个月内具有稳定的框架结构，以实现内皮爬覆完全，符合临床要求。

通过动物植入试验考察本实施例提供的封堵器械的降解产物对植入周边组织的影响。将封堵器械植入小型猪的心脏内，植入两年后取出残余的封堵器械及其周边的心肌组织，进行病理切片分析。组织病理切片如图4所示。由图4可知，本实施例提供的封堵器械在植入猪体内两年后，其周边组织无明显炎症反应和异物反应。

实施例三

本实施例提供的封堵器械的结构与实施例一提供的封堵器械100的结构基本相同。区别之处在于，构成网状结构的编织丝的数量为20根。编织丝的直径为0.5毫米。且编织丝的材料与实施例一采用的编织丝的材料不同。

具体地，本实施例中，构成网状结构的编织丝由质量比为75:25的线型plla和线型右旋聚乳酸-橡胶态-右旋聚乳酸共聚物(简称pdla-rubber-pdla)于200摄氏度熔融混合挤出而得。线型plla的重均分子量为800,000da，多分散系数为2.1。线型pdla-rubber-pdla的重均分子量为16,000da，多分散系数为3.0。线型pdla-rubber-pdla由乙二醇引发聚合而成，具体地，首先由右旋丙交酯和ε-己内酯以1：1摩尔比共聚得到分子链中段的橡胶态，随后再于两端聚合右旋丙交酯得到pdla-rubber-pdla，橡胶态与两端右旋聚乳酸的质量比为1：4。本实施例中，pdla-rubber-pdla中的橡胶态有利于提高编织丝的韧性。

经xrd和dsc表征，本实施例采用的编织丝中，pdla-rubber-pdla的pdla异构体链段和plla异构体分子之间形成pla立构复合物晶体。经xrd测定，本实施例采用的编织丝的pla立构复合结晶度为40％。

对本实施例采用的编织丝进行体外降解试验，得到编织丝的质量保留率与降解时间的关系曲线，如图2中的曲线3的实线部分所示，并且根据三年降解趋势曲线模拟三年之后的降解趋势，如图2中的曲线3的虚线部分所示。由曲线3可知，本实施例中，含有pla立构复合物晶体的编织丝的降解周期约为5年。编织丝的质量保留率在第10～58个月内每2个月的下降值均小于5％，说明编织丝的降解产物在第10～58个月内均可平缓释放。

体外降解试验进行6个月后，取出编织丝进行力学性能测试，结果如表1所示。由表1可知，本实施例采用的编织丝经过6个月体外降解后，其弹性模量为6.0gpa，断裂伸长率为86.5％。该结果表明，本实施例提供的封堵器械可保证在植入6个月内具有稳定的框架结构，以实现内皮爬覆完全，符合临床要求。

通过动物植入试验考察本实施例提供的封堵器械的降解产物对植入周边组织的影响。将封堵器械植入小型猪的心脏内，植入两年后取出残余的封堵器械及其周边的心肌组织，进行病理切片分析，组织病理切片如图5所示。由图5可知，本实施例提供的封堵器械在植入猪体内两年后，其周边组织无明显炎症反应和异物反应。

实施例四

本实施例提供的封堵器械的结构与实施例一提供的封堵器械100的结构基本相同。区别之处在于，构成网状结构的编织丝的数量为120根。编织丝的直径为0.05毫米。且编织丝的材料与实施例一采用的编织丝的材料不同。

本实施例中，由于编织丝的数量更多，网状结构的密度更高，因此在封堵主体内不再设置阻流膜，仅通过密度更高的网状结构来达到阻止血液的目的。

具体地，本实施例中，构成网状结构的编织丝由质量比为50:50的线型plla和四角星形右旋聚乳酸-聚对二氧环己酮共聚物(简称pdla-co-pdo)熔融混合挤出而得。线型plla的重均分子量为100,000da，多分散系数为1.5。四角星形pdla-co-pdo的重均分子量为23,000da，多分散系数为3.1，且具有四条pdla-co-pdo链。四角星形pdla-co-pdo由季戊四醇引发95mol％右旋丙交酯和5mol％对二氧环己酮聚合而成。本实施例中，四角星形pdla-co-pdo的聚对二氧环己酮短嵌段可以提高四角星形pdla-co-pdo的分子链柔顺型，有利于四角星形pdla-co-pdo中的pdla异构体链段和plla异构体分子形成pla立构复合物晶体，而四角星形结构可以进一步促进交联的形成。

经xrd和dsc表征，本实施例采用的编织丝中，四角星形pdla-co-pdo的pdla异构体链段和plla异构体分子之间形成pla立构复合物晶体。经xrd测定，本实施例采用的编织丝的pla立构复合结晶度为60％。

对本实施例采用的编织丝进行体外降解试验，得到编织丝的质量保留率与降解时间的关系曲线，如图2中的曲线4的实线部分所示，并且根据三年降解趋势曲线模拟三年之后的降解趋势，如图2中的曲线4的虚线部分所示。由曲线4可知，本实施例中，含有pla立构复合物晶体的编织丝的降解周期约为5～6年。编织丝的质量保留率在第10～64个月内每2个月的下降值均小于5％，说明编织丝的降解产物在第10～64个月内均可平缓释放。

体外降解试验进行6个月后，取出编织丝进行力学性能测试，结果如表1所示。由表1可知，本实施例采用的编织丝经过6个月体外降解后，其弹性模量为5.6gpa，断裂伸长率为95.1％。该结果表明，本实施例提供的封堵器械可保证在植入6个月内具有稳定的框架结构，以实现内皮爬覆完全，符合临床要求。

通过动物植入试验考察本实施例提供的封堵器械的降解产物对植入周边组织的影响。将封堵器械植入小型猪的心脏内，植入两年后取出残余的封堵器械及其周边的心肌组织，进行病理切片分析。组织病理切片如图6所示。由图6可知，本实施例提供的封堵器械在植入猪体内两年后，其周边组织无明显炎症反应和异物反应。

实施例五

本实施例提供的封堵器械的结构与实施例一提供的封堵器械100的结构基本相同。阻流膜、缝合线及锁定件的材料与实施例一的阻流膜、缝合线及锁定件的材料相同。本实施例与实施例一的区别之处在于，构成网状结构的编织丝的数量为200根。编织丝的直径为0.3毫米。且编织丝的材料与实施例一采用的编织丝的材料不同。

具体地，本实施例中，构成网状结构的编织丝由质量比为60:40的线型plla和四角星形橡胶态-右旋聚乳酸共聚物(简称rubber-pdla)熔融混合挤出而得。线型plla的重均分子量为200,000da，多分散系数为1.6。四角星形rubber-pdla的重均分子量为25,000da，多分散系数为2.1。四角星形rubber-pdla由季戊四醇引发聚合而成，具体地，首先由右旋丙交酯和对二氧环己酮以1：1摩尔比共聚得到四角星形结构中的橡胶态内核，再聚合pdla外壳，橡胶态内核与pdla外壳的质量比为1:3。

经xrd和dsc表征，本实施例采用的编织丝中，四角星形rubber-pdla中的pdla异构体链段和plla异构体分子之间形成pla立构复合物晶体。经xrd测定，本实施例采用的编织丝的pla立构复合结晶度为58％。

对本实施例采用的编织丝进行体外降解试验，得到编织丝的质量保留率与降解时间的关系曲线，如图2中的曲线5的实线部分所示，并且根据三年降解趋势曲线模拟三年之后的降解趋势，如图2中的曲线5的虚线部分所示。由曲线5可知，本实施例中，含有pla立构复合物晶体的编织丝的降解周期约为5～6年。编织丝的质量保留率在第10～62个月内每2个月的下降值均小于5％，说明编织丝的降解产物在第10～62个月内均可平缓释放。

体外降解试验进行6个月后，取出编织丝进行力学性能测试，结果如表1所示。由表1可知，本实施例采用的编织丝经过6个月体外降解后，其弹性模量为5.8gpa，断裂伸长率为90.3％。该结果表明，本实施例的封堵器械可保证在植入6个月内具有稳定的框架结构，以实现内皮爬覆完全，符合临床要求。

通过动物植入试验考察本实施例提供的封堵器械的降解产物对植入周边组织的影响。将封堵器械植入小型猪的心脏内，植入两年后取出残余的封堵器械及其周边的心肌组织，进行病理切片分析。组织病理切片如图7所示。由图7可知，本实施例提供的封堵器械在植入猪体内两年后，其周边组织无明显炎症反应和异物反应。

实施例六

本实施例提供的封堵器械的结构与实施例一提供的封堵器械100的结构基本相同。区别之处在于，构成网状结构的编织丝的数量为100根。编织丝的直径为0.2毫米。且编织丝的材料与实施例一采用的编织丝的材料不同。

具体地，本实施例中，构成网状结构的编织丝由质量比为70:30的线型plla和八角星形聚倍半硅氧烷-右旋聚乳酸-聚己内酯共聚物(简称poss-pdla-co-pcl)熔融混合挤出而得。其中，线型plla的重均分子量为100,000da，多分散系数为1.5。八角星形poss-pdla-co-pcl为包含pdla异构体链段的大分子，其具有星形分子结构，重均分子量为28,000da，多分散系数为2.8。八角星形poss-pdla-co-pcl由八面聚倍半硅氧烷(简称poss)引发95mol％右旋丙交酯和5mol％ε-己内酯聚合而成。每个poss-pdla-co-pcl分子含有八条pdla-co-pcl链，呈以poss为中心的八角星形结构。本实施例中，pcl短嵌段可以提高八角星形poss-pdla-co-pcl的分子链柔顺型，有利于poss-pdla-co-pcl中的pdla异构体链段和plla异构体分子形成pla立构复合物晶体。

经xrd和dsc表征，本实施例采用的编织丝中，八角星形poss-pdla-co-pcl的pdla异构体链段和plla异构体分子之间形成pla立构复合物晶体。经xrd测定，本实施例采用的编织丝的pla立构复合结晶度为40％。

对本实施例采用的编织丝进行体外模拟降解试验，得到编织丝的质量保留率与降解时间的关系曲线，如图2中的曲线6的实线部分所示，并且根据三年降解趋势曲线模拟三年之后的降解趋势，如图2中的曲线6的虚线部分所示。由曲线6可知，本实施例中，含有pla立构复合物晶体的编织丝的降解周期约为5～6年。编织丝的质量保留率在第10～65个月内每2个月的下降值均小于5％，说明编织丝的降解产物在第10～65个月内均可平缓释放。

体外降解试验进行6个月后，取出编织丝进行力学性能测试，结果如表1所示。由表1可知，本实施例采用的编织丝经过6个月体外降解后，其弹性模量为6.3gpa，断裂伸长率为68.4％。该结果表明，本实施例提供的封堵器械可保证在植入6个月内具有稳定的框架结构，以实现内皮爬覆完全，符合临床要求。

通过动物植入试验考察本实施例提供的封堵器械的降解产物对植入周边组织的影响。将封堵器械植入小型猪的心脏内，植入两年后取出残余的封堵器械及其周边的心肌组织，进行病理切片分析。组织病理切片如图8所示。由图8可知，本实施例提供的封堵器械在植入猪体内两年后，其周边组织无明显炎症反应和异物反应。

实施例七

本实施例提供的封堵器械的结构与实施例一提供的封堵器械100的结构基本相同。构成网状结构的编织丝的数量及直径也与实施例一采用的编织丝的数量及直径相同。阻流膜、缝合线及锁定件的材料也与实施例一的阻流膜、缝合线及锁定件的材料相同。因此封堵器械的总质量与实施例一提供的封堵器械100的总质量相同。本实施例与实施例一的区别之处在于，编织丝的立构复合结晶度与实施例一采用的编织丝的立构复合结晶度不同。

具体地，本实施例中，构成网状结构的编织丝由质量比为90:10的线型plla和线型pdla熔融混合挤出而得。线型plla的重均分子量为100,000da，多分散系数为1.5。线型pdla的重均分子量为12,000da，多分散系数为1.4。

经xrd和dsc表征，本实施例采用的编织丝中，pdla和plla形成了pla立构复合物晶体。经xrd测定，本实施例采用的编织丝的pla立构复合结晶度为15％。

对本实施例采用的编织丝进行体外降解试验，得到编织丝的质量保留率与降解时间的关系曲线，如图2中的曲线7的实线部分所示，并且根据三年降解趋势曲线模拟三年之后的降解趋势，如图2中的曲线7的虚线部分所示。由曲线7可知，本实施例中，含有pla立构复合物晶体的编织丝的降解周期约为3.8年。编织丝的质量保留率在第10～45个月内每2个月的下降值在某些时间点略大于5％。以上结果表明，在这些质量保留率下降值大于5％的时间区域，本实施例提供的封堵器械会出现轻微的集中降解现象。

体外降解试验进行6个月后，取出编织丝进行力学性能测试，结果如表1所示。由表1可知，本实施例采用的编织丝经过6个月体外模拟降解后，其弹性模量为5.2gpa，断裂伸长率为73.2％。该结果表明，本实施例提供的封堵器械可保证在植入6个月内具有稳定的框架结构，以实现内皮爬覆完全。

通过动物植入试验考察本实施例提供的封堵器械的降解产物对植入周边组织的影响。将封堵器械植入小型猪的心脏内，植入两年后取出残余的封堵器械及其周边的心肌组织，进行病理切片分析。组织病理切片如图9所示。由图9可知，本实施例提供的封堵器械在植入猪体内两年后，其周边组织出现较轻微的炎症反应和异物反应。

实施例八

本实施例提供的封堵器械的结构与实施例一提供的封堵器械100的结构基本相同。构成网状结构的编织丝的数量及直径也与实施例一采用的编织丝的数量及直径相同。阻流膜、缝合线及锁定件的材料也与实施例一的阻流膜、缝合线及锁定件的材料相同。因此封堵器械的总质量与实施例一提供的封堵器械100的总质量相同。本实施例与实施例一的区别之处在于，编织丝的立构复合结晶度与实施例一采用的编织丝的立构复合结晶度不同。

具体地，本实施例中，构成网状结构的编织丝由质量比为95:5的线型plla和线型pdla熔融混合挤出而得。线型plla的重均分子量为100,000da，多分散系数为1.5。线型pdla的重均分子量为12,000da，多分散系数为1.4。

经xrd和dsc表征，本实施例采用的编织丝中，pdla和plla形成了pla立构复合物晶体。经xrd测定，本实施例采用的编织丝的pla立构复合结晶度为5％。

对本实施例采用的编织丝进行体外降解试验，得到编织丝的质量保留率与降解时间的关系曲线，如图2中的曲线8所示。由曲线8可知，本实施例中，含有pla立构复合物晶体的编织丝的降解周期约为3年。编织丝的质量保留率在第10～35个月内每2个月的下降值在某些时间点大于5％。以上结果表明，在这些质量保留率下降值大于5％的时间区域，本实施例提供的封堵器械会出现集中降解现象。

体外降解试验进行6个月后，取出编织丝进行力学性能测试，结果如表1所示。由表1可知，本实施例采用的编织丝经过6个月体外降解后，其弹性模量为3.8gpa，断裂伸长率为68.4％。该结果表明，本实施例提供的封堵器械可保证在植入6个月内具有稳定的框架结构，以实现内皮爬覆完全。

通过动物植入试验考察本实施例提供的封堵器械的降解产物对植入周边组织的影响。将封堵器械植入小型猪的心脏内，植入两年后取出残余的封堵器械及其周边的心肌组织，进行病理切片分析。组织病理切片如图10所示。由图10可知，本实施例提供的封堵器械在植入猪体内两年后，其周边组织出现轻微的炎症反应和异物反应。

对比例一

对比例一的封堵器械的结构与实施例一提供的封堵器械100的结构基本相同。构成网状结构的编织丝的数量及直径也与实施例一采用的编织丝的数量及直径相同。阻流膜、缝合线及锁定件的材料也与实施例一的阻流膜、缝合线及锁定件的材料相同。因此对比例一的封堵器械的总质量与实施例一提供的封堵器械100的总质量相同。对比例一与实施例一的区别之处在于，编织丝的材料与实施例一采用的编织丝的材料不同。

具体地，对比例一中，构成网状结构的编织丝的材料为普通线型plla。线型plla的重均分子量为100,000da，多分散系数为1.5。即，对比例一采用的编织丝的立构复合结晶度为0％。

对对比例一采用的编织丝进行体外降解试验，得到编织丝的质量保留率与降解时间的关系曲线，如图2中的曲线9所示。由曲线9可知，对比例一采用的普通plla编织丝的降解周期约为两年，且编织丝在第6～20个月发生集中降解，大量、快速地生成降解产物。

体外降解试验进行6个月后，取出编织丝进行力学性能测试，结果如表1所示。由表1可知，对比例一采用的编织丝经过6个月体外降解后，其弹性模量为3.1gpa，断裂伸长率为63.3％。该结果表明，对比例一的封堵器械可保证在植入6个月内具有稳定的框架结构，从而实现内皮爬覆完全。

通过动物植入试验考察对比例一的封堵器械的降解产物对植入周边组织的影响。将封堵器械植入小型猪的心脏内，植入两年后取出残余的封堵器械及其周边的心肌组织，进行病理切片分析。组织病理切片如图11所示。由图11可知，对比例一的封堵器械在植入猪体内两年后，其周边组织出现严重的炎症反应和异物反应。导致该现象的原因是编织丝发生集中降解，大量的降解产物在在第6～20个月内集中释放，超过了周边组织的可吸收量。

请再次参见表1，在降解起点，实施例一至八采用的含有pla立构复合物晶体的编织丝的机械性能与对比例一采用的普通plla编织丝的机械性能基本相同。但是经过6个月的体外降解后，实施例一至八采用的编织丝的杨氏模量和抗拉强度明显优于对比例一采用的编织丝的杨氏模量和抗拉强度。说明pla立构复合物晶体不仅能有效延长编织丝的降解周期，还能在降解过程中保持编织丝的机械性能。

请再次参见图2，通过对比实施例一、实施例七、实施例八及对比例一采用的编织丝降解趋势曲线，可知，编织丝中的pla立构复合物晶体可有效降低编织丝的降解速率，延长封堵器械的降解周期。而且，通过调节形成立构复合物晶体的两种异构体大分子或者包含异构体链段的大分子的质量比，以改变编织丝的立构复合结晶度，不仅可以延长封堵器械的降解周期，还可以防止降解产物的集中释放导致的炎症反应。本发明中，制成编织丝的可降解聚合物材料的立构复合结晶度范围为5％～80％。该范围可以有效延长封堵器械的降解周期。进一步地，制成编织丝的可降解聚合物材料的立构复合结晶度范围为30～60％。该范围不仅可以延长封堵器械的降解周期，还可以防止降解产物的集中释放导致的炎症反应。并且能避免了由于可降解聚合物材料的立构复合结晶度过大，导致可降解聚合物材料的加工困难以及材料脆性过大等缺陷。

以上仅以pdla和plla形成的pla立构复合物晶体为例，对本发明的技术方案做了示意性说明，可以理解的是，本发明的技术方案中，也可以用诸如多肽等其他可降解聚合物，只要所述可降解聚合物具有对映异构体，且其两种或两种以上的对映异构体或包含对映异构体链段的大分子经混合后形成立构复合物晶体，即可达到本发明的目的。

以上仅以大分子的线型结构和星形结构为例，对本发明的技术方案做了示意性说明，可以理解的是，本发明的技术方案中，也可以采用具有梳型结构、刷型结构或其他交联型结构的大分子，只要所述大分子之间形成立构复合物晶体，即可达到本发明的目的。

以上仅以编织类封堵器械对本发明的实施方式作以说明，可以理解的是，也可以将含有立构复合物晶体的可降解聚合物材料制作为管状体再经过激光切割、腐蚀刻槽等方式，形成适应人体不同缺损部位的封堵器械、或者形成用于支撑血管或者人体其它管腔的支撑体、骨科植入物、齿科植入物、缝合线、螺栓或者螺钉等植入式器械。只要根据不同部位的临床使用需求，使用不同种类的对映异构体的大分子或者包含对映异构体链段的大分子，使得所述对映异构体或者对映异构体链段之间形成立构复合物晶体，再通过改变对映异构体大分子或者包含对映异构体链段的大分子的质量比，调整可降解聚合物材料的立构复合结晶度，即可控制植入式器械的降解过程，最终使植入式器械的降解过程满足植入式器械的机械性能和生物学要求即可。

以上结合附图对本发明的实施例进行了描述，但是本发明并不局限于上述的具体实施方式，上述的具体实施方式仅仅是示意性的，而不是限制性的，本领域的普通技术人员在本发明的启示下，在不脱离本发明宗旨和权利要求所保护的范围的情况下，还可做出很多形式，这些均属于本发明的保护之内。