本發明涉及人工血管的制備領域，特別是涉及一種基于靜電紡絲的小口徑人工血管制備方法。

背景技術：
近年來冠心病、動脈粥樣硬化等疾病的發病率日益增加，人工血管移植術作為治療血管疾病的主要手段備受重視。靜電紡絲方技術于1934年由美國人Formhals(福姆哈爾斯)發明之后一直被廣泛應用于制備組織工程支架，由靜電紡絲纖維制得的人工血管，具有孔隙率高，比表面積大、纖維精細程度與均一性高、長徑比大等優點。這些用傳統方法所無法獲得的優良特性，賦予了靜電紡絲纖維廣泛的應用前景。此外，靜電紡絲技術還具有快速、高效，設備簡單、易于操作等優點，可用于制備復雜、免縫合支架，是控制高分子生物制品形貌、孔隙率及調節組分的有效途徑。時至今日，PETE人工血管和Dacron人工血管已在大口徑(>6mm)血管重建取得巨大成功，5年通暢率高達91-95％。但是，應用PTFE和Dacron制作的小口徑(≤6mm)人工血管卻碰到很多問題，如遠期通暢率很低、血栓形成、栓塞和嚴重內膜增生，5年通暢率低至43-45％，小口徑人工血管的這些關鍵應用問題亟待解決。在專利CN1817328A中公開了一種在血管的管內壁設計有螺旋槽的人工血管，壁內表面的幾何結構改變了小口徑人工血管中的流場分布，使血管速度重新分配，盡可能地提高人工血管中的流動壁面剪切力，達到提高人工血管特別是小口徑人工血管的遠期通暢率的目的，此發明方案的提出是利用計算機流體力學軟件模擬得出的結論，但并沒有明確給出一種如何實現的手段或者方案。綜上來看，要實現帶螺旋槽的小口徑人工血管，至少需要解決以下問題：第一，采用何種接收棒來接收紡絲，使得紡織得到人工血管具有螺旋槽壁結構；第二，在新的接收棒下如何來設置針頭和接收棒之間的位置關系；第三，如何使制得的小口徑血管的通暢率更優。

技術實現要素：
鑒于以上所述，本發明的目的在于提供一種基于靜電紡絲的小口徑人工血管制備方法，用于解決現有技術無法制備帶螺旋槽壁的小口徑人工血管的問題。為實現上述目的及其他相關目的，本發明提供以下技術方案：一種基于靜電紡絲的小口徑人工血管制備方法，所述方法應用于以下裝置中：高壓電源裝置，用于輸出至少一路包括正、負極性的高壓電源；紡絲溶液注射裝置，包括供盛放紡絲溶液的注射裝置和供調控注射裝置輸出紡絲溶液流速大小的注射流量控制裝置，用于將注射裝置中的紡絲溶液按照注射流量控制裝置的調控予以精確輸出，注射裝置上的針頭還電連接在高壓電源裝置所輸出的高壓電源的正極性上；接收裝置，包括供接收靜電紡絲的接收棒和供控制接收棒轉動的旋轉動力控制裝置，接收棒通過連接在旋轉動力控制裝置上來實現正轉或反轉運動，并電連接在高壓電源裝置所輸出的高壓電源的負極性上，其中，接收棒為導體且其形狀為圓柱形棒體，且在圓柱形棒體側面上設置有螺紋；注射滑臺控制裝置，設置在接收裝置一側，用于調節注射裝置上的針頭與接收棒間距和傾斜角度，以在針頭與接收棒之間建立供紡絲溶液通過形成納米絲狀纖維的高壓靜電場，以及用于控制針頭在注射滑臺控制裝置做往復運動；所述方法的實現步驟包括:稱取L-乳酸和ε-己內酯共聚物P(LLA-CL)，溶解于六氟異丙醇中，攪拌振蕩至溶解完全，得到濃度為6-12％的靜電紡絲溶液；將該靜電紡絲溶液放入紡絲溶液注射裝置中，通過其中的注射流量控制裝置來將熔絲溶液的推進速度設置為在0.8-2.0ml/h，調節接收棒與針頭之間的接收距離至為10-20cm，選用合適的針頭，并將高壓電源設的電壓設置為8-15kv；啟動注射滑臺控制裝置中動力控制系統和接收裝置中的旋轉動力控制裝置，讓接收棒接收所述納米纖維，以進行人工血管成形紡制，紡制進行4-8h后斷電，卸下接收棒，從接收棒上取下帶有內螺旋槽的人工血管。用電子天平稱取0.4gL-乳酸和ε-己內酯共聚物P(LLA-CL)，摩爾比為50:50，溶解于5ml的六氟異丙醇(線性分子式：(CF3)2CHOH)中，通過磁力攪拌器攪拌振蕩至溶解完全，一般將磁力攪拌器的轉速設置為100-600rpm，得到濃度為6-10％(g/ml)的靜電紡絲溶液；將該靜電紡絲溶液放入紡絲溶液注射裝置中，通過其中的注射流量控制裝置來將熔絲溶液的推進速度設置為在1.0ml/h左右，調節接收棒與針頭之間的接收距離至為15cm左右，針頭選用8號針頭，并將高壓電源設的電壓設置為12kv，得到平均直徑為120nm左右的P(LLA-CL)納米纖維；啟動注射滑臺控制裝置中動力控制系統和接收裝置中的旋轉動力控制裝置，讓接收棒接收所述P(LLA-CL)納米纖維，以進行人工血管成形紡制，紡制進行4-8h后斷電，卸下接收棒，從接收棒上取下帶有內螺旋槽的人工血管。優選地，注射滑臺控制裝置至少包括:擺臂；多孔聯排支架，活動連接于擺臂的一端上，包括多個并排的通孔，用于將不同型號的針頭分別固定于所述多個并排的通孔上；滑臺，包括兩個間隔設置的限位開關和供在該間隔往復運動的滑座，滑座固定連接于擺臂的另一端上；動力控制系統，分別連接于所述滑座和限位開關，用于接收其中任一限位開關發送的滑座靠近信號來驅動滑座向另一限位開關方向運動。優選地，注射裝置為注射器，注射流量控制裝置為注射泵。優選地，旋轉動力控制裝置至少由電機和固定座構成，固定座和電機正對間隔設置，電機的轉軸與接收棒的一端通過夾頭來實現固定連接，接收棒的另一端活動連接在固定座上。優選地，所述螺紋為凸設在圓柱形棒體側面上的螺旋條，該螺旋條的螺旋線沿軸線方向在所述側面上伸展，螺旋條在沿垂直軸線的接收棒剖面上的形狀為120°-180°的外凸圓弧形，螺旋條所在接收棒的外徑D為1-6mm，螺旋條在側面上的高度h為0.2-0.6mm，螺旋條的螺旋間距m為2-6mm。優選地，所述螺紋為凹設在圓柱形棒體側面上的螺旋槽，螺旋槽的螺旋線沿軸線方向在所述側面上伸展，螺旋槽在沿垂直軸線的接收棒剖面上的形狀為120°-180°的內凹圓弧形，螺旋槽所在接收棒的外徑D為1-6mm，螺旋槽的深度h為0.2-0.6mm，螺旋槽的螺旋間距m為2-6mm。優選地，所述螺紋由凹設在圓柱形棒體側面上的螺旋槽和纏設在螺旋槽上的真絲構成，螺旋槽的螺旋線沿軸線方向在所述側面上伸展，螺旋槽所在接收棒的外徑D為1-6mm，螺旋槽的深度h為0.2-0.6mm，螺旋槽的螺旋間距m為2-6mm。優選地，螺旋槽在沿垂直軸線的接收棒剖面上的形狀為120°-180°的內凹圓弧形，真絲纏設在螺旋槽內形成底部為具有真絲的螺旋槽。優選地，真絲沿著螺旋槽纏繞并覆蓋于螺旋槽上，在螺旋槽上方形成凸出圓柱形棒體側面的圓弧面。優選地，圓弧面的弧面角度為120°-180°。如上所述，本發明具有以下有益效果：通過本發明提供的上述裝置可以制備得到帶有螺旋內部結構的小口徑人工血管，為先有理論提供了技術支持，使其能夠產品化；此外，本發明基于靜電紡絲技術制備出的人工血管內壁帶有螺旋槽，其壁內表面的幾何結構改變了人工血管中的流場分布，使血流速度重新分配，增加壁面附近血流速度，造成人工血管壁的沖刷，在生理血流量一定的前提下，提高人工血管中的流動壁面剪切力，減小血液中有害物質在管壁的沉積，達到了提高人工血管特別是小口徑人工血管的遠期通暢率的目的，從而為解決小口徑人工血管急性栓塞失效這一長期未獲解決的問題提供有力的措施。附圖說明為了更清楚地說明本發明實施例中的方案，下面將對具體實施例中描述所需要使用的附圖作簡單的介紹，顯而易見地，下面描述中的附圖僅僅是本發明的一些實施例，對于本領域技術人員來講，在不付出創造性勞動的前提下，還可以根據這些附圖獲得其他的附圖。圖1為一種基于靜電紡絲的小口徑人工血管制備裝置的原理示意圖。圖2-1為接收棒的一種實施方式原理示意圖。圖2-2為圖2-1中接收棒在垂直軸線方向上的全剖示意圖。圖3-1為接收棒的另一種實施方式原理示意圖。圖3-2為圖3-1中接收棒在垂直軸線方向上的全剖示意圖。圖4-1為接收棒的又一種實施方式原理示意圖。圖4-2為圖4-1中接收棒在垂直軸線方向上的全剖示意圖。圖5為一種利用實施例1中的裝置來實現人工血管制備的方法的流程圖。具體實施方式下面將結合本發明實施例中的附圖，對本發明實施例中的技術方案進行清楚、完整地描述，顯然，所描述的實施例僅僅是本發明的一部分實施例，而不是全部的實施例。基于本發明的實施例，本領域普通技術人員在沒有做出創造性勞動的前提下所獲得的所有其它實施例，都屬于本發明保護的范圍。實施例1請參見1，為本發明提供的一種基于靜電紡絲的小口徑人工血管制備裝置的原理示意圖，下面將對該裝置詳細說明。如圖所示，該裝置包括高壓電源裝置1、紡絲溶液注射裝置2、接收裝置4及注射滑臺控制裝置，其中，高壓電源裝置1用于輸出至少一路包括正、負極性的高壓電源；紡絲溶液注射裝置2包括供盛放紡絲溶液的注射裝置22和供調控注射裝置22輸出紡絲溶液流速大小的注射流量控制裝置23，用于將注射裝置22中的紡絲溶液按照注射流量控制裝置23的調控予以精確輸出，注射裝置22上的針頭21還電連接在高壓電源裝置1所輸出的高壓電源的正極性上；接收裝置4包括供接收靜電紡絲的接收棒41和供控制接收棒41轉動的旋轉動力控制裝置，接收棒41通過連接在旋轉動力控制裝置上來實現正轉或反轉運動，并電連接在高壓電源裝置1所輸出的高壓電源的負極性上，其中，接收棒41為導體且其形狀為圓柱形棒體411，且在圓柱形棒體411側面上設置有螺紋；注射滑臺控制裝置設置在接收裝置4一側，用于調節注射裝置22上的針頭21與接收棒41間距和傾斜角度，以在針頭21與接收棒41之間建立供紡絲溶液通過形成納米絲狀纖維的高壓靜電場，以及用于控制針頭21在注射滑臺控制裝置做往復運動，通過上述裝置可以實現帶有螺旋內壁的小口徑人工血管的制備。在具體實施中，注射裝置22可以采用注射器，一般為帶有針頭21的注射器，注射流量控制裝置23可以采用注射泵。將注射器連接在注射泵上可以很好的控制注射器的推進速度，繼而控制紡絲溶液在注射器內的輸出速度。在具體實施中，旋轉動力控制裝置可以通過一個電機42a和固定座42b來實現，其中，固定座42b和電機42a正對間隔設置，電機42a的轉軸與接收棒41的一端通過夾頭來實現固定連接，接收棒41的另一端活動連接在固定座42b上，接收棒41也可以通過夾頭來活動連接在固定座42b上，不過此時夾頭一端應當與固定座42b為活動連接。通過夾頭來進行連接有幾個好處：第一，鑒于接收棒41本身的長度和口徑較小，在進行安裝和拆卸時需要考慮對人工血管的拆卸和保護，一旦拆解是變得復雜會容易觸碰到人工血管，本發明采用夾頭的方式只需要松動夾頭即可實現拆卸，相反只要鎖緊夾頭即可實現安裝，十分的方便快捷，也不容易傷到人工血管。在具體實施中，注射滑臺控制裝置至少包括:擺臂32、多孔聯排支架31、滑臺33及動力控制系統34，其中，多孔聯排支架31活動連接于擺臂32的一端上，包括多個并排的通孔，用于將不同型號的針頭21分別固定于所述多個并排的通孔上；滑臺33包括兩個間隔設置的限位開關331和供在該間隔往復運動的滑座332，滑座332固定連接于擺臂32的另一端上；動力控制系統34分別連接于所述滑座332和限位開關331，用于接收其中任一限位開關331發送的滑座332靠近信號來驅動滑座332向另一限位開關331方向運動。通過注射滑臺控制裝置可以調節針頭21和接收裝置4上接收棒41之間的間距，還可以通過多孔聯排支架31和擺臂32的活動連接來對多孔聯排支架31進行旋轉，以便于調節針頭21和接收棒41之間的傾斜角度。需要理解的是，接收棒41與針頭21不能是在垂直方向上保持垂直設置，需要保持一定角度的傾斜，這是因為在垂直設置情況下，針頭21可能出現滴液情況，液滴掉到接收棒41上就會損傷紡制好的血管，這一定對于人工血管的制備來說非常重要。此外，在多孔聯排支架31上具有多個供固定針頭21的固定孔，可以用來將多個不同輸出計量規格的針頭21固定在多孔聯排支架31上，并且可以將所有針頭21進行串聯在高壓電源的正極性上。再者，還可以將通過擺臂32和多孔聯排支架31來調節針頭21和接收棒41的間距，在實際制備中具有很好的便捷性。更加具體的來說，可以結合圖1，滑臺33中的滑座332可以通過套接在導桿333上來設置在兩個限位開關331之間，動力控制系統34驅動滑座332在導桿333上運動，并通過連接兩個限位開關331來對滑座332的運動進行控制，當滑座332每接近一個限位開關331時，接近開關會向動力控制系統34發送指令，動力控制系統34則根據該指令來驅動滑座332向相反方向運動至另一限位開關331處，依次循環下去。再進一步的來說，利用本發明所提供的裝置來制備小口徑人工血管的優劣與接收棒41是有很大程度上的關聯的，以下將給出接收棒41的幾種優選實施方式，以進一步幫助本領域技術人員理解本發明的技術方案和更好的實施本發明。請參見圖2-1和圖2-2，圖2-1為接收棒的一種實施方式原理示意圖，圖2-2為圖2-1中接收棒在垂直軸線方向上的全剖示意圖，如圖所示，接收棒41上的螺紋412為凸設在圓柱形棒體411側面上的螺旋條412a，該螺旋條412a的螺旋線沿軸線方向在所述側面上伸展，螺旋條412a在沿垂直軸線的接收棒41剖面上的形狀可以為120°-180°的外凸圓弧形，螺旋條412a所在接收棒41的外徑D可以為1-6mm，螺旋條412a在側面上的高度h可以為0.2-0.6mm，螺旋條412a的螺旋間距m可以為2-6mm。具體的，接收棒41的長度可以設置為L＝60-120mm，接收棒41采用不銹鋼材質較佳。再參見圖3-1和圖3-2，圖3-1為接收棒的另一種實施方式原理示意圖，圖3-2為圖3-1中接收棒在垂直軸線方向上的全剖示意圖，如圖所示，在接收棒41上的螺紋為凹設在圓柱形棒體411側面上的螺旋槽412b，螺旋槽412b的螺旋線沿軸線方向在所述側面上伸展，螺旋槽412b在沿垂直軸線的接收棒41剖面上的形狀為120°-180°的內凹圓弧形，螺旋槽412b所在接收棒41的外徑D為1-6mm，螺旋槽412b的深度h為0.2-0.6mm，螺旋槽412b的螺旋間距m為2-6mm。再參見圖4-1和圖4-2，圖4-1為接收棒的又一種實施方式原理示意圖，圖4-2為圖4-1中接收棒在垂直軸線方向上的全剖示意圖，如圖所示，在接收棒41上的螺紋由凹設在圓柱形棒體411側面上的螺旋槽412b和纏設在螺旋槽412b上的真絲412c構成，螺旋槽412b的螺旋線沿軸線方向在所述側面上伸展，螺旋槽412b所在接收棒41的外徑D為1-6mm，螺旋槽412b的深度h為0.2-0.6mm，螺旋槽412b的螺旋間距m為2-6mm。本實施例采用螺旋槽412b和真絲412c的結構，其目的在于：其一，可以通過螺旋槽412b來起到限位的作用，這樣真絲412c在外繞在接收棒41側面上時會更加容易，效率更高；其二，通過真絲412c可以在所形成的螺紋表面形成毛細粗糙面，從而提高人工血管的通過率。在具體實施中，螺旋槽412b在沿垂直軸線的接收棒41剖面上的形狀為120°-180°的內凹圓弧形，真絲纏設在螺旋槽412b內形成底部為具有真絲的螺旋槽412b。這種結構制得的人工血管要優于圖3-1所給結構接收棒41所制得的人工血管。在具體實施中，真絲412c沿著螺旋槽纏繞并覆蓋于螺旋槽上，在螺旋槽上方形成凸出圓柱形棒體411側面的圓弧面(即圖4-2所示結構)。一般地，圓弧面的弧面角度為120°-180°。這里需要說明的是，上述三種結構的接收棒41都是為了在人工血管內壁形成螺旋槽，雖然在上述所給的優選實施參數中都能實現，不過依據三種實施結構所得到的人工血管的效果還存在一定的差別，詳細的差別見下表1：接收棒螺紋結構槽高/深螺旋間距流暢度(m/s)螺旋條h＝0.2-0.6mmm＝2-6mm3.6216±0.3281螺旋槽h＝0.2-0.6mmm＝2-6mm3.5893±0.4072螺旋槽+真絲h＝0.2-0.6mmm＝2-6mm3.8257±0.6294上表是依據不通過結構的接收棒41在相同參數下所制得的人工血管，并根據所制得的人工血管進行模擬試驗所得出的試驗數據，從試驗結果來看，顯然第三種螺旋槽加真絲的結構是最為高效的人工血管。其原理在于，通過真絲來塑造的圓弧形螺旋結構在表面具有微小的凹凸結構或者說是毛細粗糙面，這與一般的通過金屬材料來制得的具有光滑表面的螺旋表面相比，槽壁的面積更為大一些，顯然這是一般金屬加工做無法實現的。通過本發明所提供的基于靜電紡絲的小口徑人工血管制備裝置來實現人工血管的制備過程可以參考以下操作步驟來實現：上述實施例提供的小口徑人工血管制備裝置可以制備出有效的帶螺旋槽的小口徑人工血管，使得帶螺旋槽的小孔徑人工血管可以實現制備，為其市場化提供了可能。并且本發明還給出了多種關鍵結構的接收棒，通過所給實施結構的接收棒和上述其它部件的配合來很好地實現帶螺旋槽的小口徑人工血管的制備，而且所制備得到的血管效果更為優秀。實施例2此外，于本實施例中，本發明還提供了一種通過實施例1所提供的裝置來實現人工血管制備的方法，請參見圖5，給出了一種利用實施例1中的裝置來實現人工血管制備的方法的流程圖，下面將對該方法的實現步驟做詳細說明。步驟S10，用電子天平稱取0.4gL-乳酸和ε-己內酯共聚物(P(LLA-CL))[全稱為：Poly(L-lactide-co-epsilon-caprolactone)]，摩爾比為50:50，溶解于5ml的六氟異丙醇(線性分子式：(CF3)2CHOH)中，通過磁力攪拌器攪拌振蕩至溶解完全，一般將磁力攪拌器的轉速設置為300rpm，得到濃度為8％(g/ml)的靜電紡絲溶液；步驟S20，將該靜電紡絲溶液放入紡絲溶液注射裝置中，通過其中的注射流量控制裝置來將熔絲溶液的推進速度設置為在1.0ml/h左右，調節接收棒與針頭之間的接收距離至為15cm左右，針頭選用8號針頭，并將高壓電源設的電壓設置為12kv，得到平均直徑為120nm左右的P(LLA-CL)納米纖維；步驟S30，啟動注射滑臺控制裝置中動力控制系統和接收裝置中的旋轉動力控制裝置，讓接收棒接收所述P(LLA-CL)納米纖維，以進行人工血管成形紡制，紡制進行4-8h后斷電，卸下接收棒，從接收棒上取下帶有內螺旋槽的人工血管。上述所給制備方法僅為紡制人工血管的原理步驟，而要取得較好效果的人工血管可通過一下的優選實施方式來實現。在具體實施中，在采用相同裝置結構和紡絲溶液的情況下，采用不同結構的接收棒，其所獲得人工血管效果存在一定的差異。例如，見下表2：接收棒螺紋結構槽高螺旋間距流暢度(m/s)外螺旋槽h＝0.2-0.6mmm＝2-6mm3.6416±0.3461內螺旋槽h＝0.2-0.6mmm＝2-6mm3.5793±0.4352內螺旋槽+真絲h＝0.2-0.6mmm＝2-6mm3.7957±0.6217從上表2可以看出，在其它條件相同的情況下，采用不同的結構的接收棒，其得到的人工血管的效果的存在一定差異。其中，效果最優的應當是內螺旋槽加真絲結構的接收棒，而內螺旋槽和外螺旋槽結構依次次之。在具體實施中，采用紡絲溶液的制備方式也會對人工血管造的效果造成影響，見下表3：紡絲溶液濃度紡絲的順應性參數2％0.00214％0.00156％0.63058％0.873410％0.861912％0.684415％0.012426％0.102936％0.275150％0.0837從上表3中可以看出將紡絲溶液調制在6-12％能獲得較好的順應性，尤其是8-10％的時候，其所形成的紡絲制得人工血管的順應性是最好的。此外，本發明采用的L-乳酸和ε-己內酯共聚物P(LLA-CL)及六氟異丙醇來調制紡絲溶液的，其相比于現有的紡絲原料具有更好的效果。下面給出一種在具體實施中通過上述裝置來制備人工血管的詳細操作步驟：1)將配備好的聚合物溶液轉入相應規格注射器中(配液時應考慮輸液管內損耗量；若溶劑有毒，需戴口罩在通風櫥操作)，連接輸液管和針頭，推動注射器到輸液管內液面至針頭位置止，剩余聚合物溶液用封口膜封存；2)將高壓電源裝置和動力控制系統以及旋轉動力控制裝置安全接地；3)將高壓電源裝置、紡絲溶液注射裝置和動力控制系統以及旋轉動力控制裝置連接電源，依次打開高壓電源裝置、紡絲溶液注射裝置和動力控制系統以及旋轉動力控制裝置的電源開關；4)安裝人工血管接收棒，將接收棒兩端用ER16和ER11接頭卡緊固定在旋轉動力控制裝置上；5)調配注射流量控制裝置(即注射泵)參數(包括注射器型號，紡絲容量，紡絲時間)，在實際使用中可以使用控制器左右推進按鈕調節注射器安放空間，安裝注射器并用卡槽卡緊，調節推進按鈕使得注射器完全卡緊(先長按推進，后點按微調)；6)將高壓電源裝置的負極性連接線與針頭連接好；7)調節接收距離，達到最佳接收狀態；8)調節限位開關，控制滑臺上滑座往返位置和距離，限位開關可以控制滑座的位移范圍是4-12cm任意調節，具體固定位置根據所需紡制血管長度來定；9)打開動力控制裝置讓滑座在滑臺上運行，并調節運行速率，其中，滑臺往返速度大小影響不大，只要是勻速運動即可，滑臺作用是使得紡絲血管接收時候更均勻，獲得相似的表面參數；10)調節接收裝置中旋轉動力控制裝置中電機旋轉速度，一般為100-600rpm，較優的可以選用300rpm左右，需要理解的是，接收棒轉速越快，接收效果越好，獲得血管越緊致，但會導致孔隙率越低，所以優選的是速率100-600rpm，較優的可以選用300rpm左右；11)打開注射泵推進鍵；12)按下高壓電源實接按鈕，待參數穩定后，調節電壓大小；13)待紡絲穩定后，使用玻片接少量紡絲，在顯微鏡下觀察粒徑大小是否符合紡絲要求，如若不符，可適當調節接收距離、電壓大小和推進速度；14)紡絲結束后，關閉裝置中各裝置的電源或者電源開關，取下人工血管接收器并將人工血管取出，整理實驗臺。綜上所述，本發明為小口徑人工血管的制備提供了實現的裝置的制備方法，并給出了如何得到較優人工血管的優選實施裝置及方法，從而彌補現有技術在內壁具有螺旋槽結構人工血管制備上的空白，具有實質性的技術貢獻和顯著的技術效果。