CN111938867A - 一种可模拟天然血管释放电信号的人工血管及其制备方法 - Google Patents

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Abstract

本发明属仿生人工血管领域，具体涉及一种可释放电信号的人工血管，包括用压电材料P(VDF‑TrFE)构建人工血管，并经过退火处理调控P(VDF‑TrFE)人工血管的铁电性、压电性，其铁电性表现为P(VDF‑TrFE)人工血管内腔的负电势，其压电性表现为在血液压力变化的作用下P(VDF‑TrFE)人工血管产生形变，进而释放电信号。本发明的有益效果在于：可释放电信号的人工血管可以有效抑制血栓形成，抑制内膜增生并促进血管再生。

Description

一种可模拟天然血管释放电信号的人工血管及其制备方法
技术领域
本发明属仿生人工血管领域，具体涉及一种可模拟天然血管释放电信号的人工血管及其制备方法。
背景技术
临床上的诸多疾病如严重的心脏冠脉堵塞、外周动脉闭塞以及先天性心脏病等均需要使用小口径血管(口径＜6mm)移植进行治疗。据统计，仅美国每年约有50万个心脏冠脉搭桥，44.6万个动静脉瘘，6000多个先天性心脏病血管移植治疗。《中国心血管病报告2018》指出，我国心血管疾病形势更为严重，据推算我国每年心脏冠脉搭桥以及动静脉瘘等需要的血管移植超过120万个。由此可见临床上对小口径血管有着巨大的需求。自体血管是最理想替代品，但自体血管的来源不足，因此，多数情况下需要使用小口径人工血管替代材料进行血管移植。但是，临床上尚无可以使用的小口径人工血管产品。
目前，大多数学者的研究思路是通过人工血管的孔结构设计与活性修饰来构建具有组织再生性、可长期通畅的小口径人工血管，但是植入体内后仍会出现血栓、内膜增生和钙化等问题，这些问题提示我们在构建小口径人工血管时一些其他的因素可能需要被考虑。
生物的控制系统除了转录网络和生化梯度，还有一个重要的控制系统:生物电系统。生物电广泛地应用于在医学中，如心电图、脑电图、肌电图等生物电信息的检测等；反之，当把一定强度、频率的电信号输到特定的组织部位，则又可以影响其生理状态，目前人们模拟生物电的方法多为施加外置电极以形成稳定的电场、电势或者施加动态电信号等形式的电刺激，如用“心脏起搏器”可释放电刺激使一时失控的心脏恢复其正常节律活动，应用脑的电刺激术(EBS)可治疗某些脑疾病，在颈动脉设置血压调节器，则可调节病人的血压，甚至应用电刺激可以抑制癌细胞的迁移。
随着研究的深入，人们逐渐认识到电信号对血管的重要性，并通过外置电极的方式提供电场与电刺激以调控血管细胞。Yumei Li等人将导电材料聚苯胺(PANI)涂覆在PCL电纺膜上，通过外部电源给予PANI涂层电信号，显著地促进了人脐静脉内皮细胞(HUVECs)的粘附与增殖。Zhao Min通过银/氯化银电极对血管内皮细胞(ECs)施加电刺激(75-100mV/mm)，结果显示电刺激能够促进ECs的定向排列与迁移，同时还能够显著提高VEGF的表达。Andrew Rowlands等人研究表明，在聚吡咯(PPy)基底膜上培养血管平滑肌细胞(VSMCs)，通过外部电源分别以0.05Hz，5Hz和500Hz的频率给予PPy基底膜50μA交变电流，5Hz的电刺激显著促进了VSMCs的增殖，并在96h后显著提高了VSMCs功能蛋白肌动蛋白平滑肌球蛋白重链(SMMHC)的表达。Jian Feng等人研究显示，将铂电极植入球囊损伤后的兔腹主动脉附近，通过外部电源给予3或4V/cm的直流电刺激，能够显著地抑制球囊损伤诱导的兔腹主动脉内膜增生，降低内膜与中膜面积之比，但由于电极的植入导致部分实验动物因腹腔感染或肠梗阻而死亡。以上研究充分证明了电信号对血管细胞(内皮细胞、平滑肌细胞)和受损的血管组织具有积极的调控作用。但是，上述研究所使用的导电材料均需要外部电源供电以诱发电刺激或生成电场，这在很大程度上限制了这些导电材料作为组织工程支架材料的体内应用。
压电材料可以将机械信号转变为电信号，植入体内后周围组织可以提供力学刺激使其产生形变，故压电材料可以不需要外部电极，利用组织自身的力学环境激发其压电效应从而释放电信号。已有文献证明天然血管本身具有压电性和铁电性，可以释放电信号。压电材料为模拟生物电的研究和发展提供了新的思路。压电聚合物P(VDF-TrFE)具有良好的柔性、可加工性、压电性、铁电性及生物相容性，已被用作组织工程材料以促进骨、神经等组织的再生，然而P(VDF-TrFE)作为人工血管，其最优的压电性与铁电性尚未得到验证。
发明内容
本发明所要解决的技术问题是提供一种不需要外部电极即可模拟天然血管释放电信号的人工血管，用于体外研究电信号对血管细胞(内皮细胞、平滑肌细胞)行为调控的作用或用于血管移植。我们通过退火温度调控P(VDF-TrFE)的压电性与铁电性，P(VDF-TrFE)的铁电性引起的负电势具有显著的抗凝效果，同时其压电性释放的压电刺激显著促进血管再生，有助于解决现有小口径人工血管易发生血栓、内膜增生，再生性能差等问题。
本发明公开了一种可释放电信号的人工血管，包括P(VDF-TrFE)材料，并经过退火处理。
优选的，退火处理温度为90～110℃，更优选的退火处理温度为100℃。
优选的，所述可释放电信号的人工血管的壁厚为349-354μm，更优选的为350μm。
优选的，所述可释放电信号的人工血管的纤维直径为1.39-1.44μm，更优选的为1.41μm。
优选的，所述可释放电信号的人工血管的纤维孔径为5.13-5.25μm，更优选的为5.20μm。
优选的，所述可释放电信号的人工血管的β相含量为80.53％-84.72％，更优选的为83.43％。
优选的，所述可释放电信号的人工血管的最大拉伸应力为1.9-2.5MPa，更优选的为2.0MPa。
优选的，所述可释放电信号的人工血管的弹性杨氏模量为1.9-3.8MPa，更优选的为3.0MPa。
优选的，所述可释放电信号的人工血管的断裂伸长率为175％-240％，更优选的为210％。
优选的，所述可释放电信号的人工血管的爆破压为2750-3260mmHg，更优选的为2900mmHg。
优选的，所述可释放电信号的人工血管的压电系数为2.7-4.1pm/V，更优选的为3.3pm/V。
优选的，所述可释放电信号的人工血管的表面电势为-5.3--2.4V，更优选的为-3.8V。
优选的，所述可释放电信号的人工血管的zeta电势为-202--94mV，更优选的为-145mV。
本发明还公开了一种可释放电信号的人工血管的制备方法，包括如下步骤：
步骤1、制备P(VDF-TrFE)溶液；
步骤2、将步骤1制备的P(VDF-TrFE)溶液静置除泡后，利用常规纺丝技术纺织成需要的结构；
步骤3、将步骤2的产物进行退火处理，退火温度为90～110℃。
进一步地，所述常规纺丝技术包括冷冻干燥、静电纺丝、熔融纺丝、3D打印中至少一种。
优选的，所述常规纺丝技术采用静电纺丝技术。
探究其机理，我们发现由于所述可模拟天然血管释放电信号的人工血管的电信号包含铁电性引起的表面电势和压电性释放的动态电刺激。P(VDF-TrFE)的β相具有铁电性，其一个正电基团-CH2与一个负电基团-CF2组成一个偶极子，电压极性定义了静电纺丝液体射流表面和纤维表面积聚的束缚电荷，正极性将偶极子中带负电荷的基团吸引到纤维表面，如图1所示，正高压电纺得到的人工血管内腔面积聚电负性的束缚电荷，表现出负电势，可以吸引环境中带正电的自由电荷。P(VDF-TrFE)的β相具有压电性，β相的偶极子受到力的作用会缩短，电极性降低，导致束缚电荷数目减少，与束缚电荷相对应的自由电荷逃离纤维表面，产生向心方向电流；当取消力的作用时，β相的偶极子恢复到原来的长度，电极性升高，导致束缚电荷数目增多，与束缚电荷相对应的自由电荷向纤维表面移动，产生离心方向电流，每一次的力学刺激都对应着相应的电信号。如图2所示，当P(VDF-TrFE)人工血管处于收缩压时，血液挤压人工血管内壁应力变大，管壁发生收缩形变，吸附于管腔内壁的正电荷逃离管腔内壁；当P(VDF-TrFE)人工血管处于舒张压时，血液挤压人工血管内壁的力变小，管壁产生舒张形变，血液中的正电荷向血管壁移动，P(VDF-TrFE)人工血管在每一次舒张压和收缩压的交替下，都会释放相应的电信号。
本发明的有益效果在于：
本发明采用压电材料P(VDF-TrFE)制备的人工血管可以将血液压力提供的机械刺激转变为电刺激，不需要外部电极即可释放电信号；P(VDF-TrFE)的铁电性引起的负电势静电排斥具有电负性的血小板和红细胞，可以有效抑制血栓形成；植入体内后，血液流动及血管搏动激发P(VDF-TrFE)的压电性，从而产生电信号，有效促进血管内皮细胞、平滑肌细胞增殖，从而促进血管再生；通过退火处理调节P(VDF-TrFE)的铁电性、压电性，获得具有合理表面电势、压电系数的人工血管，在抑制血栓形成、促进血管再生的同时，还可以抑制内膜增生。
附图说明
图1人工血管铁电性引起表面负电势示意图；
图2人工血管压电性释放电信号示意图；
图3结晶度与β相含量表征测试结果图；
图4 SEM图片；
图5 AV-Shunt实验测试图；
图6大鼠腹主动脉移植4周形貌图。
图7大鼠腹主动脉移植4周免疫荧光染色结果图。
具体实施方式
下面结合附图及实施例对本发明的具体实施方式作进一步描述，以下实施例仅用于更加清楚地说明本发明的技术实施例，而不能以此来限制本发明的保护范围。
本发明采用的技术实施例如下：
实施例1
本实施案例采用静电纺丝技术制备可释放电信号的人工血管，并通过退火处理调控其结晶度、β相含量以及力学性能的小口径人工血管，包括如下步骤：
步骤1、称取4g P(VDF-TrFE)粉末溶于10mL的二甲基甲酰胺/丙酮(体积比3：2)混合溶剂中，搅拌至完全溶解后继续搅拌4h，制得P(VDF-TrFE)溶液；
步骤2、将40w/v％P(VDF-TrFE)溶液静置30min除泡处理，之后装入带有21#G针头的医用注射器中，将针头与高压电源的电极相连，另一面用直接接地的直径2mm的接收棒作为收集器；接收距离为15cm；流速为1ml/h，纺丝时间为20min，纺丝环境湿度控制在40％RH，即可得到P(VDF-TrFE)血管支架。
步骤3、将步骤2制备的P(VDF-TrFE)血管支架置于真空干燥箱中在100℃下加热处理4h，随后在室温下冷却；后将收集的P(VDF-TrFE)血管支架置于真空干燥箱室温干燥72h，即为可释放电信号的人工血管。
实施例2-3
实施例2-3与实施例1区别在于退火温度不同，具体区别如下表1：
表1实施例1-3参数表
序号 退火温度(℃) 产物代号
实施例1 90 PVT-A90
实施例2 100 PVT-A100
实施例3 110 PVT-A110
对比例1
为了进一步说明本发明材质选择带来的有益效果，设置对比例1，对比例1与实施例1区别在于采用12w/v％PCL溶液替代40w/v％P(VDF-TrFE)。选择PCL作为对照材料的具体原因如下：1.PCL不具有压电结构，因此不具有压电性和铁电性。2.虽然PCL与P(VDF-TrFE)的表面化学特性略有不同，但是其具有良好的可加工性，能够容易地制备出与P(VDF-TrFE)结构相似的支架材料；3.PCL具有良好的生物相容性，慢的降解速率和良好力学特性，其在血管组织工程领域应用广泛，因此，选择PCL作为对照组，对于阐述压电血管材料释放电刺激调控血管组织再生的作用更有说服力；4.已有研究选择PCL作为压电聚合物的对照组，表明PCL作为对照组是可接受的。因此，本课题选择用静电纺丝的方法制备PCL作为对比例可以很好地说明P(VDF-TrFE)的有益效果。
具体制备方法包括如下步骤：
步骤1、称取1g PCL粉末溶于10mL的三氯甲烷/甲醇(体积比5：1)混合溶剂中，搅拌至完全溶解后继续搅拌4h，制得PCL溶液；
步骤2、将10w/v％PCL溶液静置30min除泡处理，之后装入带有21#G针头的医用注射器中，将针头与高压电源的电极相连，另一面用直接接地的直径2mm的接收棒作为收集器，电纺所用电压为15kV；接收距离为15cm；流速为1ml/h，纺丝时间为20min。进一步在真空干燥箱内100℃退火得到PCL人工血管，即为对比例2，代号为PCL-A100。
对比例2
对比例2与对比例1的区别在于不经过退火处理，代号为PCL。
对比例3
为了进一步说明本发明设置退火操作带来的有益效果，设置对比例3，对比例3与实施例1区别在于不进行退火处理。对比例2的人工血管产品产物代号为PVT-NA。
对比例4-9
为了进一步说明本发明设置退火温度对有益效果的影响，设置对比例4-9，对比例4-9与实施例1区别在于退火处理温度发生变化。具体区别如下表2：
表2对比例4-9退火温度参数表
Figure BDA0002597238060000061
Figure BDA0002597238060000071
为了说明本发明的有益效果，特进行了如下测试：
X-射线衍射图谱(XRD)分析：
用干净的小剪刀将实施例1-3、对比例1-9剪切成合适大小粘在样品框上。在LabXXRD-6000型X射线衍射仪上，分析不同退火温度处理的P(VDF-TrFE)人工血管内表面结晶度。参数设置：加速电压40kV；管电流200mA；扫描速度10°min-1；角度10～90°。
红外光谱(FTIR)分析：
用干净的小剪刀将实施例1-3、对比例1-9剪切成合适大小置于样品台上。以4cm-1的分辨率扫描人工血管内表面10次，记录波数在400-1600cm-1之间。通过公式(I)计算β相含量。
Figure BDA0002597238060000072
F(β)表示β相含量，Aα与Aβ表示波数在766与840cm-1处吸光度，Kα(6.1×104cm2 mol-1)和Kβ(7.7×104cm2mol-1)为α相与β相的吸光系数。
图3A为X射线衍射图谱，由图3A可以看出，实施例1-3、对比例3、7、8均在2θ＝19.9°处出现β相的强衍射峰，同时可以看出随着P(VDF-TrFE)退火温度升高，其β相的结晶度逐渐升高，而对比例2没有β相的衍射峰。图3B为傅里叶变换红外光谱，由图3B可以看出，实施例1-3、对比例3、7、8在840cm-1、1288cm-1处出现强吸收峰，该吸收峰代表β相，同时可以看出随着P(VDF-TrFE)退火温度的升高，其β相含量逐渐升高，而对比例2不含有β相的吸收峰。
通过公式Ⅰ计算得到实施例1-3、对比例1-9的β相含量如下表3：
表3β相含量数据表
Figure BDA0002597238060000073
Figure BDA0002597238060000081
由以上检测数据可知：
1、实施例1-3、对比例3-9均含有β相，具备释放压电刺激的基础。随着退火温度的升高，P(VDF-TrFE)的β相含量及β相的结晶度随之提高。
2、PCL不含有β相，不具备释放压电刺激的基础。
SEM观察形貌：
首先将制备的实施例1-3、对比例1-9进行喷金处理提高材料的导电性，然后通过SEM观察材料的表面形貌。在低放大倍数下观察人工血管横截面，在高放大倍数下观察人工血管的内腔面。利用Image-Pro Plus 6.0软件测量样品壁厚、纤维直径和纤维间孔径。
图4为人工血管横截面(Cross-section)与内腔表面(Lumen surface)SEM图片，由图4可以看出实施例1-3和对比例2各组形貌相近，无显著差异。
统计结果如下表4：
表4 SEM检测形貌数据表
Figure BDA0002597238060000082
Figure BDA0002597238060000091
由以上检测数据可知：
1、对比例1、9熔化后不再具有电纺后纤维结构，原因是对比例1退火温度超过PCL熔点(61±3℃)，对比例9的退火温度超过P(VDF-TrFE)的熔点(135±0.5℃)，不符合作为人工血管的形貌结构，因此排除对比例1、9。
2、统计结果显示60-130℃的退火处理不会影响P(VDF-TrFE)的壁厚、纤维直径、纤维间孔径，对比例2与P(VDF-TrFE)各组形貌无显著性差异，符合作为对比例的形貌条件。
力学测试：
1、杨氏模量、最大应力、断裂伸长率测试
将各组人工血管裁剪成长3mm的圆环，在Instron拉力试验机上进行力学实验，拉伸速率设置为10mm/min，每组样品测试5个。根据应力-应变曲线计算杨氏模量、最大应力、断裂伸长率并取平均值，其中杨氏模量为该曲线最初10％应变的斜率。
2、爆破压测试：
将各组人工血管切割成长度为3cm的样品。使用与样品相应口径的导管连接样品，使用注射器从导管处向人工血管内注入凡士林直至灌满溢出，将人工血管的另一端用3-0缝合线系紧，导管另一端连接三通阀连接器，连接器与CO2钢瓶相连接，三通阀另一端连接压力传感器，再将压力传感器与压力记录仪与相连。装置连接完毕后将人工血管浸泡在37℃PBS溶液中，浸泡5min，匀速旋转CO2钢瓶阀门旋钮，此时注意保持压力均匀增加，随着CO2钢瓶阀门的逐渐旋转，装置内压力升高，直至人工血管爆裂，压力记录仪读取压力变化曲线的最高值为血管的爆破压值，每组样品测试5个。
测试结果汇总见下表5：
表5力学测试结果数据表
Figure BDA0002597238060000092
Figure BDA0002597238060000101
由测试结果可知：
1、退火温度在80-130°之间时，随着退火温度的升高，P(VDF-TrFE)人工血管的杨氏模量、最大拉伸应力、爆破压逐渐提高。这是由于退火处理的P(VDF-TrFE)在高温下减少了反式结构的α相，提高了β相含量及结晶度，高结晶度的β相分子链之间的强结合力提高了力学强度和弹性杨氏模量，同时提高了爆破压，但是电纺P(VDF-TrFE)的断裂形式逐渐由韧性断裂变为刚性断裂，从而降低了断裂伸长率。
2、退火温度在60-80°之间时，退火温度对电纺P(VDF-TrFE)人工血管的力学性能影响不大。
3、实施例1-3与对比例2的爆破压和杨氏模量均高于大鼠腹主动脉，而拉伸应力和断裂伸长率高于或接近大鼠腹主动脉，因此实施例1-3与对比例2具有作为人工血管的潜质。
3、对比例3-6的最大拉伸应力、杨氏模量均低于大鼠腹主动脉，不符合作为人工血管的要求，排除对比例3-6。
4、对比例7-8的断裂伸长率远低于大鼠腹主动脉，不符合作为人工血管的条件，排除对比例7-8。
上述力学测试结果分析显示实施例1-3、对比例2具有作为人工血管的潜质，故对此进行后续深入研究。
电性能检测
1、压电系数d33的检测
用d33表示大鼠腹主动脉、人工血管的宏观压电性，使用准静态d33压电分析仪。首先在大鼠腹主动脉、实施例1-3、对比例2两侧涂覆银离子导电电极并晾干，通过配置的校准样品对仪器进行校准，将轴向剪开铺平的人工血管内侧向上放入准静态压电测量仪的上下探头之间，读取数值。每组样品测5个，取平均数的到样品压电系数d33。
2、表面电势检测：
用扫描探针显微镜测量了实施例1-3、对比例2内表面的表面电势。镀铂硅导电尖端(SCM-PIT，弹簧常数4N/m,Bruker)用于SKPM模式测量。
3、Zeta电势测量：
使用固体表面zeta电位测试仪检测实施例1-3、对比例2内表面的zeta电势。使用KCL溶液检测，通过HCL与KOH溶液调整PH值，将PH值定为7.4，模拟血液酸碱度环境可以检测到血液与材料接触时材料的zeta电势，每组人工血管测量5个。
测试结果汇总见下表6：
表6电性能测试数据表
序号 产物代号 压电系数d<sub>33</sub>(pm/V) 表面电势(V) Zeta电势(mV)
大鼠腹主动脉 — 1.0±0.1 — —
实施例1 PVT-A90 2.7±0.3 -2.4±0.2 -94.4±8.2
实施例2 PVT-A100 3.3±0.2 -3.8±0.3 -145.6±12.4
实施例3 PVT-A110 4.1±0.3 -5.3±0.2 -202±16.7
对比例2 PCL — — -24±3.4
由以上结果可知：
1、我们检测到了大鼠腹主动脉的压电系数(1.0pm/V),证实了天然血管本身具有压电性。
2、实施例1-3的d33为分别为2.7pm/V、3.3pm/V、4.1pm/V，同时其铁电性表现出稳定的表面电势，分别为-2.4V、-3.8V、-5.3V。其压电性、铁电性来源于静电纺丝的高电压对P(VDF-TrFE)中偶极子取向调控作用，正高压将β相偶极子中带负电荷的基团(-CF2)吸引到纤维表面，积聚的束缚电荷为负电荷，纤维表面表现出稳定的负电势，当受到力的刺激后-CF2与-CH2间偶极矩缩短，束缚电荷数目减少，环境中与之对应的自由电荷逃离纤维表面形成电信号。不同温度下的退火处理改变了β相的含量，进一步改变了P(VDF-TrFE)压电系数与表面电势。
3、对比例2检测不到压电系数和表面电势，这是因为PCL没有偶极子等压电、铁电结构。
4、实施例1-3、对比例2的zeta电势分别为-94mV、-145mV、-202mV、-24mV，实施例1-3在液体环境中可以表现出稳定的负电势，对比例2表现出微弱的zeta电势(-24mV)，PCL不具有偶极子等压电、铁电结构，该负值归因于PCL的羧基在液体环境中的离子化。
综上，实施例1-3具有显著的压电性与铁电性，而对比例2不具有该特征，可以很好地验证P(VDF-TrFE)压电性与铁电性的生物学作用。
人工血管血液相容性检测
AV-Shunt实验：
实施例1-3、对比例2使用生理盐水润湿后称重。耳缘静脉注射3％戊巴比妥钠(3ml/kg)麻醉新西兰白兔，注射肝素(100U/kg)抗凝，剃除颈部毛发后固定于手术台，用碘酒擦拭颈部消毒。剪开颈部右侧皮肤及肌肉，将右侧颈动脉暴露，剪开左侧皮肤，暴露左侧皮下浅表静脉，使用钝性分离器分离并用3-0缝合线游离暴露的血管并插入留置针，留置针连接体外导管及人工血管，血液从颈动脉流出，流经人工血管，再输回浅表静脉。循环体系维持1h后取下支架材料，处死实验动物，使用0.9％生理盐水灌流冲洗人工血管10min，实验后将人工血管称重，置于体视显微镜下观察、拍照。
由图5可以看出，实施例2、3的管腔是干净的，很少有凝血基质粘附，实施例1的管腔表面表现出轻微的凝血基质粘附，而对比例2的管腔表面有大量凝血基质黏附。
以上检测结果见表7：
表7人工血管增重数据表
序号 产物代号 增重(％)
实施例1 PVT-A90 18.6±4.7
实施例2 PVT-A100 15.8±5.4
实施例3 PVT-A110 12.4±3.5
对比例2 PCL 25.1±7.8
由以上结果可知：
1、实施例2-3较高的负电势与血液中带负电的血小板、红细胞产生更强的静电排斥，因此表现出优于实施例1的抗凝血基质黏附效果。
2、对比例2没有铁电性，黏附凝血基质最多，很好地验证了铁电性引起的负电势的抗凝血基质黏附的作用。
动物体内血管移植检测：
1、样品准备：将实施例1-3、对比例2裁剪为1cm长的样品。
2、大鼠腹主动脉移植：将大鼠称重后腹腔注射1.5％戊巴比妥钠溶液(2ml/kg)，将麻醉后的大鼠固定于手术台，尾静脉注射肝素(100U/kg)。剔除大鼠腹部毛发，使用碘伏消毒。沿着腹部中线剪开大鼠腹部皮肤和肌肉，使用钝性分离器分离大鼠腹主动脉并将外膜剥离干净，用9-0手术线结扎动脉分支。使用动脉夹夹住腹主动脉的近心段与远心端，从中间剪开动脉。通过“米”字缝合法，使用9-0带针缝合线原位置入人工血管，每端等距离缝合8针。缝合完成后用灭菌棉球小心压住缝合端，缓慢移除动脉夹使动脉血流恢复。使用硫酸庆大霉素、0.9％生理盐水先后冲洗腹腔，缝合腹部肌肉层与皮肤层。涂抹碘伏消毒，术后不使用任何抗凝药，正常饲养。
3、顺应性检测：在4周时，使用异氟烷将大鼠麻醉，使用尾压检测仪测量大鼠尾动脉血压，使用多普勒超声仪检测血管通畅性和顺应性。然后根据如下公式(Ⅱ)计算植入组织工程血管的顺应性：
Figure BDA0002597238060000131
p1:低压值，p2:高压值(以mmHg表示)，Rp1和Rp2:各自压力下的内径。
4、血栓情况检测：对于术后4周时间点通过体式显微镜检测取出的组织工程血管的内腔有无血栓形成。根据血栓的严重程度计算轻微血栓发生率(未堵塞血流)和堵塞血流血栓发生率。
5、内膜增生检测：于移植4周时间点，麻醉动物后，取出植入的组织工程血管，通过体式显微镜检测内腔有无内膜增生情况。根据内膜增生的严重程度计算轻微内膜增生发生率(未堵塞血流)和严重内膜增生发生率(堵塞血流)。
6、CD31与α-SMA免疫荧光染色：对上述每个人工血管样品进行冰冻切片并进行CD31与α-SMA免疫荧光染色，以观察内皮细胞与平滑肌细胞的生长情况。基于纵切切片染色的CD31阳性细胞长度占整个支架长度的比例来计算内皮覆盖率，基于纵切切片染色的α-SMA阳性细胞长度占整个支架长度的比例来计算平滑肌覆盖率。
图6中圆圈标注为血栓，方框标注为增生。由图6可以看出，实施例2无任何增生与血栓，实施例1有轻微血栓，实施例3有轻微的内膜增生，而对比例2有较多的血栓和内膜增生。
由图7可以看出，实施例2的内皮覆盖率与平滑肌覆盖率显著高于对比例2。
实施例1-3、对比例2、6、7动物体内血管移植检测数据如下表(n＝5)：
表8体内血管移植检测数据表
Figure BDA0002597238060000141
由上述检测数据可知：
1、实施例2-3由于内腔面具有较强的负电势，植入体内后表现出良好的抗凝血效果，实施例1的表面电势稍低，其抗凝血效果稍差，移植后有少量血栓形成。对比例2不具有铁电性，只有离子化羧基引起的微弱负zeta电势，抗凝血效果最差，移植后出现明显的血栓。
2、实施例1-3具有压电性，在体内动态条件下释放的压电刺激可以促进内皮细胞与平滑肌的增殖，实施例2的压电系数较为合理，显著促进内皮细胞与平滑肌细胞增殖，且无内膜增生。实施例3的压电系数稍高，稍高的压电刺激引起平滑肌细胞过度增殖，出现轻微的内膜增生。实施例1压电系数较低，较低的压电刺激促进内皮细胞和平滑肌细胞增殖效果较实施例2稍差。对比例2不具有压电性，促进内皮细胞和平滑肌细胞增殖效果差。
以上实验我们可以说明，实施例1-3具有较为适宜的表面电势和压电系数，植入体内后，相对于PCL来说能够保证血管全部通畅，而且可以促进内皮细胞和平滑肌细胞的再生，特别是实施例2的表面电势和压电系数促进组织再生的效果最优。
最后应说明的是：以上各实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述各实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分或者全部技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的范围。

Claims (10)

1.一种可模拟天然血管释放电信号的人工血管，其特征在于，包括P(VDF-TrFE)材料，并经过退火处理。
2.根据权利要求1所述的可模拟天然血管释放电信号的人工血管，其特征在于，退火处理温度为90～110℃。
3.根据权利要求1所述的可模拟天然血管释放电信号的人工血管，其特征在于，压电系数为2.7-4.1pm/V。
4.根据权利要求1所述的可模拟天然血管释放电信号的人工血管，其特征在于，表面电势为-5.3--2.4V。
5.根据权利要求1所述的可模拟天然血管释放电信号的人工血管，其特征在于，zeta电势为-202--94mV。
6.根据权利要求1所述的可模拟天然血管释放电信号的人工血管，其特征在于，壁厚为349-354μm，纤维直径为1.39-1.44μm；β相含量为80.53％-84.72％。
7.一种可模拟天然血管释放电信号的人工血管的制备方法，其特征在于，包括如下步骤：
步骤1、制备P(VDF-TrFE)溶液；
步骤2、将步骤1制备的P(VDF-TrFE)溶液静置除泡后，利用常规纺丝技术纺织成需要的结构；
步骤3、将步骤2的产物进行退火处理，退火温度为90～110℃。
8.根据权利要求7所述的一种可模拟天然血管释放电信号的人工血管的制备方法，其特征在于，所述常规纺丝技术包括冷冻干燥、静电纺丝、熔融纺丝、3D打印中至少一种。
9.根据权利要求7所述的一种可模拟天然血管释放电信号的人工血管的制备方法，其特征在于，所述常规纺丝技术采用静电纺丝技术。
10.一种可模拟天然血管释放电信号的人工血管的应用，其特征在于，根据权利要求1-6任意一项所述的可释放电信号的人造血管，用于对血管细胞行为的调控研究或作为血管替代物植入生物体内。
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