一种新型小直径可降解人工血管及其构建方法与流程

本发明涉及一种新型小直径可降解人工血管及其构建方法，具体涉及一种改良静电纺丝技术及采用该方法构建的具备仿生微图案信号的新型小直径可降解人工血管，属于生物医用材料技术领域。

背景技术：

目前，心血管疾病(cardiovasculardisease,cvd)是全球人口第一大死因，据世界卫生组织报道，全球每年约有1790万人死于心血管疾病[1]。由动脉粥样硬化、炎症、自身免疫等原因所致的血管闭塞是常见的临床难题[2]。针对冠状动脉及外周小直径动脉闭塞常用的方法是将病变段血管置换或行旁路搭桥，其中自体血管移植是临床上治疗该类疾病的“金标准”，但因存在来源有限、需额外的有创手术、患者健康状况等因素的影响而应用受限[3]。合成高分子材料制造的人工血管移植物制备成本低、使用方便，目前广泛应用于临床，但其力学性能差及合成材料的不可降解性容易导致血栓形成、狭窄和慢性炎症反应等并发症，限制了其在小直径人工血管(<6mm)的应用[4]。因此小直径人工血管的研发成为了当务之急。

人体血管壁由三层解剖结构组成：外膜，中膜和内膜。内膜主要由血管内皮细胞构成，其在调节血管张力、组织稳态及血管壁上营养物质的运输中起着重要作用。此外，内膜在循环血液和血管壁之间形成一层具有抗凝血功能的屏障。如果没有稳定贴壁的单层内皮细胞，人工血管容易因内膜的增生和血栓形成而再次狭窄或堵塞。因此，一个理想的人工血管应能在植入人体后的生理条件下快速形成连续的单层内皮细胞[5]。人体正常生理条件下，血管内皮细胞的形态和细胞骨架排列方式与血管中血流方向一致，并直接影响其功能和在血流剪切应力下的粘附能力[6]。

静电纺丝技术是一种利用高压电场力制备纳米纤维的方法。因静电纺丝设备简单，成本低，制备出来的纤维膜具有较高的比表面积、极好的孔连通性和可控的纤维直径。由于静电纺丝过程不稳定的特性，收集到的纤维常为无规则堆积的形式，这种形态的静电纺丝纳米纤维在人工血管的应用中有较大的局限性。假如电纺丝纤维的分布紊乱无序，节点之间的纤维紧张程度不同，整块纤维材料中单根纤维的受力强弱不均，会使得整块纤维无法发挥出应有的力学性能。

[1]e.j.benjamin,p.muntner,a.alonso,m.s.bittencourt,c.w.callaway,a.p.carson,a.m.chamberlain,a.r.chang,s.cheng,s.r.das,f.n.delling,l.djousse,m.s.v.elkind,j.f.ferguson,m.fornage,l.c.jordan,s.s.khan,b.m.kissela,k.l.knutson,t.w.kwan,d.t.lackland,t.t.lewis,j.h.lichtman,c.t.longenecker,m.s.loop,p.l.lutsey,s.s.martin,k.matsushita,a.e.moran,m.e.mussolino,m.o'flaherty,a.pandey,a.m.perak,w.d.rosamond,g.a.roth,u.k.a.sampson,g.m.satou,e.b.schroeder,s.h.shah,n.l.spartano,a.stokes,d.l.tirschwell,c.w.tsao,m.p.turakhia,l.b.vanwagner,j.t.wilkins,s.s.wong,s.s.virani,e.americanheartassociationcouncilon,c.preventionstatistics,s.strokestatistics,heartdiseaseandstrokestatistics-2019update:areportfromtheamericanheartassociation,circulation139(10)(2019)e56-e66.

[2]a.timmis,n.townsend,c.gale,r.grobbee,n.maniadakis,m.flather,e.wilkins,l.wright,r.vos,j.bax,m.blum,f.pinto,p.vardas,e.s.c.s.d.group,europeansocietyofcardiology:cardiovasculardiseasestatistics2017,eurheartj39(7)(2018)508-579.

[3]a.goins,a.r.webb,j.b.allen,multi-layerapproachestoscaffold-basedsmalldiametervesselengineering:areview,matersciengcmaterbiolappl97(2019)896-912.

[4]h.y.mi,y.jiang,x.jing,e.enriquez,h.li,q.li,l.s.turng,fabricationoftriple-layeredvasculargraftscomposedofsilkfibers,polyacrylamidehydrogel,andpolyurethanenanofiberswithbiomimeticmechanicalproperties,matersciengcmaterbiolappl98(2019)241-249.

[5]d.radke,w.jia,d.sharma,k.fena,g.wang,j.goldman,f.zhao,tissueengineeringattheblood-contactingsurface:areviewofchallengesandstrategiesinvasculargraftdevelopment,advhealthcmater7(15)(2018)e1701461.

[6]s.arora,s.lin,c.cheung,e.k.f.yim,y.c.toh,topographyelicitsdistinctphenotypesandfunctionsinhumanprimaryandstemcellderivedendothelialcells,biomaterials234(2020)119747.

技术实现要素：

为解决医院临床现有人工血管治疗效果差、小直径人工血管的匮乏问题，本发明的目的在于提供一种新型小直径可降解人工血管及其构建方法，该人工血管制备方法简便，能一步制备出双层取向性静电纺丝纤维构成的小直径人工血管，通过几何图案信号作用，使人工血管内能快速形成取向排列且稳定黏附的单层内皮细胞，诱导平滑肌细胞呈圆周取向排列生长的同时具有更佳的力学性能，帮助人工血管内组织再生及功能的稳定再建。

为了实现上述技术目的，本发明采用如下技术方案：

一种新型小直径可降解人工血管，包括：

内表面纤维层：由延人工血管长轴方向取向排列、相互平行、疏松多孔的纤维构成，为可降解高分子材料，为人工血管提供几何图案信号递送；

外表面纤维层：由延人工血管圆周方向取向排列，网状连接且疏松多孔的纤维构成，为可降解高分子材料，为人工血管提供力学支撑；

螺旋支撑结构：以固定间距和宽度缠绕于内表面纤维层的纤维上，为可降解高分子材料，由无序、致密的纤维构成，为人工血管提供力学支撑。

优选的，所述可降解高分子材料选自聚己内酯及其衍生物、聚氨酯及其衍生物、胶原及其衍生物、丝素蛋白及其衍生物中的至少一种。

优选的，所述内表面纤维层中的纤维直径为0.2～0.4μm，外表面纤维层中的纤维直径为1～5μm，所述螺旋支撑结构的纤维直径为1～3μm，间距为2～3mm，宽度为0.2～0.6mm。

优选的，所述内表面纤维层的平均厚度为50～1000μm；外表面纤维层的平均厚度为1000～9000μm。

本发明还提供了上述新型小直径可降解人工血管的制备方法，包括如下步骤:

(1)将可降解高分子材料配制成高分子聚合物溶液，然后以转速为40～100rpm的旋转的弹簧作为收集装置，通过静电纺丝电场力的作用使电纺丝纤维吸附于弹簧表面及弹簧之间的空隙处，吸附于弹簧表面的无序致密的纤维形成螺旋支撑结构，为人工血管提供力学支撑；而吸附于弹簧之间的空隙处的延人工血管长轴方向取向排列、相互平行、疏松多孔的纤维则形成内表面纤维层，为人工血管递送几何图案信号；

(2)在沉积了内表面纤维层和螺旋支撑结构的弹簧正下方放置导电溶液作为辅助电极，调节弹簧转速至1000～5000rpm，采用静电纺丝工艺，在电场力及机械拉力作用下于弹簧上沉积得到延人工血管圆周方向取向排列，网状连接且疏松多孔的纤维形成的外表面纤维层，为人工血管提供良好的力学性能；

(3)将弹簧拉直取出人工血管即可。

优选的，步骤(1)中，高分子聚合物溶液中的可降解高分子材料的质量分数为5～15％，溶剂为二氯甲烷、氯仿、醋酸中的至少一种与甲醇、乙醇、去离子水中的至少一种的混合溶剂，其体积之比为3:7～7:3。

优选的，步骤(1)中，静电纺丝工艺参数为：喷头内径0.06～0.72mm,溶液流速1～200ul/min，针尖-收集装置距离1～14cm，电压1～12kv，收集时间10～60min。

优选的，步骤(2)中，静电纺丝工艺参数为：辅助电极的导电溶液为pbs溶液或氯化钠溶液，针尖-收集装置距离4～8cm，针尖-辅助电极距离8～24cm，电压8～24kv，收集时间1～6h。

本发明首先利用静电纺丝技术，以相对低速旋转的弹簧为接收装置，制备延人工血管长轴方向高度取向性排列、高比表面积、高孔隙率的内层纤维；随后以沉积了内层纤维的相对高速的弹簧为接收装置，再利用静电纺丝技术通过添加辅助电极并调整制备参数，制备出由延人工血管圆周方向取向排列，网状连接且疏松多孔的外层纤维，为人工血管提供力学支撑；同时，在电场力的作用下，弹簧收集装置上可沉积形成由无序、致密的纤维构成的螺旋支撑结构，为人工血管进一步提供力学支撑。在人工血管的制备过程中，取向性静电纺丝纤维可以使得人工血管受力更为均匀，不易出现断裂，同时，递送的几何图案信号线索可以促进血管组织及功能的协同再生，提高静电纺丝纤维在组织工程中的适用性。

与现有人工血管相比，本发明具有以下优点：

1、在人工血管的功能设计上，本发明采用分层设计，通过几何图案信号的方法，使人工血管模仿天然人体血管细胞外基质结构，在血管修复及再生中起关键的生理作用。本发明提出的小直径人工血管采用合成高分子材料，具有可控的生物降解能力、优良的组织相容性及力学性能，可提升人工血管与细胞及组织的整合性。取向性纤维递送的几何图案信号可以通过引导血管内皮细胞、平滑肌细胞定向排列形成与天然血管组织近似的有序结构，以维持新生血管组织功能。

2、在人工血管构建方法上，本发明采用静电纺丝技术，以相对低速旋转的弹簧为接收装置，使电纺丝纤维延轴向伸直并取向排列，以获取大比面积、疏松取向性内层纤维；同时，在电场力作用下，弹簧收集装置作用使内层纤维中形成由无序、致密的纤维构成的螺旋支撑结构，为人工血管进一步提供力学支撑；随后以沉积了内层纤维的相对高速的弹簧为接收装置，在接收装置正下方添加导电溶液作为辅助电极，调节制备参数，使电纺丝纤维在电场力和机械牵拉的作用下延圆周方向取向排列，以获取网状连接且疏松多孔的取向性外层纤维。

综上所述，本发明基于静电纺丝的方法提出应用弹簧以及辅助电极的方法制备小直径可降解人工血管，所获得的人工血管具有快速实现人工血管的内皮化、降低人工血管引起血栓的风险、提高人工血管远期通畅性等作用。本发明所述静电纺丝纤维人工血管制作过程简便而易于操作，成分与结构可控，具有仿生天然人体血管细胞骨架关键生理作用的功能，可用于病变部分血管的置换，具有工业化规模生产的前景。

附图说明

图1为本发明的静电纺丝人工血管制备装置示意图及实施例1中制备的静电纺丝纤维人工血管实物图，其中(a)为内表面纤维层和螺旋支撑结构制备过程；(b)为外表面纤维层制备过程；(c)为所制备的小直径人工血管直径测量示意图，其内径约为3mm；(d)为所制备的小直径人工血管的厚度测量示意图，其厚度约为1mm。

图2为本发明实施例1中制备的小直径人工血管扫描电镜图，其中(a)为人工血管内表面纤维层及螺旋支撑结构交界处；(b)为人工血管螺旋支撑结构表面；(c)为人工血管内表面纤维层；(d)为人工血管外表面纤维层。

图3为本发明对比例1中制备的小直径人工血管扫描电镜图，其中(a)为人工血管内表面纤维层；(b)为人工血管外表面纤维层。

图4为本发明对比例2中制备的小直径人工血管扫描电镜图，其中(a)为人工血管内表面纤维层；(b)为人工血管螺旋支撑结构表面；(c)为人工血管外表面纤维层。

图5为本发明对比例3中制备的小直径人工血管扫描电镜图，其中(a)为人工血管内表面纤维层；(b)为人工血管螺旋支撑结构表面；(c)为人工血管外表面纤维层。

图6为本发明对比例4中制备的小直径人工血管扫描电镜图，其中(a)为人工血管内表面纤维层；(b)为人工血管外表面纤维层。

具体实施方式

为了更好地理解本发明说明，下面结合实施例进一步阐明本发明的内容，但本发明的内容不仅仅局限于下面的实施例。

实施例1

一种采用静电纺丝技术构建的具备仿生微图案信号的新型小直径可降解人工血管通过如下方法制备得到：

第一步：静电纺丝溶液的配制

取聚己内酯(pcl)0.5g，加入水200ul、乙醇1.3ml和二氯甲烷(dcm)3.5ml，于室温中震荡溶解6小时形成pcl静电纺丝溶液。

第二步：内表面纤维层(长轴方向取向性纤维层)和螺旋支撑结构的制备

将第一步中制备的溶液移入5ml注射器中，然后将注射器固定到压力泵上，将注射器与25g喷头相连，喷头-转轴间距离8cm，设置溶液流速12ul/min，通过针头与高压电源相连，以转速80rpm、直径2.8mm的转轴作为收集装置，转轴外不锈钢弹簧外径3mm、长度15cm、间距3mm。开启高压电源设置电压10kv，收集30分钟，制备延轴向伸直并取向排列的内表面纤维层以及以固定间距和宽度缠绕于内表面取向性纤维的螺旋支撑结构，内表面纤维层的纤维直径为0.3μm，平均厚度为100μm，螺旋支撑结构的纤维直径为2μm，间距为3mm，宽度为0.4mm。

第三步：外表面纤维层(圆周方向取向性纤维层)的制备

转轴正下方放置有pbs溶液作为辅助电极，针尖-辅助电极距离10cm，喷头-转轴间距离4cm，转轴转速1000rpm，然后施加12kv高压，收集6小时后，获得圆周取向纤维结构的外表面纤维层，其纤维直径为3μm，平均厚度为900μm，将弹簧拉直取出人工血管即可最终获得小直径人工血管。

如图2所示：图1a-1c说明该方法能够成功制备具备长轴方向取向性纤维结构和螺旋支撑结构的内表面纤维层；图1d说明该方法能够成功制备圆周方向取向性网状纤维结构的外表面纤维层。

对人工血管圆周方向进行单轴拉伸实验获得应力-应变力学曲线并计算其杨氏模量、屈服应力及极限应力以评估其力学性能，结果如表1所示。结果表明该人工血管同时具有优异的力学性能。

实施例2

第一步：静电纺丝溶液的配制

取聚己内酯(pcl)0.5g，加入水200ul、乙醇1.3ml和二氯甲烷(dcm)3.5ml，于室温中震荡溶解6小时形成pcl静电纺丝溶液。

第二步：内表面纤维层(长轴方向取向性纤维层)和螺旋支撑结构的制备

将第一步中制备的溶液移入5ml注射器中，然后将注射器固定到压力泵上，将注射器与25g喷头相连，喷头与转轴上端间的距离10cm，设置溶液流速12ul/min，通过针头与高压电源相连，以转速为100rpm、直径为2.8mm的转轴作为收集装置，转轴外不锈钢弹簧外径3mm、长度15cm、间距3mm，并通过导线连接地线。开启高压电源设置电压11kv，收集30分钟，制备延轴向伸直并取向排列的内表面纤维层以及以固定间距和宽度缠绕于内表面取向性纤维的螺旋支撑结构，内表面纤维层的纤维直径为0.2μm，平均厚度为90μm，螺旋支撑结构的纤维直径为1μm，间距为2mm，宽度为0.3mm。

第三步：外表面纤维层(圆周方向取向性纤维层)的制备

转轴正下方放置有pbs溶液作为辅助电极，针尖-辅助电极距离10cm，喷头-转轴间距离4cm，转轴转速1100rpm，然后施加14kv高压，收集5.5小时后，获得圆周取向纤维结构的外表面纤维层，其纤维直径为2μm，平均厚度为800μm，将弹簧拉直取出人工血管即可最终获得小直径人工血管。

实施例3

第一步：静电纺丝溶液的配制

取聚己内酯(pcl)0.5g，加入水200ul、乙醇1.3ml和二氯甲烷(dcm)3.5ml，于室温中震荡溶解6小时形成pcl静电纺丝溶液。

第二步：内表面纤维层(长轴方向取向性纤维层)和螺旋支撑结构的制备

将第一步中制备的溶液移入5ml注射器中，然后将注射器固定到压力泵上，将注射器与25g喷头相连，喷头与转轴上端间的距离9cm，溶液流12ul/min，通过针头与高压电源相连，转速80rpm、直径2.8mm的转轴作为收集装置，转轴外不锈钢弹簧外径3mm、长度15cm、间距3mm。高压电源设置电压9kv，收集30分钟，制备延轴向伸直并取向排列的内表面纤维层以及以固定间距和宽度缠绕于内表面取向性纤维的螺旋支撑结构，内表面纤维层的纤维直径为0.3μm，其平均厚度为100μm，螺旋支撑结构的纤维直径为2μm，间距为3mm，宽度为0.4mm。

第三步：外表面纤维层(圆周方向取向性纤维层)的制备

转轴正下方放置有pbs溶液作为辅助电极，针尖-辅助电极距离14cm，喷头-转轴间距离8cm，转轴转速1100rpm，然后施加14kv高压，收集6小时后，获得圆周取向纤维结构的外表面纤维层，其纤维直径为3μm，平均厚度为900μm，将弹簧拉直取出人工血管即可最终获得小直径人工血管。

对比例1

第一步：静电纺丝溶液的配制

取聚己内酯(pcl)0.5g，加入水200ul、乙醇1.3ml和二氯甲烷(dcm)3.5ml，于室温中震荡溶解6小时形成pcl静电纺丝溶液。

第二步：内表面纤维层的制备

将第一步中制备的溶液移入5ml注射器中，然后将注射器固定到压力泵上，将注射器与25g喷头相连，喷头与转轴上端间的距离9cm，溶液流12ul/min，通过针头与高压电源相连，转速80rpm、直径3mm的转轴作为收集装置。高压电源设置电压9kv，收集30分钟，制备内表面纤维层，其平均厚度为100μm。

第三步：外表面纤维层的制备

转轴正下方放置有pbs溶液作为辅助电极，针尖-辅助电极距离14cm，喷头-转轴间距离8cm，转轴转速1100rpm，然后施加14kv高压，收集6小时后，获得外表面纤维层，其平均厚度为900μm，取出人工血管即可最终获得小直径人工血管。

如图3所示：与图2a-c对比，图3a示：内表面层中纤维呈无序排列且不具备螺旋支撑结构；图3b与图2d无明显特异性差异，说明了弹簧对人工血管内表面层结构的形成起重要作用，而对外表面层纤维无明显影响。

对人工血管圆周方向进行单轴拉伸实验获得应力-应变力学曲线并计算其杨氏模量、屈服应力及极限应力以评估其力学性能，结果如表1所示。该人工血管圆周方向杨氏模量、屈服应力及极限应力均高于实施例1，而屈服应变及极限应变则明显下降，其原因为与实施例1相比该人工血管具有更多沿圆周方向排列纤维，使人工血管圆周方向具有更强的力学强度，但也导致人工血管弹性下降，变得更加僵硬。

对比例2

第一步：静电纺丝溶液的配制

取聚己内酯(pcl)0.5g，加入水200ul、乙醇1.3ml和二氯甲烷(dcm)3.5ml，于室温中震荡溶解6小时形成pcl静电纺丝溶液。

第二步：内表面纤维层的制备

将第一步中制备的溶液移入5ml注射器中，然后将注射器固定到压力泵上，将注射器与25g喷头相连，喷头与转轴上端间的距离9cm，溶液流12ul/min，通过针头与高压电源相连，转速80rpm、直径2.8mm的转轴作为收集装置，转轴外不锈钢弹簧外径3mm、长度15cm、间距3mm。高压电源设置电压9kv，收集30分钟，制备内表面纤维层，其平均厚度为100μm。

第三步：外表面纤维层的制备

调整转轴转速为1100rpm，收集6小时后，获得外表面纤维层，其平均厚度为900μm，取出人工血管即可。

如图4所示：图4a,4b说明该方法能够成功制备具备长轴方向取向性纤维结构和螺旋支撑结构的内表面纤维层；图4c中人工血管外表面纤维呈相对无序排列且无明显网状结构，说明电解质辅助电极对能够成功制备圆周方向取向性网状纤维结构的外表面纤维层起重要作用。

对人工血管圆周方向进行单轴拉伸实验获得应力-应变力学曲线并计算其杨氏模量、屈服应力及极限应力以评估其力学性能，结果如表1所示。该人工血管杨氏模量、屈服应力及极限应力均显著低于实施例1，其原因为该人工血管外层纤维杂乱无序，无法为该人工血管圆周方向提供良好的力学支撑。

对比例3

第一步：静电纺丝溶液的配制

取聚己内酯(pcl)0.5g，加入水200ul、乙醇1.3ml和二氯甲烷(dcm)3.5ml，于室温中震荡溶解6小时形成pcl静电纺丝溶液。

第二步：内表面纤维层的制备

将第一步中制备的溶液移入5ml注射器中，然后将注射器固定到压力泵上，将注射器与25g喷头相连，喷头与转轴上端间的距离9cm，溶液流12ul/min，通过针头与高压电源相连，转速80rpm、直径2.8mm的转轴作为收集装置，转轴外不锈钢弹簧外径3mm、长度15cm、间距3mm。高压电源设置电压9kv，收集30分钟，制备内表面纤维层，其平均厚度为100μm。

第三步：外表面纤维层的制备

转轴正下方放置有pbs溶液作为辅助电极，针尖-辅助电极距离14cm，喷头-转轴间距离8cm，转轴转速80rpm，然后施加14kv高压，收集6小时后，获得外表面纤维层，其平均厚度为900μm，将弹簧拉直取出人工血管即可最终获得小直径人工血管。

如图5所示：图5a,5b说明该方法能够成功制备具备长轴方向取向性纤维结构和螺旋支撑结构的内表面纤维层；图5c中人工血管外表面纤维呈网状结构但无明显取向，说明转轴转速对外表面纤维层圆周方向取向排列的形成起重要作用。

对人工血管圆周方向进行单轴拉伸实验获得应力-应变力学曲线并计算其杨氏模量屈服应力及极限应力以评估其力学性能，结果如表1所示。该人工血管杨氏模量、屈服应力及极限应力均显著低于实施例1，结合电镜图片分析，其原因为该人工血管外层纤维杂乱无序，无法为该人工血管圆周方向提供良好的力学支撑。

对比例4

第一步：静电纺丝溶液的配制

取聚己内酯(pcl)0.5g，加入水200ul、乙醇1.3ml和二氯甲烷(dcm)3.5ml，于室温中震荡溶解6小时形成pcl静电纺丝溶液。

第二步：内表面纤维层的制备

将第一步中制备的溶液移入5ml注射器中，然后将注射器固定到压力泵上，将注射器与25g喷头相连，喷头与转轴上端间的距离9cm，溶液流12ul/min，通过针头与高压电源相连，转速1000rpm、直径2.8mm的转轴作为收集装置，转轴外不锈钢弹簧外径3mm、长度15cm、间距3mm。高压电源设置电压9kv，收集30分钟，制备内表面纤维层，其平均厚度为100μm。

第三步：外表面纤维层的制备

转轴正下方放置有pbs溶液作为辅助电极，针尖-辅助电极距离14cm，喷头-转轴间距离8cm，转轴转速1000rpm，然后施加14kv高压，收集6小时后，获得外表面纤维层，其平均厚度为900μm，将弹簧拉直取出人工血管即可最终获得小直径人工血管。

如图6所示：图6a中显示人工血管内层纤维呈无序排列，说明高速旋转的转轴会影响内表面纤维层轴向取向纤维结构及螺旋状骨架结构的形成；图6b中人工血管外表面纤维呈取向性网状纤维结构，说明该方法能够成功制备圆周方向取向性网状纤维结构的外表面纤维层。

对人工血管圆周方向进行单轴拉伸实验获得应力-应变力学曲线并计算其杨氏模量屈服应力及极限应力以评估其力学性能，结果如表1所示。该人工血管圆周方向杨氏模量、屈服应力及极限应力均高于实施例1，而屈服应变及极限应变则明显下降，结合电镜图片分析，其原因为与实施例1相比该人工血管具有更多沿圆周方向排列纤维，使人工血管圆周方向具有更强的力学强度，但也导致人工血管弹性下降，变得更加僵硬。

表1实施例1和对比例1-4制得的小直径人工血管的力学性能

对比例5

第一步：静电纺丝溶液的配制

取聚己内酯(pcl)0.5g，加入水200ul、乙醇1.3ml和二氯甲烷(dcm)3.5ml，于室温中震荡溶解6小时形成pcl静电纺丝溶液。

第二步：外表面纤维层(圆周方向取向性纤维层)的制备

将第一步中制备的溶液移入5ml注射器中，然后将注射器固定到压力泵上，将注射器与25g喷头相连，溶液流12ul/min，通过针头与高压电源相连，转速1100rpm、直径3mm的转轴作为收集装置，喷头-转轴间距离11cm。高压电源设置电压12kv，收集6小时，获得单层纤维结构的人工血管，其平均厚度为800μm。

对人工血管圆周方向进行单轴拉伸实验获得应力-应变力学曲线并计算其杨氏模量、屈服应力及极限应力以评估其力学性能，结果如表2所示。该人工血管杨氏模量、屈服应力及极限应力均低于实施例1，结合前面的对比例分析，该人工血管未形成良好的取向纤维网状结构，因而力学性能差于实施例1。

对比例6

第一步：静电纺丝溶液的配制

取聚己内酯(pcl)0.5g，加入水200ul、乙醇1.3ml和二氯甲烷(dcm)3.5ml，于室温中震荡溶解6小时形成pcl静电纺丝溶液。

第二步：内表面纤维层(长轴方向取向性纤维层)的制备

将第一步中制备的溶液移入5ml注射器中，然后将注射器固定到压力泵上，将注射器与25g喷头相连，喷头与转轴上端间的距离9cm，溶液流12ul/min，通过针头与高压电源相连，转速80rpm、直径2.8mm的转轴作为收集装置，转轴外不锈钢弹簧外径3mm、长度15cm、间距3mm。高压电源设置电压9kv，收集1小时，获得延轴向伸直并取向排列的内表面纤维层，其平均厚度为100μm。

对人工血管圆周方向进行单轴拉伸实验获得应力-应变力学曲线并计算其杨氏模量、屈服应力及极限应力以评估其力学性能，结果如表2所示。该人工血管杨氏模量、屈服应力及极限应力均低于实施例1，结合前面的对比例分析，该人工血管可形成良好的内表面层结构但缺乏外表面圆周取向结构，因而力学性能远远低于实施例1。

对比例7

第一步：静电纺丝溶液的配制

取聚己内酯(pcl)0.5g，加入水200ul、乙醇1.3ml和二氯甲烷(dcm)3.5ml，于室温中震荡溶解6小时形成pcl静电纺丝溶液。

第二步：外表面纤维层(圆周方向取向性纤维层)的制备

将第一步中制备的溶液移入5ml注射器中，然后将注射器固定到压力泵上，将注射器与25g喷头相连，溶液流12ul/min，通过针头与高压电源相连，转速1100rpm、直径3mm的转轴作为收集装置，转轴正下方放置有pbs溶液作为辅助电极，针尖-辅助电极距离14cm，喷头-转轴间距离8cm。高压电源设置电压14kv，收集6小时，获得无取向纤维结构的人工血管，其平均厚度为1000μm。

对人工血管圆周方向进行单轴拉伸实验获得应力-应变力学曲线并计算其杨氏模量、屈服应力及极限应力以评估其力学性能，结果如表2所示。该人工血管杨氏模量、屈服应力及极限应力均高于实施例1，而屈服应变及断裂应变要低于实施例1。结合前面的对比例分析，该人工血管可形成良好的外表面层圆周取向网状结构，使人工血管圆周方向具有更强的力学强度，但也导致人工血管弹性下降，变得更加僵硬。

表2实施例1和对比例5-7制得的小直径人工血管的力学性能

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