组织工程血管培养的力学刺激强度量化及效果评价

发布时间：2020-12-04 01:45

　　背景:近年来由于生活方式的西化及社会人口老龄化进程的加速,心血管病的发病率逐年上升,对人类健康以及社会经济稳定性产生了严重威胁。尽管介入手术越来越普及,但是外科血管移植手术仍然是治疗冠心病的主要手段。目前冠脉搭桥手术使用自体大隐静脉或内乳动脉。获取自体血管本身就存在损伤,同时自体血管的来源非常有限。人工合成材料的血管移植物在小动脉(直径<6 mm)移植中通畅率低,导致小动脉移植的高失败率。到目前为止,业界公认组织工程血管是最有希望解决这个难题的方法。理想的组织工程血管(TEBV)构建方法,能够形成较为丰富的胶原纤维与弹性纤维来增强力学性能。除了足够的力学强度,组织工程血管的力学性能还要符合人体的生理需求,如像原生血管一样有各向异性;应力应变满足非线性关系;足够的缝线保留强度。体外构建组织工程血管时,力学微环境对组织工程血管的力学性能形成有重要的影响,如刺激种子细胞分泌包括胶原纤维和弹性纤维的细胞外基质,因此需要对组织工程血管的应力培养环境进行量化。目前所采用主要方法有两种,第一种是基于高速摄像机(CCD)的方法,它存在拍摄过程中容易受到振动影响、边缘不清晰、光源要求高、分辨率低等... 

【文章来源】：华南理工大学广东省 211工程院校 985工程院校 教育部直属院校

【文章页数】：72 页

【学位级别】：硕士

【部分图文】：

硅胶管与PGA的装配示意图

第二章 力学监测系统搭建2.4.2 应变与应力曲线根据硅胶管的不可压特性，可计算出内外径关系。在测量出外径之后，通过内外径关系便可以计算出对应外径下的硅胶管内径。再根据应变的定义（公式 2-5），便可以计算出在脉动压力下硅胶管随时间的应变。根据上述提到的计算方法，如公式 2-3--2-5，根据所测量的外径，便可以依据硅胶管的不可压特性（公式 2-3）计算出硅胶管内径，因为在生物反应器培养系统中没有提供轴向力，所以z 的值为 0。从而获取硅胶管在整个培养过程中的应变状态。如图 2-10 为 0.3 mm 壁厚硅胶管，在 180 mmHg 的脉动压力下的应变数据：0.3 mm 壁厚硅胶管的应变最大达到 4.9%，在压力波动下的最小应变为0.2%。

应力曲线每个周期的重复性好，波形峰值无差异，呈现的波形类似于脉冲波形，应力峰值为 165.38KPa。图 2-11 0.3 mm 壁厚硅胶管在 180 mmHg 下的应力曲线Figure 2-11 0.3mm wall thickness’s silicone tube stress curve under 180 mmHg图 2-9 至图 2-11 均为 180 mmHg 压力下的数据曲线，但 120mmHg 压力下的直径、应变、应力曲线均有着类似的波形。从曲线波形进行分析，虽然 180 mmHg 与 120 mmHg的峰值附近存在着压力波动，但是在硅胶管的直径、应变波形上并无法反应，外径波形与应变波形呈现出光滑连续波形，相当于硅胶管对高频的小波压力脉动有着滤波作用，充分说明硅胶管的应力应变关系的非线性与粘弹性，其应变与脉动的频率，也就是时间参数有着重要关系，所以在计算硅胶管的应力应变过程中需要考虑到本构关系的非线性。由于 120 mmHg 下硅胶管的直径、应变曲线均为连续光滑，且波形类似，所以列为表格进行分析。


本文编号：2896814