心血管疾病已成为威胁人类健康的首要杀手,其致死率达40%。为有效防治心血管疾病,较多采用外科移植,用人工血管替换病变部位的血管。目前,大中口径血管移植取得了较好的临床效果,远期通畅较为理想,而小口径人工血管的移植成功率较低,至今仍制约其发展。造成小口径人工血管移植失败的因素很多,主要是材料的综合性能与宿主血管不匹配。如何制备性能优良的小口径人工血管材料是小口径人工血管研究中的热点和难点。此外,小口径人工血管生物相容性研究较为单一,目前国内鲜有报道动态条件下细胞在材料上的生长。实验室中主要集中在静态条件下,对细胞与材料之间相容性进行评价,以此判定材料生物相容性,缺乏对动态情况下细胞与材料表面相互作用,生长状态的探索。往往导致材料虽然在静态下生物相容性良好,一旦植入体内处于动态环境中,移植容易失败。针对小口径人工血管的这些难点,本论文采用蚕丝为原料,通过脱胶、溶解等工艺,制备生物相容性优良的中分子量再生丝素蛋白,并对脱胶后真丝材料表面进行层层自组装改性,以期能够一定程度上解决这些问题。本研究主要围绕以下4个部分进行:(1)制备中分子量再生丝素蛋白。中分子量丝素蛋白溶解性和成膜性适中,利于自组装表面改性。采用0.5wt%碳酸钠水溶液和8m尿素水溶液分别对蚕丝进行脱胶,通过苦味酸胭脂红染色、计算失重率以及扫描电镜观察等方法评价蚕丝脱胶效果。选用9.3m溴化锂水溶液和摩尔比为1:2:8的氯化钙-乙醇-水三元溶液分别溶解脱胶后的丝素蛋白纤维。利用sds-page凝胶电泳对最终获得的再生丝素蛋白的分子量及其分布进行分析测定,筛选出能够获得中分子量再生丝素蛋白的脱胶、溶解工艺;(2)层层自组装改性真丝小口径人工血管材料,并对其物理性能、生物相容性进行评价。丝胶残留可能会引起炎性反应,脱胶后的真丝小口径人工血管材料仍有小部分丝胶残留。通过层层自组装的方法,以中分子量再生丝素蛋白溶液和海藻酸钠溶液作为聚电解质进行表面组装改性能将表面丝胶包覆在里面,并利用75%乙醇溶液使丝素蛋白二级结构向稳定状态转变,起到固定丝素蛋白的作用。同时,对层层自组装后的材料表面形貌、力学性能、稳定性、细胞相容性、血液相容性进行了较系统的测试;(3)建立体外动态培养体系,分析流体剪切力对细胞在改性材料上的生长影响。现有动态培养装置大多用于组织工程培养,针对组织工程支架进行动态培养,不适用于人工血管材料。本课题设计了一种简便的、适用于人工血管材料表面细胞动态培养的装置,在材料表面产生模拟血液流动的流体,并且通过调节入口流速实现剪切力可控,从而有效实现体外动态条件下研究细胞在材料上的生长情况,真实地模拟试样植入体内后所处的环境;(4)一体成型管状真丝小口径人工血管并进行改性处理,研究其动态顺应性。利用一体成型管状织物的技术,织造直径为6mm的管状真丝小口径人工血管。通过湿热处理的方法进行热定型,获得结构均匀的三维管状真丝小口径人工血管。并通过脱胶、层层自组装技术对其表面进行改性,以提高管状真丝小口径人工血管的生物相容性。同时,基于biodynamictestinstrument测试平台,重点比较了改性管状真丝小口径人工血管、猪颈动脉以及其它参照人工血管的动态顺应性。经过反复实验,得出以下主要结论:(1)采用0.5%碳酸钠对蚕丝脱胶1h,并用9.3m溴化锂溶液在95℃条件下溶解丝素纤维,通过透析提纯,能够获得中分子量再生丝素蛋白溶液,其分子量分布在20~100kda之间;(2)基于层层自组装的研究理论,采用再生丝素蛋白溶液和海藻酸钠溶液作为两种聚电解质,调节溶液的ph值,获得适宜组装的聚电解质溶液。海藻酸钠作为阴离子聚电解质,组装时ph值调为8,此时zeta电位值为-35.75±0.81mv;再生丝素蛋白作为阳离子聚电解质,组装时ph值调为2,此时zeta电位值为10.80±0.64mv;再生丝素蛋白作为阴离子聚电解质组装最外层,组装时ph值为8,zeta电位值为-9.23±0.46mv。此时,聚电解质溶液处于一般稳定状态,不发生凝结,较适宜进行自组装实验;(3)层层自组装能够改善材料表面粗糙度,沉积物厚度随之增厚。在组装1.5层(bilayer,-/+)时,表面沉积了组装物质,而且其表面较为粗糙,形成众多突起,组装膜的厚度为23nm;随着组装层数的增加,沉积物越积越多,组装上去的物质分布变得均匀细腻,表面的突起变得越来越小,粗糙度显著下降,厚度增长也越来越明显。当组装到9.5层时,已经形成较为光滑的表面,厚度达到215nm;(4)组装后对试样的稳定性、机械性强度都略有提高。通过红外光谱图可以发现,经过75%乙醇处理后,丝素蛋白的酰胺Ⅰ、酰胺Ⅱ和酰胺Ⅲ处的特征峰发生偏移,表明处理后丝素蛋白由无规构象向β折叠构象转换,形成稳固的二级结构。热重分析结果表明,乙醇溶液处理后的试样热分解时的峰值温度从固定前的314.9℃增加到322.3℃,热稳定性轻微提升。经过24h流体切应力作用实验,组装膜能够经受流体的作用而稳定保持。随着组装层数的增加,顶破强度也不断变大,组装9.5层后试样的顶破强度达到15.28±0.16n/mm2,与商用的聚四氟乙烯人工血管试样(15.68±0.89n/mm2)相近,表明制备的试样能够达到体内使用的力学要求;(5)经过海藻酸钠/再生丝素蛋白层层自组装改性后,真丝小口径人工血管材料细胞相容性、血液相容性均得到显著改善。随着组装层数的增加,细胞在此材料上表现出较强的增殖能力,黏附细胞数量也增加。且随着组装层数增加到5.5层时,表面的细胞黏附越来越多,部分细胞铺展良好,呈梭形生长。当组装到9.5层时,经过一段时间培养,细胞能够在材料表面形成一层由细胞和细胞外基质组成的膜状物。通过血液相容性实验发现,随着组装层数的增加,黏附在材料表面的血小板明显减少,溶血现象也有改善。经过1.5层改性后,溶血率有所下降,当组装3.5层及以上时,溶血率降至0.45%以下,根据astmf756-00标准所述,该材料达到不溶血的标准。组装5.5层及以上时,表面无血小板黏附,展现出良好的抗血小板性;(6)通过流体模拟分析,获得不同入口流速下底面剪切力值。在低流速作用下,液体处于自由流动状态,动态培养器中部剪切力发展不均匀,扰动较大,但随着流速增加,动态培养器中部区域流体慢慢变得均匀。参照现有动态培养结论,本课题给细胞施加的剪切力分阶段逐步增大,从3dyn/cm2开始,培养一段时间后剪切力值增加3dyn/cm2,最终达到正常的颈动脉剪切力值12dyn/cm2。经过观察发现,当纤维与流体平行时,细胞在流体作用下会沿着流体方向取向,且细胞被拉长,呈细长型;当纤维与流体垂直时,由于材料表面的结构导致细胞无法沿流体运动方向取向,细胞呈扁圆型;在经纬纱线交织点处,流体在此处作用力较小,内皮细胞聚集生长形成内皮细胞层;(7)管状真丝小口径人工血管改性前后动态顺应性与生物血管尚有一定差距,后续有待进一步完善。实验中选择正弦波型,频率1hz,测试50-90mmhg、80-120mmhg、110-150mmhg以及140-180mmhg四种压力范围下直径的变化。选取四种直径相近的血管(猪颈动脉、商用机织人工血管、波纹化针织人工血管以及聚四氟乙烯人工血管)作为参照样。生物血管的动态顺应性达到7.21%/100mmhg以上,明显优于人工血管的动态顺应性(2.52%/100mmhg以下)。在三种人工血管中,波纹化的针织人工血管由于组织结构以及经过波纹化处理后,动态顺应性比机织人工血管和聚四氟乙烯人工血管要好。而机织人工血管动态顺应性略优于聚四氟乙烯人工血管。真丝机织人工血管由于采用的纱线较粗,且初始模量要比涤纶高,因此成型后的管状真丝小口径人工血管动态顺应性不如商用机织人工血管。同时,经过表面改性处理后,由于表面固定了一层丝素蛋白膜,使得试样的动态顺应性有所下降。综上所述,通过中分子量再生丝素蛋白对真丝小口径人工血管材料表面进行改性,不影响材料的基本性能,且能够有效提升材料的细胞相容性和血液相容性,经过静态以及体外动态细胞培养,均能使细胞在材料表面粘附、增殖,改性后试样的溶血率以及血小板黏附性均得到显著改善。但制备的管状真丝小口径人工血管的动态顺应性与生物血管的动态顺应性尚有差距,需要在后续织造研究中着力解决。本课题为小口径人工血管的研究奠定了一定的基础。