摘要
血管組織工程被認為是有前途的可行的人造組織和器官的替代方案之一。采?用各種技術制造的宏觀和微觀空心管已被廣泛研究以模擬血管。迄今為止，尺寸從 1 微米到 10?微米的仿生毛細血管的制造仍然具有挑戰性。在本文中?,?通過靜電紡絲來模擬毛細血管，并將芯鞘微管嵌入羧甲基纖維素/海藻酸鈉水凝膠中進行生物打印。結果顯示打印保真度得到改善并促進細胞附著。?管濃度和管長度對細絲尺寸和合并面積都有顯著影響。具有較高微管濃度的?打印組表現出較高的微管密度，燈絲/噴嘴尺寸比以及打印/設計的網格面積?比接近100%。在體外實驗中，微管不僅與人臍靜脈內皮細胞相容，而且還提?供了微地形線索，?以促進三維空間中的細胞增殖和形態發生。總之，我們小?組制造的微管具有用于血管化軟組織支架生物打印的潛力。
關鍵詞
生物打印，芯鞘靜電紡絲，水凝膠，微管，血管組織工程
1???|???引言
心血管疾病（CVD）是全球死亡的主要原因（世界衛生組織，2022????) 。盡管自體血管移植被認為是臨床治療的金標準，但傳統的移植方??法受到供體數量的限制，可能會導致繼發性血管阻塞(Kucukgul?et?al.?,?2015;?Pashneh-Tala?et?al.,?2016)。血管組織工程的發展為心血管?疾病帶來了新的治療方向。通過用合成移植物替換殘疾血管，可以重??建血管系統，并可以繞過閉塞和動脈瘤（Song?et?al.,?2018）。大直?徑（>8mm）和中直徑（6-8mm）的合成移植物主要通過成型和生物?打印來模擬血管網絡來制造（Fazal?et?al.,?2021）。然而，傳統的制?造方法通常無法制造尺寸為亞10微米級別的毛細管擬態和生物相容性?微血管系統。
近年來引入靜電紡絲來制造毛細血管（Zhou?et?al.,?2018）。通過?向液滴施加高電壓，靜電斥力抵消表面張力并拉伸液滴。一旦排斥?力克服了表面張力，泰勒錐就會形成并導致噴發（Kong?et?al.,2010）。借助靜電紡絲技術，可以制造微米到納米級的纖維。在??我們之前的研究中，開發了芯鞘靜電紡絲以獲得模擬毛細血管的管??狀結構（Zhou?&?Tan?，2020a）。將兩種靜電紡絲溶液同時泵入??芯鞘噴絲頭，隨后芯溶液溶解（Zhou?et?al.,?2021）。在另一個例?子中，吳等人。 (2020)?使用芯鞘靜電紡絲來制造聚乳酸-乙醇酸??共聚物和聚乳酸的混合纖維，?以促進機械完整性、細胞附著和增殖??。盡管越來越多的研究致力于推進靜電紡絲在血管組織工程中的應??用，但由于靜電紡絲的固有性質，許多工作都集中在沒有宏觀形態??控制的二維（2D）支架的制造上。為了解決這個問題，最新的研究?一直集中在增材制造技術上，例如用于制造人造血管的生物打印。
生物打印通常用于打印合成軟組織并為細胞生長提供細胞外基質環境?（Huang?et?al.,?2021）。人們已經做出了許多努力來使用生物打印?技術來制造血管模擬物，該技術可以提供均勻的細胞負載生物墨水。?例如，徐等人。（2018）利用雙層圓形支撐支架和生物打印的小直?徑血管替代品。弗里曼等人。(2019)?將纖維蛋白原與明膠混合，在?旋轉收集器上打印血管結構。關于生物打印材料，海藻酸鈉（SA）?由?于其生物相容性、生物可降解性以及對二價抗衡離子的快速交聯反應?,?是細胞培養中使用最廣泛的生物打印材料之一（Asadi?et?al.,2020）。另一方面，?由于其流體特性，純 SA?溶液的打印通常會導??致打印保真度和結構完整性較差。此外，細胞親和力的缺乏導致細胞?附著和增殖低。為了解決這些問題，研究人員將SA與其他生物材料混?合，例如凝膠（Mondal等，2019）、膠原蛋白（Yang等，2018）和羧甲基纖維素（CMC）（Zhang等，2021），?以改善機械性能特??性并最大限度地減少生物惰性（Sun?&?Tan?，2013）。此外，靜電紡?絲與生物打印的結合在血管組織工程中顯示出日益增長的趨勢。例如??,?金等人。 (2022)?在電紡微纖維上生物打印復合生物墨水，?以實現?更好的細胞粘附。在生物墨水中添加電紡纖維是為印刷組織提供內部??支撐的另一種方法。趙等人。 (2020)?將分散纖維與 CaP?粉末混合??用于3D?打印，Chen?等人。 (2020)將纖維與軟骨脫細胞基質混合??來制造軟骨組織支架。所有研究均表現出高印刷適性和良好的生物相??容性。然而，纖維在收集器表面隨機靜電紡絲，導致微纖維分布不均??勻。此外，水凝膠中的纖維混合物顯示生物墨水中缺乏微管結構。
在這項研究中，靜電紡絲和生物打印技術相結合來制造用于生物打印的管裝水凝膠。本研究的目的是研究靜電紡絲微管對復合支架打印??保真度和生物相容性的影響。假設是?(1) 在生物打印水凝膠中包含微?管將改善或至少保持可打印性和打印保真度，?(2) 嵌入的微管將促進??3D 結構中的細胞粘附和活力。為了檢驗假設，選擇了水凝膠內微管濃?度的三個水平和平均微管長度的三個水平。結果表明，添加縮短的微??管顯著提高了打印保真度和細胞附著。這項研究有可能為組織工程應??用中亞 10 微米尺度的人工毛細血管化支架制造的進步貢獻知識。
2???|???材料和方法
2.1???|???靜電紡絲溶液配制
聚乙二醇（PEO，分子量=100,000）粉末和SA粉末購自Sigma-?Aldrich。聚苯乙烯（PS，分子量 =?260,000）顆粒來自?AcrosOrganics?。 CMC?粉末獲自MP?Biomedicals。二氯甲烷 (DCM)?購??自 Marron?Fine?Chemicals。去離子水（DI?水）取自 Millipore?Milli -Q?系統。食品級染料購自 Chefmaster。
通過將17%wt/vol?PS（鞘液）和12%wt/vol?PEO（芯液）分別?溶解在DCM中，在室溫下磁力攪拌4小時來制備靜電紡絲溶液。首先?將帶有電紡微管的墊子浸入去離子水中 12?小時以溶解 PEO?核。然??后將干燥的墊切成 5mm×5mm?的塊，并通過超聲波振動（Fisherband?Model?50?聲波粉碎機）在 20?kHz?和 100%?聲波強度下破碎?1?和 2?分鐘。通過在掃描電子顯微鏡（SEM）?圖像中隨機選擇20個?微管并手動測量微管壁與端部之間的距離來測量微管直徑和長度。基??于管濃度（wt/vol%）和微管長度(μm）的五組被設置為對照（無微?管）、0.05%長（長長度為0.05%?PS微管）、0.05%短（短為0.05??%?PS微管）長度），長 0.1%，短0.1%。在每次超聲振動中，稱重??12.5mg?微管并分散在 10ml?70%?wt/vol?乙醇中。室溫風干后，將?3%?wt/vol?CMC?和 1%?wt/vol?SA?與破碎的微管溶解在去離子水中?,?通過磁力攪拌 72?小時制成生物打印溶液。
2.3 ???|???生物打印
生物打印過程在BIO?X生物打印機（Cellink）上進行，實驗流程如圖1?所示。
FIGURE?1 ?????實驗過程示意圖。 CMC，羧甲基纖維素； PEO、聚乙二醇； PS、聚苯乙烯； SA?，海藻酸鈉。
生物墨水用食品級染料染成不同顏色。復合生物墨水是從連接到噴??嘴直徑為 0.41?毫米的空氣壓縮機的 3?毫升注射器中擠出的。對于??所有五組，擠壓壓力均為 20?kPa，掃描速度設置為 10?mm/s。每?組選擇三個重復。為了測量不同組的細絲尺寸和合并面積，?以 10%??填充密度和 0.41?mm?層高打印 20?×?20?×?1mm?網格（圖 2a?、b?) 。隨機選擇20根細絲進行尺寸測量，并取10個樣品進行合并面積?測量。
FIGURE?2 ???(a)?長絲尺寸測量。 (b)?合并面積測量。 (c)?微管對準分析。 （d1-d3）微管密度分析：（d1）原始圖像（d2）灰度圖像（d3）閾值二值圖像（比例尺=?1毫米）
為了測量打印結構內的微管密度，在培養皿上為每組打印另一個 20??× 20?× 0.5 mm?的單層，填充密度為?10%，層高為 0.12 mm。每組?采集十個樣品進行密度分析。所有樣品均使用 EVOS?XL?Core?光學顯?微鏡?(Thermo?Fisher?Scientific?Inc.) 進行觀察，并通過?ImageJ (LOCI) 進行分析。進行方差分析（ANOVA）進行統計分析。分別以微?管濃度和超聲處理時間為變量，?以微管密度為響應變量。通過統計分?析軟件（北卡羅來納州立大學）計算p值來證明假設。將圖像轉換為 ?16 位以進行像素分析（圖 2d）都需要微管密度和對齊分析。一些微?管包括珠子形成。密度分析通過調整圖像的灰度閾值來識別微管，并?計算暗區的比例以獲得微管密度。
比對分析是通過OrientaionJ軟件包進行的，該軟件包是ImageJ中的??插件之一。通過評估局部鄰域內的梯度結構張量，可以表達圖像的方??向和各向同性性質。在本研究中，我們將局部鄰域的標準差設置為2????個像素，并通過三次樣條方法計算梯度。結果繪制了從-90°到90°不??同程度的微管取向分布。如圖2c所示，0度代表水平微管，90度代表?垂直微管。?0?度的高取向分布意味著大多數微管是水平的并且具有與?生物打印方向相同的方向。 Y?軸表示圖像處理中對齊分析檢測到的像?素數。
2.4 ???| ???SEM
將五組水凝膠在攪拌熱板（Thermo?Fisher?Scientific）上于 65°C?加熱一小時。水凝膠充分干燥后，用濺射鍍膜機對樣品進行鍍膜1分鐘。使用場發射SEM（Zeiss的Supra?55 VP）?以15 kV電子高壓在?×245放大倍數下拍攝SEM圖像。
2.5 ???|???流變測試
流變學和粘度測量由?TA?Instruments?Discovery?HR?30?流變儀(Waters)?進行。通過在固定 1.0%?應變下將角頻率從 0.1?改變到100.0?rad/s?來測量水凝膠的儲能模量和損耗模量。通過改變 1?至??100?1/s?的流量掃描來研究剪切應力和粘度。兩個程序的溫度均保持?在 25°C，浸泡時間為 180.0?秒。
2.6 ???|???膨脹測試
將五組（10?mm×10?mm×10?mm?）的微管嵌入水凝膠立方體交聯并?浸入3?mL?20%?CaCl2?溶液中。交聯 24?小時后，將立方體從 3D???打印模具中取出，?以確保立方體完全交聯。然后將立方體浸入去離子?水中，每 12?小時稱重一次，通過公式（1）計算其膨脹率。初始重??量（W0）為24小時時的重量，36小時、48小時、 96小時時?的重量為濕重（Wt）
2.7 ???|???滲透性測試
將五個圓盤（30?mm×30mm×3mm）成型并在20％CaCl2溶液中???交聯24小時，共五組。然后將圓盤浸入食品級染料中，液位與圓盤高度相匹配。滲透率可以從染色區域觀察，滲透率可以通過以下公式計?算：
2.8???|???細胞毒性評價
通過細胞計數試劑盒 8?測定 (CCK-8)?評估 PS?微管對人臍靜脈內皮?細胞系（HUVEC，源自?Angio-Protomie）的細胞毒性。將微管用70%?乙醇滅菌 30?分鐘，然后用杜爾貝科磷酸鹽緩沖鹽水 (DPBS)沖洗兩次。將細胞以 1?×?105?個細胞/cm2?接種在 96?孔培養板中??,?并在 37°C?、5%?CO2 Thermo?Scientific?Forma?系列 3）下于??200?μL??內皮細胞基礎培養基（內皮生長培養基 [EGM]-2）?中孵育水?套 CO2?培養箱）。孵育 24?小時后，用 DPBS?沖洗細胞，并將細胞?暴露于含有 200?μL?培養基的 3?mg?PS?微管中。僅含有培養基中的??HUVEC?的孔作為陰性對照，僅含有 EGM-2?的孔作為空白。孵育 48??小時后，除去用過的培養基，并向每孔中添加 10:1?EGM-2/CCK-8???溶液，孵育 4?小時。 4小時后，觀察顏色變化，并將每孔100μL溶液?轉移至新的96孔板中。對于每個實驗井，都制作了技術復制品。使用?酶標儀在 450?nm?波長處測量樣品的吸光度。根據以下等式，細胞活力以百分比表示：
其中 OD?代表光密度。
2.9 ???|???細胞附著
紅色熒光蛋白 (RFP)?標記的 HUVEC?購自?Angio-Protomie。將細胞??以 5000?個細胞/cm2?的密度接種到?T-25?培養瓶中，并在 EGM-2??（SinglQuot?Kit）?中生長直至 80%?匯合。為了獲得更好的超聲振動?性能，選擇17％PS微管，在10mL?70％乙醇中超聲振動2min。在生??物安全柜中蒸發乙醇24小時后，將微管與培養基混合均勻。使用 0.????25%?胰蛋白酶分離 RFP-HUVEC?細胞 1?分鐘，并通過以 220?rpm ???離心 5?分鐘收集。細胞懸液的最終密度為9.45×105細胞/mL。首先?將 200?μL?微管懸浮液沉積在 24?孔板上以提供 3D?結構，然后用移?液器將 150?μL?細胞懸浮液接種到微管上。將板放入培養箱中保存 4??小時，使細胞附著在微管上，然后向每孔中添加 200?μL?培養基。每 2?天更換總共 200?μL?培養基，?以最大程度地減少培養基更換過?程中微管的損失。
3???| ???結論
3.1 ???|???微管斷裂
如圖 3?所示，選擇?5?個超聲處理時間（0.5?、1?、1.5?、2?和 2.5?分??鐘）進行微管切割。隨著時間的推移，27%?PS?微管和 17%?PS?微管?的管長度均呈現下降趨勢。盡管 27%?PS?微管的平均直徑 (3.50?μm?)??比 17%?PS?微管 (2.08?μm)?更大，但較高的濃度使得泵送溶液進??行靜電紡絲變得困難。在這種情況下，采用超聲處理時間為 1?和 2分鐘的 17%?PS?微管進行進一步研究。超聲振動1分鐘和2分鐘的平?均管長分別為397.16和145.42μm。
3.2???|???打印保真度和微管密度
FIGURE?3(a)?Boxplot?of?17%?PS?microtube?length?in?different?sonication?time.?(b)?Boxplot?of?27%?PS?microtube?length?in?different?sonication?time?(PS,?polystyrene).
為了觀察細絲和合并區域，將五組打印成20×20mm的網格（圖4a）?。根據管濃度（wt/vol%）和微管長度(μm）設置五組作為對照（無?微管）、0.05%長（長長度為0.05%?PS微管）、0.05%短（短長度??為0.05%?PS微管）?，0.1%?多頭，0.1%?空頭。所有五組均成功打印?出網格結構。方差分析測試還證明，微管的存在對細絲尺寸有顯著影??響（p?<0.0001）。微管濃度和長度均顯著影響細絲尺寸，分別為 p??<0.0001?和?p?=0.0215。網格合并區域的分析（圖 5b）表明，具有較長微管或較高微管濃?度的組均對打印保真度具有顯著影響，分別為 p?<0.0001?和 p?=0.????0003。通過比較對照組和其他組的合并區域，我們可以看到微管通??過使印刷/設計比率接近 100%?來提高印刷保真度。
FIGURE?4 ???(a)?Bioprinted?filaments?(scale?bar?=?1 mm)?(zoomed-in?inc).?(b)?Grids?merging?area?(scale?bar?=?1 mm).?(c)?Microtubes?in?bioprinting hydrogel?(scale?bar?= 0.5 mm).?(d)?SEM?images?of?hydrogels?(scale?bar?= 200 μm).?SEM,?scanning?electron?microscopy.
FIGURE?5 ???Box?plots?of?(a)?filament?size,?(b)?grid?area,?(c)?tube?density,?and?(d)?line?plot?of?tube?alignment?analysis?(*p?< 0.05,?**p < 0.001,?***p < 0.0001).
微管密度的顯微鏡圖像如圖4c?、d所示，統計分析結果如圖5c所??示。微管濃度對微管密度有顯著影響（p?<?0.0001?），而微管長度對?管密度影響不大（p?=?0.4131?）。 0.1%?Short?組的微管密度在五組?中最高。這可能是由于當管濃度較高時，在打印噴嘴內更容易擠出短??微管。
所有四組微管均在復合 CMC/SA?水凝膠中顯示出均勻分布的微??管。圖 5d?顯示微管取向的峰值位于?0?度，這表明大部分微管沿打印?方向分布高度對準。與其他組相比，0.1%?短的組的對齊水平最低。這表明，當生物打印過程中有更多和更短的微管需要對齊時，生物打?印過程中水凝膠中的剪切應力可能無法克服微管之間的拖曳力。
FIGURE?6 ???Storage?modulus?and?loss?modulus?of?different?hydrogels.
長和 0.1%?短的組，當角頻率約為 60-70?rad/s?時，G??與 G???交叉??,?這表明這些水凝膠在高角頻率下更像固體。對于對照組和 0.05%????的短路，G????比 G??大 100?rad/s，并且更像液體的狀態導致打印網格?的保真度降低。
剪切應力-剪切速率曲線（圖7a）顯示剪切稀化特性，這表明隨著?剪切速率的增加，非牛頓流體的粘度降低（圖7b）。與其他三組相比,?0.05%長和0.1%短的組具有最高的剪切應力和粘度，表明在生物打?印過程中具有更好的打印性能。這表明復合水凝膠具有良好的流變性??能，適合生物打印。
3.4 ???|???溶脹及滲透性測試
斷裂。表明在合理的時間范圍內具有良好的生物降解性。 0.1%短組?的腫脹率最大，對照組大部分時間腫脹率最小。表明具有微管的基團?可以提供水滲透的通道。
滲透率分析在 7?天的時間內進行。如圖 9b?所示，7?天后所有五?組均顯示滲透面積增加。對照組的通透性高于其他組。對于4個微管??組，0.05%長組的滲透性高于其他組，0.1%長組的滲透性最小。
隨著時間的增加，樣品的腫脹率呈增加趨勢，如圖8所示。所有五組??均在前48小時內出現最急劇的增加。 96小時時，在樣品表面觀察到斷裂。表明在合理的時間范圍內具有良好的生物降解性。 0.1%短組?的腫脹率最大，對照組大部分時間腫脹率最小。表明具有微管的基團?可以提供水滲透的通道。
滲透率分析在 7?天的時間內進行。如圖 9b?所示，7?天后所有五?組均顯示滲透面積增加。對照組的通透性高于其他組。對于4個微管??組，0.05%長組的滲透性高于其他組，0.1%長組的滲透性最小。
FIGURE?7 ???(a)?Shear?stress-shear?rate?curve,?(b)?viscosity-shear?rate?curve.
FIGURE?8 ???(a)?Swelling?rate?test?of?Day?0?(scale?bar?= 2 cm).?(b)?Swelling?rate?of?hydrogel.
FIGURE?9 ???(a)?Permeability?test?of?Day?0?and?7?(scale?bar?= 5 cm).?(b)?Permeability?of?hydrogels.
FIGURE?10 ???(a)?RFP?images?for?cell?attachment?from?Day?0?to?11.?(b)?Overlay?images?for?cell?attachment?from?Day?4?to?11 (scale bar?= 300 μm).?(c)?Biocompatibility?results?of?PS?microtubes.?PS,?polystyrene;?RFP,?red?fluorescent?protein.
3.5???|???生物相容性和細胞附著測試
PS微管的生物相容性測定結果如圖10c所示。盡管與僅使用 HUVEC???相比，細胞活力下降至 87.31%，但活力的雙樣本 t?檢驗的 p?值為??0.2184，大于 0.05。這表明 PS?微管不會顯著影響細胞活力，并且?與測試的細胞具有生物相容性。
生物相容性測試后進行細胞貼壁。通過將微管分散并混合在介質?中，使微管懸浮在介質中并形成三維結構。細胞附著的光學顯微鏡圖 像如圖10所示。孵育4小時后，細胞開始附著到微管上。這種初步的?細胞培養表明，微管為 HUVEC?細胞提供了附著，它們可用于潛在的?毛細管支架。
4 ???|???討論
在本文中，我們將靜電紡絲微管與 CMC/SA?水凝膠結合起來，用于??生物打印支架的血管化。這項研究不同于傳統的混合生物打印，即在?生物打印結構的每一層中插入靜電紡絲墊（Naghieh?等人，2017?年?;?Vyas?等人，2020?年）。微管通過超聲波振動破碎并均勻分散在??復合生物墨水中。該方法顯示了制造過程的簡單性、支架孔隙率的均?勻性以及支架的多向血管化潛力。
水凝膠本質上是粘彈性的，可以通過改變聚合物或交聯劑濃度來?調節材料的粘彈性（Mattei?et?al.,?2017）。當一個聚合物鏈與另一?個聚合物鏈連接并形成更大的鏈或網時，就會發生交聯過程（Lopez ??Hernandez?等人，2021?）。較長的聚合物鏈纏結并增加溶液粘度。
在未交聯的水凝膠中添加微管將增加水凝膠的整體密度和粘度。從噴??嘴擠出時，一些微管會相互纏結，因此有助于保持水凝膠的形狀保真??度。生物打印過程結束后，微管-水凝膠界面的剪切應力會將水凝膠保?持在一起，這減少了未交聯水凝膠的液體流動效應，?同時仍然適合擠??出。考慮到微管與水凝膠相比是固體，水凝膠中較高的微管密度將導??致在相同的時間和打印壓力下擠出更少的水凝膠，與3D模型相比減少?了過量的水凝膠擠出。
作為非牛頓液體，復合CMC/SA水凝膠從噴嘴擠出后會延伸，導??致細絲尺寸大于噴嘴尺寸。隨著微管混合在復合水凝膠中，復合生物??墨水的整體粘度增加，轉變為更固體的狀態。圖 5?顯示，微管濃度和?長度對打印結構中的細絲尺寸、合并面積和微管密度有顯著影響。更??高的濃度和更短的微管可以更好地與復合水凝膠結合，最大限度地提??高其對生物墨水流變特性的影響。與 0.05%?短的組相比，0.05%?長?的組顯示出接近 100%?的比率，表明微管濃度和長度之間存在交互作?用。
然而，濃度較低和微管較短（短0.05%）的組在五組中表現出最低的?網格面積比。這表明微管長度和濃度對細絲合并具有交互影響。一種?可能的解釋可能是由于復合生物墨水的擠出量較高，導致合并面積增?加。圖 5c?顯示，較高的濃度和較短的微管會導致打印結構中微管密?度的增加，其中 0.05%?短組顯示密度最低。人們認為，微管濃度比?微管長度起著更重要的作用，并且較短的微管濃度越高，印刷結構中?的微管密度就越高。
流變特性解釋了水凝膠生物打印過程的本質。較高的儲能模量?(G??)?表明水凝膠需要更大的能量來扭曲樣品結構，較高的損耗模量?(G??)???表明水凝膠具有存儲更多能量的能力 (Zin?et?al.,?2019)。在圖 6?中??,?對照組和 0.05%?短組的 G???高于 G??,?表明其行為更像液體。 0.05?%長和0.1%短的組具有更高的G??、G??、剪切應力和粘度，表明比其他??組更好的印刷保真度。 0.05%?長、0.1%?長和 0.1%?短組在較高角頻?率（大約 60-70?rad/s）下轉變為更接近固體的狀態。我們還可以看?到，隨著微管濃度和長度的增加，隨著角頻率的增加，水凝膠的液體??到固體的轉變發生得更早。圖 5a?證實了與對照組相比，這兩組的燈??絲尺寸和網格面積有所改善。然而，剪切稀化特性表明，3%?CMC/1??%?SA?的復合水凝膠可能不是理想的生物打印材料，盡管具有增加水??凝膠粘度的好處。
微管的添加對復合生物墨水的膨脹和滲透性能有顯著影響。在圖??8中，在96小時內，與對照組相比，所有微管組都表現出更高的膨脹??率，其中0.1%短組顯示出明顯更高的膨脹率，這可能是由于較短的微?管提供的微通道增加，促進了流體流動和膨脹的增強。在圖 9?中，所?有組都表現出良好的滲透性，使它們成為未來細胞培養應用的有希望??的候選者。然而，與對照組相比，所有微管組均表現出較低的滲透性??,?并且更長和更高濃度的微管對降低滲透性的影響更顯著。在這兩個??參數中，微管濃度似乎對滲透性的降低起著更重要的作用。這表明固??態微管可能會通過阻塞高微管密度和長度的滲透通道而對支架產生不??利影響。因此，在未來的細胞培養中，最小化微管長度并優化水凝膠??支架中的微管密度非常重要。
體外實驗表明電紡PS微管與HUVEC細胞具有生物相容性。培養基?中分散的微管被懸浮，并在 3D?空間中提供了更大的空間和高體積重?量比，?以實現更好的細胞附著和增殖。如圖 10a?所示，4?小時后，HUVEC?細胞從圓形變為條形，并在 3D?空間中跨越不同的微管。幾?天后，一些細胞成功地擴展到多個微管，?同時與其他細胞建立了通訊?。結果表明PS微管具有促進細胞增殖和分化的潛力。
5???|???結論
簡而言之，本研究研究了同軸靜電紡絲微管在毛細血管化復合生物打??印過程中的潛力。通過打印水凝膠中均勻分散的微管以及可調節的微??管長度和濃度，我們的團隊能夠制造具有微尺度通道和可控宏觀幾何??形狀的混合仿生血管化支架。我們的結果表明，靜電紡絲微管的添加??對打印絲尺寸和打印保真度有顯著影響。此外，水凝膠中的微管濃度??影響印刷水凝膠內的微管密度。在五個組中，0.1%長的組具有較高的?微管濃度和較長的長度，顯示出最好的生物打印結果。此外，0.1%短?組的膨脹率最高，對照組的滲透性最好。 PS?微管與 HUVEC?細胞兼??容，具有毛細血管化的潛力。未來的工作將集中于交聯水凝膠細胞培??養和生物打印過程中微管運動的模擬。還將研究與 5-10μm?的天然人?體毛細血管尺寸一致的更大微管的制造。
