[
    {
        "id": 1,
        "chunk": "# 心血管医疗设备上的超薄和坚固水凝胶涂层可缓解血栓栓塞和感染并发症  \n\nGerman Parada、Yan Yu、William Riley、Sarah Lojovich、Diane Tshikudi、Qing Ling、Yefang Zhang、Jiaxin Wang、Lei Ling、Yueying Yang、Seemantini Nadkarni、Christoph Nabzdyk\\*和Xuanhe Zhao\\*  \n\nzhaox@mit.edu Y. Yu, Y.  \nYang 博士  \n光学与电子信息学院  \n华中科技大学 湖北武汉 430064  \nW.Riley, S. Lojovich 灌注服  \n务部  \n美国马萨诸塞州波士顿市麻省总医院  \n邮编：02114  \n本文作者的 ORCID 识别码可在  \nhttps://doi.org/10.1002/adhm.202001116 下找到。DOI: 10.1002/adhm.202001116  \n\n血管内导管等心血管设备是诊断和治疗许多急性和慢性疾病的关键。  \n\nG. 帕拉达博士  \n美国马萨诸塞州剑桥市麻省理工学院化学工程  \n系 邮编：02139  \nDr. G. Parada, Dr. Y. Yu, Y. Yang, Prof. X. Zhao  \nMassachusetts Institute of Technology  \nCambridge, MA 02139, USA 机械工程系  \n电子邮件:  \n\nAdv.2020, 2001116",
        "category": " Introduction"
    },
    {
        "id": 2,
        "chunk": "# 1-10]由于慢性病发病率较高以及人口整  \n\n因使用心血管医疗器械而引发的血栓栓塞和感染并发症仍很常见，并导致严重的发病率和死亡率。迄今为计止增，还长没率有为一 4种.7策%略[11能,12同]。时[有11,1效2]解由决于这使两用个难题。人们提出了各种表面改性策略（广如银泛、，肝感素染和（液5体%-浸15渍%表）面[），但和每血种栓策形略都有一些局限性和缺点。本文显示，加入超薄、机械坚固的水凝胶层可将细菌在医用管材上的附着力降低 $95\\%$ 。此外，通过结合体外和体内测试，还证明了水凝胶层可显著减少血凝块的形成和对管道的粘附，而不会影响血液的内在凝结能力。在体外模型中，血块对管道壁的粘附减少了 $90\\%$ 发以症上，在这使用得中猪心体静内模脉型导中管的（设C备V闭C塞时间（因血块形成而关闭前的时间））增加、了血 $\\approx60\\%$ 析。这导种管被和动外涂周层的置优入势中特心性导使其成为与血液连接的医疗设备的理想表面材料。  \n\n，因为这些导管的使用时间通常较长（数周至数月）[1,2,4,5,8,14-1G]。此外，导管相关并发症的治疗成本高昂且具有挑战性，因为依赖这些导管的患者很可能体弱多病和/或病情危重（如重症监护室患者、严重感染患者、癌症患者）。除了增加  \n\n这些并发症和相关的护理费用给整个医疗系统带来了沉重的负担。  \n\n这些并发症并非导管设备所独有，其他与血液接触的设备，如支架、人工旁路移植、透析设备、心室辅助设备（VAD）、人工心脏瓣膜和体外膜肺氧合（ECMO）设备也有此类并发症的报道。[17-22]尽管做出了巨大努力，但与使用心血管医疗设备相关的感染和血栓栓塞仍是一个尚未解决的重大临床难题，尤其是考虑到依赖这些设备的慢性病患者人数不断增加。  \n\n目前还没有同时充分解决血栓形成和感染并发症的 商业解决方案。大多数市售技术都针对感染并发症。这些方法包括伤口防腐敷料、抗生素涂层导管和抗生素浸渍导管。[7,13,23-28]这些技术可适度减少菌血症，但仅适用于特定患者群体和短期导管使用。这些方法都不能使设备表面从本质上减少细菌粘附，从而减轻细菌生物膜的形成。此外，导管使用的其他副作用（包括血栓形成）也没有得到改善，长期应用的临床效益也没有得到证实[23,24] 另有一套可用技术旨在解决血栓形成和随后的装置闭塞问题。这些方法依赖于在设备表面附着生物惰性聚合物或生物活性分子，如粟米胰蛋白酶抑制剂、肝素或血栓弹力蛋白。[G,10,29-32] 尽管前期临床数据前景看好，但临床试验结果却喜忧参半，只有部分肝素涂层技术能够显示出临床效益。  \n\n同时解决血栓形成和感染问题的技术寥寥无几。33-35] 这种表面可同时排斥细菌和血液成分，但由于担心血液中含有含氟液体，因此尚未应用于临床。第二种方法是在器械表面接枝亲水性聚合物。这是一种成熟的技术，最初开发于 20 世纪80 年代，用于减少导尿管的摩擦和刺激，尽管只涉及表面聚合物接枝而非三维聚合物网络， 但 在 市场上仍被称为 \"水凝胶涂层 \"技术。目前，大多数主要品牌都提供 \"水凝胶涂层\"导尿管，品牌名称包括 Biocath 和 Lubri-sil（Bard）、Flocath（ Teleflex ） 、 Serpia （ Braun ） 、 Convey 和 HydroPlus （Boston Scientific）以及 HydroPicc（Access Vascular）[41-43]。尽管临床表现良好，并被医护人员采用，但由于这些接枝涂层通常只有几十纳米厚，因此人们担心涂层失效和脱层会造成不良影响。[41,42] 这些证据促使 FDA 于 2015 年发布了一份安全通报，并于 2019 年发布了一份标签指南，以解决这些并发症。  \n\n在不断发展的心血管和重症监护设备领域。  \n\n在这项研究中，我们对医疗设备表面引入的超薄水凝胶层的机械、抗菌和抗血栓性能进行了表征。韧性水凝胶材料的强力粘附是我们小组最近开发的一项技术[4G-48]，它显示出增强基于弹性体的医疗界面的界面特性的潜力。在本文讨论的实验中，我们使用了医用级聚氯乙烯（Ty-gon）管，这是一种标准的医疗设备，用于透析和心肺旁路设置中的血液管理。任何使用导管进行的测试都需要一个外容器（不同材料）来容纳血液，这是不可取的，因为这可能会使分析复杂化。涂层表面的摩擦系数很低，可承受生理流速下的流体流动长达 12 小时，且无任何可测量的变化。与未涂层表面相比，细菌和纤维蛋白的粘附性明显降低。此外，通过一系列体外试验和流动循环测试，我们发现透明凝胶涂层可减少血凝块的形成和对设备表面的粘附，同时不影响血液的正常凝结能力。此外，我们还在猪身上展示了植入全身循环（动脉与动脉连接）的水凝胶涂层 PVC 管的良好通畅率。这些初步结果表明，血液接触装置的水凝胶涂层可减轻心血管装置的感染和血栓相关并发症，从而可避免采用旨在单独解决这些临床问题的技术。",
        "category": " Introduction"
    },
    {
        "id": 3,
        "chunk": "# 水凝胶涂层的制备方法如前所述  \n\n[48]之所以选择这种方法，是因为它可以对平面以及圆柱形设备（如导管和管道）的内表面和/或外表面进行涂层。按照已公布的操作规程，本研究中的涂层首先将洁净的医疗表面浸没在乙醇中的二苯甲酮溶液中。除去溶液后，在活化表面加入含有 N,N-二甲基丙烯酰胺（DMAA）和生物相容性光引发剂（Irgacure 2595）的预凝胶水溶液。[49]然后用紫外线照射表面，使水凝胶层聚合。彻底冲洗多余的聚合物和副产品后，在设备上均匀涂上一层超薄（ $(\\approx10~\\upmu\\mathrm{m})$ ）的水凝胶，如图 1a 中Tygon CPB 管的示意图所示。与静脉导管的典型外径（5-G 毫米）或血液管理管道的内径（0.75-1.5 厘米）相比，这层水凝胶非常薄。图 1b 中显示了原始管材和涂层管材（仅内腔）的宏观图像，表明水凝胶涂层是均匀的，并且由于其尺寸仅为微米级，因此不会影响设备的整体尺寸。横截面的显微镜图像见图 S1（佐证资料）。关于水凝胶涂层的化学成分、制造工艺和粘附机制的更多详情，请参阅以前的出版物[48]。  \n\n测定了水凝胶层的弹性模量以前的值为 $E\\approx30\\mathrm{kPa}$ ，[48] 与现在的值相差两个数量级。  \n\n![](images/c45311c28f1054694f2abee7c857e2bb0c684e4e560fb131d12fb4cb2fdb3643.jpg)  \n图 1.a) 使用建议的超薄水凝胶涂层减轻血管医疗器械上细菌粘附和血栓形成的示意图。 b) 本研究中使用的医疗器械是 Tygon 心肺旁路（CPB）管，既有原始管，也有水凝胶涂层。水凝胶涂层的示意图显示了其微米级的厚度。  \n\nc) 涂覆管和原始管的宏观图像，以证明此处使用的方法可在英尺长的管段上生成均匀一致的水凝胶涂层。  \n\n![](images/7437c1e0a5e988d0f64783d40b90f410e1866ed2135697cd0946790f587ed4b7.jpg)  \n图 2. 水凝胶涂层表面的机械和抗菌特性。a) 原始表面和涂层表面连续剪切 1 小时后的摩擦系数 (COF)。误差条代表 COF 值在 3 分钟内平均值的 SD。 b) 在左图所示装置中连续流动生理盐水溶液（流速 $\\fallingdotseq$ 1.5 升/分钟−1 ）长达 12 小时后的接触角和水凝胶层厚度测量。c) 原始表面和涂覆表面的代表性荧光显微镜图像，GFP 表达的大肠杆菌呈亮绿色。 d) 原始表面和涂覆表面在静态和流动测试条件下的大肠杆菌（面积）覆盖定量。流动条件在与(b) 小节所示类似的仪器中进行。误差条代表多个分析区域的 SD 值。  \n\n$E\\approx\\mathbf{G}$ 兆帕）。含水水凝胶层的存在降低了表面的摩擦系数（COF），[50-53] 如前所述，我们在这里使用钢制平行板几何形状的流变仪进行了测试。  \n\n如图 2a 所示，用 1 牛顿的法向力连续剪切锥形表面和涂层平面，直至 G0 分钟。在整个实验过程中，涂层表面的COF 值始终低于原始表面（0.1-0.15 vs 0.30），这表明涂层表面具有显著的机械坚固性。  \n\n[55]。  \n\n互穿水凝胶层。不坚固的涂层会被持续的剪切力侵蚀，COF 会增加到与无涂层基底相似的值。值得注意的是，这些加载条件超出了实际应用中的最终条件。涂层还能承受生理速率（ $(\\approx1.5~\\mathrm{L~min–^{1}}$ ）和压力（ $({\\approx}100~\\mathrm{mmHg}),$ ）的流体流动。利用图 2b 所示的设置，生理盐水通过涂层管段连续循环长达 12 小时。在选定的时间点，用无柄液滴法测量表面水接触角，并用荧光显微镜评估涂层厚度。由于原始Tygon 表面具有亲水性，因此原始样品的测量接触角高于$80^{\\circ}$ 。引入 ${\\approx}10~\\upmu\\mathrm{m}$ 水凝胶涂层后，测得的接触角有所下降（低于 $40^{\\circ}$ ）。连续流动 12 小时后，接触角或涂层厚度没有变化，这证明了水凝胶涂层的坚固性和完整性。  \n\n以前的出版物表明，水合表面（接枝聚合物和块状水凝胶）可用作防污层，防止不需要的物质附着[7,39,47,48,54]。将涂层表面和原始表面与含有工程大肠杆菌的培养基接触，分别在静态和流动条件下培养 4 小时和 8 小时。大肠埃希氏菌是一种常见的病原体，多见于呼吸道感染和医院内感染[2,4,7,8]，这些实验中使用的菌株被设计为表达 GFP，便于使用荧光显微镜观察。在这两种情况下，涂布表面的细菌粘附和着色都明显减少。  \n\n与原始表面相比，静态和平面测试的结果（p <<0.05），如图 2c 所示。显微镜成像如  \n\n图 2d 显示，即使在没有洗脱抗生素的情况下，水凝胶涂层也能防止细菌粘附。  \n\n34,35] 这样就可以在血液开始在表面凝固时观察到纤维蛋白网络的形成。如图 3a 所示，共聚焦显微镜成像显示，在每个时间点，纤维蛋白沉积和网络形成在原始子基底上都明显多于涂层子基底。值得注意的是，在这些实验中，由于血液经过肝素化处理，所以没有看到宏观凝结现象。图 3b显示了不同代表性区域和样品的定量分析结果，其结果与水凝胶和全氟表面的防污性能相当。[ 34-37,54]预计本研究中展示的水凝胶涂层对其他血液蛋白和凝血级联过程中的因子也具有类似的抗粘附性能，不过还需要更多的工作来验证和量化这一假设。",
        "category": " Materials and methods"
    },
    {
        "id": 4,
        "chunk": "# 接下来，我们用牛全血来进一步确定  \n\n在比上述试验更接近预期应用的环境中进行表面涂层与血液的相互作用试验。以下测试的目的是比较有涂层和无涂层管材与器械相关的血栓形成、粘附和闭塞情况，这些都是 ISO 标准要求的测试，用于评估医疗器械的血液兼容性由于可以在市场上买到，而且这些实验需要大量血液（大于 50 毫升），因此使用了[3,15,1G,32,5G]。由于瘀血w会w促w.a进dv凝an血ced，s[c3,i1e5,n1cG,e3n2,e5Gw]s.实co验m是在保持血相恒定运动的情况下进行的，以尽量减少这一干扰因素，并更全面地描述血液与表面涂层的相互作用。  \n\n第一个测试是引入血流的简单方法，具体做法是在侧管中来回移动血柱，直到发生凝结，如佐证资料中的视频所示。堵塞时间的定义是，当宏观血栓堵塞管腔，从而在倒转管道时看不到血液流动时的时间。图 3c 显示了多次测试的结果。在没有运动（即瘀滞）的情况下，涂层试管和原始试管的凝血时间与对照组（Eppendorf 试管中的血液）无异。当血液被搅动时，涂层试管中测得的凝血时间长于原始试管。由于测试是在不同的日期进行的，因此数据的差异很可能是所用血样的变化。此外，值得注意的是，最上面的 5 个涂层测试在 $t=25$ 分钟时被任意停止，尽管仍能观察到管内的气流。经仔细观察，试管内仍有未凝固的血液，而且与原始试管测试不同，发现的血栓并没有附着在试管表面。  \n\n总之，这些结果非常有希望，表明涂层有可能被动地改善与血液接触设备的性能，即不需要肝素或柠檬酸盐等抗凝血剂。虽然有人建议使用含肝素的表面来减少血  \n栓形成并发症（如戈尔公司的 CARMEDA 或美敦力公司的  \nCortiva 生物活性涂层），但肝素的引入也会带来负面影  \n响，如出血风险和肝素诱导的血小板减少症。此外，这  \n种局部抗凝特性难以控制，可能会对凝血异常患者产生不  \n可预测的影响。总体而言，这些肝素涂层表面的临床效果  \n并不明显，最多只能维持很短的时间。图 3c 所示结果的一个可能解释是，水凝胶涂层通过细胞裂解、结合或去除关键因子干扰了血液的凝血级联。因此，我们进行了两项实验来排除这些可能性。首先，在轻度搅拌下将全血样本置于原始管材和涂层管材上，然后用离心机收集并造粒。上清液用分光光度计在氧合血红蛋白的最强吸收频率（540 和 57G 纳米）下进行分析。[57] 如图 3d 所示，样品与阴性对照（未处理的牛血）和溶血阳性对照（低渗溶血）进行比较。测量结果证实，与阴性对照（基线）相比，涂层不会引起任何明显的溶血。溶血会导  \n致红细胞胞质中的血红蛋白释放到上清液中，而上清液中的血红蛋白又会被溶解。  \n\n会导致更高的吸光度值。  \n\n其次，进行了光学血栓弹性成像（OTEG），以量化水凝胶涂层对血液凝结过程的影响。 图 3e 是这种方法的示意图，它分析反射激光束的自相关函数并生成Adv.2020, 2001116  \n\n![](images/2f56e967c5badba0c3d6bd64a6d0a703653db195fbf37ed761b440c13ee34d0f.jpg)  \n\n图 3：体外动态和静态血液测试。a) 原始表面和涂层表面纤维蛋白网络形成的代表性图像。b) 纤维蛋白网络在表面上的覆盖面积。c) 在静态或动态（搅拌）条件下，原始管材和涂层管材被凝块堵塞所需的时间。使用的对照是 Eppendorf 管。 d) 原始管和涂层管接触的血液离心后上清液在主要波长下对氧合血红蛋白的吸光率。所用对照为原样血液和裂解血液。e) 改良光学血栓弹性成像（OTEG）实验示意图和量化参数。 f) 与涂层管和原始管接触的血液的归一化活化时间 $(R)$ ）、凝血时间（ $(R+\\kappa)$ ）和最大振幅（MA）的箱形图。归一化处理是与对照样本（分析时未接触管材）一起进行的，以考虑血液样本的可变性。",
        "category": " Results and discussion"
    },
    {
        "id": 5,
        "chunk": "# 图 3e）[58] 上升曲线表示血液凝结，其中 $R$ 是活化时间（凝结开始前的时间）， $R$  \n\n须避免瘀血，以突出水凝胶涂层的有益作用。  \n\n$+K$ 是总凝血时间。凝块强度由 MA（最大振幅）值来确定。如图 3e、f 所示，我们比较了放置在原始试管和涂层试管中的血液样本的凝血时间和凝血强度。考虑到样本的可变性，我们用对照样本（留在 Ep- pendorf 瓶中的血液）的值对这些值进行了归一化处理，数据以须线图的形式显示。原始试管和涂层试管的 $R$ 值、 $R+K$ 值和 MA 值均无差异（t 检验的 p 值高于 0.05），这表明水凝胶涂层不会干扰凝血本身（与肝素洗脱或肝素涂层表面不同），而且必w验w中w.a，dv创anc建ed了sc封ien闭ce的ne环ws形.co管m回路（Tygon CPB 管），并使用 CPB 机滚筒泵将全血通过回路循环（图 4a）。在这个心脏手术中使用的 CBP 循环的缩小模型中，使用了 0.25 升/分钟的低流速，以避免过压、循环泄漏和溶血。循环回路中的血液一直循环到对照血样（在 Eppendorf 小瓶中静止）完全凝固为止。将凝血剂倒入培养皿中，取出血凝块并称重。用生理盐水轻轻冲洗管道两次，然后称重。如图 4b 所示，在原始管中循环的牛血形成的附壁血块比接触涂层管的血液要多。图 $\\scriptstyle4\\mathrm{c}$ 显示了三次重复实验的量化结果。  \n\n![](images/d0aa59b41055ec1154de94dc6ce6a462c66e3baa9733dc3bb2c312c65d8477fc.jpg)  \n图 4：体外血液循环测试。a) 用于原始管材和涂层管材连续流动测试的仪器图像。b) 原始管材（左）和涂层管材（右）在进行流动测试并用生理盐水轻轻冲洗后的图像。误差条代表三次重复实验的 SD 值。  \n\n原始管材的平均重量增加了 5.03%，而涂层管材的平均重量增加了 0.19%。这一统计学意义上的增加（p < 0.05）表明，血凝块更容易粘附在原始管材上，而不是涂层管材上。接下来，对原始血液中形成血凝块的部分进行了评估（附着在管子上的血凝块和培养皿中的血凝块）。与原始管材接触的血液中约有 $40\\%$ 出现血凝块，而与涂层管材接触的血液中仅有G.2% 出现血凝块。这一差异也很明显， $\\mathrm{P}=0.003$ 。  \n\n这两项结果非常有希望地证明，泰贡管材和其他弹性体基材上的透明凝胶涂层  \n\n血液接触装置显示出解决血栓相关并发症的潜力，而无需肝素或其他抗血栓药物。可以想象，正如之前发表的文章所指出的那样，涂层管道的水合粘性表面减少了血小板或凝血因子的粘附和/或活化。  \n\n为了进一步证明所开发的水凝胶涂层能够在不使用抗凝药物的情况下延缓医疗设备上的凝血，我们进行了一项小型的初步体内研究，将管道用作麻醉巴马猪髂动脉的动脉旁路。没有使用肝素等抗凝药物。示意图见图 ${\\pmb5}{\\bf a}$ 。简而言之，在腹股沟部位做一个切口，然后将一根暴露髂动脉 ${\\approx}7$ 厘米的部分。用止血钳夹住两端，并在夹钳远端约 1 厘米处做小切口。将旁路装置插入切口并缝合，以避免泄漏。然后松开夹钳，使用多普勒超声和超声成像测量通过旁路的血流量和旁路内血栓的形成（图 5c、d）。当超声成像不再显示血流时，实验停止，并记录闭塞时间。  \n\n未涂层和涂有水凝胶的医用级硅胶管（内径 1.2 毫米，长 7 厘米）经过消毒，在本初步研究中用作动脉旁路。使用硅胶管的原因是它比前几节中使用的泰贡管壁厚且更柔韧。每种条件都进行了三次实验。如图 5e 所示，未涂层装置的平均闭塞时间为 3GG.7 秒，标差为 90.7 秒。水凝胶涂层装置的平均闭塞时间为 590.5 秒，标差为 130.9 秒，比未涂层装置的闭塞时间更长（单尾 $t$ 检验 $\\overset{\\cdot}{p}=0.032\\overset{\\cdot}{.}$ ）。在不进行全身抗凝的情况下，在装置上添加水凝胶涂层可使闭塞时间延长 $G0\\%$ 。这项初步体内实验的结果与体外实验的结果相吻合，支持了我们之前的研究结果，即在基于弹性体的医疗设备上引入超薄水凝胶涂层可以延缓血凝块的形成和在设备表面的附着。值得注意的是，这一结果是在不同的（更真实的）血流模式和更窄的管腔尺寸下获得的，这表明只要血液接触表面具有均匀且薄的水凝胶涂层，设备的几何形状并不重要。特别是，本实验中的变量（如动脉旁路而非动脉至静脉瘘和极小的内腔直径）是特意选择的，目的是使流经管道的血流更加顺畅，从而迅速导致血管闭塞。因此，这些在通畅性方面的显著差异非常令人鼓舞。  \n\n我们的结论是，本研究可以作为将水凝胶涂层技术作为一种设计策略的早期概念验证，从而减轻因使用与血液接触的医疗器械而引起的血栓栓塞和感染并发症。  \n\n![](images/eea80bca0e77567b165f887c4d8fdd49c017fcef647cd717a40cc1902cdd2729.jpg)  \n图 5.a) 用于评估恒定血流条件下涂层装置性能的猪模型示意图。  \n\nb) 连接硅胶管的髂动脉图像。c) 实验开始时（左图）和实验结束时（右图）装置的多普勒超声图像。超声波测量结果显示没有血流速度，这表明装置被内表面附着的血块堵塞。误差条代表三次重复实验的 SD 值。",
        "category": " Results and discussion"
    },
    {
        "id": 6,
        "chunk": "# 实验部分  \n\nTygon 表面的水凝胶涂层：除非另有说明，所有化学品均购自Millipore-Sigma，并按收到的原样使用。实验方案如下。将医用级（U.S. Plas- tic Corp.）平面或管材切割成所需尺寸，用异丙醇和去离子水清洗，并用氮气流充分干燥。然后用空气等离子体（PDC-001，Harrick Plasma， $<350$ torr、  \n18 W）1-2 分钟，并浸没在二苯甲酮溶液（ $10\\mathrm{{wt\\%}}$ ）中。  \n乙醇中）3-5 分钟。从溶液中取出装置，用纸巾吸去多余的乙醇，然后将装置放入先前脱气的水凝胶前体溶液（20-30 wt% N,N-二甲基丙烯酰胺，$0.5\\mathrm{wt\\%}$ Irgacure I-2959 水溶液）中。对于平整的表面，表面上方至少应有 5 毫米的前驱体溶液。对于管材，前驱体溶液应完全充满内壁。然后将装置暴露在紫外线（UVP CL-1000， $\\lambda=365$ 纳米）下，时间为 10 分钟。  \n45 分钟，在设备表面形成互穿水凝胶层。  \n聚合溶液被清除并作为废物处理。在测试之前，用去离子水彻底清洗这些器件 3 天（平面器件浸没在水下，放在振动器中，管子连接蠕动 CBP（VWR，可变流量泵））。  \n\n摩擦测量：在法向力控制模式下使用流变仪（AR-G2，TA 仪器公司）测量平面（ $(5\\times5$ 厘米）的摩擦系数，平行钢板的几何尺寸为 20毫米。摩擦系数是根据测量到的扭矩和法向力，按照之前使用的方案计算得出的 $\\pmb{\\hat{\\psi}}^{[39,40]}\\pmb{\\hat{\\psi}}$ 简单地说，将原始样品和涂层样品装入流变仪，对样品施加 1 N 的法向力，并施加 $0.5\\:\\mathsf{s}$ 的稳态剪切速率−1 。法向力和扭矩的测量持续了一个小时。分析并报告了间隔 2.5 分钟的数据。  \n\n抗流动性：图 2b 所示的仪器是通过将内径为 3/4 英寸的管道连接到蠕动泵（Cole Parmer Masterflex L/S）而制成的 。在泵的出口侧连接了一段涂层管，并在下游放置了一个夹子以调节出口压力。流速设定为  \n\n1.5 升/分钟−1 ，在每个时间点取出一段 2 厘米长的涂层管进行分析。接触角是通过无梗水滴法测量的，即在表面滴一滴 3 µL 的水，使用高分辨率相机和背光照明进行成像，然后使用 ImageJ (NIH) 测量接触角。测量水凝胶厚度的方法是对管材进行横截面测量，然后用高分辨率相机和背光源进行成像，并使用 ImageJ (NIH) 测量角度。  \n\n细菌粘附：在 Luria-Bertani 肉汤（LB 肉汤）中 $37^{\\circ}\\mathsf{C}$ 培养表达绿色荧光蛋白（GFP）的大肠杆菌工程菌株[47,48] 过夜。用 $10~\\mathrm{mL}$ 新鲜 LB 肉汤稀释 1 mL 菌体培养液等分，然后将其放置在平面样品（ $1{\\mathsf{c m}}\\times1$ cm）上，在 $37^{\\circ}\\mathsf{C}$ 下培养 4 小时（静态条件）。在流动条件下，使用VWR 蠕动泵和内径为 3/8 英寸的管道安装图 2b 中仪器的缩小版--细菌溶液在 $37^{\\circ}\\mathsf{C}$ 下通过管道流动 8 小时。培养结束后，取出样品，用磷酸盐缓冲盐水（PBS）轻轻冲洗两次以去除自由漂浮的细菌，然后用荧光显微镜（Eclipse LV100ND，尼康）成像。使用 Image J 对样品上的细菌覆盖率进行量化。  \n\n纤维蛋白沉积：按照之前公布的方案，[31,32] ，用 $1\\mathrm{wt\\%}$ 牛血清白蛋白（BSA）在 PBS 中阻塞 24 孔板（康宁公司）的孔 30 分钟，然后用PBS 冲洗。将原始样本和涂布过的扁平样本（ $1\\times1$ 厘米）与添加了荧光标记纤维蛋白原（Alexa Fluor 488 conjugated human fib- rinogen，ThermoFischer Scientific 公司）的肝素化人类全血（ $0.25\\cup\\mathsf{m L}^{-1}$ ，以防止整体凝血）一起放入阻塞孔中。样品在室温下的轨道摇床上孵育的时间点不断增加。将样品从孔中移出后，用生理盐水（ $0.9\\%$ 氯化钠）轻轻冲洗，并用 $0.1\\mathrm{~M~}$ 磷酸盐缓冲液中的 $2.5\\%$ 戊二醛固定 1 小时，然后用直立共聚焦显微镜（SP8，Leica）成像。使用 ImageJ 对图像进行分析和量化。血液溶解：将枸橼酸化的牛血样（ $(\\approx3~\\mathsf{m L}$ ）置于内径为3/8 英寸的原始涂膜管的内腔中，轻轻搅拌 5 分钟。使用两个对照组--接收血液和裂解血液（添加 $20\\%$ 去离子水）。然后将血液倒入Eppendorf 管，离心 2 分钟（VWR 微型离心机）。将上清液置于一次性比色皿中，使用紫外可见分光光度计（BioMate 3S，ThermoScientific）在 540 和 $576\\:\\mathsf{n m}$ 两个波长下进行分析，这两个波长分别对应于氧合血红蛋白的最大吸光度。血红蛋白。  \n\n光学血栓弹性成像：这些实验所使用的设备由 Nadkarni 研究小组的研究人员定制，在其他地方有详细介绍。[51–53]数据收集和分析算法也在这些出版物中有所介绍。将枸橼酸化的人体血液  \n\n的标准差。所有 t 检验的显著性水平设定为 alpha $=0.05$ ，因此，如果 p 值低于 0.05，则表示差异具有统计学意义。  \n\n在原始管材和涂层管材（3/8 英寸内径）内停留 3 分钟，然后用生理盐水中的 $0.2\\ensuremath{\\mathsf{M}}$ 氯化钙溶液（ $60\\upmu\\mathrm{L}\\mathsf{m}\\mathsf{L}^{-1}$ 血液）。将 ${\\approx}100~\\upmu\\upiota$ 的等分血液放入硅胶采血盒中，在 $37^{\\circ}\\mathsf{C}$ 下进行分析，直到测出凝血为止。对照样本中的血液在不接触任何管道的情况下进行再钙化和分析。参数通过使用定制的 MATLAB 算法拟合 OTEG 曲线获得。  \n\n管内血流测试：进行了两种不同类型的测试。第一种试验是用 0.5 毫克氯化钙盐水（每毫升血液 24 微升）重新钙化 3 毫升枸橼酸化牛血，然后将其放入带刺和涂层的导管（≈9′长，3/8″内径）中。管子之前已用乙醇和紫外线消毒，并用生理盐水彻底冲洗。如视频（见佐证资料）所示，来回搅拌管子，直到凝块形成或 25 分钟过去。记录凝血时间，即血柱停止移动时的凝血时间。在第二类试验中，血液搅拌由 CBP 滚筒泵（Cobe Century）提供。在这种情况下，将内径为 3/8 英寸的 20 英寸原始管和涂层管注入重新钙化的血液（ ${\\approx}25$ 毫升），并在两端连接一小段3/4 英寸管，使其闭合成环。在注入血液之前和之后都对管子进行了称重。设定 0.25 升/分钟的−1 流量，直到对照样本（留在 Eppendorf 管中）凝结。将循环内容物倒入培养皿中，将凝块放入称重船中称重。用生理盐水轻轻冲洗管道并称重。  \n\n协议与批准：细菌粘附研究由麻省理工学院生物危害评估和胚胎干细胞研究监督委员会批准，并在适当的 BL-2 设施中进行。人体血液研究根据麻省总医院（MGH）机构审查委员会（IRB）批准的方案进行，并在适当的 BL-2 设施中进行。  \n\n体内装置闭塞：研究在同济医院外科研究室进行。三头雌性关西八马猪（28-30 千克），年龄 6 个月，体重 21-22 千克，购自中国湖北宜之城生物科技有限公司。所有体内动物实验均遵循《湖北省实验动物管理条例》，并经《华中科技大学实验动物伦理委员会章程》审查批准。  \n\n向臀大肌注射氯胺酮（6-8 毫克/千克−1 ）以达到麻醉目的。将留置针插入耳静脉，静脉注射 2 毫升丙泊酚和 2 毫升芬太尼，然后输注生理盐水和阿托品以维持麻醉。置入气管插管并与呼吸机连接，以提供氧气和异氟醚。手术区常规消毒后，切开腹壁、皮下组织和筋膜，小心向上分离股动脉和股静脉，露出髂总动脉和髂静脉。髂动脉直径 ${\\approx}3$ 毫米，髂静脉直径 ${\\approx}8$ 毫米。小心分离并暴露髂动脉 ${\\approx}8$ 厘米的部分。近端用动脉夹夹住，远端用一个小弯血球夹夹住。然后，用眼科剪刀在距离夹钳 1 厘米处做一个 V 形切口。  \n\n用生理盐水润滑已消毒的原始装置和涂层装置，排气，然后小心地插入髂动脉切口。然后小心地关闭切口，以避免血液渗漏。然后松开远端血压计。在腹股沟区域加入足够的生理盐水，使装置完全浸没，并在装置下方放置一块纱布，以便进行超声监测。一旦超声探头定位正确，就松开近端夹钳并启动计时器。通过多普勒超声监测血流和流速。一旦多普勒速度降为零，表明装置内形成血凝块（管腔完全堵塞），实验即停止。计时器停止计时。  \n\n统计分析：数据未经预处理，全部使用 Microsoft Excel 的内置函数进行分析。本文中的所有数据，除非另有说明，否则误差条均代表数据集www对.a于dv摩an擦c试ed验sc（ie图n c2ean）e，ws每.c个o时m间点取六个数据点的平均值。对于接触角测量（图 2b），每个数据点测量六次。在细菌覆盖表征方面（图 2d），对每种条件拍摄六张显微镜图像，并对每对条件（原始与涂层）进行单尾 t 检验。对于纤维蛋白网络覆盖（图 3b），每个数据点拍摄三张显微图像，并在每个时间点进行双尾 t 检验。对于裂解实验（图 3d），对每个条件进行四次吸光度测量，并对试管条件（原始和涂层）与对照进行双尾检验。对于 OTEG 结果（图 3f），分析了六次实验的参数，并以方框图（用 Origin Pro.）这里的误差条（晶须）分别指第 5 个和第 95 个量值。对两种条件下的每个 OTEG 参数进行了双侧 t 检验。对于体外凝血和粘附实验（图 4c），使用了三次测试的结果，并对每个指标进行了双侧 t 检验。对于体内闭塞实验，使用三次实验所测得的时间，并对涂有涂层的和未涂过涂层的进行双尾 t检验。  \n\n原始的管道。",
        "category": " Materials and methods"
    },
    {
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        "chunk": "# 辅助信息  \n\n辅助信息可从 Wiley 在线图书馆或作者处获取。  \n\n[1] D.J. Kuter, Oncologist 2004, 2, 207.",
        "category": " References"
    },
    {
        "id": 8,
        "chunk": "# 致谢  \n\n作者衷心感谢麻省总医院和同济医院所有合作者的宝贵协助和技能。这项工作得到了国家自然科学基金（CMMI-1661627）、海军研究办公室（N00014-17-1-2920）和美国陆军研究办公室通过麻省理工学院士兵纳米技术研究所（W911NF-13-D-0001）提供的支持。",
        "category": " References"
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    {
        "id": 9,
        "chunk": "# 利益冲突  \n\n作者声明没有利益冲突。",
        "category": " Conclusions"
    },
    {
        "id": 10,
        "chunk": "# 作者供稿  \n\nG.P.、Y.Y.和C.N.对本研究做出了同等贡献。G.P.、Y.Y.、C.N.和Z.H. 构思并设计了实验。G.P.和Y.Y.制作了涂层装置并进行了大部分体外实验。D.T. 和 S.N. 完成了 OTEG 凝血研究。W.R. 和 S.L. 协助进行了体外血液循环研究。Q.L.、Y.Z.、J.W.和 L.L. 进行了体内实验。",
        "category": " Materials and methods"
    },
    {
        "id": 11,
        "chunk": "# 关键词  \n\n防污水凝胶、抗血栓水凝胶、基于水凝胶的医疗设备、韧性水凝胶设备  \n\n收到：2020 年 7 月 1 日修订：2020 年 8 月 21 日在线发表：  \n\n1159.   \n[3] I.H. Jaffer, J. C. Fredenburgh, J. Hirsh, J. I. Weitz, J . Thromb.Haemostasis 2015, 13, S72.   \n[4] S.S. C. Günther、C. Schwebel、R. Hamidfar-Roy、A. Bonadona、 M. Lu-gosi、C. Ara-Somohano、C. Minet、L. Potton、J.- C.Cartier, A. Vésin、 M.Chautemps, L. Styfalova, S. Ruckly, J.-F.Timsit, Intensive Care Med. 2016, 42, 1753.   \n[5] C.Wall, J. Moore, J. Thachil, J. Intensive Care Soc. 2016, 17, 160.   \n[6] K.K. S. Lavery, C. Rhodes, A. Mcgraw, M. J. Eppihimer, Adv.Drug Delivery Rev. 2017, 112, 2.   \n[7] A.Wallace, H. Albadawi, N. Patel, A. Khademhosseini, Y. S. Zhang, S. Naidu, G. Knuttinen, R. Oklu, Cardiovasc.Diagn.Ther.2017, 7, S246.   \n[8] D.Grau, B. Clarivet, A. Lotthé, S. Bommart, S. Parer, Antimicrob.Resist.Infect.Control 2017, 6, 18.   \n[9] L.N. Tchouta, P. N. Bonde, ASAIO J. 2015, 61, 623.   \n[10] V.Semak, M. B. Fischer, V. Weber, Int.J. 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Howell, Biointerphases 2018, 13, 06D401.   \n[28] D.Zhang, Z. Xu, H. Li, C. Fan, C. Cui, T. Wu, M. Xiao, Y. Yang, J. Yang W.Liu, Biomater.2020, 8, 1455.   \n[29] P.P. W. Heyman, C. S. Cho, J. C. Mcrea, D. B. Olsen, S. W. Kim, J. Biomed.Mater.1985，12，419。   \n[30] R.Biran, D. Pond, Adv.Drug Delivery Rev. 2017, 112, 12.   \n[31] M.M. F. Maitz, J. Zitzmann, J. Hanke, C. Renneberg, M. V. Tsurkan, C. Sperling, U. Freudenberg, C. Werner, Biomaterials 2017, 135, 53.   \n[32] I.Reviakine, F. Jung, S. Braune, J. L. Brash, R. Latour, M. Gorbet, W. Van Oeveren, Blood Rev. 2017, 31, 11. //www.fda.gov/media/113951/download. ADVANCED HEALTHCARE   \n[58] M.M. Tripathi、Z. Hajjarian、E. M. Van Cott、S. K. Nadkarni， Biomed.Opt.Express 2014, 5, 817. www.advhealthmat.de   \n[59] M.M. M. Tripathi, S. Egawa, A. G. Wirth, D. M. Tshikudi, E. M. Van Cott S.K. Nadkarni, Sci. Rep. 2017, 7, 9169, https://www.fda.gov/media/ 113951/download.   \n[60] D.D. M. Tshikudi, M. M. Tripathi, Z. Hajjarian, E. M. Van Cott, S. 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        "category": " References"
    }
]