简介
动脉替代物的一个关键挑战是植入后需要立即承受动脉压力1自然，动脉替代物的经典方法使用坚固的材料。这反映在自体移植、合成移植物和许多组织工程移植物中1–7组织工程化移植物即使在植入后6–12个月也表现出有限的宿主细胞浸润和重塑8–11在血管细胞外基质（ECM）中，胶原蛋白提供力量，弹性蛋白提供弹性反冲。现有血管移植物的胶原蛋白表达通常很高，而弹性蛋白表达通常较低12,13有趣的是，植入后组织工程结构的宿主重塑可以增加弹性蛋白的表达14这种积极的重塑表明，与当前的体外组织工程范式相比，宿主可能是一个良好的细胞来源和更有效的“生物反应器”。这激励我们充分利用身体的再生能力，用开放的多孔结构重塑无细胞合成移植物，加速细胞渗透和重塑(). 我们认为，对于能够承受动脉压力的移植物，宿主重塑能力是最重要的标准。
复合移植物的表征及移植物的宿主重塑体内. (一)无细胞移植物直接植入的示意图，以及移植物改建为生物新动脉的拟议过程。(b条)复合移植物的SEM图像显示表面拓扑，比例尺100μm。插图：移植物顶视图，比例尺500μm。(c（c）)PGS管流明，标尺100μm。(d日)PCL纤维护套，标尺20μm。(e（电子）)肝素浸泡的PGS在富含血小板的血浆中孵育后的SEM显示血小板粘附和纤维蛋白沉积。比例尺10μm。(（f）)未经对比的PGS在富含血小板的血浆中孵育后的SEM，比例尺为10μm。粘附的血小板被圈出e（电子）和（f）强调血小板形态的差异。箭头表示纤维蛋白(（f）). (克)预先浸泡在不同肝素浓度的PGS上的血小板粘附，通过乳酸脱氢酶测定进行量化（n=5）。P（P）各组间<0.0001。(小时)移植物的缝合保持力和弹性模量。9–0缝合线的断裂力用&表示。P（P）<0.05:*复合移植物与9-0缝线相比，+复合移植物与大鼠主动脉，#复合移植物模量（n=8）与PGS（无PCL鞘的移植物，n=3）。其他组n=5。(我)宿主重塑期间移植物的外观，以评估与宿主组织的整合。从左到右：第0天、第14天、第90天和第90天（顶部和底部）。比例尺2 mm，所有标尺勾选1 mm。不可降解缝合线（黑色）标记移植位置。(j个)新生动脉的机械特性。左：新生动脉的破裂压力（n=3）在统计学上与天然主动脉的破裂压力相同（n=4）。中：动脉和新移植物的应力-应变曲线。“新移植物”代表未移植的复合移植物。“PGS核心”代表无PCL鞘的新移植物。右：动脉顺应性和新移植物。新移植物和PGS核心的标准误差非常小，在标绘比例尺上几乎不可见。对于j个新动脉n=3，天然主动脉、新移植物和PGS核心n=4。数据表示的平均值±标准偏差e（电子）–克和平均值±标准误差j。
将人工移植物快速重塑为新动脉可能会提供与宿主组织的有效整合、无血栓形成的管腔以及与天然血管相匹配的机械性能，因为它可以缩短宿主暴露于异物的时间。在小直径动脉中应用合成血管移植物具有多种优势：避免供体部位发病、体外细胞培养旁路、随时可用、易于储存和运输，以及潜在的更快临床应用。
为了设计一种能够快速重建宿主的合成移植物，我们检查了以下标准：（1）移植物材料：我们选择了一种快速降解的弹性体，聚癸二酸甘油酯（PGS），因为及时降解对宿主的快速重建至关重要，而机械调节被认为是重要的重建线索6弹性体能有效地将机械刺激传递给细胞。（2） 移植物孔隙率：我们选择了具有互连孔隙的高度多孔移植物，以使宿主细胞能够立即浸润。为了防止出血，我们用一个防漏的鞘将移植物封闭起来。（3） 抗血栓：我们选择肝素涂层。移植物是一种容易凝血的接触血液的异物。凝血可以阻塞移植物并阻止细胞渗入移植物壁。肝素是公认的抗血栓标准15.
结果
开放式多孔移植物可缝合并抵抗血小板粘附
与设计标准一致，我们的移植物由一个涂有肝素的多孔管组成，该多孔管包裹着15μm的薄电纺护套(). 多孔管由之前所述的PGS制成，但使用了1 mm心轴13鞘是一种聚己内酯（PCL）网，通过控制鞘内纤维蛋白的形成来增加接枝强度并防止出血。复合移植物在室温下保存。显微CT（Micro-CT）形态分析表明，接枝物的内径为720μm，壁厚为290μm并且99.99%以上的孔隙是相互连接的(补充表1). 高孔隙互联性对于有效的细胞渗透至关重要，这是启动宿主重塑的第一步。PGS有许多–OH基团，可与肝素形成氢键。因此，PGS的肝素化可能使移植腔无血栓形成，并抑制移植壁内的过度凝血。肝素涂层显著降低血小板在移植物上的粘附(). 扫描电子显微镜（SEM）显示肝素涂层（2 mg ml−1)还可以减少纤维蛋白的形成，大多数粘附的血小板看起来静止不动(). PCL鞘的小孔尺寸可能允许鞘内形成纤维蛋白并防止泄漏。虽然很薄，但鞘层显著增加了移植物的缝合线保持力，从0.11±0.0087增加到0.45±0.031 N，并且比用于显微外科吻合的9-0缝合线的断裂力（0.26±0.046 N）更强(). 此外，PCL护套将弹性拉伸模量从243±71.8增加到536±119 kPa(P（P）<0.05）和极限抗拉强度从76.6±15.7到3790±1450 kPa(P（P）< 0.001).
快速移植物重塑导致强大且顺应的新动脉
在Lewis大鼠（n=21）的腹主动脉中进行经环氧乙烷灭菌的移植物间移植，术中未使用肝素或术后未使用系统肝素治疗(). 植入后立即将移植物直接暴露在120毫米汞柱的压力和动脉血流动力学环境中。因此，在植入时允许无阻塞的血流方面，移植物的功能与旁路手术中自体移植物的相同。移植物因血细胞浸润而变红，但PCL鞘有效地防止了出血。宿主迅速重塑了专利移植物：到14天时，移植物变得更加透明和柔顺，并开始与周围的宿主组织结合；到90天时，移植物被筋膜覆盖，与天然主动脉非常相似，并与宿主组织很好地结合(补充视频1).
伴随着视觉重塑的是机械性能的显著变化。新动脉破裂压力为2360±673 mmHg，接近天然主动脉破裂压力3415±529 mmHg(（左），显著高于人类大隐静脉（1680±307 mmHg），大隐静脉是冠状动脉旁路手术和下肢血管重建最常用的自体移植16,17未植入的移植物由于其高孔隙率而泄漏，并且没有可比较的爆裂压力。植入前，复合移植物比应力应变曲线上没有脚趾区的天然动脉更坚硬(，中间）。宿主重塑显著改变了移植体的应力-应变曲线，新动脉中脚趾区域清晰。新生动脉似乎比天然主动脉更柔软，尽管差异不显著。更重要的是，在80–120 mmHg范围内，新生动脉的顺应性（11±2.2%）在统计学上与天然主动脉的顺应性相同，为6.7±2.3%4。比这一单一顺应性值更具信息性的是整个压力范围内的顺应性曲线(，右侧）。重要的是要注意，新动脉不仅强壮，而且顺应性好。新生动脉的高顺应性与未移植移植物的低顺应性形成鲜明对比，表明移植物的广泛重塑。
这种快速的宿主重塑是由植入后不久广泛的细胞浸润所解释的。移植物的开放多孔结构允许大量细胞穿透移植物壁，有核细胞在3天内占据了许多孔隙(补充图1). 14天内平滑肌细胞广泛浸润移植物(). α-平滑肌肌动蛋白（α-SMA）阳性细胞广泛分布于移植物壁内，α-SMA是包括平滑肌在内的壁细胞特有的蛋白。高倍镜显示，平滑肌细胞在早期阶段没有组织成环周层，而是混合的α-SMA阴性细胞(). 内皮细胞和平滑肌细胞的共染色表明，平滑肌层由内皮细胞与血液分离(). 到90天时，新动脉的细胞密度可能略高，但与天然主动脉的细胞密度相当（2.14±0.34 vs.1.36±0.40μg DNA mg−1湿重，P（P）= 0.06). 亮场图像显示出一条黑斑带，与通常靠近管腔的细胞混合。这种无细胞物质可能是移植材料的残余物，在亮视野图像中可以看到黑色纤维(补充图2).
14天时平滑肌细胞浸润和组织。(一)重塑移植物壁内的平滑肌细胞分布（α-SMA，绿色）。组织被纵向分割，显示出一半。天然主动脉位于右侧，其与移植物的边界用虚线表示，标尺为500μm。L=流明。(b条)中间移植物的放大图显示α-SMA阳性（绿色）和α-SMA阴性细胞的分布。用DAPI对细胞核进行复染，标尺为250μm。(c（c）)进一步放大移植物中层，以查看复杂的平滑肌细胞分布（α-SMA，绿色），标尺50μm。(d日)内皮细胞（vWF，红色）和平滑肌细胞（α-SMA，绿色）在移植物壁中的分布。免疫荧光图像与亮场图像合并（变暗以避免淹没荧光图像）。亮场图像中的黑点（*）可能是残余的移植材料。比例尺100μm。原始亮度的亮场图像位于补充图2.
在组织学观察中，移植物的深度重塑也反映在组织水平上。14天内移植物发生广泛降解()而细胞合成大量ECM(). 因此，尽管移植物发生了实质性降解，但改造后的移植物仍能承受动脉压力。移植血管和天然主动脉的管腔面积在重塑过程中在统计学上保持不变，表明没有动脉瘤和狭窄(). 移植物壁的厚度随着时间的推移而减少，但在90天时仍比天然主动脉厚。尽管ECM纤维密度较小，组织也较少，但大多数移植物与天然动脉相似。壁厚和细胞外基质纤维密度的差异均表明，移植物在3个月时仍在进行性重塑。
移植物重塑。(一)移植物向新生动脉过渡期间的H&E染色。新动脉壁上含有炎症细胞的区域用（*）标记。对14天样品的顶部进行修剪，以去除相邻的静脉。图像由100μm显微照片和250μm比例尺拼接而成。(b条)容器壁的放大视图显示ECM含量和对齐情况，比例尺为50μm。(c（c）)重建移植物的内腔区域以评估狭窄和动脉瘤形成。两组之间没有统计学差异。(d日)巨噬细胞数量和组织的变化（CD68，红色）。(e（电子）)M2巨噬细胞的分布（CD163，红色）。(（f）)CD68和CD163阳性细胞的数量量化了巨噬细胞总数和M2巨噬细胞的比例。(克)平滑肌细胞（α-SMA，绿色）组织随时间的变化。(小时)可收缩平滑肌细胞的分布（肌球蛋白重链，红色）。所有免疫荧光显微照片的细胞核用DAPI（蓝色）进行复染，比例尺为50μm。数据表示的平均值±标准偏差c（c）和f、。
巨噬细胞积极参与移植物的重塑：一条炎症细胞带，包括新招募的巨噬细胞（CD68+)14天时在管腔下可见。28天时，巨噬细胞在移植物中分布更加均匀，密度低于14天(). 90天时，大多数炎症反应都得到了解决，只有一小部分新生动脉对巨噬细胞呈阳性反应。这种趋势与假定的移植材料的消失有关(补充图2). 巨噬细胞与促炎（M1）和几个交替激活（M2）亚类是异质的18,19CD163阳性染色表明存在M2巨噬细胞，这些巨噬细胞被普遍认为具有抗炎作用，并有助于构建性重塑20.
平滑肌细胞对血管功能很重要。免疫荧光染色显示14天内出现平滑肌细胞和逐渐组织化的介质层(). 肌球蛋白重链的强表达表明新生动脉平滑肌收缩表型(). 肌球蛋白重链是平滑肌的晚期分化标志物。我们只发现一篇关于血管移植物中肌球蛋白重链染色阳性的报道2190天时，新生动脉外层成纤维细胞表面蛋白染色阳性，表明形成了外膜样组织(补充图3). 层次分明，类似肌肉动脉的三层结构。
ECM成分进一步揭示了宿主细胞对移植物的显著影响。新动脉壁含有大量的弹性蛋白、I型和III型胶原以及糖胺聚糖(). 90天时，新生动脉中的弹性蛋白含量为77%，总胶原蛋白在统计学上与天然主动脉相同(). 这些ECM大分子沿圆周排列，模仿它们在天然动脉中的方向。然而，天然基质比新生动脉更致密，细胞更少。尽管如此，ECM的高产量为观察到的新生动脉和宿主主动脉之间机械性能的匹配提供了分子解释。
90天ECM组织和量化。(一)Verhoeff染色、Masson染色和藏红O染色显示弹性蛋白（黑色）、胶原蛋白（蓝色）和糖胺聚糖（红色）。免疫荧光染色显示弹性蛋白（红色）、I型胶原（绿色）和III型胶原（红色）的分布。顶部：第90天外植体，底部：天然主动脉。(b条)弹性蛋白（n=4）和总胶原蛋白（n=4）的定量。数据表示平均值±标准偏差。
内皮化新动脉脉冲与宿主主动脉同步
与宿主组织的整合通常是组织工程中的一个主要挑战。移植物的激光多普勒超声成像显示出良好的通畅性以及与宿主主动脉的强同步搏动(和补充视频1). 新生动脉的规则而清晰的搏动表明其与宿主组织融合良好。据我们所知，这是第一次报道任何与宿主动脉发生脉冲的血管移植物。血管造影证实了高通畅性(). 这与从新生动脉平稳过渡到宿主主动脉的汇合内皮细胞密切相关。过渡仅以缝合线为标志(). Von Willebrand因子（vWF）染色显示管腔有融合内皮单层覆盖(). 透射电镜显示，基底膜将内皮细胞与平滑肌层分离(). 基底膜阻止平滑肌细胞向内皮层迁移，从而防止内膜增生22我们没有发现新生动脉内膜增生的证据。在观察到的4例移植物闭塞病例中（4/21；19.0%），3例动物死亡的原因是急性吻合血栓形成。一只大鼠因移植组织中未观察到移植组织重构而存活，因此也怀疑存在急性血栓形成(补充图4). 急性血栓形成可能是由于在没有全身抗凝治疗的情况下吻合口内皮细胞损伤所致。超声、血管造影和尸检确定的总通畅率为80.9%（17/21），时间点长达90天。移植14、28和90天的移植物的通畅率分别为60%（3/5）、100%（5/5）和81.8%（9/11）。移植血管通畅的总体情况与先前的抗血栓血管移植相似7.
第90天新生动脉内皮化和血管通畅。(一)移植物通畅性的激光多普勒超声成像评估以及与邻近宿主主动脉的脉动同步。脉动同步也如所示补充视频1. (b条)移植血管通畅性的血管造影评估。箭头指示移植位置。(c（c）)第90天外植体的SEM。血管纵向分裂，比例尺，1 mm。高倍显微镜（右）显示吻合处的管腔表面（箭头、比例尺显示的缝合线，50μm）和中间移植物（比例尺5μm）。(d日)内皮细胞覆盖管腔（vWF，红色）。DAPI复染细胞核（蓝色），比例尺，500μm。(e（电子）)内皮细胞（vWF，红色）和平滑肌细胞（α-SMA，绿色）的分布，标尺100μm。(（f）)内皮细胞（EC）与平滑肌细胞SMC界面的透射电镜观察。箭头表示基底膜。比例尺2μm。
移植材料对宿主重塑至关重要。当PCL管替代PGS管，且所有其他移植参数相同时，移植体重构显著受损(补充图5)：在内腔附近只观察到一薄层平滑肌。这与动脉组织工程中的其他无细胞方法的结果一致，在这种方法中，存在一薄层内皮细胞和少量平滑肌，移植材料基本上完好无损。移植物壁间质内的细胞呈α-SMA阴性，可能是炎症细胞或成纤维细胞。PCL移植物即使在90天时也表现出与宿主组织的不良整合，在90天时，可以看到清晰的边界，并且移植物段扭曲了主动脉(补充图6). 有趣的是，I型胶原的表达远高于III型胶原和弹性蛋白。胶原蛋白I分布广泛，覆盖从内腔到蛋白（外表面）的整个移植区域，而其他ECM蛋白大多仅在内腔附近表达。再加上H&E染色移植物的“墙外”外观，表明I型胶原可能有助于从宿主中分离PCL。
讨论
组织工程中的无细胞方法仍然很有挑战性，并且缺乏对缓慢降解聚合物的关注。1 mm聚乳酸移植物在大鼠体内成功内皮化，10 mm复合聚乳酸-聚乙醇酸移植物在犬和猪模型中显示良好的通畅性。然而，移植物降解缓慢，限制了细胞渗透，导致异物长期存在。此外，没有报告合规数据或ECM内容7,23,24猪小肠粘膜下层（SIS）移植物在直径大于3mm时表现出不同的通畅性25–28尽管肝素浸泡和全身肝素化，但较小的移植物因急性血栓而失败。29基于SIS的4mm移植物由内皮细胞和平滑肌细胞在兔子体内植入3个月30然而，没有机械数据或ECM含量的报告，缓激肽血管反应是反生理的。最近发现，聚（酯-氨基甲酸乙酯）脲弹性体移植物中含有内皮细胞和平滑肌细胞31移植物中含有胶原蛋白和弹性蛋白，但移植材料在6个月时基本完好无损。植入生长因子的PCL和羟基磷灰石支架再生兔软骨关节面32然而，羟基磷灰石的再吸收非常缓慢。
我们的哲学与上述不同，因为我们强调快速嫁接降解和宿主重塑。据我们所知，利用快速降解的合成移植物是血管替代物的一个新的设计视角。本报告是第一步，显示了在3个月内几乎完成的宿主重塑和良好整合的良好结果。我们认为所报道的接枝物的三个特征很重要：快速降解、机械性能和孔径。我们怀疑快速的移植物降解是最关键的，因为它可能会从持久的材料中诱导不同的炎症反应。快速降解逐渐为细胞渗透、增殖和基质生产创造更多空间。此外，快速降解可缩短宿主接触异物的时间。长效材料因纤维包裹导致组织硬化，并可激活炎症细胞诱导新生内膜增生33匹配力学性能和优化接枝物孔径可进一步促进宿主重塑和整合。匹配动脉力学特性可能促进血管细胞分化并避免应力屏蔽34PGS是我们移植物的主要成分，当新移植物的应变超过80至120 mmHg时，其模量接近天然主动脉的模量（148±55 vs.390±191 kPa）。移植物中的小孔可能会将浸润细胞紧密堆积在一起，以促进自我组装13.
与任何新技术一样，许多问题仍有待回答。这种方法在大型动物中的适用性有待调查。与人类（尤其是老年人）相比，大鼠还具有不同的再生潜力和更大的血管内皮化能力35,36在大型动物中，研究移植血管内皮化的速率以及无肝素或低肝素手术的安全性非常重要。我们使用的动物是健康动物，因为缺乏具有合适动脉大小的动脉粥样硬化动物。到目前为止，只有ApoE−/−老鼠是可用的，并且被广泛接受。
移植细胞的类型和数量及其随时间的变化仍有待研究。第14天新生动脉壁中的vWF-和α-SMA阴性细胞可能是祖细胞和炎症细胞的混合物。巨噬细胞在血管移植物重塑中起着关键作用8,37移植物中有相当一部分浸润巨噬细胞表达M2巨噬细胞标记CD163。希比诺等。发现M2活性较高的小鼠腔静脉移植物狭窄程度更高37相反，我们的移植物即使在90天时也没有显示狭窄。这可能是由于移植材料和设计的差异或动物模型的差异。新生动脉壁中存在大量平滑肌细胞。追踪他们的来源可能会揭示如何加快招聘速度。腔静脉外膜和筋膜中的前体细胞可通过旁分泌作用促进再生或直接促进新生动脉的再生。因此，部分与腔静脉和筋膜接触的移植物可能更快地形成较厚的壁，这就是新生动脉厚度不均匀的原因().
除了增加抗血栓形成性外，肝素还可以结合、稳定和增强多种生物活性分子的活性38肝素可将血管生成因子的FGF和VEGF家族定位于移植物，促进血管细胞浸润。肝素还可以通过结合细胞粘附蛋白（如PECAM-1和L-选择素）、粘附基质蛋白和趋化因子促进细胞浸润38先前的研究表明肝素化可改善植入物细胞和血管生成39肝素还可以通过结合重塑因子（如组织纤溶酶原激活剂）促进重塑38.
PCL提高了移植物的可缝合性，但它可能不是最佳的护套材料。3个月时观察到的移植材料残留物可能是PCL，因为固体无孔PGS在2个月内经皮下降解40当新生动脉足够强大且顺应时，移植材料的存在可能会抑制宿主重塑。因此，对机械性能与PCL相似但降解速度更快的护套材料进行研究是有必要的。这项研究可能会带来先进的生物材料和移植物设计，使人造小动脉移植物更接近临床转化。此外，对快速移植物重塑的关注可能适用于血管以外的组织，特别是当与祖细胞归巢信号相结合时。
方法
嫁接制作
为了制造PGS芯，我们使用了改进的盐熔和浸出方法，如前所述，但我们使用了1 mm芯轴和1.25 mm外模13为了制造PCL护套，我们溶解了PCL（Mn个14%wv下2,2,2-三氟乙醇（ACROS）中80 kDa，Aldrich）−1并将溶液静电纺丝到旋转的PGS盐模板上（20 rpm）。将PCL-PGS-盐复合材料浸泡在去离子水中去除盐。我们冷冻干燥移植物（Labconco Freezone 4.5），并在室温下将其储存在干燥器中。我们用环氧乙烷对移植物进行消毒。
接枝物表征
机械测试
为了测量移植物的弹性模量和缝合线保留强度，我们使用了带有5.0N测压元件的机电测试机（Insight，MTS Systems）。我们测量了拉伸强度和弹性模量，如前所述，并进行了一些修改（详见补充方法)13.我们将极限抗拉强度作为应力-应变曲线的峰值应力。为了测量缝合线的保留强度，我们在距离每个移植体末端1 mm处放置了一条7–0脯氨酸缝合线。我们将缝合线固定在上钩周围，并将移植物固定在下钩中。我们以2mm min的十字头速度测量了将缝合线从移植物上拉开所需的力−1为了评估缝线保留是否符合显微外科要求，我们测量了9–0条缝线的断裂力。
SEM、micro-CT和血小板粘附定量详见补充方法.
动物研究
植入
根据NIH实验室动物护理和使用指南（NIH出版物编号85-23，1985年修订版），匹兹堡大学动物护理委员会批准了动物护理方案。我们使用雄性Lewis大鼠（体重：200-250g，Charles River Laboratories，Boston，MA）进行动物实验。我们成功地将27只大鼠植入了基于PGS的复合移植物（n=21）或完全由PCL制成的多孔移植物（n=6）。手术存活率为87.5%（21/24）。三只大鼠在手术中死于主动脉或下腔静脉损伤出血，我们将其排除在动物计数之外。我们在大鼠腹主动脉中进行了如下植入：腹部中线切口暴露了吸入异氟醚麻醉的大鼠腹动脉。为了植入移植物，我们将主动脉与下腔静脉分离，交叉夹持肾下腹主动脉，横断一段4mm，并将复合移植物（长8-10mm）插入间隙。端对端吻合用9–0尼龙缝合线将移植物连接到天然主动脉。动物术后未接受抗凝或抗血小板治疗。我们在植入后14天（n=5）、28天（n=5）和90天（n=11）移植移植物。我们在90天时处死了所有植入PCL-only移植物（n=6）的大鼠。
X射线血管造影和多普勒超声检查
为了检测移植物的血流，我们在移植前立即使用多普勒超声和X射线血管造影。详情请参阅补充方法.
生物化学评价
为了量化再生动脉和天然动脉的弹性蛋白、胶原蛋白和DNA含量，我们根据制造商说明使用了Fastin-elastin检测试剂盒（F2000；Biocolor）、Sircol™胶原蛋白检测试剂盒（MP Biomedicals）和DNeasy血液和组织试剂盒（Qiagen）（详见补充方法).
机械特性
柔度和拉伸弹性模量
为了准备主动脉段（1厘米长）进行测试，我们切除结缔组织，并用7-0缝合线封闭分支血管。然后，我们将节段纵向拉紧至10%，并使用注射泵（NE-1000，New Era pump Systems）注入生理盐水（PSS）进行加压。为了预处理，我们在0到130 mmHg之间循环主动脉，直到获得可再现的直径与压力曲线。我们计算了上一个周期的柔度和模量。压力传感器（PX309 Omegadyne）、光学测微计（LS7070，Keyence）和数据采集系统（PowerLab 8/30，AD Instruments）同步记录压力和直径。直径与压力数据的柔度和模量推导说明见补充方法.
统计分析
一个双尾学生的t吨测试对两组进行了比较。采用单向方差分析和Tukey的HSD事后检验对三个或更多组进行比较。我们使用IBM SPSS Statistics 19确认了数据的正态分布和组间方差的同质性。
有关SEM、micro-CT、血小板粘附定量、X射线血管造影和多普勒超声检查、组织学、免疫荧光染色、生化评估和外植体机械特性的更详细描述，请参阅补充方法.
