阅读说明：本技术 一种可自发电刺激的压电支架组合物及其制备方法与应用 (Piezoelectric stent composition capable of spontaneous electrical stimulation and preparation method and application thereof ) 是由 袁伟恩 程媛 钱运 徐阳 陈璇 苑子涵 于 2019-08-23 设计创作，主要内容包括：本发明提供了一种可自发电刺激的压电支架组合物及其制备方法与应用,涉及生物医学技术领域。所述组合物由生物可降解代谢材料和压电材料组成；利用3D打印、喷射、浇注、挤出、模具成型或静电纺丝的方法,将生物降解材料和压电材料的共融物或有机溶剂按照一定比例成型各种生物医学应用的支架,尤其是神经导管支架。本发明公开的生物医用压电支架,能够将体内环境中的机械能转换为电刺激,促进神经、肌肉、骨、血管等再生、增殖、分化,而不需要外部电源或电极的植入,具有制备简单、成本低、质量容易控制、应用广等优点。大鼠体内实验显示,本发明的压电导管支架具有促进神经再生,血管生成,缓解肌肉萎缩等功能,有良好的临床应用前景。(The invention provides a piezoelectric stent composition capable of spontaneous electrical stimulation and a preparation method and application thereof, and relates to the technical field of biomedicine. The composition consists of a biodegradable metabolic material and a piezoelectric material; the scaffold for various biomedical applications, in particular to a nerve conduit scaffold is formed by using a 3D printing, jetting, pouring, extruding, die forming or electrostatic spinning method and a eutectic substance or an organic solvent of a biodegradable material and a piezoelectric material according to a certain proportion. The biomedical piezoelectric stent disclosed by the invention can convert mechanical energy in an internal environment into electrical stimulation and promote regeneration, proliferation and differentiation of nerves, muscles, bones, blood vessels and the like without implantation of an external power supply or electrodes, and has the advantages of simplicity in preparation, low cost, easiness in quality control, wide application and the like. The in vivo experiment of rats shows that the piezoelectric catheter stent has the functions of promoting nerve regeneration, angiogenesis, relieving muscular atrophy and the like, and has good clinical application prospect.)

一种可自发电刺激的压电支架组合物及其制备方法与应用

技术领域

本发明涉及生物医学技术领域，尤其涉及一种可自发电刺激的压电支架组合物及其制备方法与应用。

背景技术

周围神经损伤在世界范围内是一种常见的疾病。交通事故、工伤、自然灾害、战争以及癌症等都会导致周围神经损伤，大段神经缺损无法缝合，必须依靠神经移植或人工神经导管进行修复；神经导管有一定的强度、弹性、硬度，可以引导神经生长，提供机械支撑，以及为神经再生提供良好的微环境；由于神经再生的速度通常很缓慢，通过研究发现，电刺激可以促进神经再生，因此人们研究了多种导电神经导管，与电刺激相结合；然而目前施加电刺激的方式是将金属电极***到患者体内，通过体外电源供电，增加了患者的痛苦和不便，并且电刺激的部位也不够精确。

公告号为109793594A的中国发明专利提出了一种可自发电刺激的嵌段结构导电神经导管及其制备方法，该导管在导电基底上同时集成了阳极和阴极；导电基底是由基体材料复合导电成分构成；阳极是由导电基底复合葡萄糖氧化催化剂构成；阴极是由导电基底复合氧还原催化剂构成；该发明中的神经导管能够利用人体内存在的葡萄糖和氧气自发产生电刺激，促进神经生长，而不需要在人体内***金属电极，减少了病人的痛苦和不便；此外该导管还可将电刺激集中的缺损神经处，提高电刺激的精准度和效率。

该方法利用体内的葡萄糖和氧气产生能源用于神经导管中产生自发电刺激，但是由于该导管不可降解，神经再生完成后，导管如果不处理，可能造成组织纤维化，引起炎症等毒副作用，而且在治疗结束后还需进行移除植入物的第二次手术，对患者造成二次伤害。

而且临床试验证明由于植入电极的侵入容易引起的炎症和神经胶质增生；临床应用效果不是十分理想。目前发展到各种生物可降解材料制备各种生物医用支架或导管，如胶原蛋白、聚乳酸等，但是这些材料单独使用也存在一些问题，如：强度不适宜、材料降解速率与组织再生的速度不匹配以及毒副作用等缺点。

发明内容

针对现有技术存在的不足，本发明的目的一是提供一种可自发电刺激的压电支架组合物。

为实现本发明的上述发明目的，本发明提供如下技术方案：一种可自发电刺激的压电支架组合物，包括生物降解材料70-99wt％、压电材料1-30wt％；

所述生物降解材料包括聚乳酸(PLA)、聚乳酸-聚乙二醇(PLA-PEG)、聚乳酸-聚羟基乙酸(PLGA)、聚己内酯(PCL)、聚己内酯-聚乙二醇(PCL-PEG)、丝蛋白、胶原、明胶、透明质酸、壳聚糖中的一种或多种；

所述压电材料包括氧化锌纳米、氮化硼纳米管、钛酸钡纳米、氟树脂中的一种或多种。

更优选的，包括生物降解材料80-95wt％、压电材料5-20wt％。

优选的，所述氧化锌纳米包括单层氧化锌纳米、多层氧化锌纳米或单层和多层氧化锌纳米混合物。

优选的，所述氮化硼纳米管包括单壁氮化硼纳米管、多壁氮化硼纳米管或单壁和多壁氮化硼纳米管混合物。

优选的，所述钛酸钡纳米包括四方晶系钛酸钡纳米、正交晶系钛酸钡纳米、三方晶系钛酸钡纳米中的一种或多种。

优选的，所述氟树脂包括偏氟乙烯的聚合物、三氟乙烯的聚合物、三氟氯乙烯的聚合物中的一种或多种。

本发明的目的二在于提供一种可自发电刺激的压电支架组合物的制备方法。

为实现本发明的上述发明目的，本发明提供如下技术方案：一种可自发电刺激的压电支架的制备方法，包括以下步骤：

A.制备上述的任一可自发电刺激的压电支架组合物；

B.将上述可自发电刺激的压电支架组合物通过立体成型方法得到单层均一的可自发电刺激的压电支架或多层管状结构的可自发电刺激的压电支架；

所述立体成形方法包括静电纺丝法、浇注法、喷射法、3D打印法、挤出-模具成形法。

优选的，所述步骤A具体包括：将氧化锌纳米、氮化硼纳米管、钛酸钡纳米溶于2-20倍二氯甲烷、水、N,N-二甲基甲酰胺、乙酸乙酯、四氢呋喃、丙酮中的一种或多种形成混悬液或将氟树脂溶于2-20倍二氯甲烷、水、N,N-二甲基甲酰胺、乙酸乙酯、四氢呋喃、丙酮中的一种或多种形成溶液或或把压电材料加入50-250℃热熔的生物降解材料里混匀得到混合物。

优选的，所述静电纺丝法具体包括如下步骤：将所述的自发电刺激的压电支架组合物溶液或混悬液用超声机除泡后，注入注射仪中，以流量0.001-1ml/min的速度输出，喷射到转速1-5000rpm、直径为0.01cm到10cm的模具上，电压2-50KV，接收距离5-50cm；静电纺丝喷头在水平方向上以1-100cm/min速度往返运动，形成压电支架；干燥后将压电支架从模具脱下，切成不同长度规格；

所述浇注法具体包括如下步骤：所述浇注法具体包括如下步骤：将所述的自发电刺激的压电支架组合物溶液或混悬液浇注到玻璃板上，然后在20-200℃下干燥，得到2D平面支架；将2D平面支架裁剪成矩形，矩形的一端与直径为0.01cm-10cm的圆柱形模型固定，末端绕圆柱形模型外周侧滚动，卷成3D立体管状的压电支架；末端与支架本体热封后将压电支架从模具脱下；

所述喷射法具体包括如下步骤：将所述的自发电刺激的压电支架组合物溶液或混悬液注入喷射机中，以流量0.001-0.1ml/min的速度喷出，喷射到转速500-5000rpm、直径为0.01cm到10cm的模具上，接收距离5-50cm，形成压电支架；干燥后将压电支架从模具脱下，切成不同长度规格；

所述3D打印法具体包括如下步骤：将所述的自发电刺激的压电支架组合物熔融液注入3D打印机的墨盒中，在50-250℃下打印得到直径为0.01cm-10cm，管壁厚度0.01cm-1cm的压电支架；

所述挤出-模具成型法具体包括如下步骤：将所述的自发电刺激的压电支架组合物熔融液注入50-250℃高温容器中，在模具中挤出，冷却固化后得到立体管状的压电支架；将压电支架从模具脱下，切成不同长度规格；

所述压电支架呈管状，所述压电支架的平均管径为0.01cm-10cm，平均管壁厚度为0.01cm-1cm。

优选的，所述单层均一的可自发电刺激的压电支架为利用3D打印法、喷射法、浇注法、挤出-模具成型法或静电纺丝法直接得到组成均一的3D立体可自发电刺激的压电支架；

所述多层管状结构的可自发电刺激的压电支架为利用3D打印法、喷射法、或静电纺丝法逐层打印、喷射得到每层组成相同或不同的3D立体支架；或者利用浇注法得到2D平面支架后再制成3D立体支架。

一体成型法的组成物是混合均一的，制备简单快捷；多层制备法每层的组成可以相同，也可以不同。例如多层制备法的导管：如果最里层是毒性较低的压电材料/可降解材料组合物；中层为压电性能更大但毒性也更大的压电材料/可降解材料组合物；最外层为可降解材料。这样就可以提高生物相容性，结构精细，效果更好。

本发明的目的三在于提供一种可自发电刺激的压电支架组合物的应用。

为实现本发明的上述发明目的，本发明提供如下技术方案：一种可自发电刺激的压电支架组合物的应用，所述压电支架的应用包括用于骨再生或修复支架、神经再生或修复、血管再生或修复、肌肉再生或修复、肌腱再生或修复、皮肤再生或修复、胆管再生或修复、***再生或修复、食管再生或修复、气管再生或修复、肠道再生或修复、输尿管再生或修复中的任意一种或其腔道辅助再生。

综上所述，与现有技术相比，本发明具有如下的有益效果：

(1)一种可自发电刺激的压电支架，材料中具有压电性的晶体对称性较低，当受到外力作用发生形变时，晶胞中正负离子的相对位移使正负电荷中心不再重合，导致晶体发生宏观极化，所以压电材料受压力作用形变时两端面会出现异号电荷，产生局部电刺激；即在微小的机械位移下，可以产生不同的表面电荷，通过将环境机械能转换为电信号，将体内环境中的机械能转换为电刺激，促进神经、肌肉、骨、血管、皮肤等组织再生、增殖、分化，传递生物信号促进组织修复；其具有足够的强度、弹性、硬度，能引导组织朝合适的方向生长，有理想的生物医学功能；

(2)材料毒副作用小，生物相容性好，并具有合适降解周期，能够在损伤的组织再生完成后，压电支架完全降解自动被人体吸收，不需要进行手术把残留的支架取出，避免二次伤害，防止其他并发症如粘连和纤维囊形成；

(3)不需要外部电源或电极的植入，可有效提高组织再生速度，同时减少病人的痛苦和不便，降低感染风险；

(4)动物体内实验显示，本发明的压电导管支架具有促进神经再生，血管生成，缓解肌肉萎缩等功能，有良好的临床应用前景。

附图说明

通过阅读参照以下附图对非限制性实施例所作的详细描述，本发明的其它特征、目的和优点将会变得更明显：

图1为本发明实施例1制备的导管支架形貌图，其中(1a)为宏观图；(1b)为SEM图；

图2为本发明实施例4制备的导管支架形貌图，其中(2a)为宏观图；(2b)为SEM图；

图3为本发明实施例7制备的导管支架形貌图，其中(3a)为植入大鼠体内图；(3b)为SEM图；

图4为本发明实施例10制备的导管支架形貌图，其中(4a)为宏观图；(4b)为SEM图；

图5为本发明实施例11制备的导管支架形貌图，其中(5a)为宏观图；(5b)为导管SEM图；

图6为本发明压电导管支架与对照组PCL导管支架的再生神经透射电镜检测结果图；

图7为本发明压电导管支架与对照组PCL导管支架的微血管生成免疫荧光染色结果图；

图8为本发明压电导管支架与对照组PCL导管支架的腓肠肌HE染色结果图。

具体实施方式

以下实施例将有助于本领域的技术人员进一步理解本发明，但不以任何形式限制本发明。对本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变化和改进，这些都属于本发明的保护范围。下面结合具体实施例对本发明进行详细说明：

一、实施例1-11，对比例1-2

实施例1：

一种可自发电刺激的压电支架，其制备方法如下：

取重量比为80％的生物降解材料，重量比为20％的压电材料，为可自发电刺激的压电支架组合物；该生物降解材料优选为聚己内酯，该压电材料优选为偏氟乙烯聚合物。

将聚己内酯溶解于该组合物10倍重量的溶剂中，然后加入偏氟乙烯聚合物充分混匀，得到可自发电刺激的压电支架组合物的溶液，该溶剂优选为为二氯甲烷。

将上述溶液浇注到玻璃板上，在55℃下在热板上退火12小时。将退火后的共聚物浸入25℃水浴中去除溶剂残留，真空干燥12小时，得到2D平面支架；所有得支架裁剪成1.6cm×2.5cm的矩形，短边固定，长边围绕直径为2.6mm的圆柱形模型滚动，卷成3D立体管状的压电支架；60℃热封末端后将压电支架从模具脱下，切成不同长度规格。

当压电材料聚偏氟乙烯时需要进行退火、水浴操作，其他压电材料无需退火、水浴操作。

本实施例1制备的导管支架形貌图如图1所示，其中(1a)为宏观图；(1b)为SEM图。

实施例2：

一种可自发电刺激的压电支架，其制备方法如下：

取重量比为70％的生物降解材料，重量比为30％的压电材料，为可自发电刺激的压电支架组合物；该生物降解材料优选为聚己内酯，该压电材料优选为偏氟乙烯聚合物。

将聚己内酯溶解于该组合物20倍重量的溶剂中，然后加入偏氟乙烯聚合物充分混匀，得到可自发电刺激的压电支架组合物的溶液，该溶剂优选为为二氯甲烷。

将上述溶液浇注到玻璃板上，在20℃下在热板上退火12小时。将退火后的共聚物浸入25℃水浴中去除溶剂残留，真空干燥12小时得到2D平面支架；所有得支架裁剪成1.0×1.8cm的矩形，短边固定，长边围绕直径为2mm的圆柱形模型滚动，卷成3D立体管状的压电支架；60℃热封末端后将压电支架从模具脱下，切成不同长度规格。

实施例3：

一种可自发电刺激的压电支架，其制备方法如下：

取重量比为99％的生物降解材料，重量比为1％的压电材料，为可自发电刺激的压电支架组合物；该生物降解材料优选为聚己内酯，该压电材料优选为偏氟乙烯聚合物。将聚己内酯溶解于该组合物2倍重量的溶剂中，然后加入偏氟乙烯聚合物充分混匀，得到可自发电刺激的压电支架组合物的溶液，该溶剂优选为为二氯甲烷。

将上述溶液浇注到玻璃板上，在200℃下在热板上退火4小时。将退火后的共聚物浸入25℃水浴中去除溶剂残留，真空干燥过夜，得到2D平面支架；所有得支架裁剪成2.5×3.3的矩形，短边固定，长边围绕直径为35mm的圆柱形模型滚动，卷成3D立体管状的压电支架；60℃热封末端后将压电支架从模具脱下，切成不同长度规格。

实施例4：

一种可自发电刺激的压电支架，其制备方法如下：

取重量比为90％的生物降解材料，重量比为10％的压电材料，为可自发电刺激的压电支架组合物；该生物降解材料优选为胶原，该压电材料优选为钛酸钡纳米。

将胶原溶解于该组合物10倍重量的溶剂中，然后加入钛酸钡纳米充分混匀，得到可自发电刺激的压电支架组合物的混悬液，该溶剂优选为水。

将上述混悬液利用超声机除泡后，取10ml注入注射仪中以流量0.1ml/min的速度输出，使用静电纺丝工艺成管，通过直流电压喷射到转速为800rpm、直径为3mm的棒状模具上，电压20KV，接收距离20cm。静电纺丝喷头在水平方向上以15cm/min速度往返运动，成管长度15-20cm。溶液喷射完后棒状模具继续旋转，使溶剂挥发。将导管支架从模具脱下，烘干完全挥发溶剂，将导管支架切成不同长度规格。

本发明实施案例4制备的导管支架形貌图如图2所示，其中(2a)为宏观图；(2b)为SEM图。

实施例5：

一种可自发电刺激的压电支架，其制备方法如下：

取重量比为70％的生物降解材料，重量比为30％的压电材料，为可自发电刺激的压电支架组合物；该生物降解材料优选为胶原，该压电材料优选为钛酸钡纳米。

将胶原溶解于该组合物20倍重量的溶剂中，然后加入钛酸钡纳米充分混匀，得到可自发电刺激的压电支架组合物的混悬液，该溶剂优选为为水。

将上述混悬液利用超声机除泡后，取10ml注入注射仪中以流量0.001ml/min的速度输出，使用静电纺丝工艺成管，通过直流电压喷射到转速为1rpm、直径为1mm的棒状模具上，电压2KV，接收距离5cm。静电纺丝喷头在水平方向上以1cm/min速度往返运动，成管长度15-20cm。溶液喷射完后棒状模具继续旋转，使溶剂挥发。将导管支架从模具脱下，烘干完全挥发溶剂，将导管支架切成不同长度规格。

实施例6：

一种可自发电刺激的压电支架，其制备方法如下：

取重量比为99％的生物降解材料，重量比为1％的压电材料，为可自发电刺激的压电支架组合物；该生物降解材料优选为胶原，该压电材料优选为钛酸钡纳米。

将胶原溶解于该组合物2倍重量的溶剂中，然后加入钛酸钡纳米充分混匀，得到可自发电刺激的压电支架组合物的混悬液，该溶剂优选为为水。

将上述混悬液利用超声机除泡后，取10ml注入注射仪中以流量1ml/min的速度输出，使用静电纺丝工艺成管，通过直流电压喷射到转速为5000rpm、直径为1000mm的棒状模具上，电压50KV，接收距离50cm。静电纺丝喷头在水平方向上以100cm/min速度往返运动，成管长度15-20cm。溶液喷射完后棒状模具继续旋转，使溶剂挥发。将导管支架从模具脱下，烘干完全挥发溶剂，将导管支架切成不同长度规格。

实施例7：

一种可自发电刺激的压电支架，其制备方法如下：

分别取重量比为8％的聚乳酸、聚乳酸-聚乙二醇、聚乳酸-聚羟基乙酸、聚己内酯、聚己内酯-聚乙二醇、丝蛋白、胶原、明胶、透明质酸、壳聚糖作为生物降解材料，分别取重量比为5％的氧化锌纳米、氮化硼纳米管、钛酸钡纳米、氟树脂作为压电材料。

将生物降解材料混合物在80℃下热熔，然后加入压电材料混合物充分混匀，得到自发电刺激的压电支架组合物熔融液。

将该自发电刺激的压电支架组合物熔融液注入3D打印机的墨盒中，在150℃下打印得到内径为4mm，管壁厚度0.5mm的压电支架，本发明中所述直径为支架内径。

本发明实施例7制备的导管支架形貌图如图3所示，其中(3a)为植入大鼠体内图；(3b)为SEM图。

实施例8：

一种可自发电刺激的压电支架，其制备方法如下：

分别取重量比为7％的聚乳酸、聚乳酸-聚乙二醇、聚乳酸-聚羟基乙酸、聚己内酯、聚己内酯-聚乙二醇、丝蛋白、胶原、明胶、透明质酸、壳聚糖作为生物降解材料，分别取重量比为7.5％的氧化锌纳米、氮化硼纳米管、钛酸钡纳米、氟树脂作为压电材料。

将生物降解材料混合物在80℃下热熔，然后加入压电材料混合物充分混匀，得到自发电刺激的压电支架组合物熔融液。

将该自发电刺激的压电支架组合物熔融液注入3D打印机的墨盒中，在50℃下打印得到内径为0.01cm，管壁厚度0.01cm的压电支架。

实施例9：

一种可自发电刺激的压电支架，其制备方法如下：

分别取重量比为9.9％的聚乳酸、聚乳酸-聚乙二醇、聚乳酸-聚羟基乙酸、聚己内酯、聚己内酯-聚乙二醇、丝蛋白、胶原、明胶、透明质酸、壳聚糖作为生物降解材料，分别取重量比为0.25％的氧化锌纳米、氮化硼纳米管、钛酸钡纳米、氟树脂作为压电材料。

将生物降解材料混合物在80℃下热熔，然后加入压电材料混合物充分混匀，得到自发电刺激的压电支架组合物熔融液。

将该自发电刺激的压电支架组合物熔融液注入3D打印机的墨盒中，在250℃下打印得到直径为10cm，管壁厚度1cm的压电支架。

实施例10：

一种可自发电刺激的压电支架，其制备方法如下：

分别取重量比为7％的聚乳酸、聚乳酸-聚乙二醇、聚乳酸-聚羟基乙酸、聚己内酯、聚己内酯-聚乙二醇、丝蛋白、胶原、明胶、透明质酸、壳聚糖作为生物降解材料，分别取重量比为7.5％的氧化锌纳米、氮化硼纳米管、钛酸钡纳米、氟树脂作为压电材料。

将生物降解材料混合物在80℃下热熔，然后加入压电材料混合物充分混匀，得到自发电刺激的压电支架组合物熔融液。

将所述的自发电刺激的压电支架组合物熔融液注入200℃高温容器中，在模具中挤出，冷却固化后得到立体管状的管径为0.01cm-10cm，管壁厚度为0.01cm-10cm压电支架；将压电支架从模具脱下并切割；制备的导管支架形貌图如图4所示，其中(4a)为宏观图；(4b)为SEM图。

实施例11：

一种可自发电刺激的压电支架，其制备方法如下：

取重量比为90％的生物降解材料，重量比为10％的压电材料，为可自发电刺激的压电支架组合物；该生物降解材料优选为胶原，该压电材料优选为钛酸钡纳米。

将胶原溶解于该组合物10倍重量的溶剂中，然后加入钛酸钡纳米充分混匀，得到可自发电刺激的压电支架组合物的混悬液，该溶剂优选为水。

将上述混悬液注入喷射机中，以流量0.001-0.1ml/min的速度喷出，喷射到转速500-5000rpm、直径为0.01cm到10cm的模具上，接收距离5-50cm，形成压电支架；干燥后将压电支架从模具脱下；本发明喷射法制备的导管支架如图5所示，其中(5a)为宏观图；(5b)为导管SEM图。

对比例1

本对比例与实施例1的制备方法相同，不同之处仅在于：压电支架组合物不添加压电材料，只含有生物降解材料聚己内酯。

对比例2

本对比例与实施例1的制备方法相同，不同之处仅在于：压电支架组合物不添加生物降解材料，只含有压电材料偏氟乙烯聚合物。

二、自发电刺激的压电支架的性能测试

测试方法如下：

动物手术：健康成年雄性SD大鼠按照随机数字表法分组，每组5只。所有大鼠右侧为实验侧，左侧为正常对照侧。戊巴比妥钠腹腔麻醉下，大鼠右股后外侧纵形切口，暴露坐骨神经。于大腿中段切除坐骨神经干10mm，分别植入压电导管和导管。缝合伤口，分笼饲养。

1、髓鞘厚度测量方法

在术后第18周，取再生的坐骨神经中间部位1mm长，在2.5％戊二醛溶液中固定4小时，制备60-80nm超薄切片，进行透射电镜观察。每个样品取左上、左下、正中、右上、右下5处单位视野，统计髓鞘厚度。髓鞘厚度是反映再生神经成熟的重要指标，如图6所示，压电支架组合物制备神经导管髓鞘厚度大于纯PCL导管组，与金标准自体神经组相当。表明本发明压电导管支架具有显著的促进神经再生作用，效果优于纯PCL导管。

2、微血管密度测量方法

新血管形成可以为周围组织提供营养，因此血管生成在组织工程中起着至关重要的作用。通过将血管内皮细胞CD34染色来识别微血管系统。在术后第18周，将再生的坐骨神经在4％多聚甲醛中固定24小时，制备组织切片。切片用一级抗体CD34染色，然后用抗兔第二抗体探测一级抗体。扫描切片，统计每个样品的微血管密度。如图7所示，压电支架组合物制备神经导管CD34表达量高于纯PCL导管组，与金标准自体神经组相当，表明本发明压电导管支架显著促进血管生成，效果优于纯PCL导管。

3、肌纤维大小测量方法

运动神经损伤导致肌肉失神经萎缩。当神经受损时，肌肉中的肌纤维尺寸迅速减小，并伴有***增生。采用HE染色观察腓肠肌的形态。在术后第18周，将再生的腓肠肌切开，在4％多聚甲醛中固定24小时，制备组织切片。切片用苏木精-伊红染色进行组织化学分析。如图8所示，压电支架组合物制备神经导管和自体神经移植侧肌肉色泽红润，肌理较软，肌纤维呈现出均匀、规则的结构。相反，PCL组颜色苍白，质地坚硬，严重萎缩，肌纤维具异质性，并伴有内核。每个切片样品取左上、左下、正中、右上、右下5处单位视野，统计肌纤维大小。如表1所示，压电支架组合物腓肠肌肌纤维大于纯PCL导管组，与金标准自体神经组相当，表明本发明压电导管支架有效缓解肌肉失神经萎缩，效果优于纯PCL导管。

4、支架的压电性能测定方法

使用原子力显微镜以接触共振PFM模式测量压电支架与单纯PCL支架表面的压电响应。在0-10V电压下，每个支架扫描10个不同区域用于进一步评估。

将实验结果示于表1。

表1实施例1-9和对比例1-2的性能测试结果

*：表示与对比例1比较，P<0.05；**：表示与对比例1比较，P<0.01。

结论：仅仅具有生物可降解材料的压电支架的压电性能不足，无法提供有利于组织再生的电刺激；仅仅具有压电材料的压电支架不可降解，生物相容性差且具有一定毒性；通过复配添加生物可降解材料、压电材料，使可自发电刺激的压电支架具有一定的强度和支撑作用，引导组织朝合适的方向生长；压电支架在微小的机械位移下，可以产生不同的表面电荷，将环境机械能转换为电信号，将体内环境中的机械能转换为电刺激，促进神经、肌肉、骨、血管、皮肤等组织再生、增殖、分化，传递生物信号促进组织修复；具有合适的降解速率，适配组织再生速度，在损伤的组织再生完成后，压电支架完全降解自动被生物体吸收，不需要进行手术把残留的支架取出，避免二次伤害；有良好的临床应用前景。

以上对本发明的具体实施例进行了描述。需要理解的是，本发明并不局限于上述特定实施方式，本领域技术人员可以在权利要求的范围内做出各种变化或修改，这并不影响本发明的实质内容。在不冲突的情况下，本申请的实施例和实施例中的特征可以任意相互组合。