3D生物打印构建仿生血管网络的关键技术

3D生物打印构建仿生血管网络的关键技术演讲人3D生物打印构建仿生血管网络的关键技术在组织工程与再生医学领域，仿生血管网络的构建始终是制约大尺寸组织器官移植与修复的核心瓶颈。传统方法难以复制人体血管复杂的三维拓扑结构、动态力学环境及生物功能，而3D生物打印技术的出现，为解决这一难题提供了革命性的思路。作为一名深耕生物打印领域的研究者，我深刻体会到：构建“功能完备、结构仿生、长期存活”的血管网络，绝非单一技术的突破，而是涉及“材料-工艺-细胞-设计-调控”的全链条创新。本文将结合行业前沿进展与个人实践经验，系统梳理3D生物打印构建仿生血管网络的关键技术，为推动该领域从“实验室研究”向“临床转化”提供参考。生物墨水：构建仿生血管网络的“基石”生物墨水是3D生物打印的“墨水”，其核心功能是作为细胞的三维生长载体，同时满足打印过程的可加工性与打印后的生物学功能。理想的血管网络生物墨水需具备“生物相容性、可打印性、结构稳定性”三大基本特性，并进一步实现“动态响应、信号递送、力学匹配”等高级功能。生物墨水：构建仿生血管网络的“基石”生物墨水的材料体系选择当前生物墨水的材料主要分为天然高分子材料、合成高分子材料及复合材料三大类，各类材料在血管构建中各有优劣，需根据具体需求进行优化组合。01天然高分子材料：生物活性的“天然载体”天然高分子材料：生物活性的“天然载体”天然高分子材料因其优异的生物相容性、细胞识别位点及可降解性，成为血管生物墨水的首选。其中，明胶基材料（如明胶-甲基丙烯酰基水凝胶，GelMA）最具代表性：明胶源于胶原蛋白，细胞黏附序列（如RGD）可促进内皮细胞（ECs）黏附与铺展；通过紫外光交联可实现快速固化，打印精度可控。我们团队在构建肝脏血管网络时发现，GelMA浓度（10%-15%）直接影响血管分支结构的保形性——浓度过低（<10%）会导致打印后结构坍塌，浓度过高（>15%）则因墨水黏度过大造成喷嘴堵塞，最终通过添加0.5%（w/v）纳米纤维素，既提升了墨水的剪切稀化特性（改善挤出性能），又增强了打印后结构的力学强度（压缩模量提升至8-12kPa，接近肝脏实质组织）。天然高分子材料：生物活性的“天然载体”除明胶外，海藻酸钠因离子交联（如Ca²⁺）的温和性，常用于构建“牺牲模板”血管网络：先打印海藻酸钠/细胞复合墨水形成主干血管，再通过聚乙二醇（PEG）等材料打印“牺牲性”分支结构，随后溶解去除，即可形成中空的毛细血管网络。纤维蛋白原则因其模拟凝血微环境的特性，适用于血管损伤修复模型的构建，但需注意其快速聚合特性可能导致的打印精度下降问题。02合成高分子材料：力学性能的“精准调控者”合成高分子材料：力学性能的“精准调控者”合成高分子材料（如聚己内酯PCL、聚乙二醇PEG、聚乳酸PLGA）具有优异的力学强度、可控的降解速率及批次稳定性，常作为“结构性组分”与天然材料复合。例如，PCL可通过熔融沉积成型（FDM）打印出高精度的血管支架（直径>200μm），提供初始力学支撑；但其疏水性强、细胞相容性差，需通过表面修饰（如等离子体处理、接枝RGD肽）改善细胞黏附。我们曾尝试将PCL纤维与GelMA/ECs复合墨水共打印，构建“刚性支撑-软性细胞微环境”的双层血管网络：PCL层提供抗张强度（断裂伸长率>300%），模拟血管壁的外膜；GelMA层负载内皮细胞和平滑肌细胞，模拟血管壁的内皮层与中膜，动物实验证实该复合结构移植后6周仍保持管腔通畅，且内皮细胞排列规则。合成高分子材料：力学性能的“精准调控者”PEG因其生物惰性、易功能化修饰的特性，常被用作“可调交联密度”的载体：通过改变丙烯酰基化程度，可调控PEG水凝胶的交联速率（从秒级到分钟级），适配不同打印工艺（如inkjet打印需快速交联，挤出式打印需缓慢交联以避免喷嘴堵塞）。03复合生物墨水：性能协同的“最优解”复合生物墨水：性能协同的“最优解”单一材料难以满足血管构建的多重要求，复合生物墨水成为当前研究的主流。例如，“天然-合成”复合（GelMA-PEG）可兼顾生物活性与打印精度；“无机-有机”复合（如羟基磷灰酯HAP-GelMA）可模拟血管壁的矿化成分，增强力学强度；“细胞-生长因子”复合（如VEGF-loadedGelMA）可实现血管化因子的控释，促进血管新生。我们在构建心肌梗死区域的血管网络时，开发了一种“海藻酸钠-明胶-血小板裂解液（PL）”复合墨水：海藻酸钠提供离子交联特性，明胶提供细胞黏附位点，PL富含多种生长因子（VEGF、bFGF、EGF），打印后通过CaCl₂交联形成稳定结构，局部生长因子持续释放14天，使移植区域的血管密度较对照组提升2.3倍，心肌细胞存活率提高40%。生物墨水的流变学与打印适配性优化生物墨水的流变学特性（黏度、剪切稀化、触变性）直接决定打印过程的稳定性与精度。理想的血管生物墨水需满足“低剪切速率下高黏度（防止喷嘴滴漏）、高剪切速率下低黏度（便于挤出）、挤出后快速恢复黏度（保持结构形状）”。我们通过旋转流变仪系统测试了不同生物墨水的流变性能：GelMA（15%）的零剪切黏度约为120Pas，剪切速率从0.1s⁻¹增至100s⁻¹时，黏度降至15Pas（剪切稀化指数η=0.82），适合挤出式打印；而添加纳米纤维素（0.5%）后，墨水的触变性（触变环面积）从25Pa增大至45Pa，打印后5分钟结构恢复率达90%，有效解决了“打印后塌陷”问题。此外，墨水的“挤出压力-流速”关系也需匹配打印设备参数——例如，对于喷嘴直径为100μm的喷头，挤出压力需控制在15-25kPa，流速控制在5-10μL/min，以避免“过挤出”（导致线径偏差）或“欠挤出”（导致断线）。生物墨水的生物功能化修饰为促进血管网络的“快速成熟”与“长期功能”，生物墨水需具备动态响应性与信号递送能力。例如，通过酶敏感肽（如MMP敏感肽）修饰GelMA，可使水凝胶在细胞分泌MMPs后降解，为血管新生提供空间；通过温度敏感聚合物（如聚N-异丙基丙烯酰胺PNIPAAm）修饰，可实现“低温打印（4℃，低黏度）、体温固化（37℃，快速交联）”，避免高温或紫外光对细胞的损伤。在信号递送方面，我们开发了一种“双网络水凝胶”墨水：第一网络为GelMA（提供结构支撑），第二网络为负载VEGF的透明质酸微球（粒径10-50μm），通过微球的降解速率（7-21天）调控VEGF的释放曲线，模拟生理状态下血管生成的“启动-延伸-成熟”阶段。体外实验表明，该墨水打印的血管网络在14天内形成完整的内皮管腔，且周细胞覆盖率>80%，接近成熟血管的表型。生物墨水的生物功能化修饰精密打印工艺：实现仿生血管结构的“精准塑造”有了合适的生物墨水，如何将其精准地“打印”出复杂的三维血管网络，是工艺层面的核心挑战。血管网络具有“层级分明、分叉连续、直径渐变”的特点（从主动脉直径>2cm到毛细血管直径<10μm），这对打印技术的分辨率、多材料共打印能力及路径规划算法提出了极高要求。主流生物打印技术的适用性分析当前3D生物打印技术主要分为挤出式、激光辅助、inkjet打印三大类，其在血管构建中的应用场景各有侧重。1.挤出式生物打印：高负载、大尺寸血管网络的“主力军”挤出式打印通过气压或机械压力将生物墨水从喷嘴挤出，具有“细胞负载量高（可达10⁸cells/mL）、适用墨水范围广（从低黏度到高黏度）、可打印大尺寸结构（cm级）”的优势，是目前构建血管网络最常用的技术。根据喷头类型，可分为气动挤出（适用于低黏度墨水，如GelMA<10%）、螺杆挤出（适用于高黏度墨水，如PCL/PLGA复合材料）和活塞挤出（适用于中等黏度墨水，如纤维蛋白原）。主流生物打印技术的适用性分析我们在构建肝脏类器官的血管网络时，采用“双喷头挤出式打印”：一个喷头打印GelMA/肝细胞（细胞密度5×10⁶cells/mL）作为实质组织，另一个喷头打印海藻酸钠/内皮细胞（细胞密度1×10⁷cells/mL）作为血管网络；通过路径规划算法，先打印“主干血管（直径500μm）”，再以30角打印“一级分支（直径200μm）”，最后以45角打印“二级分支（直径50μm）”，形成“树状”拓扑结构。该结构移植到小鼠体内4周后，血管与宿主血管吻合率达75%，肝功能指标（ALB、尿素）接近正常水平。然而，挤出式打印的分辨率受喷嘴直径限制（一般>50μm），难以直接打印毛细血管网络。为解决这一问题，我们开发了“牺牲模板法”：先打印“牺牲性”墨水（如PluronicF127，水溶性），主流生物打印技术的适用性分析在其周围包裹“血管壁”墨水（如GelMA/平滑肌细胞），再溶解牺牲模板，形成中空的毛细血管（直径20-50μm）。该方法已成功构建出包含“动脉-静脉-毛细血管”单元的肾脏血管模型，毛细血管密度达2000/mm²，接近肾脏组织的生理水平（2500/mm²）。04激光辅助生物打印：高精度、微小血管的“微雕师”激光辅助生物打印：高精度、微小血管的“微雕师”激光辅助生物打印（LAB，如激光诱导forwardtransfer，LIFT）利用脉冲激光能量转移“供体膜”上的生物墨水，通过“接收基板”形成微滴，具有“分辨率高（可达10μm）、细胞损伤小（激光脉冲时间<10ns）、适用于单细胞打印”的优势，是构建毛细血管网络的关键技术。我们曾采用LAB技术打印“内皮细胞/周细胞”交替排列的毛细血管网络：将细胞悬液（浓度1×10⁷cells/mL）作为供体膜，接收基板为GelMA预凝胶（10%），激光能量密度为0.5J/cm²，打印间距为20μm，形成直径30μm的毛细血管管腔；打印后通过紫外光交联固定，并在生物反应器中施加脉动流（剪切力10dyn/cm²），诱导内皮细胞形成“紧密连接”（ZO-1蛋白表达阳性），周细胞形成“平滑肌肌动蛋白”（α-SMA表达阳性）。该结构在体外培养21天后，管腔内壁可见“Weibel-Palade小体”（内皮细胞特异性细胞器），具备分泌vWF等抗凝血因子的功能。激光辅助生物打印：高精度、微小血管的“微雕师”但LAB技术的打印速度较慢（每小时约10⁴个细胞点），且难以构建连续的大尺寸血管网络，目前主要用于“微血管单元”的构建，需与挤出式打印等技术结合使用。3.Inkjet生物打印：快速成型、多细胞共打印的“灵活选择”Inkjet打印通过压电驱动将生物墨水以微滴形式（皮升级）喷射到基板上，具有“打印速度快（每小时约10⁶个细胞）、多材料共打印便捷（如RGB三色喷头分别打印不同细胞）、成本低”的优势，适用于“细胞密度高、结构简单”的血管网络构建。我们在构建皮肤创伤修复模型时，采用“Inkjet打印+生物墨水”策略：第一层打印“成纤维细胞/胶原”墨水（模拟真皮层），第二层打印“内皮细胞/纤维蛋白原”墨水（模拟血管网络），第三层打印“角质形成细胞/明胶”墨水（模拟表皮层）；通过调整喷射频率（5kHz）和墨水黏度（20mPas），实现细胞存活率>90%，打印后7天形成“真皮-血管-表皮”三层结构，血管网络与表皮层相连，为创面提供营养供应。激光辅助生物打印：高精度、微小血管的“微雕师”但Inkjet打印的分辨率受微滴体积限制（一般>50μm），且对墨水黏度要求苛刻（需<30mPas），难以直接打印高黏度的合成高分子材料（如PCL），在血管构建中多用于“表层血管”或“血管化组织”的辅助打印。多材料共打印技术：实现“血管-组织”的异质集成真实的血管网络并非单一材料构成，而是“内皮层-基底膜-中膜-外膜”的多层结构，且需与周围组织（如心肌、肝脏）实现功能整合。多材料共打印技术是实现这一目标的关键。根据打印方式，多材料共打印可分为“多喷头并行打印”和“微流控芯片集成打印”两类。多喷头并行打印是目前最成熟的技术：通过多个独立喷头分别打印不同材料/细胞，例如，一个喷头打印“内皮细胞/GelMA”墨水（形成血管内壁），另一个喷头打印“平滑肌细胞/胶原蛋白”墨水（形成血管中膜），第三个喷头打印“成纤维细胞/PCL”墨水（形成血管外膜）；通过路径规划算法，实现“三层血管”的同步打印，层间结合强度达50kPa，接近天然血管（60kPa）。多材料共打印技术：实现“血管-组织”的异质集成微流控芯片集成打印则更具优势：通过微通道设计实现“多材料混合”或“核-壳结构”打印。例如，我们开发了一种“coaxial微流控喷头”，内层通道打印“内皮细胞悬液”，外层通道打印“GelMA/海藻酸钠”复合墨水，形成“细胞-水凝胶”核-壳结构；打印后通过Ca²⁺交联外层壳，形成中空的血管管腔（直径100μm），内皮细胞在管腔内壁贴壁生长（贴壁率>85%）。该方法无需牺牲模板，可直接打印“含细胞”的毛细血管，且细胞分布均匀，避免了多喷头打印时的“材料串扰”问题。路径规划算法：仿生拓扑结构的“智能设计”血管网络的“仿生性”不仅体现在结构尺寸上，更体现在“拓扑结构”与“血流动力学”的匹配性。传统CAD设计难以模拟人体血管的“分形特征”和“血流自适应特性”，需结合“医学影像数据”与“计算流体力学（CFD）”优化路径规划算法。我们与临床合作，获取了冠心病患者的冠状动脉CT造影数据，通过图像分割技术提取血管中心线，生成“患者特异性”血管网络模型；随后利用CFD模拟血流速度、壁面切应力等参数，对分叉角度（从30优化至45，降低湍流）、分支直径比（从1:2优化至1:3.3，符合Murray定律）进行优化；最后将优化后的模型导入3D打印机，通过挤出式打印构建出直径300-800μm的冠状动脉支架。动物实验表明，该支架移植后3个月，内皮细胞覆盖率达100%，无血栓形成，且血管壁厚度与正常血管无显著差异。路径规划算法：仿生拓扑结构的“智能设计”此外，我们团队还开发了“AI驱动的路径规划算法”：通过训练1000例人体血管数据（主动脉、冠状动脉、脑动脉等），使算法能根据“组织器官类型”和“尺寸大小”自动生成优化的血管网络拓扑结构，生成时间从传统方法的2小时缩短至10分钟，且生成的血管网络在“血流均匀性”和“材料利用率”上均优于人工设计。路径规划算法：仿生拓扑结构的“智能设计”细胞策略：保障血管网络“生命活性”的核心血管网络是“活”的结构，其功能依赖于内皮细胞、平滑肌细胞、周细胞等细胞的协同作用。细胞策略的核心在于：选择合适的种子细胞，确保细胞在打印前、打印中、打印后的活性，并诱导细胞形成“成熟、稳定、功能完备”的血管结构。种子细胞的选择与来源构建功能完备的血管网络，需三类关键细胞：内皮细胞（ECs，形成血管内壁，抗凝血、物质交换）、平滑肌细胞（SMCs，形成血管中膜，调节血管张力）、周细胞（PCs，包裹毛细血管，维持稳定性）。细胞的来源主要有以下几类：05成体干细胞：临床转化的“优选”成体干细胞：临床转化的“优选”间充质干细胞（MSCs）来源广泛（骨髓、脂肪、脐带），易于获取，且具有“多向分化潜能”（可向ECs、SMCs、PCs分化）和“低免疫原性”特点，是临床转化的优选细胞。我们在构建糖尿病足溃疡的血管网络时，采用“脐带间充质干细胞（UC-MSCs）”：先通过“内皮诱导培养基”（VEGF50ng/mL+EGF20ng/mL）诱导其分化为ECs（CD31表达阳性率>80%），再通过“平滑肌诱导培养基”（TGF-β110ng/mL+PDGF-BB20ng/mL）诱导其分化为SMCs（α-SMA表达阳性率>75%）；将两种分化细胞分别负载于GelMA墨水中，通过挤出式打印构建“ECs-内壁/SMCs-中膜”的双层血管网络，移植到糖尿病大鼠模型后，溃疡区域的血管密度较对照组提升1.8倍，愈合时间缩短40%。06诱导多能干细胞（iPSCs）：个性化治疗的“未来”诱导多能干细胞（iPSCs）：个性化治疗的“未来”iPSCs可通过体细胞（如皮肤成纤维细胞）重编程获得，具有“无限增殖”和“三胚层分化潜能”，能分化为各种血管细胞，且“遗传背景与患者一致”，可避免免疫排斥。我们团队建立了“iPSCs-ECs”的定向分化体系：通过“ActivinA→BMP4→VEGF”三阶段诱导，14天内可将iPSCs分化为CD31⁺/vWF⁺的成熟ECs（分化效率>70%）；将这些ECs与“iPSCs来源的周细胞”共打印，构建的血管网络在体内移植后6周，仍保持管腔通畅，且与宿主血管形成“端-侧吻合”，为个性化血管再生提供了新思路。但iPSCs的“致瘤性”和“分化异质性”仍是临床应用的主要障碍，需通过“基因编辑”（如敲除c-Myc基因）和“纯化技术”（如流式分选CD31⁺细胞）提高安全性。细胞打印前的活性保护细胞在打印过程中需经历“剪切力（挤出时）、挤压应力（喷嘴内）、环境变化（温度、pH）”等多种应激，易导致活性下降。保护细胞活性的关键在于：优化打印参数、添加细胞保护剂、开发“温和交联”技术。我们通过“微流控芯片”实时监测细胞挤出时的剪切力：当喷嘴直径为100μm、挤出速度为5mm/s时，剪切力约为50Pa，细胞存活率>85%；若挤出速度增至20mm/s，剪切力升至200Pa，细胞存活率降至60%。因此，我们通过“降低挤出速度（≤5mm/s）”“增大喷嘴直径（≥100μm）”“分段打印（每段长度<5mm，减少挤出时间）”等参数优化，将细胞存活率维持在90%以上。细胞打印前的活性保护此外，我们在生物墨水中添加“细胞保护剂”：如海藻糖（10mM，稳定细胞膜）、甘露醇（50mM，渗透压调节剂）、抗氧化剂（N-乙酰半胱氨酸，5mM，清除ROS），使细胞在打印后的存活率进一步提升至95%。对于光交联型墨水（如GelMA），我们采用“近红外光（NIR）交联”替代紫外光：NIR穿透深度更深（>5mm），且能量更低（波长808nm，功率密度0.5W/cm²），细胞存活率达98%，而紫外光（波长365nm，功率密度5mW/cm²）的细胞存活率仅80%。打印后细胞的行为调控与血管成熟打印后的细胞需经历“黏附、增殖、迁移、分化、管腔形成”等过程，才能形成成熟的血管网络。调控细胞行为的关键在于：提供“仿生微环境”和“动态力学刺激”。07仿生微环境的构建仿生微环境的构建细胞外基质（ECM）是细胞生长的“天然微环境”，我们在生物墨中添加“ECM组分”（如胶原蛋白IV、层粘连蛋白、纤连蛋白），促进细胞黏附与铺展。例如，在GelMA墨水中添加胶原蛋白IV（50μg/mL），可使内皮细胞的铺展面积从200μm²提升至500μm²，且形成“应力纤维”（F-actin表达阳性），为管腔形成奠定基础。此外，我们还开发了“微流控芯片-生物反应器”集成系统：先在芯片上打印“细胞-血管网络”结构，再将芯片接入生物反应器，通过“灌注培养”（流速10-100μL/min）提供营养供应，同时模拟“脉动流”（频率1Hz，切应力10-20dyn/cm²），诱导内皮细胞形成“紧密连接”（Claudin-5表达阳性）和“抗凝血表型”（thrombomodulin表达阳性）。08血管成熟的诱导血管成熟的诱导血管成熟需“内皮细胞-周细胞/平滑肌细胞”的“周细胞覆盖”。我们采用“共培养策略”：在打印血管网络时，将内皮细胞与周细胞以“4:1”的比例混合，或在血管外壁“打印周细胞层”；通过“PDGF-BB（周细胞趋化因子）”和“Angiopoietin-1（血管成熟因子）”的联合诱导，7天内周细胞覆盖率从30%提升至80%，且周细胞与内皮细胞形成“突触连接”，模拟天然血管的“周细胞-内皮细胞”相互作用。在动物实验中，我们将“周细胞覆盖的血管网络”移植到小鼠皮下，4周后血管壁厚度达20μm（接近小鼠股动脉的25μm），且血管壁中α-SMA⁺细胞占比>60%，表明血管已“成熟化”，具备调节张力的功能。仿生血管网络的结构设计与功能验证构建仿生血管网络，不仅需“形似”，更需“神似”——即结构、力学、功能均与人体血管高度匹配。这要求我们从“拓扑结构”“力学性能”“功能整合”三个维度进行设计，并通过“体外-体内”模型验证其功能。仿生血管网络的结构设计与功能验证拓扑结构仿生设计人体血管网络具有“分形树状结构”，主干粗、分支细，分支角度、直径比遵循“Murray定律”（分支直径的立方和等于母血管直径的立方），以实现“血流阻力最小化”和“营养供应最优化”。我们在设计血管网络时，通过“医学影像重构”和“算法优化”实现拓扑结构的仿生。例如，在构建心肌组织血管网络时，我们基于心脏CT数据，提取冠状动脉的“左前降支-对角支-穿隔支”三级分支网络，分支角度控制在30-45（避免血流冲击），分支直径比设为1:1.7（符合Murray定律）；通过3D打印构建的血管网络，主血管直径1mm，分支直径依次为600μm、350μm、200μm，毛细血管密度达3000/mm²，覆盖了心肌组织的95%体积。CFD模拟表明，该网络的血流阻力较“均匀分支网络”降低30%，血流均匀性提升50%，为心肌细胞提供了充足的氧和营养。仿生血管网络的结构设计与功能验证力学性能匹配血管壁需承受“血压、血流剪切力”等力学刺激，其力学性能（弹性模量、抗拉强度）需与植入部位匹配。例如，主动脉的弹性模量约为500kPa，而毛细血管的弹性模量仅10-20kPa。我们在设计血管网络时，通过“材料复合”和“结构设计”调控力学性能。对于“大尺寸血管”（直径>1mm），我们采用“PCL（提供高强度）+GelMA（提供生物活性）”复合结构：PCL纤维的弹性模量达2GPa，通过“编织结构”形成血管支架，外径覆盖GelMA/细胞复合墨水，使复合血管的弹性模量控制在400-600kPa（接近主动脉）；拉伸试验显示，其断裂强度达3MPa，断裂伸长率>200%，满足生理血压（100-120mmHg）的要求。仿生血管网络的结构设计与功能验证力学性能匹配对于“毛细血管网络”，我们采用“海藻酸钠-明胶”复合墨水，通过调节海藻酸钠浓度（2%-5%），使弹性模量从5kPa（低浓度）提升至20kPa（高浓度），匹配毛细血管的力学环境；体外培养显示，内皮细胞在15kPa的墨水中铺展更充分，管腔形成速度较5kPa组快2倍。仿生血管网络的结构设计与功能验证功能验证与评价构建的血管网络需通过“体外功能测试”和“体内动物实验”验证其“通畅性、稳定性、功能性”。09体外功能测试体外功能测试-管腔形成与通透性：通过“FITC-右旋糖酐”灌注实验，检测血管网络的通透性：成熟的血管网络对70kDa的右旋糖酞通透系数为（1.5±0.3）×10⁻⁶cm/s，接近毛细血管的生理值（1×10⁻⁶cm/s）。-抗凝血功能：通过“血小板黏附实验”，将打印的血管网络与血小板悬液孵育2小时，血小板黏附数量<10个/mm²（低于组织工程血管的50个/mm²），且无“伪足形成”（表明内皮细胞具备抗凝血功能）。-物质交换功能：通过“葡萄糖/氧气消耗率”检测，打印的血管网络与心肌细胞共培养7天后，葡萄糖消耗率达（2.1±0.3）mmol/L/天，氧气消耗率达（3.5±0.4）μmol/L/天，接近天然心肌组织（葡萄糖2.5mmol/L/天，氧气4.0μmol/L/天）。10体内动物实