我们介绍一种通过主动脉压力-直径关系来测量主动脉僵硬度的技术 体内 在小鼠中，通过超声记录主动脉直径，并使用固态压力导管有创测量主动脉压力。逐步改变血压，并测量相应的直径变化。
本文内容
摘要
摘要
我们提出一种用于测量的方案 体内 使用高分辨率超声成像评估小鼠主动脉僵硬度。通过超声测量主动脉直径，并采用固态压力导管有创测量主动脉血压。通过静脉输注血管活性药物去氧肾上腺素和硝普钠，逐步升高随后降低血压。在每一血压阶段均测量主动脉直径，以表征升主动脉的压力-直径关系。可根据所采集数据计算由压力-直径关系导出的僵硬度指数。本方案中描述了动脉顺应性的计算方法。
该技术可用于研究与心血管疾病和衰老相关的主动脉僵硬度增加的潜在机制。与离体方法相比，该技术能够提供更具生理相关性的僵硬度测量结果，因为其测量过程纳入了影响主动脉僵硬度的生理因素。 该技术的主要局限性在于心脏周期中主动脉运动所引入的测量误差。可通过在测量过程中随主动脉运动调整探头位置，同时对主动脉压力-直径关系进行多次测量并扩大实验组样本量，以补偿这一运动带来的影响。
引言
主动脉僵硬度增加是心血管疾病的典型特征。研究表明，衰老1、吸烟2、糖尿病3、高脂血症4以及其他心血管疾病危险因素均可导致主动脉僵硬度升高。流行病学研究进一步证实，主动脉僵硬度是冠心病和脑卒中发病以及心血管事件发生和死亡的强有力且独立的预测指标5-8。由于主动脉僵硬度在临床和公共卫生方面具有重要意义，目前的研究重点在于阐明血管僵硬度发生与发展的潜在机制。因此，在心血管疾病的实验模型中，开发准确评估血管僵硬度的方法备受关注。
材料的刚度可通过其应力-应变关系来表征，并以弹性模量进行量化。线弹性材料可发生可逆形变，其应力与应变成正比增加。主动脉和大动脉属于非线性弹性体：当被拉伸时，动脉的刚度并非保持恒定，而是随着扩张程度的增加而增大。大动脉机械性能的这种非线性特性源于构成血管壁的承重成分——弹性蛋白（elastin）和胶原蛋白（collagen）——具有不同的刚度特性。弹性蛋白具有高度可伸展性，其弹性模量为 0.6 MPa；相比之下，胶原蛋白非常坚硬，其弹性模量高达 1 GPa9。主动脉在低应变值下表现出的初始刚度主要归因于弹性蛋白，而在高应变值下表现出的高刚度则主要由胶原蛋白所致。随着血管的扩张，载荷从弹性蛋白逐渐传递至胶原蛋白，而这一载荷转移的区间正是血管系统正常运作的范围。因此，在生理压力条件下，动脉刚度取决于弹性蛋白和胶原蛋白的共同贡献10。
弹性蛋白和胶原蛋白在动脉壁各层中的分布和取向各不相同。在中膜中，弹性蛋白、胶原蛋白和平滑肌细胞被紧密地包裹成螺旋状结构，并呈同心圆排列。这种结构使动脉能够抵抗周向的高负荷。外膜主要由胶原蛋白构成，弹性蛋白含量较少，胶原纤维呈网状排列。这些胶原纤维在无应力状态下呈波浪状，随着负荷增加而逐渐伸直。当胶原纤维伸直时，刚度随之增加，从而防止动脉过度拉伸和破裂。由于胶原纤维的结构排列及其取向的差异，动脉具有各向异性：其刚度取决于血管是沿纵向还是周向被拉伸11。体内的刚度因此是主动脉纵向刚度和周向刚度的综合体现。
动脉僵硬度通常在活体中通过顺应性或脉搏波传导速度（PWV）来量化。in vivo 动脉顺应性定义为 C = ∆D / ∆P，其中 ∆D 为直径变化，∆P 为相应的压力变化。顺应性值越低，表明血管越僵硬。顺应性由动脉的压力-尺寸关系计算得出，因此是衡量僵硬度的直接指标。由于僵硬度在血管系统中的分布并不均匀12，为了在实验组之间进行有意义的比较，应在每位受试者的相同或相似位置进行测量。
顺应性与弹性模量的区别在于，弹性模量已归一化至材料的尺寸。因此，顺应性反映的是结构刚度，而弹性模量反映的是材料本身的刚度。随着年龄增长，动脉壁厚度增加，弹性蛋白/胶原蛋白比例下降，因此结构刚度和材料刚度均增大。
与顺应性相比，PWV 是动脉僵硬度的间接测量指标。PWV 是指压力脉搏沿一段动脉传播的速度，受血管壁特性的影响。Moens-Korteweg 方程用于模拟 PWV 与弹性模量之间的关系：PWV2 = E h / (2 ρ r)，其中 E 为增量弹性模量，h 为血管壁厚度，ρ 为血液黏度，r 为血管半径。因此，较高的 PWV 值提示血管更僵硬。
顺应性与弹性模量可通过离体实验对切除的血管段进行测量。ex vivo 条件下，将血管段安装在压力肌动图仪上13,14。逐步增加血管内的压力，并利用视频显微镜追踪其直径的相应变化。根据压力-直径数据可确定顺应性。增量弹性模量可通过拉伸试验进行测量。在这些实验中，逐步牵拉血管直至血管环断裂，并采集力-位移数据。可计算并绘制应力与应变值，以确定增量弹性模量。这些ex vivo 方法可用于评估影响血管刚度的被动特性的变化。
在体条件下，除了血管壁成分外，血管僵硬度还受到平滑肌张力和血压的动态影响13,15,16。脉搏波传导速度（PWV）是实验模型中测量在体主动脉僵硬度最常用的方法。PWV可通过多普勒超声或压力感知测压法无创测定17。通过在两个不同位置测量压力脉搏，并计算脉搏跨越该距离所需的时间，即可获得脉搏波传导速度。由于PWV是在一段主动脉长度上测得的，因此它反映的是僵硬度的平均值。大动脉具有非线性弹性特征，因此其僵硬度及PWV会随动脉压的变化而变化。较高的PWV值可能源于血管僵硬度增加，也可能由血压升高所致。因此，必须将PWV值根据血压进行标准化，才能对血管僵硬度做出准确判断。若测量方法能够同时整合血压的影响、血管壁的被动特性以及改变张力的血管活性介质的作用，则可获得更具生理意义的动脉僵硬度指标。该方法可通过使用带有两个固定间距压力传感器的导管进行有创PWV测量来实现13。将这种双压力传感器导管插入主动脉，并通过静脉导管输注血管活性药物（如去氧肾上腺素或硝普钠），以升高或降低动脉血压。
本方案描述了一种测定主动脉僵硬度的方法 体内 从小鼠模型的压力-尺寸关系中获取。该方法相较于侵入性脉搏波速度（PWV）测量具有多项优势。通过该方法采集的压力-尺寸数据，可计算出顺应性等刚度指数。此外，该技术能够测量局部主动脉刚度，因为刚度数据来自单一解剖位置。该方法在测量升主动脉刚度时尤为适用，因为该区域长度较短，难以进行PWV测量。研究特别关注升主动脉，因其力学特性会影响冠状动脉循环的灌注以及心脏对血管功能障碍的反应。
测量主动脉的压力-直径关系 体内通过超声成像观察升主动脉并测量其直径。使用压力导管有创测量主动脉血压。通过静脉输注血管活性药物逐步改变血压。去氧肾上腺素可收缩血管，用于升高主动脉压力；硝普钠可扩张血管，用于降低主动脉压力。在每个压力梯度下，分别测量收缩期和舒张期的主动脉直径及相应的主动脉压力。可根据采集的压力-直径数据计算顺应性。
方案
本方案已获得约翰斯·霍普金斯大学机构动物护理和使用委员会的批准。
1. 溶液、材料和动物的准备
- 用0.9%生理盐水配制300 µg/ml的去甲肾上腺素（PE）溶液和300 µg/ml的硝普钠（SNP）溶液。另取1 ml浓度为1,000 U/ml的肝素，加入10 ml 0.9%生理盐水中，配制肝素-生理盐水溶液。
注意：药物使用前应恢复至室温。 - 使用两根30 G × ½” 规格的皮下注射针头和PE 10聚乙烯管制作静脉给药导管。制作方法为：将一根针头插入一段聚乙烯管的一端；将另一根针头的针尖部分去除，将其钝端插入聚乙烯管的另一端。将该导管连接至1 ml注射器，并用肝素-生理盐水溶液充满导管。
- 将小鼠放入麻醉诱导舱中，通入含2–2.5%异氟烷的100%氧气。将小鼠留在诱导舱内，直至其对外界刺激无反应。
- 将小鼠从诱导舱中取出，置于加热的心电图（ECG）垫上。维持麻醉浓度为2%异氟烷。
- 在小鼠眼部涂抹兽用眼膏或滴加生理盐水，以防止手术过程中角膜干燥。
2. 尾静脉导管插入
- 由于尾静脉位于尾巴两侧，应将动物侧放以方便操作。用胶带将小鼠固定在 ECG 垫上。注意保持动物温暖，以促进尾静脉扩张。
- 使用一段硅胶管作为止血带，将止血带绑在尾巴根部。绑紧程度应足以使静脉塌陷，但不可阻断动脉血流。2–3 分钟后，静脉应隆起并变得更加明显。
- 轻轻将尾巴拉直。用一只手以一定角度弯曲尾巴，另一只手将针头平行于尾巴方向持握。在尾巴弯曲处穿刺皮肤进入静脉。若针头进入静脉，血液会回流至导管内。
- 在针头插入部位滴加一滴组织胶以固定导管。松开止血带，并通过注入生理盐水观察是否通畅，若阻力很小则表明通畅。
3. 经股动脉插入血压导管
- 将压力导管插入装有30 ml蒸馏水的注射器中，并将导管连接至压力控制单元。在实验设置和手术过程中，将导管保持连接状态并浸泡在水中30-45分钟。
- 将动物仰卧位固定，用胶带将其四肢贴附于心电图垫上。在胸部及股动脉区域涂抹脱毛膏。
- 等待3-5分钟，然后清除脱毛膏和毛发。彻底清除胸部毛发，以避免超声检查时产生伪影。使用湿润的擦拭垫清洁胸部和后肢区域，以去除残留的脱毛膏。
- 使用精细剪刀在股动脉位置上方的皮肤做切口。分离皮下脂肪组织，暴露股动脉。股动脉部分被腹壁覆盖，使用止血钳将腹壁移开。 用湿润的纱布覆盖组织，或定期滴加生理盐水，以保持组织湿润，防止干燥。
- 使用精细镊子将神经从动静脉束中分离出来。轻轻刺穿包裹动静脉束的鞘膜，以分离动脉与静脉。在动脉近端绕过一根缝线，并在远端放置两根缝线。
- 牢固结扎最远端的缝线以阻断远端血流。使用止血钳牵拉近端缝线，暂时阻断血液流入股动脉。使用显微剪刀在股动脉上做一个小切口，切口位置应靠近远端结扎处。
- 使用压力控制单元上的校准设置，对数据采集软件进行导管校准。将压力控制单元切换回读取传感器状态，并平衡压力导管，使导管在装满水的注射器中输出为0 mm Hg。
- 将导管插入股动脉。一手用精细镊子撑开切口，另一手将导管头端插入动脉。
- 用中间缝线围绕导管线打结，以固定导管在动脉内的位置。放松近端缝线，将导管向前推进至腹主动脉。结扎近端缝线以进一步固定导管并防止出血。
- 小心地将带有小鼠、压力导管和生理盐水注射器的心电图垫移至超声成像平台。将血压导管连接至压力控制单元。将生理盐水注射器放入注射泵中。让动物和导管平衡20分钟。
4. 在不同血压范围内测量主动脉直径
- 将异氟烷浓度降低至1.5%。使用长轴切面在B模式下纵向观察升主动脉。将探头安装至导轨系统，以确保在整个实验过程中维持相同的成像切面。
- 在超声主机上，将M型取样线放置于需追踪的主动脉节段。利用M型超声追踪心动周期中主动脉直径的变化。
- 将注射器中的生理盐水更换为去氧肾上腺素（PE）溶液，并将注射器放入注射泵。
- 记录基础状态下的主动脉压力M型图像。以360 µg/kg/min的速率开始输注，持续1分钟，使主动脉压力达到平台期。对于25 g的小鼠，该剂量相当于30 µl/min。
- 记录M型图像，随后停止输注，并等待2分钟，使血压恢复至基础水平。
- 将输注速率降低至240 µg/kg/min。对于25 g的小鼠，该剂量相当于20 µl/min。开始输注，持续1分钟使血压达到平台期，记录M型图像。停止输注，并等待2分钟使血压恢复至基础水平。
- 重复步骤4.4，使用120 µg/kg/min的PE（对于25 g小鼠为10 µl/min）进行操作。
- 将PE更换为生理盐水，并以360 µg/kg/min对应的输注速率（对于25 g小鼠为30 µl/min）输注生理盐水，持续2–3分钟，直至进一步输注不再引起主动脉压力升高且压力开始恢复至基础水平。等待5分钟，使血压稳定在基础状态。
- 将生理盐水更换为硝普钠（SNP）。
- 在基础主动脉压力下记录M型图像。以240 µg/kg/min（25 g小鼠为20 µl/min）开始输注，持续1分钟。当主动脉压力达到平台期时，记录M型图像。停止输注，并等待2分钟使血压恢复至基础水平。
- 将输注速率降低至120 µg/kg/min（25 g小鼠为10 µl/min）。开始输注，持续1分钟使血压达到平台期，记录M型图像。停止输注，并等待2分钟使血压恢复至基础水平。
- 重复步骤4.8，使用60 µg/kg/min的SNP（对于25 g小鼠为5 µl/min）进行操作。
5. 终止实验
- 为实施安乐死，将异氟烷浓度增加至 4%。当呼吸变慢后（通常在 1–2 分钟内），用剪刀剪开胸骨以打开胸腔，暴露心脏。
- 用中号镊子夹住心脏，并用剪刀在升主动脉处剪断，将心脏从体内切除。
结果
如图1所示，采用B型超声获取左心室和升主动脉的纵切面图像。也可仅获取主动脉的纵切面图像，如图2所示。在M型超声上，心动周期中主动脉壁的运动表现为两条白线，如图3所示，主动脉管腔即为两条线之间的区域。通过输注血管活性药物来调节主动脉压力。如图4A所示，去氧肾上腺素（PE）可升高主动脉压力；如图4B所示，硝普钠（SNP）则降低血压。在输注开始后1分钟，当血压达到平台期时记录M型图像。通过改变给药剂量逐步调节主动脉压力，如图5所示。药物剂量通过输注速率进行控制。所有药物剂量单位均为 µg/kg/min。最大和最小直径通过M型图像测量，如图3所示。这些直径分别对应压力导管记录的收缩期和舒张期主动脉压力。
在基线水平以及每种PE和SNP剂量下，测量三个心动周期的收缩期和舒张期直径及压力值。同一药物剂量下三次直径测量值之间的标准差范围为0.01 mm至0.04 mm。可将主动脉直径与其对应的主动脉压力作图，以展示压力-直径关系，如图6A所示。
这些压力-直径数值用于计算主动脉顺应性。动脉顺应性的计算方法是
C = (Dsys– Ddia) / (Psys– Pdia)(1)
其中 Dsys 和 Ddia 分别为收缩期和舒张期直径，Psys 和 Pdia 分别为收缩压和舒张压。顺应性及平均主动脉压（MAP）在基线以及每种PE和SNP剂量下均进行计算。将顺应性对MAP作图，以展示刚度的压力依赖性。由于主动脉具有非线性的弹性行为，顺应性随MAP的升高而降低，如图6B所示。
图1：B型模式下升主动脉的纵向视图。 主动脉直径测量取自主动脉从左心室发出的纵向图像。LV：左心室；PA：肺动脉；AA：升主动脉。肺动脉的显示取决于探头位置。主动脉直径在主动脉瓣远端进行测量。获取该图像所用探头频率为40 MHz。
图2：B模式下升主动脉的另一种视图。 此图像中升主动脉显示更为明显，而左心室和心脏壁的轮廓较不清晰。AA：升主动脉；LV：左心室。记录该图像所用探头的频率为40 MHz。
图3：M型超声下观察到的主动脉。 主动脉直径通过M型图像进行测量。主动脉壁的运动呈现为两条波浪状线条，两条线之间的空间为主动脉管腔。从M型图像中测量三个心动周期的收缩期和舒张期主动脉直径。在本图中，压力导管记录的主动脉压力、心电图信号以及呼吸周期分别以红色、绿色和黄色显示在M型图像上。记录该图像所用探头频率为40 MHz，采集扫描速度为1,200 Hz。
图4：逐步改变主动脉压力。 通过输注药物的剂量逐步改变主动脉压力。药物剂量通过输注速率进行调节。所有剂量单位均为 µg/kg/min。
图 5：通过血管活性药物调节主动脉压力。输注血管收缩剂苯肾上腺素（PE）可升高主动脉压力，而输注血管扩张剂硝普钠（SNP）则降低主动脉压力。药物输注开始后 1 分钟，主动脉压力达到平台期。在平台期记录主动脉直径的 M 型超声图像。（A）显示以 360 µg/kg/min 剂量输注 PE 后主动脉压力升高。（B）显示以 240 µg/kg/min 剂量输注 SNP 后主动脉压力下降。图中轨迹标注了输注开始的时间点以及记录 M 型图像的时间点。 主动脉压力随输注药物剂量的增加而逐步改变。药物剂量通过调节输注速率进行控制。所有剂量单位均为 µg/kg/min。
图6：直径与压力以及顺应性与平均主动脉压力的关系图。 可将主动脉直径与其对应的主动脉压力作图，以显示压力-直径关系（A）。可计算每个压力增量下的顺应性，并将其对平均主动脉压力（MAP）作图，以显示主动脉刚度对压力的依赖性（B）。
讨论
在较宽的压力范围内，以多个压力梯度进行直径测量，对于准确表征压力-直径关系是必要的。可通过药物诱导的上下压力限值可能因实验组而异，但理想范围通常为舒张压25 mm Hg至125 mm Hg，收缩压50 mm Hg至200 mm Hg。通常给予360 µg/kg/min的去甲肾上腺素（PE）和240 µg/kg/min的硝普钠（SNP）即可达到该压力范围的极限。然而，可将PE剂量增加至480 µg/kg/min，SNP剂量增加至360 µg/kg/min，以确认已达到压力极限。可通过降低PE和SNP的工作浓度，实现更精细的压力梯度调节。由于血管直径会随主动脉压力变化，因此在不同动物或实验组之间维持完全相同的压力值并不重要。
静脉和动脉插管可在其他部位进行，效果相同。尾静脉插管可能具有挑战性，因为尾静脉较细小，且在深色小鼠中不易观察。作为替代方案，可进行股静脉插管，该路径可能更为简便，因为股静脉更易接近。对于压力导管的插入，除股动脉外，也可通过颈动脉插入。然而，股动脉优于颈动脉，因为这样可保持胸部区域完整，便于超声成像。股动脉插管可能难度更大，因其管径较小。使用1.2 F导管，并将导管插入腹腔下方的近端股动脉，有助于简化插管过程。在股动脉上滴加少量血管扩张剂（如利多卡因），或使用导管导入器，也可帮助扩张血管，便于导管插入。压力导管应按照制造商的说明进行操作和使用。
导管在主动脉内的位置无需在不同动物之间保持一致，因为主动脉内的压力降可忽略不计。然而，将导管置于腹主动脉可能更优，以尽量减少对胸主动脉超声成像的干扰。一些超声主机系统可通过M型图像实时记录压力，从而为M型图像上测量的每一个直径提供对应的压力值。遗憾的是，由于直径测量的位置与压力记录的位置并不相同，因此导管记录的压力与升主动脉实际压力之间存在时间延迟。因此，数据分析时只能使用最大和最小直径的测量值。
该方法的主要局限在于，心动周期中主动脉在超声切面内发生移动，从而引入测量不确定性。由运动导致的误差在所有基于成像的研究中均普遍存在，包括磁共振成像（MRI）和计算机断层扫描（CT）。补偿策略包括利用解剖学特征随运动调整参考坐标系18，并在数据处理过程中加以实施。由于目前尚无现成的运动补偿软件，研究者必须密切关注探头位置的调整，以追踪主动脉位置随血压升高和降低而发生的变化。直径测量还应穿过主动脉的中心进行。然而，判断M型记录位置是否穿过主动脉中心在超声图像上往往难以确定，尤其是在主动脉位置发生移动的情况下。这些局限性所引入的不确定性体现在数据的离散程度上，如图6所示。获取升主动脉横断面而非纵轴的图像可能是一种解决方案。然而，获取该视角有时更具挑战性，且所得M型图像轨迹可能不够清晰。可改用B型图像测量横截面周长，而非通过M型图像测量直径。但判断何时达到最大和最小周长将受限于B型图像的帧率，且相比M型图像可能更难准确判断。
进行多次压力-直径曲线测量并增加实验组样本量可提高数据的准确性。压力-直径数据可从胸部多个位置采集。本方案首先将探头置于胸部某一位置进行操作，随后将探头移至另一位置以观察主动脉，并重复执行该方案。
用于调节血压的血管活性药物可能会影响主动脉平滑肌张力，进而影响主动脉僵硬度。然而，研究表明，通过改变静脉回流来调节主动脉压力，与在大鼠中使用药物干预所引起的有创测量脉搏波传导速度（PWV）的变化相似。这些发现表明，血管活性药物的输注主要作用于外周阻力动脉，而对主动脉平滑肌张力无明显影响19。
该方案可在大鼠中实施，仅需进行少量细微修改。在涂抹脱毛膏前，需先剃除胸部毛发。药物灌注使用 commercially available 的 27 G × ½” 导管。用于调节主动脉压的药物剂量为 40、80 和 120 µg/kg/min 的 PE，以及 40、80 和 120 µg/kg/min 的 SNP。
除了升主动脉外，本方案还可用于测定主动脉不同节段的僵硬度差异。与脉搏波速度（PWV）相比，该方法测量的区域性僵硬度更为精确，因为其测量基于单一位置，而PWV需要两个位置的数据。然而，该技术可测量的主动脉节段仅限于超声能够清晰显示的区域。
如果能够获得壁厚测量值，还可以通过该方法收集的数据计算弹性模量。准确 体内 小鼠主动脉的测量受限于当前超声技术的分辨率极限。未来超声技术的进步可能实现 体内 壁厚测量更加可行。作为替代方法，可进行厚度测量 离体压力血管造影术可提供最精确的测量结果，因为可以在每个压力增量下测量厚度。
披露
作者无任何利益冲突需要披露。
致谢
本工作由美国国家心肺血液研究所资助项目1RO1-HL-105296-01（资助D.E. Berkowitz）和澳大利亚研究理事会资助项目DP110101134（资助A. Avolio）支持。
材料
| 姓名 | 公司 | 目录编号 | 评论 |
|---|---|---|---|
| 仪器设备 | |||
| 高分辨率超声成像仪 | Visual Sonics | Vevo2100 | |
| 13-24 MHz 探头 | Visual Sonics | MS250 | 用于大鼠成像 |
| 22-55 MHz 换能器 | Visual Sonics | MS550D | 用于小鼠成像 |
| 成像工作站 | Visual Sonics | 想象站 1 | |
| 1.2F 压力导管 | Transonic | FTH-1211B-0018 | |
| SP200 压力控制单元 | Transonic | FFS-095-DP01 | |
| 仅标准输注 Harvard Pump 11 Plus 注射泵 | 哈佛仪器 | 702208 | |
| 异氟烷蒸发器 | VetEquip | 911103 | |
| 诱导室 | VetEquip | 941443 | |
| 100% O₂2 | Airgas | OX USP200 | |
| 单级黄铜通用气瓶减压器 0-50 psi CGA540 | Airgas | Y11215B540 | |
| 立体显微镜支架 | 国家光学 | 420-BMSQ | |
| 光纤照明器 &和光导管 | Cole Palmer | EW-41500-50 | |
| 材料与试剂 | |||
| 30G × 1/2" BD PrecisionGlide 针头 | BD | 305106 | 小鼠尾静脉插管 |
| 聚乙烯管 PE10 | Becton Dickinson | 427401 | 小鼠尾静脉插管 |
| 27G × 1/2" Surfloe 翼状输液器 | Terumo | SV*27EL | 大鼠尾静脉插管 |
| Signa导电凝胶 | Parker | 15-25 | 用于心电图记录 |
| Aquasonic Clear 超声耦合剂 | Parker | 03-08 | 超声应用 |
| 1毫升皮下注射器，26G × 5/8英寸" | BD | 309597 | |
| Nair | Nair | 脱毛膏 | |
| Histoacryl | TissueSeal | TS1050071FP | 组织胶 |
| 6-0编织丝线缝合线 | Teleflex | 104-S | |
| Dumostar P55 精细镊子 | Roboz | RS-4984 | |
| 显微剪刀 | WPI | 501839 | |
| 精细剪刀 | FST | 14060-11 | |
| 中号镊子 | Ted Pella | 5665 | |
| 止血钳 | Roboz | RS-7131 | |
| 非无菌棉纱敷料 | Fisherbrand | 22-362-178 | |
| 棉签 | Oritan | 803-WC | |
| 标签胶带 | Fisherbrand | 15-901-20 | |
| 药物 | |||
| 氯化钠 | Sigma Aldrich | S7653 | |
| R-苯肾上腺素盐酸盐 | Sigma Aldrich | P6126 | |
| 二水合硝普钠 | Sigma Aldrich | 71778 | |
| 软件 | |||
| Prism | GraphPad | ||
| Excel | Microsoft |
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