一种膀胱尿流紊流切应力模拟系统

摘要

本发明公开了一种膀胱尿流紊流切应力模拟系统，其特征在于，包括仿人体膀胱模型容器、电动机搅拌仪、尿液储器、废液储袋、第一蠕动泵、第二蠕动泵；所述仿人体膀胱模型容器为球形玻璃瓶；所述球形玻璃瓶的上端设置有搅拌杆安装端口，所述球形玻璃瓶的下端设置有尿液入口和尿液出口；所述电动机搅拌仪连接的搅拌杆从搅拌杆安装端口插入球形玻璃瓶中；所述尿液入口通过两根医用硅胶管连接至第一蠕动泵，第一蠕动泵和尿液储器连接；尿液出口通过一根医用硅胶管连接至第二蠕动泵，第二蠕动泵和废液储袋连接。本发明体系多维度模拟构建紊流切应力，对于膀胱体内细菌生物膜感染发病研究应用潜力巨大。

权利要求

1.一种膀胱尿流紊流切应力模拟系统，其特征在于，包括仿人体膀胱模型容器、电动机搅拌仪、尿液储器、废液储袋、第一蠕动泵、第二蠕动泵；

所述仿人体膀胱模型容器为球形玻璃瓶；

所述球形玻璃瓶的上端设置有搅拌杆安装端口，所述球形玻璃瓶的下端设置有尿液入口和尿液出口；

所述电动机搅拌仪连接的搅拌杆从搅拌杆安装端口插入球形玻璃瓶中；

所述尿液入口通过两根医用硅胶管连接至第一蠕动泵，第一蠕动泵和尿液储器连接；

尿液出口通过一根医用硅胶管连接至第二蠕动泵，第二蠕动泵和废液储袋连接。

2.如权利要求1所述膀胱尿流紊流切应力模拟系统，其特征在于，仿人体膀胱模型容器设置在恒温孵箱中。

3.如权利要求1所述膀胱尿流紊流切应力模拟系统，其特征在于，所述球形玻璃瓶的容积200-800mL。

4.如权利要求1所述膀胱尿流紊流切应力模拟系统，其特征在于，所述医用硅胶管是φ

6-18mm的医用硅胶管。

5.如权利要求1所述膀胱尿流紊流切应力模拟系统，其特征在于，所述第一蠕动泵为分配型智能蠕动泵。

6.如权利要求1所述膀胱尿流紊流切应力模拟系统，其特征在于，所述搅拌杆的杆体表面加载有生物医学研究标本。

7.如权利要求1所述膀胱尿流紊流切应力模拟系统，其特征在于，所述第一蠕动泵和尿液储器之间还设置有第一流量计。

8.如权利要求7所述膀胱尿流紊流切应力模拟系统，其特征在于，所述第二蠕动泵和废液储袋之间还设置有第二流量计。

9.如权利要求8所述膀胱尿流紊流切应力模拟系统，其特征在于，所述的第一流量计、第二流量计分别设置在第一蠕动泵、第二蠕动泵和仿人体膀胱模型容器之间。

说明书

一种膀胱尿流紊流切应力模拟系统

技术领域

[0001] 本发明涉及一种模拟膀胱储尿排尿的装置系统，特别涉及一种膀胱尿流紊流切应力模拟系统，属于生物医学工程技术领域。

背景技术

[0002] 泌尿系统疾病在中老年人群中发病率极高，严重影响到中老年人群的生活质量，给社会造成巨大负担。泌尿系统疾病又以下尿路疾病为主，膀胱作为储存尿液的器官，在泌尿系统疾病患者中，一旦膀胱发生病变影响尤为严重。

[0003] 现有医疗技术通常会采取一定的主动措施减轻泌尿系统疾病的症状，以期改善患者生活质量，促进疾病快速恢复。但是目前关于膀胱内部的尿液流动变化情况研究减少，治疗过程往往是被动治疗，使得治疗效果较差，增加了患者的困扰。究其原因，现有生物材料和膀胱相互影响研究较少，导致材料应用过程中情况不可预料，不能主动采用接入材料。即使使用了主动材料，也往往会面临各种新的问题。

[0004] 因为生物材料及其医用产品在使用过程中，不同程度地遇到与机体组织不能完全相容、钙化、感染、癌变等一系列问题。其中，又以医用生物材料相关感染随着生物材料应用的增多，发病率显著增加，防治生物材料相关感染是临床亟待解决的问题。

[0005] 大量研究已证实，医用生物材料体内感染关键环节在于材料表面细菌生物膜的形成。尽管细菌生物膜形成机制研究工作获得进展，然而，我们对生物膜的了解处于初级阶段，其形成机制仍未阐明。已获知细菌生物膜形成包括微生物粘附、微菌落形成、成熟及分解阶段，其中，细菌粘附导管为尿管相关尿路感染的首要步骤。感染持续的关键在于细菌生物膜形成，因此，防治感染关键就在于阻断生物膜形成，而阻止细菌生物膜形成的关键，则要从其形成源头采取措施来预防细菌粘附。无疑，探究细菌粘附机制成为防治生物材料相关感染的关键环节。

[0006] 由恰当的实验模型为研究开发生物膜感染新技术的关键环节，现有模型仅仅研究体外简单力学刺激与部分细菌生物膜的相关性。例如中国专利：CN  2265773Y、CN 101664313B、CN 102646351A、CN 102958467B、CN 103816576A、CN 104188734B、CN 
1422684A等报道的膀胱模拟装置系统，大都是单一结构模拟，内部流体流动情况单一，缺少变化，研究结果不能准确的反应生物体内实际膀胱内部尿液流动。

[0007] 目前，尚未见构建模拟人膀胱尿流紊流切应力的力学生物学模型进行体内材料感染模型研究的相关报道，对称膀胱尿液实际紊流变化情况研究不足，导致生物膜材料难以满足实际体内环境要求。因此，亟需一种结合研究需要膀胱尿液紊流变化装置，以提高生物膜材料的研究进展，改善生物膜相容性，提高泌尿系统疾病治疗的效率/品质。

发明内容

[0008] 本发明的目的在于克服现有技术中所存在的膀胱模拟无法有效模拟膀胱内部尿液紊流变化状态下生物膜形成情况，导致医用生物材料上容易附着细菌，进而发生细菌膜生物感染的不足，提供一种膀胱尿流紊流切应力模拟系统。

[0009] 为了实现上述发明目的，本发明提供了以下技术方案：

[0010] 一种膀胱尿流紊流切应力模拟系统，包括仿人体膀胱模型容器、电动机搅拌仪、尿液储器、废液储袋、第一蠕动泵、第二蠕动泵。

[0011] 所述仿人体膀胱模型容器为球形玻璃瓶。

[0012] 所述球形玻璃瓶的上端设置有搅拌杆安装端口，所述球形玻璃瓶的下端设置有尿液入口和尿液出口。

[0013] 所述电动机搅拌仪连接的搅拌杆从搅拌杆安装端口插入球形玻璃瓶中。

[0014] 所述尿液入口通过两根医用硅胶管连接至第一蠕动泵，第一蠕动泵和尿液储器连接。

[0015] 所述尿液出口通过一根医用硅胶管连接至第二蠕动泵，第二蠕动泵和废液储袋连接。

[0016] 本发明仿人体膀胱模型的玻璃瓶内部有电动机搅拌仪搅拌杆，组装所有部件构建“人工尿液-前蠕动泵-前硅胶管-仿人体膀胱(加载搅拌机-成膜载体)-后硅胶管-后蠕动泵-尿液废液”反应体系，紊流切应力施加：蠕动泵调尿速、尿液出入反应器、电动搅拌机旋转搅拌尿流，三个维度联合模拟构建紊流切应力。模拟系统采用双管路进液循环，可以实现进液流量、流速的分别独立调节，加上搅拌器搅拌杆的转动剪切力，各个参数调控均可以通过计算机控制，实现精确的实时控制加载。其中，所述医用硅胶管，也称为医用硅橡胶管，或者也可以采用医用橡胶管代替。

[0017] 生物力学角度而言，流体无论处于运动还是静止状态，均会产生力的作用，而从力学生物学角度，生物体是处于力学环境之中，力学因素影响机体、器官、组织、细胞及分子各层次的生物学过程，包括正向的功能适应重建与负向的结构破坏及疾病发生。

[0018] 本发明膀胱尿流紊流切应力模拟系统实现连续可调节的变化设计，更加准确可靠的模拟膀胱尿流应力变化情况，能够更加精确的模拟膀胱体内细菌生物膜产生的条件参数，对于泌尿系统疾病的治疗研究具有重要意义。本发明膀胱尿流紊流切应力模拟系统[0019] 依据“现代生物力学之父”Y.C.Fung的应力-生长学说，浮游细菌(细胞)重建为细菌生物膜(组织)的过程与细菌及生物膜内外应力状态存在相关性。从力学生物学角度探讨生物膜感染，可以更好的精确研究分析膀胱中细菌生长附着的情况，为泌尿系统疾病患者治疗过程中膀胱内部细菌防治提供科学指导。

[0020] 进一步，仿人体膀胱模型容器设置在恒温孵箱中。优选地，恒温孵箱控制温度为37℃恒温。

[0021] 进一步，所述球形玻璃瓶的容积200-800mL。所述球形玻璃瓶的容积和人体膀胱半充盈或充盈状态的容积相当，使得实验过程中人工膀胱中的液体总量接近人体实际情况，使得研究结果更加准确可靠，优选约400ml。

[0022] 同时，可以根据生理性膀胱容量、体积及尿液排泌参数，调整流经人工膀胱的液体状态(流量、流速、紊流强度等)，模拟出人体膀胱内部细菌发生附着生长的环境特点，提高研究准确率，为泌尿系统疾病治疗提供指导。

[0023] 紊流切应力：根据流体力学原理，结合膀胱空虚时三棱锥体形、充盈时近似椭球体的形变过程，被动舒张-主动收缩生理特性以及膀胱尿液随机运动的惯性，首次明确提出膀胱尿液运动形成一种独特的非定常流应力环境，即紊流切应力(disturbed flow shear stress)负荷。

[0024] 技术标准化：①菌膜反应器：定制约800ml球形玻璃罐模拟膀胱，底部三出口模拟输尿管开口及尿道内口；②尿流转输通路：医用硅胶管；③紊流切应力施加：蠕动泵调尿速、尿液出入反应器、电动搅拌机旋转搅拌尿流，三个维度联合模拟构建紊流切应力。

[0025] 优选地，所述球形玻璃瓶底部设置有三个连接口。三个连接口分别对应尿液入口、尿液出口，其中尿液入口两个连接口，尿液出口一个连接口。

[0026] 进一步，所述第一蠕动泵和尿液储器之间还设置有第一流量计。在人工膀胱进液管道上设置第一流量计检测进入人工膀胱的液体总量，方便调整试验研究过程膀胱内部充盈液体的总量。

[0027] 进一步，所述第二蠕动泵和废液储袋之间还设置有第二流量计。同时检测人工膀胱出口管道上流体总量，更好的计量人工膀胱内部的液体总量，准确实现流体流量、流速、紊流等环境状态的调整控制。

[0028] 或者，还可以将上述的第一流量计、第二流量计分别设置在第一蠕动泵、第二蠕动泵和仿人体膀胱模型容器之间。

[0029] 进一步，在第一蠕动泵和第一流量计之间还设置有第一脉冲阻尼器。

[0030] 进一步，在第二蠕动泵和第二流量计之间还设置有第二脉冲阻尼器。

[0031] 脉冲阻尼器用于调节蠕动泵的流速波动，使得流入/流出模型的液体流速更加平稳。

[0032] 进一步，所述第一蠕动泵和仿人体膀胱模型容器之间还设置有第一脉冲阻尼器。

[0033] 进一步，所述第二蠕动泵和仿人体膀胱模型容器之间还设置有第二脉冲阻尼器。

[0034] 也可以直接在蠕动泵和仿人体膀胱模型容器之间设置脉冲阻尼器，控制蠕动泵泵送液体的脉冲输送状态，控制液体的整体平稳输送，保持模型中的液体流入/流出速度恒定，更接近正常人体尿液的流入流出特点，研究细菌生长的结果更为科学可靠。

[0035] 进一步，所述医用硅胶管是 的医用硅胶管。优选地，采用14-16Fr医用硅胶管。例如10号、14号、16号硅橡胶管。第一医用硅胶管和第二医用硅胶管均采用14-16Fr医用硅胶管。

[0036] 进一步，所述第一蠕动泵为分配型智能蠕动泵。适用于各种复杂的液体定量分配，适用于精确计量和定量给料，可以实现高精度的流量传输控制，并且可以根据实验需要调整设置参数自动化分配。

[0037] 进一步，所述搅拌杆的杆体表面加载有生物医学研究标本，杆体表面可加载生物医学研究标本。搅拌杆杆体表面加载的生物医学研究标本，处于搅拌杆紊流搅拌剪切力状态下，能够更加高效率的控制剪切力强度，实现不同的研究作用。

[0038] 本发明的目的是研究膀胱内部尿液紊流状态对于细菌膜形成的影响，采用搅拌杆的表面作为加载生物医学研究标本的载体，加载效果更好，研究结果更加准确。

[0039] 与现有技术相比，本发明的有益效果：

[0040] 1.本发明膀胱尿流紊流切应力模拟系统，通过建立标准化的仿人体膀胱尿流紊流切应力加载系统，继而应用于科研与临床，将为医用材料细菌生物膜感染力学生物学发病机制研究以及抗生物膜感染药物、新技术筛选与验证提供可靠的实验模型，其应用前景、医学价值与社会效益效应的重要性不言而喻。

[0041] 2.本发明膀胱尿流紊流切应力模拟系统，能够调整多个参数，模拟膀胱环境下所有紊流变化情况。特别是可以采用搅拌杆作为加载生物医学样本的载体，使得载体和液体的相对流动剪切作用力可调可控，以较低的成本实现了高精度的模拟研究。例如，较为著名的商用细菌生物膜模型包括卡尔加里生物膜设备及美国疾控中心生物膜反应器，前者为一种上盖带有小柱的微孔板，官方售价为$500～$3500，后者有8个聚丙烯容室构成，分别含有悬于培养液包裹的3个试样(生物膜生长表面)供细菌粘附，主构件官方售价为$860～$2200。

[0042] 3.本发明膀胱尿流紊流切应力模拟系统以流体力学刺激对大肠埃希菌生物膜形成的力学效应为切入点，将膀胱应力过程与细菌生物学过程作为研究靶点，以自行成功设计的仿人体膀胱模型细菌生物膜反应器为基础，构建膀胱尿液紊流切应力环境，模拟体内膀胱尿液转输生理、膀胱流出道梗阻病理过程应力循环全过程，优化建立尿流应力刺激技术方案，构建仿人体膀胱尿流紊流切应力加载系统。

[0043] 4.本发明膀胱尿流紊流切应力模拟系统能够成功模拟膀胱体内细菌生物膜发病机制，研究应用潜力巨大，对于装置系统的整体品质提升具有重要意义。附图说明：

[0044] 图1是本发明仿人体膀胱模型的结构示意图方案一。

[0045] 图2是本发明仿人体膀胱模型的结构示意图方案二。

[0046] 图3是生物膜菌悬液涂片。

[0047] 图4是生物膜菌悬液涂片菌落计数比较。

[0048] 图5是生物膜菌悬液OD值比较。

[0049] 图6是CLSM细菌生物膜成像(从左到右分别为24h、72h、120h及168h，自上而下依次为SAU、DAU1、DAU2、DAU3；刻度尺＝50μm)。

[0050] 图7是菌膜生物量比较。

[0051] 图8是菌膜表面积比较。

[0052] 图9是菌膜平均弥散距离比较。

[0053] 图10是SEM细菌生物膜成像(从左到右分别为24h、72h、120h及168h，自上而下依次为SAU、DAU1、DAU2、DAU3；20Kv电压，×5000，刻度尺＝20μm)。

[0054] 图11是SEM细菌生物膜表面积。

[0055] 图中标记：1-储液袋，2-椭球体形玻璃瓶，3-废液储袋，4-搅拌器，5a-第一蠕动泵，5b-第二蠕动泵，6a-第一脉冲阻尼器，6b-第二脉冲阻尼器，7a-第一流量计，7b-第二流量计，9-恒温孵箱，10a-进液管，10b-出液管。

具体实施方式

[0056] 下面结合试验例及具体实施方式对本发明作进一步的详细描述。但不应将此理解为本发明上述主题的范围仅限于以下的实施例，凡基于本发明内容所实现的技术均属于本发明的范围。

[0057] <实施例1>

[0058] 如图1所示人工膀胱尿流紊流切应力模拟系统，包括球体形玻璃瓶2。所述球体形玻璃瓶2为半径7cm，容积800mL的容器，玻璃瓶2上端设置有内径6cm的开口，下端底部正中及两侧旁开三口，相邻开口间距3cm，开口内径0.8cm，模拟输尿管开口与尿道内口。所述玻璃瓶2的上端设置有上端内径6cm的开口用于安装搅拌杆，所述玻璃瓶2的下端设置有尿液入口和尿液出口。所述玻璃瓶上端安装搅拌杆以后，搅拌杆和电动机搅拌仪4连接。玻璃瓶2下端的尿液入口通过两根医用硅橡胶管(进液管10a)连接至第一脉冲阻尼器6a，然后连接至第一蠕动泵5a。第一蠕动泵5a的进液管道连接至储液袋1(材质医用橡胶，容积5L)。尿液出口通过一根医用硅橡胶管(出液管10b)连接至第二脉冲阻尼器6b，然后连接至第二蠕动泵5b。第二蠕动泵5b的出液口再连接至废液储袋3(材质医用橡胶，容积3L)。

[0059] 基于流体力学原理，由于球形玻璃瓶腔体特殊形态，搅拌杆布置位于球形玻璃瓶的中部，当尿液较少的时候，搅拌杆可能不会直接与尿液接触或者接触面较小。使得研究过程中流体力学可以实现多种不同的流体状态的搅拌特性，特别是当模拟膀胱的玻璃瓶中尿液量增加/减少的过程中，会有指流体流动随时间而变化的情况。所以，在相应的模型中，可以模拟膀胱尿液连续变化的尿液滞留、变化等，形成独特的非定常流应力环境，即紊流切应力。

[0060] 非定常的紊流运动对于流场中的速度、压力、温度和物质浓度的分布，起着决定性的影响作用。“生长决定于应力与应变”，器官及组织细胞均依赖于一定的力学环境或受一定力学刺激的调节。与之类似，体内置入生物材料细菌生物膜亦处于流体应力环境，流体力同样是尿管表面细菌生物膜形成的一个极其重要的影响因素。膀胱独特的紊流切应力可调控大肠埃希菌在导管表面粘附定植并形成细菌生物膜，不同应力参数具有各自的力学生物学效应。

[0061] 通过反复调试优化确立标准化模型技术参数。依据正常尿液生成及排泄生理，设定其中主要参数：蠕动泵灌注速度范围0.005-1140mL/min、精度≤±5，流速0.5-1.5mL/min，流量62.5-83.33mL/h，周期为1次排尿/3-6h或持续尿液转流，排尿流率>25mL/s或<15mL/s。人工尿液持续泵入膀胱模型中形成尿流池，持续泵入尿液流经膀胱壁、尿管及其球囊等不规则区域，同时复合间断泵出，产生一种非定常尿流运动，以模拟膀胱尿流紊流切应力。

[0062] 通过上述方案建立生理与病理状态尿流应力加载方案，可以深入探讨细菌生物膜及相关感染形成病理过程，并可以用于筛选抗细菌生物膜感染有效药物及开发合理的抗生物膜感染治疗新技术。

[0063] 实验中使用的部分设备的生产厂商、型号、特性等如下：

[0064] 第一蠕动泵和第二蠕动泵为智能分配型、单通道蠕动泵，具体参数如下：

[0065] 蠕动泵，生产厂商：保定兰格恒流泵有限公司，型号：BT100-1F。

[0066] 泵头型号：YZ1515X。

[0067] 蠕动泵具体使用特性如下：蠕动泵转速范围：0.001-600.0rpm，正反转可逆。转速调节分辨率：0.1rpm。控制方式：可以通过标准外控接口以及通讯接口对蠕动泵进行外部控制。显示方式：液晶屏同时显示流量和转速。流量校正：将设定流量获得的实际流量值输入，自动进行流量校正，流量精度误差控制<0.01％。掉电记忆：重新上电后可按照掉电前的状态继续进行工作。全速功能：一键控制全速工作，用于填充、排空等。外形尺寸(长×宽×高)：<200mm×200mm×200mm。适用电源：AC 110V±10％/50W或AC 220V±10％/50W可选。工作环境温度：0℃-40℃。工作环境相对湿度：<80％。工作时间：支持连续工作时间>30天。

[0068] 软管：配备软管连续工作时间>30天。

[0069] 第一脉冲阻尼器、第二脉冲阻尼器为容积50-100mL，承压最高1MPa的脉冲阻尼器。

[0070] 第一流量计、第二流量计主要特性如下：

[0071] 进出口：内螺纹5-6mm；计量精度：1％；重复性1％；最大工作压力：1MPa；工作电压：3V；待机时间：2年；流量范围：0.5ml-10ml/min。

[0072] 进液管、出液管采用16Fr(内径约5-6mm)单腔医用硅胶管。

[0073] 电动搅拌机，生产厂商：上海高致精密仪器一起有限公司，型号：GZJB-605。

[0074] 电动搅拌机配合GTCS-2018型速度控制器进行控制。电动搅拌机搅拌叶结构4片，直径13cm，杆长35cm，转速0-60rpm。

[0075] 恒温室，北京海富达科技有限公司，型号：DH-360AS。

[0076] <生物学实验研究>

[0077] 1、准备模拟装置系统

[0078] 采用实施例1所述的人工膀胱尿流紊流切应力模拟系统，进行生物学试验研究。

[0079] 2、设置模拟系统的加载应力方案模型

[0080] 设置静态与复杂动态两类、四种应力，包括静水压(SAU)、恒流切应力(DAU1)、生理切应力(DAU2)、病理切应力(DAU3)(表1)。

[0081] 表1应力方案

[0082]分组 实验方案
SAU 细菌培养皿装载125ml人工尿液，24h更换人工尿液
DAU1 出入蠕动泵匀速1ml/min，搅拌机15转每分(rpm)匀速
DAU2 5次/24h排尿，每4小时一次，夜间10点至凌晨6点共8小时不排尿
DAU3 8次/24h排尿，每3小时一次

[0083] 3、构建反应器细菌生物膜感染模型的表征

[0084] (1)菌膜悬液涂片计数菌落(表2，图3-4)

[0085] 不同时间之间有显著差异(F值＝6.30，P＝0.0029)，不同尿流应力组间无差异(F值＝1.11，P值＝0.4001)，时间与应力不存在交互作用(F值＝0.85，P值＝0.5814)。通过图3、图4折线图可见，随着施加应力时间延长，复杂应力组菌落计数呈增加趋势，尤其病理应力DAU3组显著。

[0086] 表2生物膜菌悬液涂片菌落计数

[0087] 应力 24h 72h 120h 168hSAU 33±0 40±0 63±0 102.33±0.577
DAU1 48±0 146.33±1.58 633±3.61 1143.67±5.69
DAU2 110.67±3.05 555.67±4.72 2770.67±9.02 3610.67±10.07
DAU3 2156.67±7.64 2593.33±8.33 3043±6.24 7995±6.24

[0088] 结果如图3-4所示，其中图3是生物膜菌悬液涂片。图4是生物膜菌悬液涂片菌落计数比较

[0089] (2)测定菌膜悬液光密度值(OD)

[0090] 不同尿流应力组间、不同时间之间存在显著差异(F值分别＝110.84，187.96，P值均<0.0001)、时间与应力之间存在交互作用(F值＝50.05，P值<0.0001)(表3)。上述OD值差异及增长趋势如图5所示，生物膜菌悬液OD值比较结果。

[0091] 表3生物膜菌悬液OD值

[0092] 应力 24h 72h 120h 168hSAU 0.002±0.001 0.004±0.001 0.0017±0.0011 0.0057±0.0006
DAU1 0.0053±0.0011 0.002±0.0017 0.012±0.001 0.01766667±0.0006
DAU2 0.0063±0.0006 0.007±0.0017 0.0033±0.0021 0.0083±0.0015
DAU3 0.01±0 0.0083±0.0006 0.0077±0.0011 0.0273±0.0015

[0093] (3)菌膜激光共聚焦显微镜(CLSM)表征

[0094] 运用Image J 1.52K+Comstat 2.1定量分析细菌生物膜图像，取生物量(Biomass，BA，包含菌膜生物量的所有体素的体积除以面积)、表面积(Surface Area，SA，细菌生物膜表面积)及平均扩散距离(Average Diffusion Distance，ADD，菌膜底层体素到表面距离的平均长度)3个参数进行比较。

[0095] 结果如图6所示，CLSM细菌生物膜成像，图中从左到右分别为24h、72h、120h及168h，自上而下依次为SAU、DAU1、DAU2、DAU3；刻度尺＝50μm。

[0096] 生物量不同尿流应力组间、不同时间之间存在显著差异(F值分别＝20.28，201.90，P值＝0.0004、<0.0001)、时间与应力之间存在交互作用(F值＝29.85，P值<0.0001)(表4，图7)。

[0097] 表面积不同尿流应力组间、不同时间之间存在显著差异(F值分别＝3298.84，3158.07，P值均<0.0001)、时间与应力之间存在交互作用(F值＝157.39，P值<0.0001)(表4，图7-8)。图7是菌膜生物量比较，图8是菌膜表面积比较

[0098] 平均弥散距离不同尿流应力组间、不同时间之间存在显著差异(F值分别＝192.74，371.67，P值均<0.0001)、时间与应力之间存在交互作用(F值＝11.71，P值<0.0001)(表4，图9)。图9是菌膜平均弥散距离比较

[0099] 表4细菌生物膜生物量(μm3/μm2)、表面积(μm2)及平均扩散距离(μm)比较[0100]

[0101] (4)菌膜扫描电镜(SEM)表征

[0102] 细菌生物膜经乙醇梯度脱水、醋酸正戊酯置换、离子溅射仪喷金镀膜，上机检测拍照，运用Adobe Photoshop CS3Extended+Image J 1.52K定量分析细菌生物膜。

[0103] 表面积不同尿流应力组间、不同时间之间存在显著差异(F值分别＝505.72，1201.84，P值均<0.0001)、时间与应力之间存在交互作用(F值＝78.14，P值<0.0001)(表5，图10-11)。

[0104] 如图10所示，SEM细菌生物膜成像(从左到右分别为24h、72h、120h及168h，自上而下依次为SAU、DAU1、DAU2、DAU3；20Kv电压，×5000，刻度尺＝20μm)。如图11所示，SEM细菌生物膜表面积。

[0105] 表5SEM菌膜表面积(Surface Area，μm2)

[0106]   24h 72h 120h 168hSAU 111715.67±12648.53 969131.33±41509.42 774200.00±36327.40 1524243.00±111963.60DAU1 165077.67±5626.77 1198918.00±8401.63 2065593.33±2674.42 2514373.67±75525.24DAU2 1002274.33±23040.50 1128964.67±12097.55 2841666.67±3737.23 3272319.33±371257.55DAU3 1096343.00±18778.92 1408327.00±160442.15 3556026.33±1863.86 4328239.00±21821.45[0107] 上述结果表明，从菌落计数、菌膜悬液OD值及CLSM、SEM多角度形态表征，大肠杆菌生物膜形成在不同应力组间差异明显，动态应力相比静态应力、病理应力相比恒流与生理应力差异显著，同时，随着孵育时间延长，菌膜生成更加明显。

[0108] <实施例2>

[0109] 如图2所示人工膀胱尿流紊流切应力模拟系统，包括球体形玻璃瓶2，玻璃瓶的上端设置有上端开口用于安装搅拌杆，搅拌杆的底部连接螺旋搅拌叶片，搅拌杆上部连接至电动机搅拌仪4。在玻璃瓶2的下端设置有尿液入口和尿液出口，玻璃瓶2下端的尿液入口通过两根医用硅橡胶管连接至第一脉冲阻尼器6a，然后连接至第一蠕动泵5a，在第一脉冲阻尼器和玻璃瓶之间的管道上还设置有第一流量计7a。尿液出口通过一根医用硅橡胶管连接至第二流量计7b，第二流量计7b连接第二脉冲阻尼器6b，然后第二脉冲阻尼器6b连接至第二蠕动泵5b。第二蠕动泵的出液口连接废液储袋3，实验排出的液体进入废液储袋3中，另作他用。

[0110] 相比于实施例1的方案而言，实施例2还设置了流量计，分别监控玻璃瓶中的液体总量，实时计量输入和排出玻璃瓶的液体总量。另外，也可以通过蠕动泵的泵送速度和时间进行玻璃瓶2中的液体总量的计算。采用流量计进行检测输送流量显然可以实现更好的流量计量精确度，并且可以和蠕动泵的计算结构进行比对，研究分析实验数据的可靠性。