專利名稱：一種具有培養腔旋轉和血管牽張功能的血管組織工程反應器的制作方法
技術領域：
本發明涉及細胞培養、組織工程領域，更具體地說是涉及一 種具有培養腔旋轉和血管組織拉伸功能的血管組織工程反應器。
背景技術：
迄今為止，自體移植、同種異體血管、異種血管、以及人工
合成血管都不能夠成為理想的動脈血管i代物(特別是6mm口徑以 下的血管)，但是近年來用動脈血管組織工程生物反應器構建和 研究組織工程化動脈血管為這一領域帶來了希望。目前，動脈血 管組織工程用生物反應器的研究內容主要包括
1. 對血管組織實現和控制細胞在支架中的均勻、高密度接 種近年的研究發現直接灌注式生物反應器在細胞接種密度和均 勻性方面優于靜態、旋轉攪拌式等非直接灌注式生物反應器，這 一技術已應用于心肌細胞、血管組織和肝細胞組織工程
2. 改善傳質狀況對于血管組織，壁面旋轉式生物反應器通 過動態旋轉層流流動為細胞提供了一定的低剪切應力，較好地改 善了傳質狀況培養效果優于旋轉-攪拌式生物反應器壁面旋轉式生 物反應器的灌注率、對細胞施加的切應力大小、細胞營養物和代 謝物傳質的平衡等問題都會對培養效果產生影響，因此需要針對 特定的組織控制、調節灌注率等參數，以獲得優化的傳質效果。
3. 在血管組織工程化培養中施加適當的機械力，控制動脈血 管的工程化組織構建大量的研究表明流體剪切應力對血管內皮 細胞的生長有非常顯著的影響，周期性機械伸張可以提高種植在 聚合物支架材料上的平滑肌細胞構建的組織機構性能和彈性蛋白 的表達，徑向脈動應力可以改善組織工程血管的結構強度。因 此，在組織工程化培養過程中施加力學載荷，能夠直接促進細胞 在特定的生長期向多功能分化，促進工程化組織的構建。
Boris A. Nasseri等設計了一種組織工程血管生物反應器用 于細胞接種和培養(Dynamic Rotational Seeding and CellCulture System for Vascular Tube Formation. Tissue Engineering 2003; 9 (2): 291-299.):用雜交爐為血管培養提 供旋轉動力，通過血管培養腔繞雜交爐中心軸的旋轉產生培養液 相對于血管壁的壁面旋轉，改善傳質；反應器采用血管內灌注的方式。
Ralf Sodian等設計了 一種組織工程血管生物反應器用于血管 的灌流接種和培養(Tissue-Engineering Bioreactors: A New Combined Cell—Seeding and Perfusion System for Vascular Tissue Engineering. Tissue Engineering 2002; 8 (5): 863-870.):以氣動方式擠壓培養液儲存腔硅膠隔膜產生脈動流，進 行脈動流灌注培養，將細胞接種與脈動流灌注培養結合，動態接 種改善細胞分布；血管內灌注脈動流；反應器采用血管內灌注的 方式，培養腔無壁面旋轉。
Chrysanthi Williams等設計了一種由蠕動泵提供動力，血管 內外都可以灌流的組織工程血管生物反應器用于小口徑血管培 養，外灌流改善細胞營養狀況，內灌流提供剪切應力和脈動流環 境，培養腔無壁面旋轉(Perfusion Bioreactor for Small Diameter Tissue-Engineered Arteries. Tissue Engineering 2004; 10 (5-6): 930-941.)。
Yuj i Nari ta等設計了 一種模擬生理脈動流的血管組織工程反 應器(Novel Pulse Duplicating Bioreactor System for Tissue-Engineered Vascular Construct. Tissue Engineering 2004; 10 (7-8): 1224-1233.):通過球嚢式腔的往復運動推動順 應性腔中的培養液，產生脈動流，在培養腔前后設置調節閥和帶 有單向閥的儲液腔模擬生理狀態下的脈動波形；灌注方式為血管 內灌注，無壁面旋轉。
Satish, C. Muluk等設計了一種能夠用拉伸電機加載拉伸應 力和用微步進電機加栽扭轉應力的血管反應器，通過程控閥門提 供脈動流，采用血管內灌注的方式，無壁面旋轉(Enhancement of tissue factor expression by vein segments exposed to coronary arterial hemodynamics. Journal of vascular surgery : official publication, the Society for Vascular Surgery [and] International Society for Cardiovascular
Surgery, North American Chapter 1998; 27 (3): 521-527 )。
Craig A. Thompson等設計了一種模擬生理脈動流的血管組織 工禾呈反應器(A Novel Pulsatile, Laminar Flow Bioreactor for the Development of Tissue—Engineered Vascular Structures. Tissue Engineering 2002; 8 (6): 1083-1088.): 用通氣機提供加壓氣流作為脈動源推動培養液流動，通過止回閥 調節模擬動脈血管舒張壓，用單向閥控制液體在回路中的流向， 模擬血管脈動波形；血管內灌注，無壁面旋轉。
綜上所述，現有的血管組織工程反應器存在較大的缺陷一 是沒有仔細考慮流動阻抗、順應性(即血管壁的彈性既緩沖能 力)、阻力、流動慣性等因素，對血管血流動力學環境的簡單模 擬無法提供近似于動脈內血液脈動流狀態的近生理流動環境；二 是無法為血管組織同時提供近似生理狀態的周期性軸向拉伸、徑 向牽張、扭曲等機械力載荷；三是多數采用無壁面旋轉的方式， 在細胞均勻、高密度接種和傳質方面還有待改進。因此，迫切需 要研制能夠同時加載動脈血管培養所需的多種力學環境，有利于 細胞均勻、高密度接種，有利于傳質，具有良好的可調控性的生 物反應器。
發明內容
本發明針對動脈血管組織生長的體內力學環境，提供了一種 具有旋轉功能的血管組織工程反應器，該反應器具有良好的傳質 性能，能夠為動脈血管培養提供近生理脈動流環境。該反應器還 可以作為具有更多功能的反應器的構建平臺，這些功能使得能夠 同時加栽類似于生理狀態下動脈血管受到的周期性軸向拉伸、徑 向牽張、扭曲等力學栽荷，上述力學載荷具有良好的可調控性； 能夠同時提供水平回轉，使反應器具有良好的傳質性能，具體包 括
1、可以在由血管組織培養腔旋轉驅動電機帶動血管在培養腔 內旋轉的情況下，實現內、外同時或單獨灌注培養液，提供了可 以進行內、外同時(或單獨)灌注的設備方案；
2、可以實現脈動功能(要求內、外灌注由兩個獨立的培養
液回路完成)；
3、可以實現軸向推拉功能，進口管和出口管中的至少一個在 軸向驅動裝置的驅動下作軸向往復運動。
本發明的目的是提供一種多模態動脈血管組織工程反應器，利 用該反應器可以進行多種直徑和長度的組織工程動脈血管培養， 也可以進行血管細胞、血管組織生物學的研究，其特點在于
1. 采用新的動脈血管組織工程反應器設計原理在流動回路上 模擬動脈血液流動的順應性和流動阻力，產生近生理脈動流；能 夠模擬不同動脈段的脈動頻率、壓強和流量波形，模擬高血壓， 高剪切應力，低剪切應力等血流動力學狀況；
2. 能夠同時加栽類似于生理狀態下動脈血管受到的周期性軸向 拉伸、徑向牽張、扭曲等力學栽荷，上述力學加載具有良好的可 調控性；
3. 能夠以可調控的轉速進行反應器壁面旋轉，其中血管內、外 均可實現灌注，使反應器具有良好的傳質性能。
根據本發明的一個方面，提供了一種血管組織工程反應器， 其特征在于包括
一個血管內灌注儲液瓶；
一個血管內灌注液體驅動裝置，其通過管路與所述血管內灌 注儲液瓶相連；
一個內灌注回路培養腔進口管路，其上游端與所述血管內灌 注液體驅動裝置通過管路相連；
一個血管組織培養腔，所述內灌注回路培養腔進口管路的下 游端進入到所述血管組織培養腔，且所述內灌注回路培養腔進口 管路的下游端上用于設置待培養的血管組織的上游端；
一個內灌注回路培養腔出口管路，其上游端被置于培養腔內 并用于設置所述待培養的血管組織的下游端，而其下游端所述培 養腔之外，
一個培養腔旋轉驅動電機；
與所述電機的轉軸相耦合的一個培養腔旋轉傳動裝置，所述 培養腔旋轉傳動裝置與所述培養腔相耦合，從而把所述電機的轉動驅動力傳遞給所述培養腔而使培養腔旋轉；
一個血管往復拉伸驅動裝置，血管往復拉伸驅動裝置的往復 驅動輸出
與所述內灌注回路中血管組織培養腔進口管路和所述內灌注 回路中血管組織培養腔出口管路之一相耦合，從而驅動所述內灌 注回路中血管組織培養腔進口管路與所述內灌注回路中血管組織 培養腔出口管路之間沿著它們的軸向的相對往復運動，從而實現 對設置在所述內灌注回路中血管組織培養腔進口管路和所述內灌 注回路中血管組織培養腔出口管路之間的血管組織的往復拉伸。
本發明公開了 一種血管組織工程反應器的 一種非限定的實施 方式，該實施方式具有以下特征
反應器有血管內灌注和血管外灌注兩條灌注回路，力學載荷 加栽和檢測裝置位于回路上，測控部分由集線器、小信號放大 器、驅動器、處理器和顯示器組成。
在一個具體但非限定的實施例中，儲液瓶上設置有無菌空氣 交換器，有pH計接口；儲液瓶的材質為能夠耐受高溫消毒的、沒 有生物毒性的玻璃、不銹鋼、塑料、聚碳酸酯；儲液瓶的容量為 0.2L- 2L;
作為具體但非限定的實施方式，液體驅動裝置為蠕動泵、直 線電機、和/或脈動源，可由工控機控制流動曲線，實現定常流、 簡單脈動流、近生理脈動流等流動環境。
在一個具體但非限定的實施例中，蠕動泵提供定常流，流量 范圍為0-1000ml/分鐘，壓力為0-250mmHg;在另一個具體實施例 中，直線電機提供簡單脈動流，脈動頻率為0-200次/分鐘，流量 范圍為0-1000ml/分鐘，壓力為0-250mmHg;脈動源提供近生理脈 動流，脈動源由兩端安裝有單向止逆閥的脈動腔、直線電機構 成。
脈動腔為充滿液體的體積固定的密閉腔，密閉腔的下方通過 密閉活塞與直線電機相連，密閉腔通過其中央的彈性軟管與上下 游的反應器管路相連，在軟管的上下游出口處各有一個單向止逆 閥；彈性軟管的材質為有彈性的有機材料。
在一個具體但非限定的實施方式中，血管組織培養腔兩端各
有一個液體分配器，以可拆卸方式連接血管內灌注上下游管路和
血管組織培養物；血管組織培養腔兩端還各有一個出口，分別以 可拆卸方式與血管外i注管路相連。
作為具體但非限定的實施方式，血管組織培養腔的材質為能 夠耐受高溫消毒的、沒有生物毒性的玻璃、不銹鋼、塑料、聚碳 酸酯，形狀為圓柱體或對稱的多面體，長度為例如10-50cm，容量 為例如50-500 ml;血管組織培養腔通過密封墊和螺栓保持培養腔 體密閉，密封墊和螺栓的材質為可耐受高溫消毒的有機、無機材 料。
作為具體但非限定的實施例，反應器血管內灌注管路的體積 為例如100-500ml，外灌注管路的體積為例如100-800ml。
作為具體但非限定的實施例，液體分配器位于血管組織培養 腔內，為兩端都有出口的容器，其與反應器血管內灌注上下游管 路相連端有一個出口 ，與血管組織培養物相連端有例如l-6個出 口，反應器血管內灌注管路中的液體由上游液體分配器的上游端 進入，由下游端流出分散進入各個血管組織培養物中，再由下游 分配器的上游端流入并從其下游端流出，匯集進入血管內灌注管 路。
作為具體但非限定的實施例，液體分配器一個沿軸向固定， 另一個可以在血管組織培養腔內沿軸向往復移動。
作為具體但非限定的實施例，液體分配器材質為能夠耐受高 溫消毒的、沒有生物毒性的玻璃、不銹鋼、塑料、聚碳酸酯，其 出口的直徑為1-12mm。
作為具體但非限定的實施例，直線電機提供靜態拉、壓應 力，也可以提供動態周期性拉、壓應力。
作為具體但非限定的實施例，步進電機帶動血管組織培養腔 旋轉傳動齒輪旋轉。
作為具體但非限定的實施例，反應器用于組織工程動脈血管 的培養，并模擬近似于生理脈動流的整體波形、二次波、幅度和 時相，模擬類似于病理狀態下的高管內壓力、高剪切應力、低剪 切應力等血流動力學環境；用于同時或單獨模擬類似于生理狀態 下動脈血管受到的周期性軸向拉伸、徑向牽張、扭曲等力學載 荷。
作為具體但非限定的實施例，直線電機往復運動對脈動腔產 生的擠壓模擬心臟射血入主動脈的過程，通過調節直線電機、順 應性調節器和阻力調節器，在一定范圍內調整脈搏波波形、壓力 和流量范圍、及搏動頻率，對培養的血管模擬不同動脈段的脈動 頻率、壓力和流量波形，模擬高血壓，高剪切應力，低剪切應力 等血流動力學狀況。
作為具體但非限定的實施例，步進電機、血管組織培養腔旋
轉傳動齒輪構成旋轉裝置；其中血管組織旋轉傳動齒輪有兩組， 分別位于血管組織培養腔兩端，與液體分配器相耦合。
作為具體但非限定的實施例，本發明的血管組織工程反應器 用于組織工程動脈血管的培養，動脈血管管材包括經過脫細胞處 理的動物血管，由膠原、蠶絲纖維、羊毛纖維等天然材料構成的 管材和由PLGA、 PLA、 PLG、海藻酸鈉、聚四氟乙烯等高聚物構成 的管材，血管直徑在例如l-12咖之間，血管長度在例如10-30cm之 間，血管管材上的細胞包括血管內皮細胞、血管平滑肌細胞和外 膜成纖維細胞。
作為具體但非限定的實施例，本發明的血管組織工程反應器 的整個灌注管路通過放入動物細胞培養箱維持37"C， 5-15% C02， 95%相對濕度的培養條件。
本發明的反應器系統安裝、拆卸方便；整個反應器、包括灌 注通道管路和接頭可拆卸、可消毒，示例性的消毒條件為例如 1301C， 3個大氣壓，時間1小時。
本發明的血管組織工程反應器，與現有反應器相比有如下有 益效果
l.本發明的血管組織工程反應器的具體但非限定的實施 例，克服了常用的動脈血管組織工程反應器無法模擬動脈血管 血液流動的順應性、流動慣性和流動阻力等阻抗特性，無法提供 近似于動脈內血液脈動流環境的缺點，能夠在流動回路上模擬 動脈血液流動的順應性、流動慣性和流動阻力等阻抗特性，能夠 在流動回路上模擬近生理脈動流的壓力和流量脈搏波，產生近生 理脈動流；能夠在一定范圍內調整脈搏波波形、壓力和流量范 圍、及脈動頻率，模擬不同動脈段的脈動頻率、壓力和流量波 形，模擬高血壓，高剪切應力，低剪切應力等血流動力學狀況；
2. 在本發明的血管組織工程反應器的一個作為但非限定的 實施例中，能夠在血管培養物上同時或單獨加栽類似于生理狀 態下動脈血管受到的周期性軸向拉伸、徑向牽張、扭曲等力學載 荷，上述力學載荷具有良好的可調控性；
3. 在本發明的血管組織工程反應器的一個具體但非限定的 實施例中，反應器培養室部分為旋壁-直接灌注模式，能夠以可 調控轉速進行反應器壁面旋轉，其中血管內、外均可實現灌注， 使反應器具有良好的傳質性能；
4. 本發明的血管組織工程反應器的一種具體但非限定的實 施例，既可用于培^動脈血管組織，也可用作研究血管細胞、 組織的生物學和力學性能的儀器，具有較大的推廣應用前景和 較大的潛在社會經濟效益。
圖1顯示了本發明的具有培養腔旋轉和血管組織拉伸功能的血 管組織工程反應器的一個實施方式。
圖2顯示了本發明的一個進一步的實施方式，其中進一步包括 了 一個培養液的血管外灌注回路。
圖3顯示了可以作為本發明的實施方式中的灌注液體驅動裝置 的脈動源的一種實施方式的結構和工作。
圖4顯示了本發明的一個進一步的具體實施方式
其中用脈動源 作為血管內灌注液體驅動裝置。
具體實施例方式
如圖1所示，在本發明具有培養腔旋轉功能的血管組織工程 反應器的一個具體實施方式
中，血管內灌注儲液瓶101通過管路 與血管內灌注液體驅動裝置102相連。血管內灌注液體驅動裝置 102可以采用蠕動泵，也可以采用脈動源或其他適當的裝置，其不 同的具體構成會使其具有相應的功能和/或產生相應的效果，如下 文所要具體討論的。
血管內灌注液體驅動裝置102通過管路與內灌注回路培養腔進 口管路105的上游端相連。內灌注回路培養腔進口管路105的下游 端穿過上游密封塞106而進入到血管組織培養腔107中，待培養的
血管組織108的上游端套在進口管路105的下游端上。上游密封塞 106以可轉動(培養腔107的轉動)密封的方式與培養腔接合，從 而實現培養腔對外界的密封。
標號104表示一個內灌注回路上游支架，用于固定和/或保持 內灌注回路進口管路105。
培養腔107優選地是由透明材料(如玻璃、塑料、聚碳酸酯) 制成，或用如不銹鋼的材料制成，用于為待培養的血管組織108提 供無菌的密閉環境。在血管培養操作過程中，培養腔107內可以是 完全充滿液體的，也可以是部分充有液體的，也可以是完全沒有 液體的；該液體可以是與流經血管組織108內的培養液相同的液 體，也可以是與流經血管組織108內的培養液不同的液體。
待培養的血管組織108的下游端套在內灌注回路培養腔出口管 路110的上游端上。出口管路110的下游端被置于培養腔107內，而 出口管路110的上游端穿過下游密封塞106延伸到培養腔107之外， 并與連接到血管內灌注儲液瓶101的管路相連，從而形成一個完整 的血管內灌注液體流回路。
下游密封塞106以可轉動(培養腔107的轉動)密封的方式與 培養腔接合，從而實現培養腔對外界的密封。
標號115表示一個內灌注回路下游支架，用于固定和/或保持 內灌注回路出口管路IIO。
圖l所示的實施方式進一步包括了實現培養腔的轉動的部分， 這些部分包括培養腔旋轉驅動電機113;與電機113的轉軸相耦 合的培養腔旋轉傳動齒輪組109。齒輪組109中的一個從動齒輪固 定安裝在培養腔107上，從而把電機113的轉動驅動力傳遞給培養 腔107,使培養腔1G7旋轉。
圖1所示的實施方式進一步包括了實現血管組織108的往復拉 伸的部分，包括一個拉伸直線電機114，拉伸直線電機114的驅動 桿與內灌注回路培養腔出口管路110相耦合，從而使直線電機114 的往復驅動力作用在出口管路110上，并進而作用在設置在出口管 路110與進口管路105之間的血管組織108上，從而使血管組織108 受到軸向往復拉伸作用。
作為一個優選的實施方式，下游密封塞106與出口管路110之 間以可滑動的方式接合，以容許出口管路110的軸向往復運動。
應該注意的是，拉伸機構的設置，對于培養腔進口管路105和 培養腔出口管路110來說，是對等的，即，拉伸電機114的拉伸驅 動，即可以如圖1所示地那樣耦合到出口管路110上，也可以耦合 到進口管路105上。這2種替換方式，都屬于本發明的范圍。
借助圖l所示的具體實施方式
，可以同時實現血管內培養液 灌注、培養腔的轉動、血管組織的軸向往復拉伸，以及它們的任 何組合。
圖3顯示了可以作為本發明的實施方式中的灌注液體驅動裝置 的脈動源的一種實施方式的結構和工作。圖3中與圖1中相同的標 號表示相同或相當的部分，且對這些相同或相當的部分不再重復 描述。
如圖3所示，作為本發明的一個非限定性的實施方式，在血管 內灌注儲液瓶101與血管組織培養腔107之間，依次連接有脈動源 301、第一阻力調節器304、第一順應性調節器305。
阻力調節器是連接在管路上的機械調節裝置，例如調節閥， 其用于通過調節管腔大小調節回路中液體的流量，并伴隨著灌注 壓強的調節。順應性調節器是連接在管路上的調節裝置，用于調 節由于壓力變化所導致的液體容積的變化。
如圖3所示，本發明的脈動源301包括脈動腔302、穿過脈動腔 302的彈性軟管303、設置在彈性軟管的上游端口處的上游單向止 逆閥308、 i臾置在彈性軟管的下游端口處的下游單向止逆閥309、 密封活塞310、以及用于驅動密封活塞310的直線電機311。脈動腔 302是一個充滿液體的體積固定的密閉腔。而彈性軟管303構成了 血管內灌注回路穿過脈動腔302的部分。直線電機311的往復運 動，通過活塞310，而對脈動腔302中充滿的液體產生擠壓作用， 這種擠壓進而作用在彈性軟管303內的培養液上，從而在血管內灌 注回路里產生對應的脈動流。
單向止逆閥308和309各用于保證通過所述彈性軟管的培養液流動是沿著從所述血管內灌注儲液瓶lOl至所述內灌注回路培養腔 進口管路105的方向的。作為一種優選但非限定的實施方式，可以 使這種脈動流模擬心臟射血入主動脈的波動，并可以在一定范圍 內調節脈動流的脈動頻率、流量和壓力。單向止逆閥308、 309用 于保證從脈動源流出的培養液流為單向的脈動流。
標號306表示一個第二順應性調節器，標號307表示一個第二 阻力調節器。
第一和第二阻力調節器304、 307各用于調節培養腔107中的培 養液的灌注壓強和培養液灌注壓強變化的波形、波幅。第一和第 二順應性調節器305、 306各用于調節培養腔中的培養液的流動慣 性。第一和第二阻力調節器304、 307和第一和第二順應性調節器 305、 306用于分別進行共同調節以獲得近似于生理脈動流的整體 波形、二次波、幅度和時相，獲得類似于高血壓的高管內壓力， 高剪切應力等血流動力學環境，或模擬動脈血管在低剪切應力時 的血流動力學狀況。
圖2顯示了本發明的一個進一步的實施方式。圖2所示的實施 方式進一步包括了一個培養液的血管外灌注回路。如圖2所示，該 血管外灌注回路包括外灌注回路儲液瓶201;外灌注液體驅動裝 置202，其與儲液瓶201經液體管路相連；外灌注回路培養腔進口 管路203，其上游端通過管路與驅動裝置202相連，其下游端穿過 上游密封塞204而進入到培養腔107內部，用于把來自外灌注回路 儲液瓶201的培養液注入培養腔107內；以及，外灌注回路培養腔 出口管路206,其上游端被置于所述培養腔107之內，且其下游端 穿過下游密封塞205而延伸到培養腔107之外，用于把培養液從培 養腔107中引出，并通過液體管路與外灌注回路儲液瓶201相連。
圖4顯示了本發明的一個進一步的具體實施方式
。 和圖2的實施方式相比，在圖4所示的實施方式+,用脈動源 301作為血管內灌注液體驅動裝置102,并相應地設置了第一阻力 調節器304、第一順應性調節器305、第二順應性調節器306、第二 阻力調節器307。
另外，作為本發明的一個進一步的具體而非限定性的實施方
式，在圖4中進一步包括了設在內灌注回路培養腔進口管路105的 下游端上的上游營養液分配器"4和設在內灌注回路培養腔出口管 路110的上游端上的下游營養液分配器405。上游和下游液體分配 器404、 405用于在它們之間設置多條培養中的血管組織，從而實 現了多條血管組織的同時培養。
在圖4所示的實施方式中，進一步包括了外灌注回路培養腔 進口壓力傳感器401，用于檢測培養腔進口處的外灌注回路中的液 體壓強；外灌注回路培養腔出口壓力傳感器408，用于檢測培養腔 出口處的外灌注回路中的液體壓強；內i注回路培養腔進口壓力 傳感器402，用于檢測培養腔進口處的內灌注回路中的液體壓強； 內灌注回路培養腔出口壓力傳感器406，用于檢測培養腔出口處的 內灌注回路中的液體壓強。
傳感器401、 402、 408、 406的輸出被送到集線器409,以在由 放大器410放大后被處理器412和顯示器413所處理、記錄、和/或 顯示等。標號411表示一個驅動器。
圖4中，各傳感器處帶箭頭的小圓圈內及其的數字，表示該傳 感器的數據被送到集線器409處帶相應數字的小圓圈處的集線器接 頭。
借助圖4所示的具體實施方式
，可以同時實現血管內培養液 灌注、血管外培養液灌注、培養腔的轉動、培養中的血管沿軸向 的往復拉伸、培養中的血管組織內的營養液脈動，以及它們的任 何組合；此外，它還能實現多血管同時培養，并能實現壓強數據 的處理、記錄、和/或顯示。
應該理解的是，本發明的脈動源不僅可以被用作血管內灌注 回路中的液體驅動裝置，也可以被用作血管外灌注回路中的液體 驅動裝置。
應該理解的是，圖l、 2、 4的實施方式中的齒輪組109只是實
現相應的轉動傳遞的轉動傳動裝置的例子；也可以用其他的傳動 裝置來代替齒輪組，這些其他的傳動裝置諸如鏈條傳動裝置、皮 帶傳動裝置、傳動桿等等。
還應該理解的是，由于在管內和管外雙灌注的情況下，管 內的脈動對應于管內灌注回路和管外灌注回路中液體的壓強差的 波動。所以，作為本發明的一個具體但非限定的實施方式，也可 以把脈動源設置在管外灌注回路上；或者，本發明的一個進一步 的具體但非限定的實施方式，可以在血管外灌注回路和血管內灌 注回路上同時設置各自的脈動源。這些變形均屬于本發明的范 圍。
進一步地，拉伸電機114不是實現血管組織108的往復運動發 生裝置的唯一實施方式，它可以被其他形式的裝置所替代，如曲 柄-連桿機構、液壓缸等。這些變形實施方式都屬于本發明的范 圍。
以下描述本發明的實施例。這些實施例是示例性的而非限定 性的。
實施例l外旋轉拉伸內灌注
1. 按照圖1所示連接血管內灌注回路，其中血管內灌注液體驅 動裝置為蠕動泵(Cole-Parmer公司，Masterflex 系 列)；
2. 對反應器進行消毒，消毒條件為130X:， 3個大氣壓，時間1 小時；
3. 在無菌狀態下將待培養的組織工程血管安裝到血管組織培養腔 中血管內灌注回路的上下游管路上，其中組織工程血管內徑血 管內徑4mm,長度為15cm, PLGA;
4. 按照圖1所示連接血管組織培養腔旋轉裝置，其中血管組織 培養腔旋轉電機選用海頓57000系列步進電機；
5. 按照圖1所示連接血管組織拉伸裝置，其中血管組織拉伸電
機選用海頓57000系列直線步進電機；
6. 按照培養要求配制培養基，將無菌培養基注入血管內灌注儲液 瓶和血管組織培養腔；
7. 打開各設備的電源預熱；
8. 設定血管內灌注流量為0-1. 6ml/s，進口壓力為100-
140mmHg,出口壓力為75-115mmHg;
9. 設定血管組織培養腔旋轉電機的轉向和轉速順時針旋轉，
10rpm;
10. 設定血管組織受的周期性拉伸應力為15N，拉伸頻率為70次 /min;
11. 運行反應器；
實施例2外旋轉拉伸內外灌注
1. 按照圖2所示連接血管內、外灌注回路，其中血管內、外 灌注液體驅動裝置為蠕動泵(Cole-Parmer公司， Master flex系列)；
2. 對反應器進行消毒，消毒條件為1301C, 3個大氣壓，時間1 小時；
3. 在無菌狀態下將待培養的組織工程血管安裝到血管組織培養腔 中血管內灌注回路的上下游管路上，其中組織工程血管內徑血 管內徑4mm,長度為15cm, PLGA;
4. 按照圖2所示連接血管組織培養腔旋轉裝置，其中血管組 織培養腔旋轉電機選用海頓5700Q系列步進電機；
5. 按照圖2所示連接血管組織拉伸裝置，其中血管組織拉伸 電機選用海頓57000系列直線步進電機；
6. 按照培養要求配制培養基，將無菌培養基注入血管內灌注儲液 瓶和血管外灌注儲液瓶；
7. 打開各^:備的電源預熱；
8. 設定血管內灌注流量為0-1.6ml/s，進口壓力為100-140mmHg,出口壓力為75-115mmHg;血管外灌注流量為0-1.0ml/s,進口壓力為110-140mmHg，出口壓力為85-110mmHgj
9. 設定血管組織培養腔旋轉電機的轉向和轉速順時針旋轉， 10rpm)
10. 設定血管組織受的周期性拉伸應力為15N，拉伸頻率為70 次/min;
11. 運行反應器；
實施例3外旋轉拉伸內脈動流灌注外灌注
1. 按照圖4所示連接血管內、外灌注回路，其中血管內灌注液 體驅動裝置為脈動源，血管外灌注液體驅動裝置為蠕動泵
(Cole-Parmer公司，Masterf lex系歹'J );
2. 對反應器進行消毒，消毒條件為130X:， 3個大氣壓，時間1 小時；
3. 在無菌狀態下將待培養的組織工程血管安裝到血管組織培養腔 上下游的液體分配器上，其中組織工程血管內徑血管內徑 6mm，長度為20cm， PLGA;
4. 按照圖4所示連接血管組織培養腔旋轉裝置，其中血管組織 培養腔旋轉電機選用海頓57000系列步進電機；
5. 按照圖4所示連接血管內、外灌注回路中血管組織培養腔進 出口的壓力傳感器，和信號檢測裝置；
6. 按照圖9所示連接血管組織拉伸裝置，其中血管組織拉伸電 機選用海頓57000系列直線步進電機；
7. 按照圖9所示連接血管組織拉伸的拉壓傳感器和位移傳感 器；
8. 按照培養要求配制培養基，將無菌培養基注入血管內灌注儲液 瓶和血管外灌注儲液瓶；
9. 打開各設備的電源預熱；
10. 設定血管內灌注脈動頻率為70次/分鐘，電機增益為1-5%，設 定初始位置；設定血管內灌注流量為0-1, 6ml/s,進口壓力為 100-140咖Hg,出口壓力為75-115mmHg;血管外灌注流量為 0-1.0ml/s,進口壓力為110-140mmHg，出口壓力為85-llOmmHg.，
11. 設定血管組織培養腔旋轉電機的轉向和轉速順時針旋轉，
10rpm;
12. 設定血管組織受的周期性拉伸應力為20N,拉伸頻率為60次
/minj
13. 運行反應器；
14. 調節阻力調節器和順應性調節器，控制流經血管組織培養腔的
壓力、流量波形，模擬類似于生理狀態下的動脈脈搏波波形。
權利要求
1.一種血管組織工程反應器，其特征在于包括:一個血管內灌注儲液瓶(101)；一個血管內灌注液體驅動裝置(102)，其通過管路與所述血管內灌注儲液瓶(101)相連；一個內灌注回路培養腔進口管路(105)，其上游端與所述血管內灌注液體驅動裝置(102)通過管路相連；一個血管組織培養腔(107)，所述內灌注回路培養腔進口管路(105)的下游端進入到所述血管組織培養腔(107)，且所述內灌注回路培養腔進口管路(105)的下游端上用于設置待培養的血管組織(108)的上游端；一個內灌注回路培養腔出口管路(110)，其上游端被置于培養腔(107)內并用于設置所述待培養的血管組織(108)的下游端，而其下游端所述培養腔(107)之外，一個培養腔旋轉驅動電機(113)；與所述電機(113)的轉軸相耦合的一個培養腔旋轉傳動裝置(109)，所述培養腔旋轉傳動裝置(109)與所述培養腔(107)相耦合，從而把所述電機(113)的轉動驅動力傳遞給所述培養腔(107)而使培養腔(107)旋轉；一個血管往復拉伸驅動裝置(114)，血管往復拉伸驅動裝置(114)的往復驅動輸出與所述血管內灌注培養腔進口管路(105)和所述血管內灌注培養腔出口管路(110)之一相耦合，從而驅動所述血管內灌注培養腔進口管路(105)與所述血管內灌注培養腔出口管路(110)之間沿著它們的軸向的相對往復運動，從而實現對設置在所述血管內灌注培養腔進口管路(105)和所述血管內灌注培養腔出口管路(110)之間的血管組織(108)的往復拉伸。
2. 如權利要求l所述的血管組織工程反應器，其特征在于進一 步包括一個外灌注回路儲液瓶(201); 一個外灌注液體驅動裝置(202 )，其與所述外灌注回路儲液 瓶(201)經液體管路相連；一個外灌注回路培養腔進口管路(203 )，其上游端通過管路 與所述外灌注液體驅動裝置(202 )相連，其下游端進入到所述培 養腔(107)內部，用于把來自所述外灌注回路儲液瓶(201)的 培養液注入所述培養腔(107)內；以及，一個外灌注回路培養腔出口管路(206 )，其上游端被置于所 述培養腔(107)內，其下游端延伸到所述培養腔(107)之外， 用于把培養液從培養腔107中引出。
3. 如權利要求1或2所述的血管組織工程反應器，其特征在于所 述血管內灌注液體驅動裝置(102)是一個脈動源(301)，所述 脈動源(301)包括一個脈動腔(302 )，其用于充滿液體；穿過脈動腔(302 )的一根彈性軟管(303 )，其構成了從所述血管內灌注儲液瓶(101)至所述內i注回路培養腔進口管路(105)的營養液灌注管路穿過所述脈動腔(302 )的部分；設置在所述彈性軟管的上游端口處的一個上游單向止逆閥 (308 )，用于保證通過所述彈性軟管的培養液流動是沿著從所述 血管內灌注儲液瓶(101)至所述內灌注回路培養腔進口管路 (105)的方向的；設置在彈性軟管的下游端口處的一個下游單向止逆閥 (309 )，用于保證通過所述彈性軟管的培養液流動是沿著從所述 血管內灌注儲液瓶(101)至所述內灌注回路培養腔進口管路 (105)的方向的；一個密封活塞(310)，用于作用充滿在所述脈動腔內的所述 液體上；以及用于驅動所述密封活塞(310)的一個直線電機(311)。
4. 如權利要求2所述的血管組織工程反應器，其特征在于所述 外灌注液體驅動裝置(202 )是一個脈動源(301)，所述脈動源(301)包括一個脈動腔(302 )，其用于充滿液體； 穿過脈動腔(302 )的一根彈性軟管(303 )，其構成了從所 述血管內灌注儲液瓶(101)至所述內灌注回路培養腔進口管路 (105)的營養液灌注管路穿過所述脈動腔(302 )的部分；設置在所述彈性軟管的上游端口處的一個上游單向止逆閥 (308 ),用于保證通過所述彈性軟管的培養液流動是沿著從所述 血管內灌注儲液瓶(101)至所述內灌注回路培養腔進口管路 (105)的方向的；設置在彈性軟管的下游端口處的一個下游單向止逆閥 (309 ),用于保證通過所述彈性軟管的培養液流動是沿著從所述 血管內灌注儲液瓶(101)至所述內灌注回路培養腔進口管路 (105)的方向的；一個密封活塞(310)，用于作用充滿在所述脈動腔內的所述 液體上；以及用于驅動所述密封活塞(310)的一個直線電機(311)。
5. 如權利要求l所述的血管組織工程反應器，其特征在于進一 步包括一個上游密封塞(106， 204 )，其中所述內灌注回路培養腔 進口管路(105)的下游端穿過所述上游密封塞而進入到血管組織 培養腔(107)中，且所述上游密封塞以可轉動密封的方式與培養 腔接合，從而實現培養腔對外界的密封；一個下游密封塞(106， 205 )，其中所述內灌注回路培養腔 出口管路(110)下游端穿過所述下游密封塞而伸出到所述培養腔 (107)之外，且所述下游密封塞以可轉動密封的方式與所述培養 腔接合，從而實現培養腔對外界的密封。
6. 如權利要求2或4所述的血管組織工程反應器，其特征在于進 一步包括一個上游密封塞(106， 204 )，其中所述內灌注回路培養腔 進口管路(105)的下游端穿過所述上游密封塞而進入到血管組織 培養腔(107)中，且所述上游密封塞以可轉動密封的方式與培養 腔接合，從而實現培養腔對外界的密封；一個下游密封塞(106， 205 )，其中所述內灌注回路培養腔 出口管路(110)下游端穿過所述下游密封塞而伸出到所述培養腔 (107)之外，且所述下游密封塞以可轉動密封的方式與所述培養 腔接合，從而實現培養腔對外界的密封。
7，如權利要求l、 2或4所述的血管組織工程反應器，其特征在 于進一步包括設置在所述內灌注回路培養腔進口管路(107)的下游端上 的一個上游營養液分配器(404 );以及，設置在所述內灌注回路培養腔出口管路(115)的上游端上 的一個下游營養液分配器(405 )，所述上游和下游液體分配器(404、 405 )用于在它們之間設 置多條培養中的血管組織，從而實現了多條血管組織的同時培 養。
8. 如權利要求3所述的血管組織工程反應器，其特征在于進一 步包括設置在所述脈動源(301)下游的一個第一阻力調節器 (304 )，用于調節所述培養腔中的血管內灌注培養液的灌注壓強 和培養液灌注壓強變化的波形、波幅；設置在所述第一阻力調節器(304 )與所述培養腔之間的一個 第一順應性調節器(305 )，用于調節所述培養腔中血管內灌注的 培養液的流動慣性；設置在所述培養腔下游的一個第二順應性調節器(306 )，用 于調節所述培養腔中血管內灌注的培養液的流動慣性；設置在所述第二順應性調節器(306 )下游的一個第二阻力調 節器(307 )，用于調節所述培養腔中血管內灌注的培養液的灌注 壓強和培養液灌注壓強變化的波形、波幅。
9. 如權利要求2、 4或5所述的血管組織工程反應器，其特征在 于進一步包括一個外灌注回路培養腔進口壓力傳感器(401)，用于檢測培 養腔進口處的外灌注回路中的液體壓強；一個外灌注回路培養腔出口壓力傳感器(408 ),用于檢測培 養腔出口處的外灌注回路中的液體壓強；一個內灌注回路培養腔進口壓力傳感器(402 ),用于檢測培 養腔進口處的內灌注回路中的液體壓強；一個內灌注回路培養腔出口壓力傳感器(406 )，用于檢測培 養腔出口處的內灌注回路中的液體壓強；一個處理器(412)，用于處理來自所述各傳感器(401、 402、 408、 406 )的輸出，以及，一個顯示器(413)，用于顯示處理后的結果。
全文摘要
一種血管組織工程反應器，包括血管內灌注回路(101，102，105，110)；血管組織培養腔(107)；培養腔旋轉驅動電機(113)，其轉動驅動力被傳遞給培養腔(107)而使培養腔旋轉；血管往復拉伸驅動裝置(114)，血管往復拉伸驅動裝置(114)的往復驅動力作用在設置在所述內灌注回路培養腔出口管路(110)與進口管路(105)之間的血管組織(108)上，從而使血管組織(108)受到軸向往復拉伸作用。借助本發明，可以同時實現血管內培養液灌注、血管外培養液灌注、培養腔的轉動、培養中的血管沿軸向的往復拉伸、培養中的血管組織內的營養液脈動，以及它們的任何組合。
文檔編號C12M3/00GK101372662SQ20081010214
公開日2009年2月25日 申請日期2008年3月18日 優先權日2008年3月18日
發明者李晉川, 樊瑜波, 貢向輝, 鄒遠文, 黃學進 申請人:北京航空航天大學;四川大學