專利名稱：一種具有血管牽張和脈動流灌注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 種具有血管拉伸和脈動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 Cell Culture 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；反應器釆用血管內灌注的 方式。
RaIf 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 2002j 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 Warita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載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 vascularsurgery : 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 工程反應器(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(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；三是多數釆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，提供了具有 旋轉功能的血管組織工程反應器的各種實施方式，這些實施方式 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。
這些實施方式中的一些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載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；能夠同時提供血管組織水平回轉， 使反應器具有良好的傳質性能，具體包括
1、可以在由血管組織旋轉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。
本發明的一個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. 能夠同時加載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，上述力學加栽具有良好的可 調控性；
3. 能夠以可調控轉速進行血管組織旋轉，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。
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，該反應器具有以下特征
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 加載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O-250,Hg;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O-250咖Hg;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JI^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灌注管路相連。
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100-500ffll，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+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
出口的直徑為例如l-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，直線電機的往復運動對脈動腔 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，4氐剪切應 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-12mm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371C， 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 130X:， 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
1. 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，〗氐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， 上述力學栽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 控的轉速進行血管組織旋轉，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l顯示了本發明的一種非限定性的具體實施方式
，用于說明 本發明的內灌注回路脈動的裝置設置和原理。
圖2顯示了本發明的一個進一步的具體非限定實施方式，其中 進一步包括了用于拉伸培養腔107中培養的血管組織的部分。
圖3顯示了本發明的一個進一步的具體非限定實施方式，其中 進一步包括了實現被培養的血管組織108的旋轉的部分。
圖4顯示了本發明的一個進一步的具體非限定實施方式，其中 進一步包括了實現被培養的血管組織108的外灌注的部分。
具體實施例方式
圖1中顯示了本發明的一個具體圖l顯示了本發明的一種非限 定性的具體實施方式
，用于說明本發明的內灌注回路脈動的裝置 設置和原理。如圖1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，通過管 路依次連接有脈動源102、第一阻力調節器105、笫一順應性調節 器106。
如圖1所示，本發明的脈動源102包括脈動腔103、穿過脈動腔 103的彈性軟管104、設置在彈性軟管的上游端口處的上游單向止 逆閥lll、 i殳置在彈性軟管104的下游端口處的下游單向止逆閥 114、密封活塞113、以及用于驅動密封活塞113的直線電機112。 脈動腔103是一個充滿液體的體積固定的密閉腔。而彈性軟管104 構成了血管內灌注回路穿過脈動腔103的部分。直線電機112的 往復運動，通過活塞113，而對脈動腔103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104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。
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J^的波動，并可以在一定范圍內調節Ji^動流的 脈動頻率、流量和壓力。單向止逆閥lll、 114用于保證從脈動源 流出的培養液流為單向的脈動流。
標號105表示一個第一阻力調節器。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。
標號106表示一個第 一順應性調節器。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。
標號109表示一個第二順應性調節器，標號110表示一個第二阻力 調節器。
第一和第二阻力調節器105、 110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106、 109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105、 IIO和第一和第二順應性調節器 106、 109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具體非限定實施方式。與圖 l所示的實施方式相比，圖2的實施方式進一步包括了用于拉伸培 養腔107中培養的血管組織的部分。
如圖2所示，標號201表示一個血管內灌注管路上游支架，標 號202表示血管內灌注回路培養腔進口管路，標號203表示培養腔 密封塞，標號204表示血管內灌注回路培養腔出口管路，標號206 表示拉伸電機拉桿，標號205表示血管內灌注回路下游支架，標號 207表示拉伸電機。
作為一種非限定性的具體實施方式
中，培養腔出口管路204與 下游的密封塞203之間的結合是可滑動的，拉伸電機驅動桿206的 往復拉伸驅動作用在培養腔出口管路204上，從而驅動出口管路 204沿著軸向作往復運動，從而實現對培養中的血管組織108的往 復拉伸。
培養腔107優選地是由透明材料(如玻璃、塑料、不銹鋼、聚 碳酸酯)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， 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10 8內的培養液相同的液體。
借助如圖2所示的本發明的實施方式，可以同時實現培養中的 血管組織108內的培養液的脈動流(即培養液壓強l^動)和血管組 織108沿著軸向的往復拉伸。
應當理解的是，圖2所示的拉伸電機207的設置方式并不是唯 一的；拉伸電機207同樣可以被設置在培養腔107的上游側，并/或
與培養腔進口管路202相耦合。
進一步地，拉伸電機207也不是實現血管組織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 電機驅動的曲柄-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。
圖3顯示了本發明的一個進一步的具體非限定實施方式；與圖 2所示的實施方式相比，圖3的實施方式中進一步包括了實現被培 養的血管組織108的旋轉的部分。
血管內灌注回路耦合接頭303用于實現可以轉動的培養腔進口 管路202與其上游的不轉動的管路之間的密封連接。
血管內灌注回路培養腔進口管路202的下游端進入到血管組織 培養腔107中。標號305所表示的，是一個可選的培養腔上游液體 分配器，它與進口管路202的下游端相連，而待培養的多條血管組 織108的上游端套在該上游液體分配器上，以實現多條血管組織的 同時培養。
待培養的血管組織108的下游端套在下游液體分配器306。下 游分配器306和血管內灌注回路培養腔出口管路204的上游端相 連，而培養腔出口管路204的下游端在伸出到培養腔107之外，并 通過血管內灌注管路下游耦合接頭309而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。 下游耦合接頭309實現了可轉動的培養腔出口管路204與連接到血 管內灌注儲液瓶101的不轉動的管路之間的密封連接。
圖3中，標號203表示密封塞，用于使進口管路202和出口管路 204以密封的方式進、出培養腔107。
圖3所示的非限定性具體實施方式
中，還包括血管內灌注管路 上游支架201和下游支架205，它們分別用于以可轉動的方式支撐 和/或保持培養腔進口管路202和出口管路204。
在圖3所示的非限定的具體實施方式
中，標號310表示一個血 管組織轉動驅動電機。電機310的轉動軸與上游傳動齒輪組304和 下游傳動齒輪組307相耦合，以驅動傳動齒輪組304和307作同步轉 動。傳動齒輪組304還與培養腔進口管路202相耦合，且傳動齒輪 組307還與培養腔出口管路204相耦合，因而傳動齒輪組304和307
的轉動，分別驅動了培養腔進口管路202和培養腔出口管路204的 轉動，且培養腔進口管路202的轉動和培養腔出口管路204的轉動 是彼此同步的，從而造成設置在進口管路202和出口管路204之間 的待培養血管組織108的轉動。
在此，下游傳動齒輪組307容納與其轉動耦合的出口管路204 的這種往復徑向移動的方式可以有多種。
其一是，出口管路204和下游傳動齒輪組307中與其直接耦合 的齒輪是沿著軸向是相互固定的，而以下游傳動齒輪組307的齒輪 之間的徑向滑動嚙合來吸收出口管路204的往復徑向移動。為此， 一種可選方案是，齒輪組307中發生滑動嚙合的兩個齒輪之一的厚 度明顯大于之另一個，從而避免了由于齒輪之間的滑動嚙合而造 成嚙合脫離的可能性。
其二是，出口管路204和下游傳動齒輪組307中與其直接耦合 的齒輪沿著軸向是可相互滑動的，而用一個支架(未顯示)來是 該齒輪沿軸向固定。
作為一種具體實施方式
，可以用諸如支架的固定裝置(未顯 示)固定住培養腔107,從而使培養腔107在進口管路202和出口管 路204以及它們之間的待培養血管組織108轉動時保持靜止。
作為另一種具體實施方式
，培養腔107不與任何固定裝置相 連，從而使培養腔107在進口管路202和出口管路204以及它們之間 的待培養血管組織108轉動時也隨著轉動。
圖3所示的實施方式進一步包括一個用于采集、處理、顯示和 /或記錄數據的部分。如圖3所示，該用于采集、處理、顯示和/或 記錄數據的部分的一個具體但非限定性的實施方式包括設在培 養腔進口處的壓力傳感器301,用于檢測血管內灌注管路中培養腔 107的進口處的壓強；設在培養腔出口處的壓力傳感器308，用于 檢測血管內灌注管路中動態培養腔107的出口處的壓強；沒在拉伸 電機上的位移傳感器311，用于檢測血管組織108的拉伸量；集線 器313，它接收傳感器308和311的輸出；小信號放大器314,它從 集線器313接收傳感器307和309的輸出并進行放大；驅動器315;
處理器316，它可以是一個PC機或工控機；顯示器317。
應該理解的是，上述的齒輪組304、 307，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304和/或307，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。這樣的變形屬于本發明的范圍。
圖4顯示了本發明的一個進一步的具體非限定實施方式，其與 圖2所示的實施方式相比進一步包括了實現被培養的血管組織108 的外灌注的部分。
如圖4所示，實現血管外灌注的部分包括外灌注回路儲液瓶 401;外灌注液體驅動裝置402,其與儲液瓶401經液體管路相連； 外灌注回路培養腔進口管路404，其穿過上游的密封塞203而通到 培養腔107內部，用于把來自外灌注回路儲液瓶401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407,其穿過下 游的密封塞203,用于把培養液從培養腔107中引出。
作為一種可選的變形，在圖4所示的實施方式中，設置有可選 的外灌注回路培養腔進口壓力傳感器403和外灌注回路培養腔出口 壓力傳感器408,分別用于檢測培養腔進口和出口處的外灌注回路 中的液體壓強。傳感器403和408的輸出被送到集線器313,以被處 理器316和顯示器317所處理、記錄、和/或顯示等。
圖4所示的實施方式，在圖3所示的實施方式的基礎上，進一 步地實現了培養腔中的血管組織外側的培養液灌注。
借助圖4所示的實施方式，可以同時或單獨地實現血管內回 路的灌注、血管外回路的灌注、血管組織的拉伸、血管內壓強的 脈動(脈動流，即血管內、外液體的壓強差的脈動)，以及這些 功能/效果的任何組合。
應該理解，由于管內的脈動流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^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。實施例l脈動流內灌注拉伸
1. 按照圖2所示連接血管內灌注回路，其中血管內灌注液體驅 動裝置為脈動源；
2. 對反應器進行消毒，消毒條件為130^， 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6mm，長度為20cm， PLGA;
4. 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；
5. 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；
6. 打開各"&備的電源預熱；
7. 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；i殳定血管內灌注流量為O-1. 6ml/s，進口壓力為 100-140mmHg，出口壓力為75-115mmHg;
8. 設定血管組織受的周期性拉伸應力為10N，拉伸頻率為60次
9. 運行反應器；
10. 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；
實施例2脈動流內灌注拉伸內旋轉
1. 按照圖3所示連接血管內灌注回路，其中血管內灌注液體驅 動裝置為脈動源；
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 上下游的液體分配器上，其中組織工程血管內徑血管內徑 4mm,長度為10cm, PLGA'，
4. 按照圖3所示連接血管組織旋轉裝置，其中血管組織旋轉電 機選用海頓57000系列步進電機；
5. 按照圖3所示連接血管內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3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3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；
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；i殳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;
11. 設定血管組織旋轉電機的轉向和轉速逆時針旋轉， 10rpm;
12. 設定血管組織受的周期性拉伸應力為10N，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；
實施例3脈動流內灌注外灌注拉伸
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/>司，Masterf lex系歹寸)；
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 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；
5. 按照圖4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. 按照圖4所示連接血管組織拉伸的拉壓傳感器和位移傳感 器；
7. 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；
8. 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；i殳定血管內灌注流量為O-l. 6ml/s，進口壓力為 100-U0mmHg，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
11. 設定血管組織受的周期性拉伸應力為10N，拉伸頻率為60次
/min;
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:通過液體管路依次相連的血管內灌注儲液瓶(101)、作為血管內灌注液體驅動裝置的脈動源(102)、血管內灌注回路培養腔進口管路(202)；一個血管組織培養腔(107)，所述培養腔進口管路(104)的一端進入到血管組織培養腔(107)中并與待培養的血管組織(108)的一端相連接從而用于使來自所述血管內灌注儲液瓶(101)的培養液流入所述血管組織(108)的內部；一個血管內灌注回路培養腔出口管路(204)，其一端進入到所述血管組織培養腔(107)中并與待培養的血管組織(108)的另一端相連接從而用于導出所述血管組織(108)的內部的培養液。
2. 如權利要求l所述的血管組織工程反應器，其特征在于所述脈 動源包括一個脈動腔(103)，其用于充滿液體；穿過所迷脈動腔的一個彈性軟管(104)，該彈性軟管構成了 從所述血管內灌注儲液瓶(101)至所述培養腔進口管路(202 ) 的培養液管路穿過所迷脈動腔的部分；設置在彈性軟管的上游端口處的一個上游單向止逆閥 (111);i殳置在所述彈性軟管的下游端口處的一個下游單向止逆閥 (114);可作用在所述脈動腔內的液體上的一個密封活塞(113);一個直線電機(112)，用于驅動所述密封活塞作往復運動， 從而通過所述密封活塞而對脈動腔(103)中充滿的液體產生擠壓 作用，這種擠壓作用進而傳遞到所述彈性軟管內的培養液上，從 而產生從血管內灌注儲液瓶(101)至所述血管組織(108)的內 部的培養液脈動流。
3. 如權利要求2所述的血管組織工程反應器，其特征在于該 反應器進一步包括設置在所述脈動源(202 )下游的一個第一阻力調節器 (105)，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；設置在所述第一阻力調節器(105)與所述培養腔之間的一個 第一順應性調節器(106),用于調節培養腔中的培養液的流動慣 性；設置在所述培養腔下游的一個第二順應性調節器(109)，用 于調節培養腔中的培養液的流動慣性；設置在所述第二順應性調節器(109)下游的一個第二阻力調 節器(IIO),用于調節所述培養腔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。
4. 如權利要求l - 3中的任何一項所述的血管組織工程反應 器，其特征在于該反應器進一步包括一個拉伸驅動裝置(207 ),其拉伸驅動輸出與所述血管內灌 注培養腔進口管路(202 )和所述血管內灌注培養腔出口管路 (204 )之一相耦合，從而驅動所述血管內灌注培養腔進口管路 (202 )與所述血管內灌注培養腔出口管路(204 )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(202 )和所述血管內灌注培養腔出口管路(204 )之 間的血管組織(108)的往復拉伸。
5. 如權利要求4所述的血管組織工程反應器，其特征在于該 反應器進一步包括一個血管組織轉動驅動電機(310);與所述驅動電機(310)的轉動軸相耦合的上游轉動傳動裝置 (304 )和下游轉動傳動裝置(307 )，其中所述上游轉動傳動裝 置(304 )還與所述培養腔進口管路(202 )相耦合，且所述下游 轉動傳動裝置(307 )還與所述培養腔出口管路(204 )相耦合， 從而當所述驅動電機驅動所述上游和下游轉動傳動裝置時，所述 培養腔進口管路(202 )和培養腔出口管路(204 )也被驅動而進 行轉動，從而使設置在所述培養腔進口管路(202 )和所述培養腔 出口管路(204 )之間的待培養血管組織(108)發生轉動。
6.如權利要求5所述的血管組織工程反應器，其特征在于該反應 器進一步包括一個外灌注回路儲液瓶(401);一個外灌注液體驅動裝置(402 )，其與所述外灌注回路儲液 瓶(401)通過液體管路相連；一個外灌注回路培養腔進口管路(404 )，其通過液體管路與 所述外灌注液體驅動裝置(402 )相連，且其進入到所述培養腔 (107)內部，從而用于把來自外灌注回路儲液瓶(401)的培養 液注入培養腔(107)中所述血管組織(108)之外的空間內；以 及一個外灌注回路培養腔出口管路(407 )，其上游端進入所述 培養腔(107)中，其下游端延伸到所述培養腔(107)之外，用 于把所述培養腔內所述血管組織(108)之外的培養液引出。
7.如權利要求6所述的血管組織工程反應器，其特征在于該 反應器進一步包括一個內灌注管路上游耦合接頭(303 )，用于實現可以轉動的 所述血管內灌注培養腔進口管路(202 )與其上游的不轉動的管路 之間的密封連接；一個內灌注管路下游耦合接頭(309 )，用于實現可轉動的所 述血管內灌注培養腔出口管路(204 )與連接到血管內灌注儲液瓶 (101)的不轉動的培養液管路之間的密封連接；一個上游營養液分配器(305 )，其與所述血管內灌注培養腔 進口管路(202 )的下游端相連接；與所述血管內灌注培養腔出口管路(204 )上游端相連接的一 個下游營養液分配器(306 );其中多條待培養的血管組織被設置在所述上游營養液分配器 (305 )和下游營養液分配器(306 )之間，所述上游營養液分配 器(305 )和下游營養液分配器(306 )實現了對該多條血管組織 的同時內灌注和旋轉； 一個上游密封塞(203 ),其以可轉動密封的方式與所述培養 腔相結合，且所述血管內灌注培養腔進口管路(202 )和所述外灌 注回路培養腔進口管路(404 )以密封的方式穿過該上游密封塞 (203 )而進入所述培養腔(107);一個下游密封塞(203 )，其以可轉動密封的方式與所述培養 腔相結合，且所述血管內灌注培養腔出口管路(204 )和所述外灌 注回路培養腔出口管路(407 )以密封的方式穿過所述下游密封塞 (203 )而從所述培養腔(107)內延伸到所述培養腔(107)之 外；拉壓傳感器(302 )，用于檢測作用在所述血管內灌注培養 腔進口管路(202 )上的拉力；一個位移傳感器(311)，用于檢測血管內灌注培養腔出口管 路(110)所發生的位移；設在培養腔進口處的壓力傳感器(301)，用于檢測血管內灌 注管路中培養腔(107)的進口處的壓強；設在培養腔出口處的壓力傳感器(307 )，用于檢測血管內灌 注管路中動態培養腔(107)的出口處的壓強；外灌注回路培養腔進口壓力傳感器(403 ),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；集線器(310)，它接收各傳感器的輸出；小信號放大器(314)，它從集線器(313)接收各傳感器的 輸出并進行放大；驅動器(315);處理器(316);以及顯示器(317)。
8. —種脈動源(102)，用于在一種血管組織工程反應器中 作為營養液灌注的液體驅動裝置，所述血管組織工程反應器包 括通過液體管路與所述脈動源(102)相連的、位于該脈動源的 上游的一個血管灌注儲液瓶(101、 401)在所述脈動源下游并通過液體管路與該脈動源相連的血管灌注回路培養腔進口管路(202， 404 );一個血管組織培養腔(107)，所述培養腔進口管路的下游端 進入到血管組織培養腔(107)中從而用于使來自所述血管內灌注 儲液瓶(101)的培養液流過所述血管組織(108);一個血管灌注回路培養腔出口管路(204、 407 )，其上游端 進入到所述血管組織培養腔(107)中從而用于導出流過所述血管 組織(108)的培養液，其特征在于所述脈動源包括一個脈動腔(103),其用于充滿液體；穿過所述脈動腔的一個彈性軟管(104)，該彈性軟管構成了 從所述血管內灌注儲液瓶(101)至所述培養腔進口管路(202 ) 的培養液管路穿過所述脈動腔的部分；設置在彈性軟管的上游端口處的一個上游單向止逆閥 (111);設置在所述彈性軟管的下游端口處的一個下游單向止逆閥 (114);可作用在所述脈動腔內的液體上的一個密封活塞(113);一個直線電機(112),用于驅動所述密封活塞作往復運動， 從而通過所述密封活塞而對脈動腔(103)中充滿的液體產生擠壓 作用，這種擠壓作用進而傳遞到所述彈性軟管內的培養液上，從 而產生從血管內灌注儲液瓶(101)至所述血管組織(108)的內 部的培養液脈動流。
9.如權利要求8所述的脈動源，其中所述反應器進一步包括設置在所述脈動源(102)下游的一個第一阻力調節器 (105)，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；設置在所述第一阻力調節器(105)與所述培養腔之間的一個 第一順應性調節器(106),用于調節培養腔中的培養液的流動慣 性；設置在所述培養腔下游的一個第二順應性調節器(109),用 于調節培養腔中的培養液的流動慣性；設置在所述第二順應性調節器(109)下游的一個第二阻力調 節器(110)，用于調節所述培養腔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。
10.如權利要求4所迷的血管組織工程反應器，其中所述拉伸 驅動裝置(207 )是一個直線電機(207 )。
全文摘要
一種血管組織工程反應器，其特征在于包括通過液體管路依次相連的血管內灌注儲液瓶(101)、作為血管內灌注液體驅動裝置的脈動源(102)、血管內灌注回路培養腔進口管路(202)；一個血管組織培養腔(107)，所述培養腔進口管路(104)的一端進入到血管組織培養腔(107)中并與待培養的血管組織(108)的一端相連接從而用于使來自所述血管內灌注儲液瓶(101)的培養液流入所述血管組織(108)的內部；一個血管內灌注回路培養腔出口管路(204)，其一端進入到所述血管組織培養腔(107)中并與待培養的血管組織(108)的另一端相連接從而用于導出所述血管組織(108)的內部的培養液。
文檔編號C12M3/00GK101372663SQ20081010214
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