專利名稱：一種基于原位自體干細胞技術的再生型人工血管及其制備方法
技術領域：
本發明涉及一種基于原位自體干細胞技術的再生型人工血管及其制備方 法，屬于生物醫學技術領域。
背景技術：
血管病變尤其是冠狀動脈的閉塞性病變是人類主要病死原因之一，其主要 的治療方法是血管搭橋手術，這就需要各種直徑的血管移植物作為修補材料。 根據天然血管的性能及作為血管替代物的考慮，因此美國血管外科學會列舉出 下列作為人工血管應具備的條件。其中安全性的條件有在生物體內的物性穩 定；在化學上穩定并且無毒性；沒有異物反應；不誘發癌癥；沒有變態反應； 疲勞強度大制造簡單并且成本低；消毒簡單。除對這樣的材料的安全性的條件 之外，又要求具有下述等的生物體適應性和移植后的性能高度的組織相容性、 具有優異的抗血栓性；具有比得上生物體血管的伸縮率；要有足夠的強度以免 在血壓變化時出現破裂；要有彈性來承受循環負荷要與鄰近的自體血管有良 好的愈合性能能迅速地得到治愈良好的新生內膜；移植后能維持管腔的長期 通暢，從而提高血管移植手術的長期療效。人工血管替代物必須在移植的同時 就有良好的物理性能，也就是說，移植物本身的力學性能要符合天然血管的要 求。
目前臨床己經應用的血管移植物包括天然血管和合成材料管道。 天然血管包括自體血管、異體和異種血管。目前血管操作多數采用自體血 管移植。因為臨床上很容易得獲得自體中小血管(全身的淺靜脈多不勝舉)作 為橋接物，無排異的擔憂。自體靜脈移植是血管外科最常見的手術方案,手術成 功率較高。異體和異種移植多用于大血管。因為大血管手術切除后(如腹主動 脈瘤)很難找到合適管徑的自體血管。但正常血管的內1/3由管腔內血液滲 透供給營養,而血管壁2/3由滋養血管供給營養。無論是新鮮自體血管移植還
是異體血管移植,移植的血管將要斷絕血供,該移植血管段均不能直接復活,所移 植血管段經過變性及血管內皮的脫落與再生,最終血管內膜被光滑平坦的復層 內皮細胞所覆蓋，血管壁被纖維組織所取代，自體血管與異體血管移植后的組織
4學變化類同,移植后3 14d ,移植血管段退變顯著,吻合口有不同程度狹窄,此期 多導致血管栓塞。自體血管移植成功率雖然高，但由于手術后血管內膜增殖和
血管重塑,術后1 2年內就有20% 40%的病人出現移植血管再狹窄,導致手 術失敗。尤其是對于直徑在6mm以下的小口徑動脈和血流緩慢的靜脈更易導 致栓塞。除此之外，異種和異種血管無法完全避免因異種組織和異種細胞的排 斥反應，用藥劑進行完全地交聯和固定該殘存細胞，所以完全不能置換自己的 生物體，因此也不能促進內皮化，另外也不能再生寄生的細胞。并且，由于存 活率差在目前己經不再使用。
在目前所提供使用或所報導的合成材料人工血管中，主要可列舉以下的人 工血管滌綸為基材的人工血管；ePTFE為基材的人工血管。
以滌綸作為基材的人工血管，曾有報導在長期使用時發生動脈瘤的病例， 并且，在臨床病例中不能確認包覆內皮細胞。最近，雖有用膠原或明膠包覆該 基材作為大口徑人工血管使用，但是也能見到被認為是在制作階段的內毒素的 原因造成手術后不明的低燒發生。
以ePTFE為基材的人工血管，其組織親和性低，因此不能使內皮細胞再 生，而對在吻合部形成血管翁的小口徑人工血管的長期存活性不能得到滿意的 結果。
所有上述血管都有一個共同的問題，就是抗凝血性能未能很好的解決。 抗凝血性能是目前人工血管面臨的主要問題之一。因為長期的血液動力學 表明由于血液的栓塞作用，血液幾乎無可避免的會發生人工血管狹窄，以至 于栓塞。目前人工血管替代物僅在大中動脈上取得較好的臨床效果，在小口徑 動脈和靜脈上仍有問題。
抗凝血問題在目前的大、中動脈人工血管代用方面不太突出，但在小口徑 動脈(<6mm)和靜脈移植上的療效仍然不佳，主要是因為血管代用物管徑 細和血流速度緩慢，極易發生狹窄和血栓栓塞有關。特別是對于6mm以下的 小口徑血管，在臨床上應用上，其長期阻塞幾乎無可避免。對于大血管，雖然 目前等人工血管可在一定程度上滿足臨床需要，但仍需要外用抗凝、藥物洗脫、 人工血管表面進行抗凝修飾等多種方式抗凝血，能在一定程度上血栓形成，但 植入血管需終生使用，其長期的抗凝效果不甚理想。而且目前的人工血管不 降解， 一直作為異物存在人體內，且抑制血管細胞的再生功能。由于內皮細胞在抗血栓形成、抑制血小板聚集、分泌血管活性因子等方面的重要作用，人工 血管的內皮化是最終解決血管血栓形成及內膜增生的最有效方法。但以往人工 血管的內皮化不甚理想，究其原因在于血管內皮細胞的再生能力非常有限，宿
主內皮細胞由吻合口向人工血管內遷徙僅限于吻合口周2cm 。
因此，為了達到理想的修復效果，修補材料必須盡可能與天然血管接近。 但血管的復雜結構和功能使血管替代物必須具有復雜的結構。
天然血管除毛細血管外,其管壁結構由內向外依次分為內膜、中膜和外膜三層。
動脈三層結構如下(1)內膜最薄，由內皮、內皮下層和內彈性膜組成。 內皮是單層扁平上皮，表面光滑，可減少血液流動的阻力。內皮下層是薄層結 締組織，內含少量膠原纖維、彈性纖維和少許平滑肌纖維。內彈性膜是一層由 彈性蛋白構成的膜，富有彈性。(2)中膜最厚，由平滑肌和彈性纖維等構成。 大動脈的中膜以彈性纖維為主，中、小動脈的中膜以平滑肌為主，故中、小動 脈也稱肌性動脈。小動脈平滑肌的舒縮，可明顯改變血管的口徑，影響其灌流 器官的血流量，而且可改變血液流動的外周阻力，影響血壓。(3)外膜較厚， 主要由疏松結締組織構成。外膜中有小血管、淋巴管和神經分布。
靜脈與各級相應的動脈比較，靜脈的管徑較大，管壁較薄，彈性小。靜脈 的管壁也分內膜、中膜和外膜，但三層的分界不明顯。靜脈的內膜薄，由一層 內皮和結締組織構成；中膜稍厚，主要由一些環行平滑肌構成；外膜最厚，由 疏松結締組織構成。大靜脈的外膜內還含有較多的縱行平滑肌。
綜上所述，血管特征性地由血管平滑肌細胞和內皮細胞共同培養制備。前 者功能在于提供有血管活性的結構，這是對變化的血管動力學條件短期和長期 適應的必要因素，而內皮細胞則為與血液相互作用的替代物提供非凝血界面。 這兩者的存在對植入后的正常生理功能必需的。因此采用組織工程技術制作出 內層有有利于內皮細胞生長覆蓋、外層便于平滑肌細胞增長有活性的小口徑血 管，才是能夠取得滿意的相容性和長期的通暢率的有效方法之一。
用生物和合成材料生產具有生理功能的組織替代物用于心血管替代治療， 是--個對自體天然組織替代的極具吸引力的可選擇方法。因此，組織工程方法 學作為構建血管的通用策略出現在實驗研究中，目前至少有4種不同的設計血 管替代物的方法，但將這些方法維系在一起的基本概念是在構建物中引入活細胞成分，這樣的血管構建物可從各種生物材料支架構建，保證細胞功能被發行 為具有所替代組織器官的特定功能。
目前對細胞的引入有兩種方法 一種是須在植入前將細胞引入替代物，另 一種則是是在植入后由體內募集細胞。
在植入前將細胞引入替代物的優勢在于，由此得到的人工血管在起始就有 良好的血管活性和抗凝血界面。然而，由于引入了異體細胞，引起免疫排斥， 同時還存在著病毒及疾病傳播的風險。尤其外源性內皮細胞和平滑肌細胞兩者 都不是免疫豁免細胞，到目前為止組織工程血管的免疫可接受性都被認為是一 個相當大的難題。而在植入后由體內募集細胞可避免上述缺點。
因此，目前理想的人工血管，是類似于天然血管有不同結構層次的人工血 管替代物。其內層可捕獲內皮干細胞，并結合適當的細胞因子，能誘導其快速 分化為內皮細胞，這種募集必須以相當快的速率進行，且其內層應有一定的孔 隙便于內皮細胞粘附及增長，而且也應盡可能的平滑以便減小管壁對血液的阻 力以及血液對管壁的沖刷；外層結構可捕獲平滑肌細胞干細胞，結合并結合適 當的細胞因子，能誘導其快速分化為平滑肌細胞，外層孔隙便于平滑肌細胞可 以深入牢固生長。其本身在誘導血管再生后在體內可完全降解吸收，而其本身 則有合適的生物動力學性能，兼有力學支持、抗血流壓力等功能，在血管再生 前能滿足做為臨時血管替代的要求。
由于血管的血液動力學特征，血管壁也展現出顯著的生物力學特性，血液 動力學環境對血管施加了顯著的負荷，在血管的某些部位，近10%徑向應變的 周期性擴張。這種組織結構在組織工程血管構建物中驗證以模仿，但在發展功 能性血管替代物時，必須意識到血管完整性中的兩個部分，血管強度和血管彈 性的重要性。血管構建物必須能維持血管系統的工作壓力，具有與天然血管相 似的彈性恢復能力。
由于需要捕獲細胞并誘導其分化增殖，這類人工血管同時作為了特定細胞 培養的三維的立體支架和血管細胞的基質材料,使接種細胞能定位、貼附、局域 化生長增殖,同時材料可使細胞在支架空間分布排列有序,分化具有特定功能并 合成適當的細胞外基質。除此之外，為了有利于其生長，應具有適當的孔徑。 滿足以上要求的這類人工血管的材料可分為生天然大分子材料和人工材料兩 類。天然材料來源于生物體,由天然生物物質構成,可分為大分子無結構材料,如膠原膠、藻酸鹽等。植入體內時,且無或極低免疫排斥反應。受體自身血管與移 植血管相容性好,構成血管的順應性、通暢率等都優于非生物性材料血管。彈性 蛋白提供了獨特的力學性能，也許對組織工程血管長期周期性重復負荷而不發 生阻塞是必需的。人工材料主要是高分子聚合物材料,在組織工程中應用廣泛, 合成可上規模,材料的強度、降解速率和微結構等特性易于控制。常用有聚乙醇
酸(PGA),聚乳酸(PLA),或PGA與PLA共聚物(PLGA)，其他降解聚合材料還有 聚羥基辛酯(PHO), PGA-聚羥基垸酯(PHA)等新材料。
為了達到捕獲內皮干細胞和平滑肌細胞干細胞的目的，需要在支架上接連 入適當的細胞因子或/和不同的特異性抗體；為了誘導其遷移、分化及增殖， 也需要在支架上接連入適當的細胞因子。而內皮干細胞和平滑肌細胞干細胞在 體內來源廣泛，與血管直接接觸，無組織屏障。目前臨床上已證實，在血管受 到損傷后，能動員骨髓來源的內皮干細胞，有大量的內皮干細胞進入血液；且 血液中的單核細胞也能轉化為內皮干細胞。平滑肌干細胞來源更廣泛，不僅可
以來源于骨髓來源造血干細胞和間充質干細胞，還能來源于脂肪干細胞、骨骼 肌干細胞、血管外膜細胞、成纖維細胞、內皮細胞、肌細胞及單核細胞。此外， 內皮細胞和平滑肌細胞還能從吻合口移行長入，但在沒有外界其它因素影響的 條件下，內皮細胞僅限于吻合口周2mm，其修復能力有限。如果能有效提高 其修復能力，則能達到在體內完全修復的目的。為實現這一，則需要達到讓更 多的干細胞吸附于血管損傷部位并進一步分化為內皮細胞和平滑肌細胞。
生物打印技術是近年來出現的新技術。生物打印能按預定計劃精確定位， 這和傳統打印技術的特點是一致的。生物打印的理論研究來源于一般的紙質打 印，生物打印的紙片理論上設計為一種在體內可降解的生物紙片；生物打印的 墨水理論上設計為特制的細胞溶液或有生物活性的細胞因子溶液，即"生物墨 水"。將這種特制溶液噴射到可生物降解的生物紙片上。打印后再將紙片按一 定順序的堆疊。由于使用了打印技術，可以將細胞或/和細胞因子("生物墨水") 精確的結合到預定部位；而按特定的堆疊方式的生物紙片則會形成三維結構。 理論上如果所用的生物墨水是細胞溶液，則形成三維的組織結構和器官，最后 生物紙片降解，細胞保留下來，形成立體結構，例如，活的三維組織、血管和 器官。采用生物打印技術這種制備方法制備得到一種納米仿生材料有望解決上 述現有材料的不足。但是生物打印技術仍處于基礎研究的階段，生物紙片具體是一種什么樣的 物質、細胞或/和細胞因子生物墨水具體是怎樣的組成、如何實現所述的堆疊， 都是理論上的一些探討和設想，還沒有出現具體的可直接利用細胞通過生物打 印成功制備的納米仿生材料，也沒有見到相關技術報道。生物打印還是是一種 立體打印技術，可直接在曲面上進行，因此極大的方便了具有復雜立體結構的
# 口 廣叩o
利用生物打印技術，不僅可以打印細胞，也可以打印藥物，比如在上述說 到的人工血管內表面打印抗凝血藥物，在內皮干細胞募集和分化為內皮細胞 之前，可起到短暫的抗凝血作用。
發明內容
本發明的目的在于克服目前己有技術中存在不足，提供一種具有良好力學 性能和組織相容性、能在體內完全降解吸收、能和特異性抗體/藥物/細胞因子 精確結合、能在體內捕獲血管內周及外周的干細胞并促使其按設計要求分別分 體為內皮細胞和平滑肌細胞細胞、最終實現人工血管內層內皮化、外層平滑肌 化、基于原位自體干細胞技術的、可誘導天然血管完全再生的人工血管，其成 本低、生產周期短、保存、運輸容易、無病毒或相對安全、無免疫排斥或免疫 排斥作用極低，能達到完全抗血栓形成、防止血管再狹窄發生，達到天然血管 應有的力學性能，用于臨床上修復血管缺損或血管搭橋。
本發明的另一個目的是提供上述人工血管的制備方法，所述方法利用生物 打印技術成功制備得到納米仿生材料，簡單易行、可適應大規模生產、成本低， 同時拓寬了生物打印技術應用范圍的，還具體定義了生物打印技術的應用。
本發明通過以下技術方案實現上述目的
一種基于原位自體干細胞技術的再生型人工血管，包括納米仿生支架和附 著于其上的水溶膠，所述水溶膠內包覆有一種或幾種特異性抗體和/或細胞因 子和/或粘附短肽和/或藥物。
上述納米仿生支架和附著于其上的水溶膠制備得到仿生支架層，所述人工 血管是由至少三個相連接的仿生支架層構成的組織結構，所述組織結構為同心 圓環結構，自內向外依次為內層、隔離層和外層；面向血液、向管內腔的一層 為內層，向外腔一為外層；兩層之間還有隔離層，隔離層可以是一層，也可以 是兩層或多層。所述內層和外層水溶膠內包覆有一種或幾種特異性抗體和/或
9細胞因子和/或粘附短肽和/或藥物。
任意兩個相鄰仿生支架層之間的連接方式優選通過電紡連接。 本發明所述人工血管的內層設計為可快速捕獲內皮干細胞和促進其生長 分化為內皮細胞，外層設計為可捕獲平滑肌干細胞和促進其生長分化為平滑肌 細胞。內層為了有效誘導內皮干細胞捕獲及生長分化為內皮細胞，不僅引入了 適當的細胞因子，還通過靜電紡絲參數調整，設計上將平均孔徑達到
100 500nm，這樣有利于內皮細胞的粘附、增殖和生長分化。外層為了有效誘導 平滑肌干細胞捕獲及生長分化為平滑肌細胞，不僅引入了相應的適當的細胞因 子，還通過靜電紡絲參數調整，設計上將平均孔徑達到5-50uM,這樣有利于 平滑肌細胞的遷入、粘附、增殖和生長分化。
此外，由于內外兩層誘導的細胞群不同，其生長分化方向不同，其適用的 細胞因子及其濃度和分布也不相同，為了分隔這兩者，增加隔離層，結構致密， 采用疏水性能好的材料，通過疏水作用起到阻隔內外兩層細胞因子及細胞的作 用，防止其相互干擾。所述隔離層的孔徑分布達到隔離的作用即可，允許在一 定合理的范圍進行調整，但本發明選擇的優選范圍為不超過100nm。
本發明為了達到捕獲并誘導其遷移、分化及增殖細胞的目的，要在支架上 精確結合內皮干細胞和平滑肌細胞干細胞的不同的細胞因子和/或可以捕獲相 應細胞的特異性抗體或粘附短肽。
所述細胞因子是對內皮干細胞或平滑肌干細胞的歸巢、趨化、生長、分化、 增殖、表達起作用的因子。對于內皮干細胞來說，包括內皮生長因子趨化因 子SDF-1 、層粘連蛋白、生長因子蛋白等等；對于平滑肌細胞包括血管內
皮生長因子、成纖維細胞生長因子、干細胞生長因子、血小板衍生生長因子、 轉化生長因子、血管生成素等等，其中血管內皮生長因子研究最為熱門，因為 它在多種組織中廣泛表達，有很強的促血管生長作用。
所述特異性抗體是可以捕獲相應細胞的特異性抗體，優選細胞膜表面特異 性抗體。可以捕獲內皮細胞的特異性抗體，優選內皮細胞膜表面特異性抗體，
如CD34抗體、CD133抗體等。可以捕獲平滑肌干細胞的特異性抗體，優選內 皮細胞膜表面特異性抗體，如CD59抗體、、SMA (抗平滑肌細胞抗體)等。
所述粘附短肽是可捕獲內皮干細胞或平滑肌干細胞并誘導干細胞分化為 內皮細胞或平滑肌細胞并進一步生長增殖的細胞因子，如Gly-Arg-Gly-Asp、Arg-Gly-Asp等。
所述藥物是抗凝血藥物。如肝素,氯吡格雷，波立維,速碧林,克賽,法安明,拜 阿司匹靈,丹奧等等。
所述納米仿生支架是采用支架材料通過靜電紡絲技術制備得到，所述支架 材料包括聚乳酸、聚已內酯、聚乙交酯、聚氨酯、聚乙二醇、聚對苯二甲 酸乙二酯、聚甲基丙烯酸甲酯、聚羥基丁酸戊酸酯、聚羥基丁酸己酸酯、聚磷 酸酯、聚氨基甲酸酣、聚L-乳酸、聚酯酰胺、聚乙烯醇、聚丙交酯、聚氧乙 垸、聚對二惡酮、丙交酯、乙交酯、丁內酯、戊內酯、己內酯、環氧乙垸、環 氧丙垸、聚氨酯類、聚碳酸酯、膠原蛋白、明膠、殼聚糖、改性殼聚糖、淀粉、 纖維素、改性纖維素、明膠、纖維蛋白、絲蛋白、彈力蛋白擬態的肽聚合物、 海藻酸、硫酸軟骨素，肝素，瓊脂，葡聚糖、褐藻酸。將上述材料溶于一定的 溶劑，形成電紡液，就可以通過靜電紡絲技術得到納米仿生支架。這些溶劑可 以為甲酸、乙酸、乙醇、丙酮、二甲基甲酰胺、二甲基乙酰胺、四氫呋喃、二 甲基亞砜、六氟異丙醇、三氟乙醇、二氯甲烷、三氯甲垸、甲醇、乙醇、氯仿、 二噁烷、三氟乙烷、三氟乙酸、水或它們任意比例的混合物。上述的高分子材 料和溶劑用于靜電紡絲的相關技術，例如材料與溶劑的重量比例等參照現有技 術。
用所述一種或兩種以上混合材料通過靜電紡絲技術，可以按照具體需要做 出合適孔徑和直徑及理化性能的納米材料。此項工藝在本發明制備方法一節有 詳細敘述，操作簡單，所得到的纖維是納米級的，比傳統的方法得到的無紡布 直徑小幾個數量級，其直徑分布是從納米級別直到微米，并可通過工藝參數調 整得到不同直徑，做到和人體組織高度相似，形成的網狀結構的孔徑大小和其 分布也可調整，以利于不同類型的細胞遷入，又或為了達到防粘連的目的，可 以做到孔徑小于細胞直徑，以防止細胞遷入。此外，人體細胞直徑平均在10-20 HM，平均孔徑在3!xM以下，已經可以有效的防止細胞遷入。靜電紡纖維得 到的孔隙大小分布很大程度上依賴于纖維直徑，己知纖維直徑減小時，孔徑也 在同時減小。據己發表的文獻，纖維直徑在4-10&M時，孔徑從20-45 uM; 據文獻報道，靜電紡再生絲素纖維非織造織物的平均孔徑可達到2uM。此外， 為達到阻隔小分子的H的，還可以采用疏水性高分子材料，其中優選疏水能好 的如疏水性聚氨酯、聚碳酸酯、聚乳酸、聚已內酯、聚乙交酯或聚對苯二甲酸乙二酯。由于目前高分子材料改性研究在不斷發展，原本親水性材料改性為疏 水或疏水材料改性為親水都越來越常見，范圍也越來越廣。
所述水溶膠可以是以下聚合物制成的水溶膠多糖類聚合物，如淀粉、纖 維素、海藻酸、透明質酸或殼聚糖；多肽類聚合物，如膠原、聚L-賴氨酸或聚 L-谷胺酸；合成的親水高分子聚合物，如聚丙烯酸、聚甲基丙烯酸、聚丙烯酰 胺或聚N-聚代丙烯酰胺。上述聚合物制備的水溶膠通過改變溫度、酸堿度、 經紫外線照射或者加入交聯劑(固化液)等方法，可由液態轉變為固態。
本發明同時提供了上述人工血管的制備方法，包括以下步驟
(1) 制備電紡溶液、含有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶
液；
(2) 用靜電紡絲制備人工血管的內層納米仿生支架，用噴墨打印機將含 有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶液打印到所述內層納米仿生 支架上；
(3 )在內層納米仿生支架外表面通過用靜電紡絲或浸涂法制備隔離層； (4)在隔離層上用靜電紡絲制備人工血管的外層納米仿生支架，用噴墨 打印機將含有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶液打印到所述外 層納米仿生支架上，水溶膠固化后即得。
所述步驟(2)、 (3)、 (4)均可以重復若干次，以制備不同厚度的層。 步驟(2)所述的通過靜電紡絲制備隔離層這一技術方案也可利用已有技 術來制備，如浸涂法，即將內層納米仿生支架浸入制備隔離層的電紡溶液后取 出，使其表面附著隔離層；還可以通過其他能夠實施本發明的己有技術制備隔
閨層°
本發明的步驟(1)是為了制備人工血管各層的準備工作，但實際上制備 所需溶液既可以都先制備好，也可以僅在制備人工血管某一特定結構之前制備 相應的溶液，因此本發明的保護范圍及于在任何不影響本明實施時制備電紡溶 液、含有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶液。
步驟(1)所述含有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶液可以
是含有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠緩沖液；所述特異性抗體 和/或細胞因子和/或藥物所占質量百分比總數不高于10%。
所述藥物是抗凝血藥物。如肝素,氯吡格雷，波立維，速碧林,克賽,法安明，拜阿司匹靈,丹奧等等。
步驟(1)的優選方案之一是所述水溶膠緩沖溶液為藻酸鹽或藻酸鹽與其 它物質的混合溶液，交聯劑溶液為氯化鈣溶液；或所述水溶膠緩沖溶液為纖維 蛋白原溶液，交聯劑溶液為凝血酶溶液；或所述水溶膠緩沖溶液為透明質酸碳 酸氫鈉溶液，交聯劑溶液為酰肼或碳化二亞胺；或所述水溶膠緩沖溶液為膠原 -聚陰離子溶液，交聯劑為碳化二亞胺。
步驟(2)所述靜電紡絲的優選參數為注射泵推進速度為0.1 20ml/h， 紡絲針頭為IO、 12、 14、 16、 18或20號針頭，施加電壓為5 50KV，調節接 收裝置的接收距離為5.0-50厘米，接收噴絲的細胞培養皿中裝有交聯劑溶液。 生物打印的紙片為電紡制得的納米仿生支架。
所述噴墨打印機優選改裝的惠普550C噴墨打印機，改裝方法參考美國專 利US 7051654。
經清洗、滅菌、包裝后貯存。
本發明更為詳細的制備方法的步驟如下所述:
1、 制備血管內層
(1) 制備內層電紡溶液、含有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶 膠溶液；
(2) 用靜電紡絲制得納米仿生支架；用圓柱外周不停旋轉接收紡絲，接 收成為圓管狀
(3) 用噴墨打印機將含有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶
液打印到所述納米仿生支架上，水溶膠固化后即得。由于生物打印是一種立體 打印，可直接在曲面上進行。
上述(2)、 (3)步驟可反復進行，直到達到理想的內層厚度。
2、 制備隔離層
采用靜電紡絲制備或涂層制備
(1) 靜電紡絲制備
制備隔離層電紡溶液；用靜電紡絲制得納米仿生支架；用圓管外周不停旋 轉接收紡絲，接收成為管狀
(2) 涂層制備
制備合適的阻隔層高分子聚合物溶液；將滾軸連同紡好的血管內層一并取20
下并浸沒入聚合物溶液一段時間；取出，晾干； 3、制備血管外層
(1) 制備外層聚合物的電紡溶液特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水
溶膠溶液；
(2) 用制得的外層聚合物的電紡溶液在所述己紡就的內層上，通過靜電 紡制備外層，仍用圓柱外周不停旋轉接收紡絲，成為人工血管的外管壁
(3) 用噴墨打印機將含有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶 液打印到所述納米仿生支架上，水溶膠固化后即得。
本發明的靜電紡絲技術方案均可以參照現有技術配制電紡溶液，上述的限 定實際上是優選方案，未窮盡列舉所有可選方案，凡是本領域中專業技術人員 能預見到的利用本發明原理實施的技術方案，也是本發明所要保護的范圍。
與現有技術相比，本發明具有以下有益效果
本發明結合了電紡絲技術及生物打印技術，將特定的特異性抗體和/或細胞 因子和/或藥物結合在納米支架內和/或納米支架表面，大大增強了納米仿生材 料對組織修復、組織再生的效果，有廣闊的應用前景
具體來說
(1) 采用了原位干細胞工程技術，采用體內募集細胞的技術，將自體干 細胞吸附于在固定在支架上的特異性抗體上，并結合了細胞因子并促進其按設 計要求生長分化，即避免了使用細胞引入的諸多風險，又能達到器官移植同等 的修復效果；
(2) 本發明利用生物打印技術，將特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物等 生物物質按設計要求與納米支架精確結合，細胞因子和刺激原在體內環境條件 下可控釋放，形成誘導與體內相似的微環境，誘導細胞在體外自組裝為具有生 理功能的人工血管。
(3) 在固定在支架上結合了內皮干細胞和平滑肌干細胞的特異性抗體上， 前者可快速募集內皮干細胞，達到迅速內皮化的目的，避免產生凝血。
(4) 本發明所使用的材料是目前已經證實對人體無毒無害的安全生物材 料，是人工材料，即不會帶來免疫排斥、病毒傳播、疾病傳染的諸多風險，也 不會帶來其我它毒害作用。
(5) 本發明的人工血管替代物本身不含活 胞成分，不使用外源細胞和蛋白，免除了因此而帶來免疫排斥、病毒傳播、疾病傳染的諸多風險；
(6) 本發明的人工血管由于不含活細胞成分，材料來源充分，成本較低， 避免了天然材料來源不足，成本高，改性復雜的缺點，貯存運輸簡單；
(7) 本發明的人工血管的制備方法工藝步驟簡化，生產時間短，能有效 避免加工過程中產品受到污染，產品質量易于控制，產品標準容易實現，產品 可實現低成本、高效率的產業化生產。
(8) 本發明的人工血管根據創面修復過程自動安全降解，在降解過程的 同時缺損的和血管得到了完全修復，這使得再生過程與正常分化過程一致，達 到良好的修復效果。材料在新生組織生成后被完全吸收的，避免了免疫組織反 應；
(9) 同時利用生物打印技術和靜電紡絲技術制作的納米仿生材料，藥物 可以做到有效按濃度和位置要求分布，加入的藥物可以按目的調節其位置和用 量，如可以僅在人工血管內表面加入，起到起始抗凝的作用。
圖1為本發明人工血管的結構示意圖；圖中1為平滑肌細胞干細胞歸巢因 子及平滑肌細胞分化因子;2為人工血管外層；3為人工血管阻隔層;4為人工血 管內層；5為內皮袓細胞歸巢因子和內皮細胞分化因子。
具體實施例方式
以下通過具體的實施例進一步說明本發明的技術方案。 實施例l
制備基于原位自體干細胞技術的再生型人工血管
(1) 制備電紡溶液、含有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶
液
電紡液選擇L-聚乳酸和e-聚己內酯，兩者比值為50: 50，作為共聚高分 子材料，溶于六氟異丙醇，質量百分比濃度3%;交聯劑溶液選用O.IM氯化鈣 溶液；含有細胞因子的水溶膠溶液采用內皮生長因子藻酸鹽溶液和血管生成素 藻酸鹽溶液。所述內皮生長因子藻酸鹽溶液中內皮生長因子的質量百分比濃度 為100ppm。
(2) 用靜電紡絲制備人工血管的內層納米仿生支架，用噴墨打印機將含 有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶液打印到所述內層納米仿生
15支架上
將配置好的O.IM氯化鈣溶液放入容器中，置于靜電紡絲裝置及打印機共
用的平板接收器上。將惠普550C噴墨打印機按照現有專利報道進行改裝，參 照美國專利US 7051654公幵的方法，固定在電紡絲裝置箱內電紡針頭正下方， 用作止血因子定位打印；將配好的細胞因子藻酸鹽溶液裝入噴墨打印墨盒中； 本實施例釆用的墨盒型號為HP51626A。
將上述溶液加入靜電紡裝置的注射器中，調節微量注射泵的速率為5毫升 /小時，調節高壓發生器的電壓為30KV，調節接收裝置的接收距離為20厘米， 用不斷旋轉的圓柱將纖維接收為管狀結構。靜電紡絲20分鐘，關閉靜電紡絲。 紡絲和打印重復5次，制得人工血管的內層納米仿生支架，厚度約0.2mm 。
所得內層孔徑平均0.4 liM。
用噴墨打印機將含有細胞因子的水溶膠溶液打印到所述內層納米仿生支 架上，待水溶膠固化后進行步驟(3)。
(3) 在內層納米仿生支架外表面通過用靜電紡絲制備隔離層 電紡液選擇疏水性的L-聚乳酸和"聚己內酯，兩者比值為70: 30，作為
共聚高分子材料，溶于六氟異丙醇。
將上述溶液加入靜電紡裝置的注射器中，調節微量注射泵的速率為0.8毫 升/小時，調節高壓發生器的電壓為20KV，調節接收裝置的接收距離為20 厘米，用圓柱在原來的管壁并將纖維接收為管狀結構。靜電紡絲60分鐘，關 閉靜電紡絲。
所得隔離層平均孔徑80 nm。
(4) 在隔離層上用靜電紡絲制備人工血管的外層納米仿生支架，用噴墨 打印機將含有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶液打印到所述外 層納米仿生支架上，水溶膠固化后即得
外層電紡液選擇疏水性的L-聚乳酸和"聚己內酯，兩者比值為50: 50， 作為共聚高分子材料，溶于二氯甲烷，濃度7%;交聯劑溶液選用0.1M氯化鈣 溶液；
含有細胞因子的水溶膠溶液采用血管生成素和SDF-1細胞因子的藻酸鹽 溶液，所述細胞因子藻酸鹽溶液血管生成素的質量百分比濃度為100ppm，所 述細胞因子藻酸鹽溶液SDF-1的質量百分比濃度為100ppm。將配置好的O.IM氯化鈣溶液放入容器中，置于靜電紡絲裝置及打印機共
用的平板接收器上。將惠普550C噴墨打印機按照現有專利報道進行改裝，例 如可參照美國專利US 7051654公開的方法，固定在電紡絲裝置箱內電紡針頭 正下方，用作止血因子定位打印。將配好的細胞因子藻酸鹽溶液裝入噴墨打印 墨盒中。本實施例采用的墨盒型號為HP51626A。
將上述溶液加入靜電紡裝置的注射器中，調節微量注射泵的速率為10毫 升/小時，調節高壓發生器的電壓為13KV，調節接收裝置的接收距離為30厘 米，用圓柱在原來的阻隔層外將纖維接收為管狀結構。靜電紡絲20分鐘，關 閉靜電紡絲。
紡絲和打印重復20次，制得人工血管的外層納米仿生支架,厚度約1.2mm。 所得外層平均孔徑7uM。
用噴墨打印機將含有細胞因子的水溶膠溶液打印到所述外層納米仿生支 架上，水溶膠固化后即得人工血管。
3、將制得的人工血管用蒸餾水漂洗5遍，經凍干后真空包裝，經25kGy 鈷-60滅菌后負20攝氏度低溫保存。 實施例2
制備基于原位自體干細胞技術的再生型人工血管
(1) 制備電紡溶液、含有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶
液
電紡液選擇絲素蛋白與明膠，兩者比值為50: 50，作為共聚高分子材料，
溶于甲酸，濃度10%;交聯劑溶液選用100mg/ml水溶性碳化二亞胺溶液；含
有細胞因子的水溶膠溶液采用細胞因子的膠原與聚陰離子溶液，其中膠原濃度
為1%，聚陰離子采用聚谷氨酸，濃度50mg/ml。所述水溶膠溶液中CD34抗 體的質量百分比濃度為10ppm。
(2) 用靜電紡絲制備人工血管的內層納米仿生支架，用噴墨打印機將含 有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶液打印到所述內層納米仿生 支架上
將配置好的0.1M氯化鈣溶液放入容器中，置于靜電紡絲裝置及打印機共 用的平板接收器上。將惠普550C噴墨打印機按照現有專利報道進行改裝，參 照美國專利US 7051654公開的方法，固定在電紡絲裝置箱內電紡針頭正下方，用作止血因子定位打印；將配好的細胞因子溶液裝入噴墨打印墨盒中；本實施
例采用的墨盒型號為HP51626A。
將上述溶液加入靜電紡裝置的注射器中，調節微量注射泵的速率為5毫升 /小時，調節高壓發生器的電壓為20KV，調節接收裝置的接收距離為ll厘米， 用不斷旋轉的圓柱將纖維接收為管狀結構。靜電紡絲20分鐘，關閉靜電紡絲。 紡絲和打印重復5次，制得人工血管的內層納米仿生支架,厚度約0.2mm 。
所得內層孔徑平均0.1 ii M。
用噴墨打印機將含有細胞因子的水溶膠溶液打印到所述內層納米仿生支 架上，待水溶膠固化后進行步驟(3)。
(3) 在內層納米仿生支架外表面通過用靜電紡絲制備隔離層 電紡液選擇疏水性的L-聚乳酸和e-聚己內酯，兩者比值為70: 30，作為
共聚高分子材料，溶于六氟異丙醇。
將上述溶液加入靜電紡裝置的注射器中，調節微量注射泵的速率為0.8毫 升/小時，調節高壓發生器的電壓為20KV，調節接收裝置的接收距離為20 厘米，用圓柱在原來的管壁并將纖維接收為管狀結構。靜電紡絲60分鐘，關 閉靜電紡絲。
所得隔離層平均孔徑80nm。
(4) 在隔離層上用靜電紡絲制備人工血管的外層納米仿生支架，用噴墨 打印機將含有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶液打印到所述外 層納米仿生支架上，水溶膠固化后即得
外層電紡液選擇聚己內酯，溶于二氯甲烷，濃度14%;交聯劑溶液選用 100mg/ml水溶性碳化二亞胺溶液；含有細胞因子的水溶膠溶液采用細胞因子 的膠原與聚陰離子溶液，其中膠原濃度為1%，聚陰離子采用聚谷氨酸，濃度 50mg/ml，水溶膠溶液采用VCAM-1和SDF-1細胞因子溶液，所述細胞因子溶 液血管生成素的質量百分比濃度為100ppm，所述VCAM-1的質量百分比濃度 為100ppm。
將配置好的100mg/ml水溶性碳化二亞胺溶液放入容器中，置于靜電紡絲 裝置及打印機共用的平板接收器上。將惠普550C噴墨打印機按照現有專利報 道進行改裝，例如可參照美國專利US 7051654公開的方法，固定在電紡絲裝 置箱內電紡針頭正下方，用作細胞因子定位打印。將配好的細胞因子溶液裝入
18噴墨打印墨盒中。本實施例采用的墨盒型號為HP51626A。
將上述溶液加入靜電紡裝置的注射器中，調節微量注射泵的速率為15毫 升/小時，調節高壓發生器的電壓為25KV，調節接收裝置的接收距離為35厘 米，用圓柱在原來的阻隔層外將纖維接收為管狀結構。靜電紡絲20分鐘，關 閉靜電紡絲。
紡絲和打印重復40次，制得人工血管的外層納米仿生支架,厚度約2.5mm。 所得外層平均孔徑llyM。
用噴墨打印機將含有細胞因子的水溶膠溶液打印到所述納米仿生支架上， 水溶膠固化后即得人工血管。
3、將制得的人工血管用蒸餾水漂洗5遍，經凍干后真空包裝，經25kGy 鈷-60滅菌后負20攝氏度低溫保存。 實施例3
制備基于原位自體干細胞技術的再生型人工血管
(1) 制備電紡溶液、含有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶
液
電紡液選擇L-聚乳酸和e-聚己內酯，兩者比值為50: 50，作為共聚高分 子材料，溶于六氟異丙醇，濃度3%;交聯劑溶液選用0.1M氯化鈣溶液；含有 細胞因子的水溶膠溶液采用內皮生長因子藻酸鹽溶液和血管生成素藻酸鹽溶 液。所述內皮生長因子藻酸鹽溶液中內皮生長因子的質量百分比濃度為 100ppm。
(2) 用靜電紡絲制備人工血管的內層納米仿生支架，用噴墨打印機將含 有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶液打印到所述內層納米仿生
支架上
將配置好的0.1M氯化鈣溶液放入容器中，置于靜電紡絲裝置及打印機共 用的平板接收器上。將惠普550C噴墨打印機按照現有專利報道進行改裝，參 照美國專利US 7051654公開的方法，固定在電紡絲裝置箱內電紡針頭正下方， 用作止血因子定位打印；將配好的細胞因子藻酸鹽溶液裝入噴墨打印墨盒中； 本實施例采用的墨盒型號為HP51626A。
將上述溶液加入靜電紡裝置的注射器中，調節微量注射泵的速率為7毫升 /小時，調節高壓發生器的電壓為30KV，調節接收裝置的接收距離為20厘米，用不斷旋轉的圓柱將纖維接收為管狀結構。靜電紡絲20分鐘，關閉靜電紡絲。
紡絲和打印重復5次，制得人工血管的內層納米仿生支架,厚度約0.2mm 。 所得內層孔徑平均0.5 ix M。
用噴墨打印機將含有細胞因子的水溶膠溶液打印到所述內層納米仿生支 架上，待水溶膠固化后進行步驟(3)。
(3) 在內層納米仿生支架外表面通過用靜電紡絲制備隔離層 電紡液選擇疏水性的L-聚乳酸和"聚己內酯，兩者比值為70: 30,作為
共聚高分子材料，溶于六氟異丙醇；交聯劑溶液選用0.1M氯化鈣溶液。
將上述溶液加入靜電紡裝置的注射器中，調節微量注射泵的速率為0.8毫
升/小時，調節高壓發生器的電壓為20KV，調節接收裝置的接收距離為20
厘米，用圓柱在原來的管壁并將纖維接收為管狀結構。靜電紡絲60分鐘，關
閉靜電紡絲。
所得隔離層平均孔徑80nm。
(4) 在隔離層上用靜電紡絲制備人工血管的外層納米仿生支架，用噴墨 打印機將含有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶液打印到所述外 層納米仿生支架上，水溶膠固化后即得
外層電紡液選擇聚己內酯，溶于二氯甲烷，濃度12%;交聯劑溶液選用0.1M 氯化鈣溶液；
含有細胞因子的水溶膠溶液采用血管生成素和SDF-1細胞因子的藻酸鹽溶 液，所述細胞因子藻酸鹽溶液血管生成素的質量百分比濃度為100ppm，所述 細胞因子藻酸鹽溶液SDF-1的質量百分比濃度為100ppm。
將配置好的O.IM氯化鈣溶液放入容器中，置于靜電紡絲裝置及打印機共 用的平板接收器上。將惠普550C噴墨打印機按照現有專利報道進行改裝，例 如可參照美國專利US 7051654公開的方法，固定在電紡絲裝置箱內電紡針頭 正下方，用作止血因子定位打印。將配好的細胞因子藻酸鹽溶液裝入噴墨打印 墨盒中。本實施例采用的墨盒型號為HP51626A。
將上述溶液加入靜電紡裝置的注射器中，調節微量注射泵的速率為8毫升 /小時，調節高壓發生器的電壓為20KV，調節接收裝置的接收距離為22厘米， 用圓柱在原來的阻隔層外將纖維接收為管狀結構。靜電紡絲20分鐘，關閉靜 電紡絲。紡絲和打印重復20次，制得人工血管的外層納米仿生支架,厚度約1.2 mm。 所得外層平均孔徑5iiM。
用噴墨打印機將含有細胞因子的水溶膠溶液打印到所述納米仿生支架上， 水溶膠固化后即得人工血管。
3、將制得的人工血管用蒸餾水漂洗5遍，經凍干后真空包裝，經25kGy 鈷-60滅菌后負20攝氏度低溫保存。
本發明在人工血管中加入細胞因子、特異性抗體、粘附短肽或藥物的該法 均沒有本質上的區別，可以相互參考并依據具體地需要作合理調整。本發明的 三個實施例制備得到的人工血管結構如圖1所示，圖中1為平滑肌細胞干細胞 歸巢因子及平滑肌細胞分化因子;2為人工血管外層;3為人工血管阻隔層；4為 人工血管內層；5為內皮祖細胞歸巢因子和內皮細胞分化因子。 實施例4 兔動物實驗
采用實施例1制得的人工血管進行實驗。將通過本發明實施例1制備的的 人工血管移植到家兔骼內動脈。30天后進行內皮干細胞檢測，可見血管內壁 布滿內皮干細胞，外壁長入平滑肌細胞。90天后經光鏡檢測，可見血管腔內 皮干細胞形態正常，密集分布，外壁平滑肌細胞形態，密集分布。說明在上述 條件下，血管成功的進行了內皮干細胞和平滑肌干細胞的植入。 實施例5 犬動物實驗
采用實施例2制得的人工血管進行實驗。
實驗用犬一只，肌肉注射開他敏，Cdatoom、硫酸阿托品。靜脈內注射肝 素lml后，遮斷，找到動物的腹部大動脈，切除約5-10mm,然后用20mm聚
丙烯絲縫合。
經20日后，用血管造影確認有無狹窄，3周及18周后分別摘取出人工血 管并進行評價。
3周后在吻合部附近內皮細胞再生，在內膜上能看到內皮細胞。在外側 可看到平滑肌細胞。
18周后在人工血管的內腔側能看到內皮細胞完好地再生，沒有缺損。在 人工血管外腔側看到平滑膜細胞長入，并有其它纖維細胞等的寄生。連接正常 組織細胞，并且人工血管逐漸地吸收。
6個月后進行檢測，見內細胞分布完好，形態正常，中膜有大量的平滑肌細胞順血管長入分布，血管保持通暢，沒有血管內膜增生及血栓形成。血管形 態正常，結構完整，排列整齊。
權利要求
1.一種基于原位自體干細胞技術的再生型人工血管，其特征在于是由至少三個相連接的仿生支架層構成的組織結構，所述仿生支架層由納米仿生支架和附著于其上的水溶膠制備得到；所述組織結構為同心圓環結構，自內向外依次為內層、隔離層和外層；所述內層和外層水溶膠內包覆有一種或幾種特異性抗體和/或細胞因子和/或粘附短肽和/或藥物。
2. 如權利要求1所述的人工血管，其特征在于所述任意兩個相鄰層之間 的連接方式為靜電紡連接。
3. 如權利要求2所述的人工血管，其特征在于所述內層仿生支架的孔徑 分布在0.1-10uM，所述外層仿生支架的孔徑分布在5-50uM ;所述隔離層 仿生支架用疏水性高分子材料，孔徑不超過100nm。
4. 如權利要求3所述的人工血管，其特征在于所述細胞因子是對內皮干 細胞或平滑肌細胞的歸巢、趨化、生長、分化、增殖、表達起作用的因子；所 述特異性抗體選自可以捕獲內皮細胞的特異性抗體或可以捕獲平滑肌干細胞 的特異性抗體細胞膜表面特異性抗體；所述粘附短肽是可捕獲內皮干細胞或平 滑肌干細胞并誘導干細胞分化為內皮細胞或平滑肌細胞并進一步生長增殖的 細胞因子；所述藥物選自抗凝血藥物。
5. 如權利要求4所述的人工血管，其特征在于所述對內皮干細胞的歸巢、 趨化、生長、分化、增殖、表達起作用的因子為內皮生長因子趨化因子SDF-1 、 層粘連蛋白、生長因子蛋白等等；對平滑肌干細胞的歸巢、趨化、生長、分化、 增殖、表達起作用的因子為血管內皮生長因子、成纖維細胞生長因子、干細 胞生長因子、血小板衍生生長因子、轉化生長因子或血管生成素；所述可以捕 獲內皮細胞的特異性抗體為CD34抗體或CD133抗體；所述可以捕獲平滑肌 干細胞的特異性抗體為CD59抗體、或抗平滑肌細胞抗體;所述粘附短肽是Gly-Arg-Gly-Asp或Arg-Gly-Asp。
6. 如權利要求1所述的人工血管，其特征在于所述納米仿生支架是采用支架材料通過靜電紡絲技術制備得到，所述支架材料選自聚乳酸、聚已內酯、 聚乙交酯、聚氨酯、聚乙二醇、聚對苯二甲酸乙二酯、聚甲基丙烯酸甲酯、 聚羥基丁酸戊酸酯、聚羥基丁酸己酸酯、聚磷酸酯、聚氨基甲酸酣、聚L-乳酸、聚酯酰胺、聚乙烯醇、聚丙交酯、聚氧乙垸、聚對二惡酮、丙交酯、乙交酯、丁內酯、戊內酯、己內酯、環氧乙烷、環氧丙烷、聚氨酯類、聚碳酸酯、 膠原蛋白、明膠、殼聚糖、改性殼聚糖、淀粉、纖維素、改性纖維素、明膠、 纖維蛋白、絲蛋白、彈力蛋白擬態的肽聚合物、海藻酸、硫酸軟骨素、肝素、 瓊脂、葡聚糖或褐藻酸。
7. 如權利要求1所述的人工血管，其特征在于所述水溶膠是以下聚合物 制成的水溶膠淀粉、纖維素、海藻酸、透明質酸或殼聚糖、膠原、聚L-賴氨酸或聚L-谷胺酸、聚丙烯酸、聚甲基丙烯酸、聚丙烯酰胺或聚N-聚代丙烯酰胺。
8. —種權利要求1所述人工血管的制備方法，其特征在于包括以下步驟:(1) 制備電紡溶液、含有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶液；(2) 用靜電紡絲制備人工血管的內層納米仿生支架，用噴墨打印機將含 有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶液打印到所述內層納米仿生 支架上；(3) 在內層納米仿生支架外表面通過用靜電紡絲或涂層法制備隔離層；(4) 在隔離層上用靜電紡絲制備人工血管的外層納米仿生支架，用噴墨 打印機將含有特異性抗體和/或細胞因子和/或藥物的水溶膠溶液打印到所述外 層納米仿生支架上，水溶膠固化后即得。
9. 如權利要求8所述的制備方法，其特征在于所述步驟(2)、 (3)和(4) 重復若干次。
10. 如權利要求8或9所述的人工血管，其特征在于所述電紡溶液的溶劑 選自甲酸、乙酸、乙醇、丙酮、二甲基甲酰胺、二甲基乙酰胺、四氫呋喃、二 甲基亞砜、六氟異丙醇、三氟乙醇、二氯甲烷、三氯甲垸、甲醇、乙醇、氯仿、 二噁烷、三氟乙垸、三氟乙酸、水中的一種或兩種以上的任意比例的混合物。
全文摘要
本發明公開了一種基于原位自體干細胞技術的再生型人工血管及其制備方法。所述人工血管是是由至少三個相連接的仿生支架層構成的組織結構，所述仿生支架層由納米仿生支架和附著于其上的水溶膠制備得到；所述組織結構為同心圓環，自內向外依次為內層、隔離層和外層；所述內層和外層水溶膠內包覆有一種或幾種特異性抗體和/或細胞因子和/或粘附短肽和/或藥物。所述制備方法是利用靜電紡制備內層；在內層外表面制備隔離層；在隔離層外表面制備外層。本發明的人工血管根據創面修復過程自動安全降解，在降解過程的同時缺損的和血管得到了完全修復，這使得再生過程與正常分化過程一致，能達到良好的修復效果。
文檔編號A61L27/52GK101584612SQ20091004021
公開日2009年11月25日 申請日期2009年6月12日 優先權日2009年6月12日
發明者弢 徐, 袁玉宇 申請人:廣州邁普再生醫學科技有限公司