一种具有培养腔旋转和血管牵张功能的血管组织工程反应器的制作方法

专利名称：一种具有培养腔旋转和血管牵张功能的血管组织工程反应器的制作方法
技术领域：
本发明涉及细胞培养、组织工程领域，更具体地说是涉及一 种具有培养腔旋转和血管组织拉伸功能的血管组织工程反应器。
背景技术：
迄今为止，自体移植、同种异体血管、异种血管、以及人工
合成血管都不能够成为理想的动脉血管i代物(特别是6mm口径以 下的血管)，但是近年来用动脉血管组织工程生物反应器构建和 研究组织工程化动脉血管为这一领域带来了希望。目前，动脉血 管组织工程用生物反应器的研究内容主要包括
1. 对血管组织实现和控制细胞在支架中的均匀、高密度接 种近年的研究发现直接灌注式生物反应器在细胞接种密度和均 匀性方面优于静态、旋转搅拌式等非直接灌注式生物反应器，这 一技术已应用于心肌细胞、血管组织和肝细胞组织工程
2. 改善传质状况对于血管组织，壁面旋转式生物反应器通 过动态旋转层流流动为细胞提供了一定的低剪切应力，较好地改 善了传质状况培养效果优于旋转-搅拌式生物反应器壁面旋转式生 物反应器的灌注率、对细胞施加的切应力大小、细胞营养物和代 谢物传质的平衡等问题都会对培养效果产生影响，因此需要针对 特定的组织控制、调节灌注率等参数，以获得优化的传质效果。
3. 在血管组织工程化培养中施加适当的机械力，控制动脉血 管的工程化组织构建大量的研究表明流体剪切应力对血管内皮 细胞的生长有非常显著的影响，周期性机械伸张可以提高种植在 聚合物支架材料上的平滑肌细胞构建的組织机构性能和弹性蛋白 的表达，径向脉动应力可以改善组织工程血管的结构强度。因 此，在组织工程化培养过程中施加力学载荷，能够直接促进细胞 在特定的生长期向多功能分化，促进工程化组织的构建。
Boris A. Nasseri等设计了一种组织工程血管生物反应器用 于细胞接种和培养(Dynamic Rotational Seeding and CellCulture System for Vascular Tube Formation. Tissue Engineering 2003; 9 (2): 291-299.):用杂交炉为血管培养提 供旋转动力，通过血管培养腔绕杂交炉中心轴的旋转产生培养液 相对于血管壁的壁面旋转，改善传质；反应器采用血管内灌注的方式。
Ralf Sodian等设计了 一种组织工程血管生物反应器用于血管 的灌流接种和培养(Tissue-Engineering Bioreactors: A New Combined Cell—Seeding and Perfusion System for Vascular Tissue Engineering. Tissue Engineering 2002; 8 (5): 863-870.):以气动方式挤压培养液储存腔硅胶隔膜产生脉动流，进 行脉动流灌注培养，将细胞接种与脉动流灌注培养结合，动态接 种改善细胞分布；血管内灌注脉动流；反应器采用血管内灌注的 方式，培养腔无壁面旋转。
Chrysanthi Williams等设计了一种由蠕动泵提供动力，血管 内外都可以灌流的组织工程血管生物反应器用于小口径血管培 养，外灌流改善细胞营养状况，内灌流提供剪切应力和脉动流环 境，培养腔无壁面旋转(Perfusion Bioreactor for Small Diameter Tissue-Engineered Arteries. Tissue Engineering 2004; 10 (5-6): 930-941.)。
Yuj i Nari ta等设计了 一种模拟生理脉动流的血管组织工程反 应器(Novel Pulse Duplicating Bioreactor System for Tissue-Engineered Vascular Construct. Tissue Engineering 2004; 10 (7-8): 1224-1233.):通过球嚢式腔的往复运动推动顺 应性腔中的培养液，产生脉动流，在培养腔前后设置调节阀和带 有单向阀的储液腔模拟生理状态下的脉动波形；灌注方式为血管 内灌注，无壁面旋转。
Satish, C. Muluk等设计了一种能够用拉伸电机加载拉伸应 力和用微步进电机加栽扭转应力的血管反应器，通过程控阀门提 供脉动流，采用血管内灌注的方式，无壁面旋转(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等设计了一种模拟生理脉动流的血管组织 工禾呈反应器(A Novel Pulsatile, Laminar Flow Bioreactor for the Development of Tissue—Engineered Vascular Structures. Tissue Engineering 2002; 8 (6): 1083-1088.): 用通气机提供加压气流作为脉动源推动培养液流动，通过止回阀 调节模拟动脉血管舒张压，用单向阀控制液体在回路中的流向， 模拟血管脉动波形；血管内灌注，无壁面旋转。
综上所述，现有的血管组织工程反应器存在较大的缺陷一 是没有仔细考虑流动阻抗、顺应性(即血管壁的弹性既緩冲能 力)、阻力、流动惯性等因素，对血管血流动力学环境的简单模 拟无法提供近似于动脉内血液脉动流状态的近生理流动环境；二 是无法为血管组织同时提供近似生理状态的周期性轴向拉伸、径 向牵张、扭曲等机械力载荷；三是多数采用无壁面旋转的方式， 在细胞均匀、高密度接种和传质方面还有待改进。因此，迫切需 要研制能够同时加载动脉血管培养所需的多种力学环境，有利于 细胞均匀、高密度接种，有利于传质，具有良好的可调控性的生 物反应器。

发明内容
本发明针对动脉血管组织生长的体内力学环境，提供了一种 具有旋转功能的血管组织工程反应器，该反应器具有良好的传质 性能，能够为动脉血管培养提供近生理脉动流环境。该反应器还 可以作为具有更多功能的反应器的构建平台，这些功能使得能够 同时加栽类似于生理状态下动脉血管受到的周期性轴向拉伸、径 向牵张、扭曲等力学栽荷，上述力学载荷具有良好的可调控性； 能够同时提供水平回转，使反应器具有良好的传质性能，具体包 括
1、可以在由血管组织培养腔旋转驱动电机带动血管在培养腔 内旋转的情况下，实现内、外同时或单独灌注培养液，提供了可 以进行内、外同时(或单独)灌注的设备方案；
2、可以实现脉动功能(要求内、外灌注由两个独立的培养
液回路完成)；
3、可以实现轴向推拉功能，进口管和出口管中的至少一个在 轴向驱动装置的驱动下作轴向往复运动。
本发明的目的是提供一种多模态动脉血管组织工程反应器，利 用该反应器可以进行多种直径和长度的组织工程动脉血管培养， 也可以进行血管细胞、血管组织生物学的研究，其特点在于
1. 采用新的动脉血管组织工程反应器设计原理在流动回路上 模拟动脉血液流动的顺应性和流动阻力，产生近生理脉动流；能 够模拟不同动脉段的脉动频率、压强和流量波形，模拟高血压， 高剪切应力，低剪切应力等血流动力学状况；
2. 能够同时加栽类似于生理状态下动脉血管受到的周期性轴向 拉伸、径向牵张、扭曲等力学栽荷，上述力学加载具有良好的可 调控性；
3. 能够以可调控的转速进行反应器壁面旋转，其中血管内、外 均可实现灌注，使反应器具有良好的传质性能。
根据本发明的一个方面，提供了一种血管组织工程反应器， 其特征在于包括
一个血管内灌注储液瓶；
一个血管内灌注液体驱动装置，其通过管路与所述血管内灌 注储液瓶相连；
一个内灌注回路培养腔进口管路，其上游端与所述血管内灌 注液体驱动装置通过管路相连；
一个血管组织培养腔，所述内灌注回路培养腔进口管路的下 游端进入到所述血管组织培养腔，且所述内灌注回路培养腔进口 管路的下游端上用于设置待培养的血管组织的上游端；
一个内灌注回路培养腔出口管路，其上游端被置于培养腔内 并用于设置所述待培养的血管组织的下游端，而其下游端所述培 养腔之外，
一个培养腔旋转驱动电机；
与所述电机的转轴相耦合的一个培养腔旋转传动装置，所述 培养腔旋转传动装置与所述培养腔相耦合，从而把所述电机的转动驱动力传递给所述培养腔而使培养腔旋转；
一个血管往复拉伸驱动装置，血管往复拉伸驱动装置的往复 驱动输出
与所述内灌注回路中血管组织培养腔进口管路和所述内灌注 回路中血管组织培养腔出口管路之一相耦合，从而驱动所述内灌 注回路中血管组织培养腔进口管路与所述内灌注回路中血管组织 培养腔出口管路之间沿着它们的轴向的相对往复运动，从而实现 对设置在所述内灌注回路中血管组织培养腔进口管路和所述内灌 注回路中血管组织培养腔出口管路之间的血管组织的往复拉伸。
本发明公开了 一种血管组织工程反应器的 一种非限定的实施 方式，该实施方式具有以下特征
反应器有血管内灌注和血管外灌注两条灌注回路，力学载荷 加栽和检测装置位于回路上，测控部分由集线器、小信号放大 器、驱动器、处理器和显示器组成。
在一个具体但非限定的实施例中，储液瓶上设置有无菌空气 交换器，有pH计接口；储液瓶的材质为能够耐受高温消毒的、没 有生物毒性的玻璃、不锈钢、塑料、聚碳酸酯；储液瓶的容量为 0.2L- 2L;
作为具体但非限定的实施方式，液体驱动装置为蠕动泵、直 线电机、和/或脉动源，可由工控机控制流动曲线，实现定常流、 简单脉动流、近生理脉动流等流动环境。
在一个具体但非限定的实施例中，蠕动泵提供定常流，流量 范围为0-1000ml/分钟，压力为0-250mmHg;在另一个具体实施例 中，直线电机提供简单脉动流，脉动频率为0-200次/分钟，流量 范围为0-1000ml/分钟，压力为0-250mmHg;脉动源提供近生理脉 动流，脉动源由两端安装有单向止逆阀的脉动腔、直线电机构 成。
脉动腔为充满液体的体积固定的密闭腔，密闭腔的下方通过 密闭活塞与直线电机相连，密闭腔通过其中央的弹性软管与上下 游的反应器管路相连，在软管的上下游出口处各有一个单向止逆 阀；弹性软管的材质为有弹性的有机材料。
在一个具体但非限定的实施方式中，血管组织培养腔两端各
有一个液体分配器，以可拆卸方式连接血管内灌注上下游管路和
血管組织培养物；血管组织培养腔两端还各有一个出口，分别以 可拆卸方式与血管外i注管路相连。
作为具体但非限定的实施方式，血管组织培养腔的材质为能 够耐受高温消毒的、没有生物毒性的玻璃、不锈钢、塑料、聚碳 酸酯，形状为圆柱体或对称的多面体，长度为例如10-50cm，容量 为例如50-500 ml;血管组织培养腔通过密封垫和螺栓保持培养腔 体密闭，密封垫和螺栓的材质为可耐受高温消毒的有机、无机材 料。
作为具体但非限定的实施例，反应器血管内灌注管路的体积 为例如100-500ml，外灌注管路的体积为例如100-800ml。
作为具体但非限定的实施例，液体分配器位于血管组织培养 腔内，为两端都有出口的容器，其与反应器血管内灌注上下游管 路相连端有一个出口 ，与血管组织培养物相连端有例如l-6个出 口，反应器血管内灌注管路中的液体由上游液体分配器的上游端 进入，由下游端流出分散进入各个血管组织培养物中，再由下游 分配器的上游端流入并从其下游端流出，汇集进入血管内灌注管 路。
作为具体但非限定的实施例，液体分配器一个沿轴向固定， 另一个可以在血管组织培养腔内沿轴向往复移动。
作为具体但非限定的实施例，液体分配器材质为能够耐受高 温消毒的、没有生物毒性的玻璃、不锈钢、塑料、聚碳酸酯，其 出口的直径为1-12mm。
作为具体但非限定的实施例，直线电机提供静态拉、压应 力，也可以提供动态周期性拉、压应力。
作为具体但非限定的实施例，步进电机带动血管组织培养腔 旋转传动齿轮旋转。
作为具体但非限定的实施例，反应器用于组织工程动脉血管 的培养，并模拟近似于生理脉动流的整体波形、二次波、幅度和 时相，模拟类似于病理状态下的高管内压力、高剪切应力、低剪 切应力等血流动力学环境；用于同时或单独模拟类似于生理状态 下动脉血管受到的周期性轴向拉伸、径向牵张、扭曲等力学载 荷。
作为具体但非限定的实施例，直线电机往复运动对脉动腔产 生的挤压模拟心脏射血入主动脉的过程，通过调节直线电机、顺 应性调节器和阻力调节器，在一定范围内调整脉搏波波形、压力 和流量范围、及搏动频率，对培养的血管模拟不同动脉段的脉动 频率、压力和流量波形，模拟高血压，高剪切应力，低剪切应力 等血流动力学状况。
作为具体但非限定的实施例，步进电机、血管组织培养腔旋
转传动齿轮构成旋转装置；其中血管组织旋转传动齿轮有两组， 分别位于血管组织培养腔两端，与液体分配器相耦合。
作为具体但非限定的实施例，本发明的血管组织工程反应器 用于组织工程动脉血管的培养，动脉血管管材包括经过脱细胞处 理的动物血管，由胶原、蚕丝纤维、羊毛纤维等天然材料构成的 管材和由PLGA、 PLA、 PLG、海藻酸钠、聚四氟乙烯等高聚物构成 的管材，血管直径在例如l-12咖之间，血管长度在例如10-30cm之 间，血管管材上的细胞包括血管内皮细胞、血管平滑肌细胞和外 膜成纤维细胞。
作为具体但非限定的实施例，本发明的血管组织工程反应器 的整个灌注管路通过放入动物细胞培养箱维持37"C， 5-15% C02， 95%相对湿度的培养条件。
本发明的反应器系统安装、拆卸方便；整个反应器、包括灌 注通道管路和接头可拆卸、可消毒，示例性的消毒条件为例如 1301C， 3个大气压，时间1小时。
本发明的血管组织工程反应器，与现有反应器相比有如下有 益效果
l.本发明的血管组织工程反应器的具体但非限定的实施 例，克服了常用的动脉血管组织工程反应器无法模拟动脉血管 血液流动的顺应性、流动惯性和流动阻力等阻抗特性，无法提供 近似于动脉内血液脉动流环境的缺点，能够在流动回路上模拟 动脉血液流动的顺应性、流动惯性和流动阻力等阻抗特性，能够 在流动回路上模拟近生理脉动流的压力和流量脉搏波，产生近生 理脉动流；能够在一定范围内调整脉搏波波形、压力和流量范 围、及脉动频率，模拟不同动脉段的脉动频率、压力和流量波 形，模拟高血压，高剪切应力，低剪切应力等血流动力学状况；
2. 在本发明的血管组织工程反应器的一个作为但非限定的 实施例中，能够在血管培养物上同时或单独加栽类似于生理状 态下动脉血管受到的周期性轴向拉伸、径向牵张、扭曲等力学载 荷，上述力学载荷具有良好的可调控性；
3. 在本发明的血管组织工程反应器的一个具体但非限定的 实施例中，反应器培养室部分为旋壁-直接灌注模式，能够以可 调控转速进行反应器壁面旋转，其中血管内、外均可实现灌注， 使反应器具有良好的传质性能；
4. 本发明的血管组织工程反应器的一种具体但非限定的实 施例，既可用于培^动脉血管组织，也可用作研究血管细胞、 组织的生物学和力学性能的仪器，具有较大的推广应用前景和 较大的潜在社会经济效益。


图1显示了本发明的具有培养腔旋转和血管组织拉伸功能的血 管组织工程反应器的一个实施方式。
图2显示了本发明的一个进一步的实施方式，其中进一步包括 了 一个培养液的血管外灌注回路。
图3显示了可以作为本发明的实施方式中的灌注液体驱动装置 的脉动源的一种实施方式的结构和工作。
图4显示了本发明的一个进一步的具体实施方式
其中用脉动源 作为血管内灌注液体驱动装置。
具体实施例方式
如图1所示，在本发明具有培养腔旋转功能的血管组织工程 反应器的一个具体实施方式
中，血管内灌注储液瓶101通过管路 与血管内灌注液体驱动装置102相连。血管内灌注液体驱动装置 102可以采用蠕动泵，也可以采用脉动源或其他适当的装置，其不 同的具体构成会使其具有相应的功能和/或产生相应的效果，如下 文所要具体讨论的。
血管内灌注液体驱动装置102通过管路与内灌注回路培养腔进 口管路105的上游端相连。内灌注回路培养腔进口管路105的下游 端穿过上游密封塞106而进入到血管组织培养腔107中，待培养的
血管组织108的上游端套在进口管路105的下游端上。上游密封塞 106以可转动(培养腔107的转动)密封的方式与培养腔接合，从 而实现培养腔对外界的密封。
标号104表示一个内灌注回路上游支架，用于固定和/或保持 内灌注回路进口管路105。
培养腔107优选地是由透明材料(如玻璃、塑料、聚碳酸酯) 制成，或用如不锈钢的材料制成，用于为待培养的血管组织108提 供无菌的密闭环境。在血管培养操作过程中，培养腔107内可以是 完全充满液体的，也可以是部分充有液体的，也可以是完全没有 液体的；该液体可以是与流经血管组织108内的培养液相同的液 体，也可以是与流经血管组织108内的培养液不同的液体。
待培养的血管组织108的下游端套在内灌注回路培养腔出口管 路110的上游端上。出口管路110的下游端被置于培养腔107内，而 出口管路110的上游端穿过下游密封塞106延伸到培养腔107之外， 并与连接到血管内灌注储液瓶101的管路相连，从而形成一个完整 的血管内灌注液体流回路。
下游密封塞106以可转动(培养腔107的转动)密封的方式与 培养腔接合，从而实现培养腔对外界的密封。
标号115表示一个内灌注回路下游支架，用于固定和/或保持 内灌注回路出口管路IIO。
图l所示的实施方式进一步包括了实现培养腔的转动的部分， 这些部分包括培养腔旋转驱动电机113;与电机113的转轴相耦 合的培养腔旋转传动齿轮组109。齿轮组109中的一个从动齿轮固 定安装在培养腔107上，从而把电机113的转动驱动力传递给培养 腔107,使培养腔1G7旋转。
图1所示的实施方式进一步包括了实现血管组织108的往复拉 伸的部分，包括一个拉伸直线电机114，拉伸直线电机114的驱动 杆与内灌注回路培养腔出口管路110相耦合，从而使直线电机114 的往复驱动力作用在出口管路110上，并进而作用在设置在出口管 路110与进口管路105之间的血管组织108上，从而使血管组织108 受到轴向往复拉伸作用。
作为一个优选的实施方式，下游密封塞106与出口管路110之 间以可滑动的方式接合，以容许出口管路110的轴向往复运动。
应该注意的是，拉伸机构的设置，对于培养腔进口管路105和 培养腔出口管路110来说，是对等的，即，拉伸电机114的拉伸驱 动，即可以如图1所示地那样耦合到出口管路110上，也可以耦合 到进口管路105上。这2种替换方式，都属于本发明的范围。
借助图l所示的具体实施方式
，可以同时实现血管内培养液 灌注、培养腔的转动、血管组织的轴向往复拉伸，以及它们的任 何组合。
图3显示了可以作为本发明的实施方式中的灌注液体驱动装置 的脉动源的一种实施方式的结构和工作。图3中与图1中相同的标 号表示相同或相当的部分，且对这些相同或相当的部分不再重复 描述。
如图3所示，作为本发明的一个非限定性的实施方式，在血管 内灌注储液瓶101与血管组织培养腔107之间，依次连接有脉动源 301、第一阻力调节器304、第一顺应性调节器305。
阻力调节器是连接在管路上的机械调节装置，例如调节阀， 其用于通过调节管腔大小调节回路中液体的流量，并伴随着灌注 压强的调节。顺应性调节器是连接在管路上的调节装置，用于调 节由于压力变化所导致的液体容积的变化。
如图3所示，本发明的脉动源301包括脉动腔302、穿过脉动腔 302的弹性软管303、设置在弹性软管的上游端口处的上游单向止 逆阀308、 i臾置在弹性软管的下游端口处的下游单向止逆阀309、 密封活塞310、以及用于驱动密封活塞310的直线电机311。脉动腔 302是一个充满液体的体积固定的密闭腔。而弹性软管303构成了 血管内灌注回路穿过脉动腔302的部分。直线电机311的往复运 动，通过活塞310，而对脉动腔302中充满的液体产生挤压作用， 这种挤压进而作用在弹性软管303内的培养液上，从而在血管内灌 注回路里产生对应的脉动流。
单向止逆阀308和309各用于保证通过所述弹性软管的培养液流动是沿着从所述血管内灌注储液瓶lOl至所述内灌注回路培养腔 进口管路105的方向的。作为一种优选但非限定的实施方式，可以 使这种脉动流模拟心脏射血入主动脉的波动，并可以在一定范围 内调节脉动流的脉动频率、流量和压力。单向止逆阀308、 309用 于保证从脉动源流出的培养液流为单向的脉动流。
标号306表示一个第二顺应性调节器，标号307表示一个第二 阻力调节器。
第一和第二阻力调节器304、 307各用于调节培养腔107中的培 养液的灌注压强和培养液灌注压强变化的波形、波幅。第一和第 二顺应性调节器305、 306各用于调节培养腔中的培养液的流动惯 性。第一和第二阻力调节器304、 307和第一和第二顺应性调节器 305、 306用于分别进行共同调节以获得近似于生理脉动流的整体 波形、二次波、幅度和时相，获得类似于高血压的高管内压力， 高剪切应力等血流动力学环境，或模拟动脉血管在低剪切应力时 的血流动力学状况。
图2显示了本发明的一个进一步的实施方式。图2所示的实施 方式进一步包括了一个培养液的血管外灌注回路。如图2所示，该 血管外灌注回路包括外灌注回路储液瓶201;外灌注液体驱动装 置202，其与储液瓶201经液体管路相连；外灌注回路培养腔进口 管路203，其上游端通过管路与驱动装置202相连，其下游端穿过 上游密封塞204而进入到培养腔107内部，用于把来自外灌注回路 储液瓶201的培养液注入培养腔107内；以及，外灌注回路培养腔 出口管路206,其上游端被置于所述培养腔107之内，且其下游端 穿过下游密封塞205而延伸到培养腔107之外，用于把培养液从培 养腔107中引出，并通过液体管路与外灌注回路储液瓶201相连。
图4显示了本发明的一个进一步的具体实施方式
。 和图2的实施方式相比，在图4所示的实施方式+,用脉动源 301作为血管内灌注液体驱动装置102,并相应地设置了第一阻力 调节器304、第一顺应性调节器305、第二顺应性调节器306、第二 阻力调节器307。
另外，作为本发明的一个进一步的具体而非限定性的实施方
式，在图4中进一步包括了设在内灌注回路培养腔进口管路105的 下游端上的上游营养液分配器"4和设在内灌注回路培养腔出口管 路110的上游端上的下游营养液分配器405。上游和下游液体分配 器404、 405用于在它们之间设置多条培养中的血管组织，从而实 现了多条血管组织的同时培养。
在图4所示的实施方式中，进一步包括了外灌注回路培养腔 进口压力传感器401，用于检测培养腔进口处的外灌注回路中的液 体压强；外灌注回路培养腔出口压力传感器408，用于检测培养腔 出口处的外灌注回路中的液体压强；内i注回路培养腔进口压力 传感器402，用于检测培养腔进口处的内灌注回路中的液体压强； 内灌注回路培养腔出口压力传感器406，用于检测培养腔出口处的 内灌注回路中的液体压强。
传感器401、 402、 408、 406的输出被送到集线器409,以在由 放大器410放大后被处理器412和显示器413所处理、记录、和/或 显示等。标号411表示一个驱动器。
图4中，各传感器处带箭头的小圆圈内及其的数字，表示该传 感器的数据被送到集线器409处带相应数字的小圆圈处的集线器接 头。
借助图4所示的具体实施方式
，可以同时实现血管内培养液 灌注、血管外培养液灌注、培养腔的转动、培养中的血管沿轴向 的往复拉伸、培养中的血管组织内的营养液脉动，以及它们的任 何组合；此外，它还能实现多血管同时培养，并能实现压强数据 的处理、记录、和/或显示。
应该理解的是，本发明的脉动源不仅可以被用作血管内灌注 回路中的液体驱动装置，也可以被用作血管外灌注回路中的液体 驱动装置。
应该理解的是，图l、 2、 4的实施方式中的齿轮组109只是实
现相应的转动传递的转动传动装置的例子；也可以用其他的传动 装置来代替齿轮组，这些其他的传动装置诸如链条传动装置、皮 带传动装置、传动杆等等。
还应该理解的是，由于在管内和管外双灌注的情况下，管 内的脉动对应于管内灌注回路和管外灌注回路中液体的压强差的 波动。所以，作为本发明的一个具体但非限定的实施方式，也可 以把脉动源设置在管外灌注回路上；或者，本发明的一个进一步 的具体但非限定的实施方式，可以在血管外灌注回路和血管内灌 注回路上同时设置各自的脉动源。这些变形均属于本发明的范 围。
进一步地，拉伸电机114不是实现血管组织108的往复运动发 生装置的唯一实施方式，它可以被其他形式的装置所替代，如曲 柄-连杆机构、液压缸等。这些变形实施方式都属于本发明的范 围。
以下描述本发明的实施例。这些实施例是示例性的而非限定 性的。
实施例l外旋转拉伸内灌注
1. 按照图1所示连接血管内灌注回路，其中血管内灌注液体驱 动装置为蠕动泵(Cole-Parmer公司，Masterflex 系 列)；
2. 对反应器进行消毒，消毒条件为130X:， 3个大气压，时间1 小时；
3. 在无菌状态下将待培养的组织工程血管安装到血管組织培养腔 中血管内灌注回路的上下游管路上，其中组织工程血管内径血 管内径4mm,长度为15cm, PLGA;
4. 按照图1所示连接血管组织培养腔旋转装置，其中血管组织 培养腔旋转电机选用海顿57000系列步进电机；
5. 按照图1所示连接血管组织拉伸装置，其中血管组织拉伸电
机选用海顿57000系列直线步进电机；
6. 按照培养要求配制培养基，将无菌培养基注入血管内灌注储液 瓶和血管组织培养腔；
7. 打开各设备的电源预热；
8. 设定血管内灌注流量为0-1. 6ml/s，进口压力为100-
140mmHg,出口压力为75-115mmHg;
9. 设定血管组织培养腔旋转电机的转向和转速顺时针旋转，
10rpm;
10. 设定血管组织受的周期性拉伸应力为15N，拉伸频率为70次 /min;
11. 运行反应器；
实施例2外旋转拉伸内外灌注
1. 按照图2所示连接血管内、外灌注回路，其中血管内、外 灌注液体驱动装置为蠕动泵(Cole-Parmer公司， Master flex系列)；
2. 对反应器进行消毒，消毒条件为1301C, 3个大气压，时间1 小时；
3. 在无菌状态下将待培养的组织工程血管安装到血管组织培养腔 中血管内灌注回路的上下游管路上，其中组织工程血管内径血 管内径4mm,长度为15cm, PLGA;
4. 按照图2所示连接血管组织培养腔旋转装置，其中血管组 织培养腔旋转电机选用海顿5700Q系列步进电机；
5. 按照图2所示连接血管组织拉伸装置，其中血管组织拉伸 电机选用海顿57000系列直线步进电机；
6. 按照培养要求配制培养基，将无菌培养基注入血管内灌注储液 瓶和血管外灌注储液瓶；
7. 打开各^:备的电源预热；
8. 设定血管内灌注流量为0-1.6ml/s，进口压力为100-140mmHg,出口压力为75-115mmHg;血管外灌注流量为0-1.0ml/s,进口压力为110-140mmHg，出口压力为85-110mmHgj
9. 设定血管组织培养腔旋转电机的转向和转速顺时针旋转， 10rpm)
10. 设定血管组织受的周期性拉伸应力为15N，拉伸频率为70 次/min;
11. 运行反应器；
实施例3外旋转拉伸内脉动流灌注外灌注
1. 按照图4所示连接血管内、外灌注回路，其中血管内灌注液 体驱动装置为脉动源，血管外灌注液体驱动装置为蠕动泵
(Cole-Parmer公司，Masterf lex系歹'J );
2. 对反应器进行消毒，消毒条件为130X:， 3个大气压，时间1 小时；
3. 在无菌状态下将待培养的组织工程血管安装到血管组织培养腔 上下游的液体分配器上，其中组织工程血管内径血管内径 6mm，长度为20cm， PLGA;
4. 按照图4所示连接血管组织培养腔旋转装置，其中血管组织 培养腔旋转电机选用海顿57000系列步进电机；
5. 按照图4所示连接血管内、外灌注回路中血管组织培养腔进 出口的压力传感器，和信号检测装置；
6. 按照图9所示连接血管组织拉伸装置，其中血管组织拉伸电 机选用海顿57000系列直线步进电机；
7. 按照图9所示连接血管组织拉伸的拉压传感器和位移传感 器；
8. 按照培养要求配制培养基，将无菌培养基注入血管内灌注储液 瓶和血管外灌注储液瓶；
9. 打开各设备的电源预热；
10. 设定血管内灌注脉动频率为70次/分钟，电机增益为1-5%，设 定初始位置；设定血管内灌注流量为0-1, 6ml/s,进口压力为 100-140咖Hg,出口压力为75-115mmHg;血管外灌注流量为 0-1.0ml/s,进口压力为110-140mmHg，出口压力为85-llOmmHg.，
11. 设定血管组织培养腔旋转电机的转向和转速顺时针旋转，
10rpm;
12. 设定血管组织受的周期性拉伸应力为20N,拉伸频率为60次
/minj
13. 运行反应器；
14. 调节阻力调节器和顺应性调节器，控制流经血管组织培养腔的
压力、流量波形，模拟类似于生理状态下的动脉脉搏波波形。
权利要求
1.一种血管组织工程反应器，其特征在于包括:一个血管内灌注储液瓶(101)；一个血管内灌注液体驱动装置(102)，其通过管路与所述血管内灌注储液瓶(101)相连；一个内灌注回路培养腔进口管路(105)，其上游端与所述血管内灌注液体驱动装置(102)通过管路相连；一个血管组织培养腔(107)，所述内灌注回路培养腔进口管路(105)的下游端进入到所述血管组织培养腔(107)，且所述内灌注回路培养腔进口管路(105)的下游端上用于设置待培养的血管组织(108)的上游端；一个内灌注回路培养腔出口管路(110)，其上游端被置于培养腔(107)内并用于设置所述待培养的血管组织(108)的下游端，而其下游端所述培养腔(107)之外，一个培养腔旋转驱动电机(113)；与所述电机(113)的转轴相耦合的一个培养腔旋转传动装置(109)，所述培养腔旋转传动装置(109)与所述培养腔(107)相耦合，从而把所述电机(113)的转动驱动力传递给所述培养腔(107)而使培养腔(107)旋转；一个血管往复拉伸驱动装置(114)，血管往复拉伸驱动装置(114)的往复驱动输出与所述血管内灌注培养腔进口管路(105)和所述血管内灌注培养腔出口管路(110)之一相耦合，从而驱动所述血管内灌注培养腔进口管路(105)与所述血管内灌注培养腔出口管路(110)之间沿着它们的轴向的相对往复运动，从而实现对设置在所述血管内灌注培养腔进口管路(105)和所述血管内灌注培养腔出口管路(110)之间的血管组织(108)的往复拉伸。
2. 如权利要求l所述的血管组织工程反应器，其特征在于进一 步包括一个外灌注回路储液瓶(201); 一个外灌注液体驱动装置(202 )，其与所述外灌注回路储液 瓶(201)经液体管路相连；一个外灌注回路培养腔进口管路(203 )，其上游端通过管路 与所述外灌注液体驱动装置(202 )相连，其下游端进入到所述培 养腔(107)内部，用于把来自所述外灌注回路储液瓶(201)的 培养液注入所述培养腔(107)内；以及，一个外灌注回路培养腔出口管路(206 )，其上游端被置于所 述培养腔(107)内，其下游端延伸到所述培养腔(107)之外， 用于把培养液从培养腔107中引出。
3. 如权利要求1或2所述的血管组织工程反应器，其特征在于所 述血管内灌注液体驱动装置(102)是一个脉动源(301)，所述 脉动源(301)包括一个脉动腔(302 )，其用于充满液体；穿过脉动腔(302 )的一根弹性软管(303 )，其构成了从所述血管内灌注储液瓶(101)至所述内i注回路培养腔进口管路(105)的营养液灌注管路穿过所述脉动腔(302 )的部分；设置在所述弹性软管的上游端口处的一个上游单向止逆阀 (308 )，用于保证通过所述弹性软管的培养液流动是沿着从所述 血管内灌注储液瓶(101)至所述内灌注回路培养腔进口管路 (105)的方向的；设置在弹性软管的下游端口处的一个下游单向止逆阀 (309 )，用于保证通过所述弹性软管的培养液流动是沿着从所述 血管内灌注储液瓶(101)至所述内灌注回路培养腔进口管路 (105)的方向的；一个密封活塞(310)，用于作用充满在所述脉动腔内的所述 液体上；以及用于驱动所述密封活塞(310)的一个直线电机(311)。
4. 如权利要求2所述的血管组织工程反应器，其特征在于所述 外灌注液体驱动装置(202 )是一个脉动源(301)，所述脉动源(301)包括一个脉动腔(302 )，其用于充满液体； 穿过脉动腔(302 )的一根弹性软管(303 )，其构成了从所 述血管内灌注储液瓶(101)至所述内灌注回路培养腔进口管路 (105)的营养液灌注管路穿过所述脉动腔(302 )的部分；设置在所述弹性软管的上游端口处的一个上游单向止逆阀 (308 ),用于保证通过所述弹性软管的培养液流动是沿着从所述 血管内灌注储液瓶(101)至所述内灌注回路培养腔进口管路 (105)的方向的；设置在弹性软管的下游端口处的一个下游单向止逆阀 (309 ),用于保证通过所述弹性软管的培养液流动是沿着从所述 血管内灌注储液瓶(101)至所述内灌注回路培养腔进口管路 (105)的方向的；一个密封活塞(310)，用于作用充满在所述脉动腔内的所述 液体上；以及用于驱动所述密封活塞(310)的一个直线电机(311)。
5. 如权利要求l所述的血管组织工程反应器，其特征在于进一 步包括一个上游密封塞(106， 204 )，其中所述内灌注回路培养腔 进口管路(105)的下游端穿过所述上游密封塞而进入到血管组织 培养腔(107)中，且所述上游密封塞以可转动密封的方式与培养 腔接合，从而实现培养腔对外界的密封；一个下游密封塞(106， 205 )，其中所述内灌注回路培养腔 出口管路(110)下游端穿过所述下游密封塞而伸出到所述培养腔 (107)之外，且所述下游密封塞以可转动密封的方式与所述培养 腔接合，从而实现培养腔对外界的密封。
6. 如权利要求2或4所述的血管组织工程反应器，其特征在于进 一步包括一个上游密封塞(106， 204 )，其中所述内灌注回路培养腔 进口管路(105)的下游端穿过所述上游密封塞而进入到血管组织 培养腔(107)中，且所述上游密封塞以可转动密封的方式与培养 腔接合，从而实现培养腔对外界的密封；一个下游密封塞(106， 205 )，其中所述内灌注回路培养腔 出口管路(110)下游端穿过所述下游密封塞而伸出到所述培养腔 (107)之外，且所述下游密封塞以可转动密封的方式与所述培养 腔接合，从而实现培养腔对外界的密封。
7，如权利要求l、 2或4所述的血管组织工程反应器，其特征在 于进一步包括设置在所述内灌注回路培养腔进口管路(107)的下游端上 的一个上游营养液分配器(404 );以及，设置在所述内灌注回路培养腔出口管路(115)的上游端上 的一个下游营养液分配器(405 )，所述上游和下游液体分配器(404、 405 )用于在它们之间设 置多条培养中的血管组织，从而实现了多条血管组织的同时培 养。
8. 如权利要求3所述的血管组织工程反应器，其特征在于进一 步包括设置在所述脉动源(301)下游的一个第一阻力调节器 (304 )，用于调节所述培养腔中的血管内灌注培养液的灌注压强 和培养液灌注压强变化的波形、波幅；设置在所述第一阻力调节器(304 )与所述培养腔之间的一个 第一顺应性调节器(305 )，用于调节所述培养腔中血管内灌注的 培养液的流动惯性；设置在所述培养腔下游的一个第二顺应性调节器(306 )，用 于调节所述培养腔中血管内灌注的培养液的流动惯性；设置在所述第二顺应性调节器(306 )下游的一个第二阻力调 节器(307 )，用于调节所述培养腔中血管内灌注的培养液的灌注 压强和培养液灌注压强变化的波形、波幅。
9. 如权利要求2、 4或5所述的血管组织工程反应器，其特征在 于进一步包括一个外灌注回路培养腔进口压力传感器(401)，用于检测培 养腔进口处的外灌注回路中的液体压强；一个外灌注回路培养腔出口压力传感器(408 ),用于检测培 养腔出口处的外灌注回路中的液体压强；一个内灌注回路培养腔进口压力传感器(402 ),用于检测培 养腔进口处的内灌注回路中的液体压强；一个内灌注回路培养腔出口压力传感器(406 )，用于检测培 养腔出口处的内灌注回路中的液体压强；一个处理器(412)，用于处理来自所述各传感器(401、 402、 408、 406 )的输出，以及，一个显示器(413)，用于显示处理后的结果。
全文摘要
一种血管组织工程反应器，包括血管内灌注回路(101，102，105，110)；血管组织培养腔(107)；培养腔旋转驱动电机(113)，其转动驱动力被传递给培养腔(107)而使培养腔旋转；血管往复拉伸驱动装置(114)，血管往复拉伸驱动装置(114)的往复驱动力作用在设置在所述内灌注回路培养腔出口管路(110)与进口管路(105)之间的血管组织(108)上，从而使血管组织(108)受到轴向往复拉伸作用。借助本发明，可以同时实现血管内培养液灌注、血管外培养液灌注、培养腔的转动、培养中的血管沿轴向的往复拉伸、培养中的血管组织内的营养液脉动，以及它们的任何组合。
文档编号C12M3/00GK101372662SQ20081010214
公开日2009年2月25日 申请日期2008年3月18日 优先权日2008年3月18日
发明者李晋川, 樊瑜波, 贡向辉, 邹远文, 黄学进 申请人:北京航空航天大学;四川大学