本发明涉及可植入的心脏瓣膜结构设计技术领域，尤指一种可再生心脏瓣膜及其制备装置、方法。
背景技术：
心脏是人体非常重要的器官，为人体血液循环提供动力，心脏分为左右两部分，每一部分包含一个心室和心房，心室和心室之间及心房和心房之间通过室间隔和房间隔分割开，在房、室、动脉之间具有防止血液返流的瓣膜。其中位于左心房和左心室之间的瓣膜为二尖瓣，位于右心房与右心室之间的瓣膜为三尖瓣，位于左心室与主动脉之间的瓣膜为主动脉瓣，而位于右心室与肺动脉之间的瓣膜为肺动脉瓣。
心脏瓣膜疾病直接影响到人类健康和生命，目前瓣膜置换是治疗心脏瓣膜疾病的有效治疗方法，应用于临床的主要为机械瓣和生物瓣。理想的人工心脏瓣膜应该具有相当的使用寿命和良好的生物相容性，不会或极少产生血栓。而机械瓣存在置换后患者需长期抗凝的问题，而生物瓣则存在易钙化，使用寿命不长的问题。随着组织工程概念的提出，人们开始致力于开发组织工程人工心脏瓣膜，即在组织工程支架上接种子细胞，在体外培养进到组织工程化瓣膜，再植入体内，但目前组织工程心脏瓣膜还没有成熟到可供临床使用，且组织工程心脏瓣膜含有活细胞，批量生产、保存、运输等均存在很多待解决的问题。
因此，本申请致力于提供一种可再生心脏瓣膜及其制备装置、方法。
技术实现要素：
本发明的目的是提供一种可再生心脏瓣膜及其制备装置、方法，可再生心脏瓣膜植入人体后可实现心脏瓣膜的再生，有效解决机械瓣膜需长期抗凝的问题及生物瓣膜存在的免疫原性及易钙化的问题，其制备装置简单，制备方法易实施，成本低，效益可观。
本发明提供的技术方案如下：
一种可再生心脏瓣膜，所述可再生心脏瓣膜为由纤维制得的膜状结构，所述纤维由可降解高分子材料制得。
优选地，所述可降解高分子材料选自pla(聚乳酸)、pga(聚乙醇酸)、pcl(聚己内酯)、phb(聚-β-羟丁酸)、胶原、丝素蛋白、壳聚糖、细菌纤维素；和/或；所述可再生心脏瓣膜还包括生长因子和/或趋化因子，所述生长因子和/或趋化因子与所述可降解高分子材料复合；和/或；所述可再生心脏瓣膜为由所述膜状结构形成的管状结构；和/或；所述膜状结构为多层结构，且多层结构之间通过堆积叠加在一起或通过化学交联或物理压合等方式增强层间结合力。
优选地，所述膜状结构的厚度为100μm-1000μm；和/或；所述纤维的直径10nm-5μm；和/或；所述膜状结构的孔隙率为70％-95％，孔径为50nm-200μm。
优选地，所述膜状结构的厚度为200μm-500μm；和/或；所述纤维的直径为100nm-2μm；和/或；所述膜状结构的孔隙率为90％以上，孔径为5μm-100μm。
优选地，所述膜状结构为多层结构，且各层结构中的组成材料不同且纤维取向也不同。
优选地，所述膜状结构为三层结构，其中，第一层的纤维取向与第三层的纤维取向垂直，第二层的纤维取向为无规则取向，所述第二层位于所述第一层和第三层之间。
本发明还公开了一种可再生心脏瓣膜的制备装置，其中，所述可再生心脏瓣膜为上述任一种可再生心脏瓣膜，包括：储液器，用于储存可降解高分子溶液，所述储液器的底部设有喷头，所述储液器的顶部设有压力泵，所述压力泵用于使所述储液器中的可降解高分子溶液从喷头喷出；接收器，设置在所述喷头的一侧，用于接收所述喷头喷出的可降解高分子溶液；高压静电发生器，其一个电极与所述储液器电连接，另一电极与所述接收器电连接，在所述高压静电发生器的作用下，所述储液器中的可降解高分子溶液从喷头喷出后随着溶剂的挥发形成纤维并被所述接收器接收，并在所述接收器上形成一膜状结构。
优选地，所述高压静电发生器在所述储液器和所述接收器之间形成的电场的强度为1kv-50kv，所述喷头的出样速度为1ml/h-20ml/h，所述喷头与所述接收器之间的距离为1cm-20cm，所述可降解高分子溶液中的溶剂选自丙酮、三氯甲烷、四氢呋喃、六氟异丙醇、乙醇、水，所述可降解高分子溶液的浓度1％-20％。
优选地，所述接收器为一与旋转驱动装置连接的筒状结构。
本发明还公开了一种可再生心脏瓣膜的制备方法，所述可再生心脏瓣膜为上述任一种可再生心脏瓣膜，包括步骤：
s10：通过一高压静电发生器在储液器和接收器之间形成一高压电场；
s20：打开所述储液器上的压力泵，所述储液器中的可降解高分子溶液从喷头喷出，在所述高压电场的作用下，形成喷射细流，同时随着溶剂挥发形成高分子纤维；
s30：在所述高压电场的作用下，所述接收器接收所述储液器喷出的可降解高分子溶液形成的高分子纤维并形成一膜状结构。
优选地，所述高压静电发生器在所述储液器和所述接收器之间形成的电场强度为1kv-50kv，所述喷头的出样速度为1ml/h-20ml/h，所述喷头与所述接收器之间的距离为1cm-20cm，所述可降解高分子溶液中使用的溶剂选自丙酮、三氯甲烷、四氢呋喃、六氟异丙醇、乙醇、水，所述可降解高分子溶液的浓度为1％-20％。
优选地，所述接收器为一与旋转驱动装置连接的筒状结构。
本发明还公开了一种可再生心脏瓣膜假体，包括可再生心脏瓣膜和支架，所述可再生心脏瓣膜为上述任意一种可再生心脏瓣膜，所述支架由可再生降解材料或不可降解材料制得，且所述可再生心脏瓣膜缝合在或粘结在所述支架上。
本发明提供的一种可再生心脏瓣膜及其制备装置、方法能够带来以下至少一种有益效果：
1、本发明的可再生心脏瓣膜由可降解高分子材料制得的纤维构成，将可再生心脏瓣膜放置在替换病变部位后，其能立刻行使正常的瓣膜功能，并且由于可再生心脏瓣膜由纤维组成，孔隙率高，贯通性好，比表面积高，利于细胞的粘附与生长，植入后能快速内皮化，能捕获循环血干细胞，促使干细胞在材料上定向分化，从而重建瓣膜组织，随着可降解高分子材料的降解，形成再生的心脏瓣膜。
2、本发明中，可再生心脏瓣膜为多层结构，且每层结构可选择不同的材料及纤维走向，这样设置能模拟天然瓣膜结构，天然的瓣膜也为多层结构，且每层结构的组织形态不同，具有不同的功能，因此，本发明中的可再生心脏瓣膜通过不同材料及不同纤维走向形成的膜状结构除能更好的行使瓣膜功能，也有利于附着于不同层的细胞定向分化成形成不同的组织形态，从而实现更好的瓣膜再生效果。
3、本发明的可再生心脏瓣膜具有良好的再生性能，可以解决机械瓣需长期抗凝的问题，以及生物瓣可能存在的免疫原性及易钙化问题，还可以避免组织工程瓣膜批量生产、保存及运输等问题。
4、本发明的可再生心脏瓣膜的制备装置简单，成本低，且制备方法容易操作，原料选择范围广，成本低，具有可观的经济效益。
5、本发明的可再生心脏瓣膜的制备装置、方法的制备条件温和，对设备和环境条件要求不高，且制备过程不会引起可降解高分子聚合物降解，有利于可降解高分子材料与生物活性因子复合，另外，可降解高分子溶液中的溶剂可以自然挥发，在制备瓣膜过程中，不需使用致孔剂，不会出现溶剂和致孔剂去除不全的问题。
6、本发明的可再生心脏瓣膜假体可以通过外科手术方式或经导管介入方式植入人体内，并在替换病变部位后能立刻行使正常瓣膜功能，且快速内皮化，可再生心脏瓣膜利于细胞的粘附与生长，随着瓣膜材料的降解，可形成再生的心脏瓣膜。
附图说明
下面将以明确易懂的方式，结合附图说明优选实施方式，对本发明的上述特性、技术特征、优点及其实现方式予以进一步说明。
图1是本发明的可再生心脏瓣膜的一种具体实施例的结构示意图；
图2是天然心脏瓣膜的结构示意图；
图3是本发明的可再生心脏瓣膜的制备装置的一种具体实施例的结构示意图；
图4是本发明的可再生心脏瓣膜假体的一种具体实施例的制备过程示意图，该实施例适用于通过外科手术方式植入人体内；
图5是本发明的可再生心脏瓣膜假体的一种具体实施例的制备过程示意图，该实施例适用于通过经导管介入方式植入人体内；
图6是本发明的可再生心脏瓣膜假体的一种具体实施例装载到导管内的示意图。
附图标号说明：
可再生心脏瓣膜1，储液器2，压力泵3，喷头4，接收器5，高压静电发生器6，支架7。
具体实施方式
为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对照附图说明本发明的具体实施方式。显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图，并获得其他的实施方式。为使图面简洁，各图中的只示意性地表示出了与本发明相关的部分，它们并不代表其作为产品的实际结构。
具体实施例一
如图1所示，本具体实施例公开了一种可再生心脏瓣膜1较为优选地实施例，所述可再生心脏瓣膜1为由纤维制得的膜状结构，纤维由可降解高分子材料制得，其中，可降解高分子材料选自pla、pga、pcl、phb、胶原、丝素蛋白、壳聚糖、细菌纤维素，但是，并不仅限于这些材料。可再生心脏瓣膜1还包括生长因子、趋化因子，生长因子和趋化因子与可降解高分子材料复合，这样设置可以更好地促进循环血干细胞在纤维上附着及生长。
本实施例中的可再生心脏瓣膜1为膜状结构形成的管状结构，也就是说，本实施例中的可再生心脏瓣膜1为一管状膜，需要说明的是，这里的管状结构可以是在制作膜状结构时，直接将膜状结构制成管状结构，也可以是在制作膜状结构时，将膜状结构制成片状结构，再将片状结构通过缝合或者粘合的方式制成管状结构。
具体的，在本实施例中，膜状结构(即管状结构的侧壁)为三层结构，三层结构通过堆积叠加在一起或通过化学方式交联或通过物理方式交联，三层结构中各层结构中的组成材料不同且纤维取向也不同，其中，第一层的纤维取向与第三层的纤维取向垂直，第二层的纤维取向为无规则取向，第二层位于第一层和第三层之间。如图2所示，天然瓣膜包括三层结构，即纤维层、松质及室肌，这三层结构的组织形态不同，而本实施例中的可再生心脏瓣膜1中的三层结构的组成材料及纤维取向均不同，这样设置更好的模拟天然瓣膜结构，并促使细胞附着在纤维上后分化形成不同组织形态的瓣膜层。
本实施例中的膜状结构的三层结构之间通过堆积叠加在一起或通过化学方式交联或通过物理方式交联。其中，膜状结构的总厚度为100μm-1000μm，最优厚度为200μm-500μm；膜状结构的孔隙率为70％-95％，最优孔隙率为90％以上；膜状结构中微孔的孔径为50nm-200μm，最优孔径为5μm-100μm；形成膜状结构的纤维的直径为10nm-5μm，最优直径为100nm-2μm。
当然了，在本发明的可再生心脏瓣膜的其他具体实施例中，膜状结构还可以为单层、两层或三层以上的结构，且每层结构的材料及纤维取向可以按照需要采用相同材料或者相同的纤维取向，每层结构的纤维取向可为各向同性和各向异性，各向同性即为无规则堆积，各向同性即为纤维沿一个方向平行或近似平行的方式排列；膜状结构的厚度、孔隙率、孔径及纤维的直径均可以根据实际需要进行调整；可降解高分子材料中可以不添加复合因子或者根据需要添加除生长因子和趋化因子外的其他复合因子。
具体实施例二
如图3所示，本具体实施例公开了一种用于制备具体实施例一中公开的可再生心脏瓣膜的制备装置的一种较为优选地实施例，本实施例中的制备装置包括储液器2，接收器5和高压静电发生器6。其中，储液器2用于储存可降解高分子溶液，储液器2的底部设有喷头4，储液器2的顶部设有压力泵3，压力泵3用于使储液器2中的可降解高分子溶液从喷头4喷出。可降解高分子溶液中的溶剂选自丙酮、三氯甲烷、四氢呋喃、六氟异丙醇、乙醇、水，可降解高分子溶液的浓度1％-20％。
本实施例中，接收器5设置在喷头4的下方，用于接收喷头4喷出的可降解高分子溶液，接收器5为一与旋转驱动装置连接的筒状结构，在接收可降解高分子溶液的过程中，筒状结构在旋转驱动装置作用下处于旋转状态。
本实施例中，高压静电发生器6的正极与所述储液器2电连接，其负极与接收器5电连接，在高压静电发生器6的作用下，储液器2中的可降解高分子溶液从喷头4喷出后呈纤维状被接收器5接收，并在接收器5上形成一膜状结构，并且，由于接收器5为一筒状结构，且在旋转驱动装置作用下处于旋转状态，因此，本实施例中的接收器5制得的膜状结构可以直接形成管状结构，也就是说，通过该接收器5制得的可再生心脏瓣膜为一管状膜，这样设置便于后续可再生心脏瓣膜与固定支架的配合形成心脏瓣膜假体。
在本实施例中，高压静电发生器6在储液器2和接收器5之间形成的电场的强度为1kv-50kv，喷头4的出样速度为1ml/h-20ml/h，喷头4与接收器5之间的距离为1cm-20cm。
本具体实施例中的制备装置采用的是静电纺丝技术，其基本原理是带电聚合物溶液(即可降解高分子溶液)在高压静电场中受到电场力的作用被拉伸，当电场力大于聚合物液滴的表面张力时，聚合物溶液将形成喷射细流，在此过程中溶液中的溶剂挥发，从而形成纤维，接收器接收该纤维状结构，并形成由纤维有序或无序堆积而得到的膜状结构。本制备装置采用的制备方法的制备条件温和，对设备和环境条件要求不高，制备过程不引起可降解高分子聚合物降解，有利于生物活性因子与可降解高分子的复合。并且，在制备过程中，溶剂自然挥发，不需使用致孔剂，不会出现溶剂和致孔剂去除不全的问题，并且，得到的膜状结构孔隙率高、贯通性好、比表面积高，在植入人体后，有利于细胞的生长和粘附。
当然了，在本发明的可再生心脏瓣膜的制备装置其他具体实施例中，高压静电发生器的负极与储液器电连接，其正极与接收器电连接，只要其可以在储液器和接收器之间形成一高压电场即可；接收器还可以为一固定的平板结构，这样设置时，接收器接收可降解高分子溶液后得到的膜状结构为一片状结构，在制作心脏瓣膜假体时，可以通过缝合或粘合的方式将片状膜制成管状膜；可降解高分子溶液中的溶剂可为极性和非极性溶剂；制备参数也可以根据实际需要进行调整。
具体实施例三
本具体实施例公开了一种用于制备具体实施例一中公开的可再生心脏瓣膜的制备方法的一种较为优选地实施例，包括步骤：s10：通过一高压静电发生器在储液器和接收器之间形成一高压电场；s20：打开储液器上的压力泵，储液器中的可降解高分子溶液从喷头喷出，在高压电场的作用下形成喷射细流，同时溶液中的溶剂挥发，从而形成高分子纤维；s30：在高压电场的作用下，高分子纤维向接收器运动，最后在接收器上形成一膜状结构，接收器为一与旋转驱动装置连接的筒状结构，接收器制得的膜状结构为一管式膜，此管式膜即为可再生心脏瓣膜。
在本具体实施例中，高压静电发生器在储液器和接收器之间形成的电场强度为1kv-50kv，喷头的出样速度为1ml/h-20ml/h，喷头与接收器之间的距离为1cm-20cm，可降解高分子溶液中使用的溶剂选自丙酮、三氯甲烷、四氢呋喃、六氟异丙醇、乙醇、水，可降解高分子溶液的浓度为1％-20％。
本具体实施例中的制备方法采用的是静电纺丝技术，其基本原理是带电聚合物溶液(即可降解高分子溶液)在高压静电场中受到电场力的作用被拉伸，当电场力大于聚合物液滴的表面张力时，聚合物溶液将形成喷射细流，在此过程中溶液中的溶剂挥发，从而形成纤维，接收器接收该纤维状结构，并形成由纤维有序或无序地堆积得到的膜状结构。本制备装置采用的制备方法的制备条件温和，对设备和环境条件要求不高，制备过程不引起可降解高分子聚合物降解，有利于生物活性因子与可降解高分子的复合。并且，在制备过程中，溶剂自然挥发，不需使用致孔剂，不会出现溶剂和致孔剂去除不全的问题，并且，得到的膜状结构孔隙率高、贯通性好、比表面积高，在植入人体后，有利于细胞的生长和粘附。
当然了，在本发明的可再生心脏瓣膜的制备方法其他具体实施例中，接收器还可以为一固定的平板结构，这样设置时，接收器接收可降解高分子溶液后得到的膜状结构为一片状结构，在制作心脏瓣膜假体时，可以通过缝合或粘合的方式将片状膜制成管状膜；可降解高分子溶液中的溶剂可为极性和非极性溶剂；制备参数也可以根据实际需要进行调整。
具体实施例四
本具体实施例公开了一种可再生心脏瓣膜假体，包括可再生心脏瓣膜1和支架7，可再生心脏瓣膜为实施例一中公开的可再生心脏瓣膜，且可再生心脏瓣膜1缝合在支架7上。
具体的，如图4所示，支架7为一类似于皇冠的结构，可再生心脏瓣膜1的一端缝合于支架7上得到图4(a)中所示的结构，再按照4(a)中所示方向向上翻卷起可再生心脏瓣膜的另一端自由边，套住支架7并将边缘固定于皇冠结构的三个顶端，将未固定的边缘部分向支架中心轴方向轻轻压入就可以得到图4(b)中所示的可再生心脏瓣膜假体，这种形式的可再生心脏瓣膜假体需要通过外科手术方式植入人体内。
其中，支架由可降解材料或不可降解材料制得，这里的可降解材料可选自镁合金、pla，这里的不可降解材料可选自镍钛合金，钴铬合金、peek、ptfe。
缝合可再生心脏瓣膜及支架时使用的缝线采用可降解材料，这里的可降解材料选自pga、胶原等，但不仅限于这些材料。当然，在其他实施例中也可以采用不可降解材料。
具体实施例五
本具体实施例公开了一种可再生心脏瓣膜假体，包括可再生心脏瓣膜1和支架7，可再生心脏瓣膜1为实施例一中公开的可再生心脏瓣膜，且可再生心脏瓣膜1缝合在支架7上。
具体的，如图5所示，支架7为一网状管，可再生心脏瓣膜1置于支架7中，并用将瓣膜以缝合的方式固定于支架上得到图5(c)中所示的可再生心脏瓣膜假体，图5(c1)和图5(c2)分别为本实施例中的可再生心脏瓣膜假体的立体图及俯视图。这种形式的可再生心脏瓣膜假体需要通过图6(d1)和图6(d2)中所示的方式装载入导管中，并以介入方式植入人体内。
其中，支架由可降解材料或不可降解材料制得，这里的可降解材料可选自镁合金、pla，但不仅限于此，这里的不可降解材料可选自镍钛合金，钴铬合金，但不仅限于此。
缝合连接可再生心脏瓣膜及支架时，使用的缝线采用可降解材料，这里的可降解材料选自pga、胶原等，但不仅限于此。当然，在其他实施例中也可以采用不可降解材料。
实施例四、五中公开的可再生心脏瓣膜假体可以用于主动脉瓣、二尖瓣、肺动脉带瓣管道的再生。
当然了，在本发明的可再生心脏瓣膜假体的其他具体实施例中，可再生心脏瓣膜还可以粘结在支架上；可再生心脏瓣膜和支架的配合方式还可以根据实际需要进行调整，当然，不同类型的可再生心脏瓣膜假体需要通过不同的方式植入人体，包括外科手术方式和经导管介入方式，其中经导管介入方式可以采用自膨式和球扩式等。
应当说明的是，上述实施例均可根据需要自由组合。以上所述仅是本发明的优选实施方式，应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。