一种柔性基质/液体电解质粘性复合材料及其制备方法
【专利摘要】本发明公开了一种柔性基质/液体电解质粘性复合材料及其制备方法。该材料具有能够自主粘附于器官组织表面的粘性；具有与心肌匹配的力学性能；具有生物相容和安全性。本发明同时涉及该材料的制备方法：将特定有机物按一定质量百分比加入到一定浓度的特定电解质溶液中，一定温度下充分搅拌使基质溶解或均匀分散，得到粘稠液，然后在特定温度下静置一定时间,即得到所述材料。本发明所述材料可用于急性及慢性心肌梗死与心力衰竭的治疗，抑制心室壁的重构、变薄和纤维化过程，改善心肌功能，同时，还具有导电性和体内可降解等特点。
【专利说明】
一种柔性基质/液体电解质粘性复合材料及其制备方法
技术领域
[0001]本发明涉及一种医用材料及其制备方法，特别涉及一种可涂覆于心包膜组织外表面用于治疗心肌梗死或各种因素导致的心力衰竭的材料及其制备方法，属医用材料技术领域。
【背景技术】
[0002]心肌梗死及其他因素(毒性物质，药物，酒精，遗传变异，基因突变等，病毒或细菌感染)引起的心脏功能衰竭已成为现代化国家人类死亡一个重要原因，据统计，慢性心力衰竭和心肌梗死而导致的死亡占心血管死亡的50%以上，而且心肌梗死与心力衰竭的发病人群趋于年轻化。心肌梗死与心力衰竭已引起人们的高度关注。
[0003]当心脏冠状动脉发生堵塞;一些遗传变异或重要基因突变，或者毒性物质，药物，酒精，病毒或细菌感染后，导致心室肌内的部分心肌细胞死亡，心肌遭到不可逆的损伤而无法再生，随后心室发生自我重构，导致心室壁变薄，并且发生成纤维细胞增生形成瘢痕组织。因此，心肌梗死与其他各类因素导致心肌的功能随着病程的发展而逐渐降低，最终会导致心力衰竭。最近的研究显示，通过在心包膜外表面包覆弹性材料对心室壁进行力学增强，可以抑制心梗区心室的重塑过程，抑制纤维细胞增生及纤维组织的形成，改善心肌功能。可能机制包括(I)改善心肌局部力学微环境，抑制纤维细胞增生，促进心肌再生和血管生成；(2)增加室壁厚度，降低室壁压强，稳定心室大小，重塑心室几何形状，防止室壁瘤形成。
[0004]早期的研究采用双心室包覆的方法来进行力学增强，例如AcornCorCap心脏支持器件和Paracor HeartNet心脏支持器件。随后开发了左心室心肌增强的器件，如MyocorCoapsys左心室支持器件和Card1Clasp心脏支持器件。上述器件的植入程序较为复杂，而且器件体积较大，过多与正常心肌接触会对正常心肌造成有害的影响。近年来，一些研究者开发了局部植入于心肌梗死部位的心肌增强材料，直接作用于病变部位。例如，Fujimoto等人将聚氨酯脲(PEUU)制备的薄膜利用手术缝线固定于大鼠急性心肌梗死部位(参见文献:An Elastic, B1degradable Cardiac Patch Induces Contractile Smooth Muscle andImproves Cardiac Remodeling and Funct1n in Subacute Myocardial Infarct1n,2007)。1^&0等人将一个商品双层网状膜(内层为聚丙烯，外层为聚四氟乙烯)用缝线植入于大鼠慢性心肌梗死部位(参见文献:Attenuat1n of Left Ventricular AdverseRemodeling With Epicardial Patching After Myocardial Infarct1n, 2010)oChi等人用蛋白纤维胶将壳聚糖-透明质酸/丝素蛋白复合材料固定于心肌梗死部位(参见文献:Cardiac repair using chitosan-hyaluronan/silk fibroin patches in a rat heartmodel with myocardial infarct1n, 2013)0
[0005]现有技术的研究都取得了积极的结果，证明了利用材料进行局部心肌增强的可行性。但是，现有材料具有一定的局限性。首先，材料不具有粘性，因此需要通过缝合或其它手段对材料进行固定，一方面导致手术程序复杂，风险因素增多，对心包膜造成损伤，另一方面，心包膜在材料的固定位置局部受力过大，而其它区域受力反而相对较小，而无法使材料包覆区域均匀受力;其次，心肌组织具有应力松弛快而蠕变相对较慢的特点，而现有材料大部分为纯弹性体，与心肌生物力学性能不匹配，会造成心脏搏动周期紊乱或治疗效果不佳；另外，现有材料大多不具有导电性，而导电材料有利于移植物与心肌之间电信号的传递;此夕卜，多数现有材料在体内不可降解或降解非常缓慢，长期植入体内会导致后期的异物反应，最后，现有材料不具备注射性能，只能通过开胸手术进行治疗，手术复杂且风险较大。
【发明内容】
[0006]本发明针对现有用于治疗心肌梗死或各种因素导致的心力衰竭的心肌增强材料存在的与心肌组织生物力学性能不匹配，缺乏足够粘性而无法紧密贴附于心脏表面等问题，提供一种具有良好的与心肌匹配的生物力学性能、较高的导电性、良好的生物安全性、体内可降解性的柔性基质/液体电解质粘性复合材料及其制备方法。
[0007]实现本发明目的的技术方案是:一种柔性基质/液体电解质粘性复合材料，它与器官组织表面的界面结合强度大于0.lkPa；在温度为37 0C、流变测试频率为0.0I?10Hz的测试条件下，测试应变为0.01?10时，材料的损耗模量与储存模量的比值为0.2?5;在温度为37°C的条件下，材料的弹性拉伸强度范围为3?lOOkPa，断裂延伸率大于50%，达到10%应力松弛率的时间少于I Omi η;在温度为37 °C的条件下，材料的体电导率为0.0I?1 S/m;材料浸提液细胞毒性为O?I级。
[0008]所述的柔性基质为纤维蛋白胶、多巴胺、明胶、透明质酸、淀粉、海藻酸中的一种，或它们的任意组合。所述液体电解质为硝酸镁、硝酸锌、硝酸钙、硝酸锂、硝酸钾、氯化锂、氯化镁、氯化钙、氯化锌、碘化钙溶液中的一种，或它们的任意组合。材料在体内涂覆于心包膜组织外表面时，材料于6?24月内降解。
[0009]本发明技术方案还包括上述柔性基质/液体电解质粘性复合材料的制备方法，包括如下步骤:
(I)将金属盐按质量分数为10%?20%溶解于去离子水中，得到液体电解质；
(2 )将柔性基质按质量百分比3%?1 %加入到步骤(I)制备的液体电解质溶液中，在温度为25°C?80°C的条件下充分搅拌，得到粘稠液；
(3)将步骤(2)得到的粘稠液在温度为25°C?45°C的条件下静置至体系质量稳定，即得到一种柔性基质/液体电解质粘性复合材料。
[0010]本发明所述的金属盐为硝酸镁、硝酸锌、硝酸钙、硝酸锂、硝酸钾、氯化锂、氯化镁、氯化钙、氯化锌、碘化钙中的一种，或它们的任意组合。所述的柔性基质为纤维蛋白胶、多巴胺、明胶、透明质酸、淀粉、海藻酸中的一种，或它们的任意组合。
[0011]本发明所提供的柔性基质/液体电解质粘性复合材料，用于治疗心肌梗死或各种因素导致的心力衰竭的一种使用方法步骤如下:
1、麻醉，接入呼吸机；
2、待呼吸平稳后，在无菌条件下，手术打开胸腔，暴露心脏，根据梗死面积或心功能不全的严重程度确定材料的用量；
3、将确定量材料黏附于心脏梗死区心外肌层或心力衰竭心室肌外层外表面，无需其它辅助固定； 4、缝合胸腔，有自主呼吸后拔出呼吸机，完成手术。
[0012]5、材料完成治疗周期后自然降解，无需取出。
[0013]本发明所述材料用于治疗心肌梗死或各种因素导致的心力衰竭的另一种使用方法步骤如下:
1、通过冠脉造影、胸腔镜观察或超声心动图等检测手段，确定梗死位置及范围，根据梗死面积或心功能不全的严重程度确定材料的用量；
2、在X光机或胸腔镜等辅助导航方法的指引下，通过微创工作通道利用微创注射装置或微创手术钳等微创递送装置，将确定量的材料送抵并黏附于心脏梗死区心外肌层或心力衰竭心室肌外层外表面，无需其它辅助固定；
3、退出微创递送装置，待材料在心外肌层或心力衰竭心室肌外层外表面融合形成完整薄膜后关闭创口，结束手术；
4、材料完成治疗周期后自然降解，无需取出。
[0014]与现有技术相比，本发明具有如下有益效果:
1、本发明所述材料成本低廉，制备简单，环境友好；
2、本发明所述的材料具有与心肌匹配的生物力学性能、较高的导电性、良好的生物安全性、体内可降解性，因此适用于心肌梗塞的治疗，并可与心肌组织形成良好的形态、力学和电生理功能的匹配；
3、本发明所述材料使用方便，无需额外缝合等固定于心脏表面的方式，一方面利于实际临床使用，另一方面对正常心肌不会造成额外损伤。此外，该材料还可用于微创手术，手术程序简单，风险降低。
【附图说明】
[0015]图1是本发明实施例提供的柔性基质/液体电解质复合材料的粘性及延展性能照片。
【具体实施方式】
[0016]下面结合附图和实施例对本发明技术方案作进一步说明。
[0017]实施例1:
将氯化钙溶解于去离子水中，溶液的质量分数为18%，作为液体电解质，以淀粉作为基质，加入到液体电解质溶液中，基质的质量百分比浓度为6%，50°C下充分混合均匀，制备粘稠液，然后在40°C下静止48小时至材料质量稳定，得到了高粘性、柔性导电材料。
[0018]参见附图1，它是本实施例提供的柔性基质/液体电解质复合材料的粘性及延展性能照片，图中，L=1.2mm;由图1可见，材料牢固粘附于医用乳胶手套表面，可拉伸至原长十倍，显示了制备的材料具有良好的粘性和较高的断裂延伸率(大于1000%)。
[0019]在模拟体温37°C的条件下，经测试，该材料与心包膜组织的界面结合强度为0.5?lkPa，自身拉伸强度为3?lOkPa，断裂延伸率为100%?1500%，应力松弛率达到10%的所需时间为30?100s。该材料与心包膜组织的界面结合强度为0.5?lkPa，自身拉伸强度为3?lOkPa，断裂延伸率为100%?1500%，应力松弛率达到10%的所需时间为30?100s。流变频率扫描范围为I?I OOHz，测试应变为I%时，损耗模量与储存模量比为0.8?1.5。材料的电导率为0.2?1.8S/m。对NIH3T3成纤维细胞的细胞毒性为O?I级。将材料涂覆Sprague Dawley(SD)大鼠心脏外表面6个月后组织切片分析，无明显毒性和炎症反应及免疫排斥反应。
[0020]在大鼠上制备了心肌缺血引起的急性心肌梗死模型。将建立心肌梗死模型的大鼠分为实验组和对照组。对照组为不涂覆本发明所提供材料的心肌梗死模型大鼠。实验组如下进行材料的植入手术:暴露心脏的梗死区域或心功能不全的区域;根据梗死面积或心功能不全的严重程度确定材料用量，用医用镊子取适量材料；用医用镊子将材料铺展成所需形状、面积及厚度，在心脏梗死区心外肌层或心力衰竭心室肌外层外表面涂覆，使两者紧密贴合，无需其它辅助固定方式;缝合胸腔，材料留在在体内发挥治疗效果。具体步骤如下:
1、将250g重左右的雄性SD大鼠置入气体麻醉箱，以合适剂量异氟烷麻醉大鼠；
2、将大鼠接入呼吸机，呼吸频率为85次/分，呼吸比1:1，维持一定麻醉气体剂量；
3、待大鼠呼吸平稳后打开胸腔，暴露心脏，打开心包膜，用手术线结扎左前降支血管，观察心尖变成黑色，以确定心肌缺血造模成功；
4、用镊子夹取约0.1g本实施例提供的材料，伸展为约0.5毫米厚度的膜，将其涂覆于左心室缺血部位表面；
5、将胸腔内气体排掉，缝合关闭胸腔；
6、关闭气体麻醉，待大鼠有自主呼吸后拔出呼吸机，并腹腔注射20万单位青霉素。
[0021]术后每隔一周超声心动图检测大鼠舒张末期和收缩末期左室内径(LVIDd和LVIDs)，并计算左室射血分数(LVEF)和左室短轴缩短率(LVFS)，以此评价大鼠心功能。四周后将大鼠心脏取出，治疗组可见材料仍然覆盖于大鼠左心室表面。用苏木精伊红染色(HE)和Masson三色染色法分析大鼠心梗面积和纤维化程度。
[0022]结果:(I)四周时超声心动图可见贴了本实施例材料的治疗组LVIDd和LVIDs分别为6.2?6.5mm和3.6?4.3mm，而对照组两值分别为8.5?9mm和8?8.6mm;而治疗组和对照组LVEF分别为60?65%和45?50%，LVFS分别为32?36%和21?26%，由此得知材料治疗组的大鼠心功能得到一定程度的恢复。(2)通过HE和Masson染色，可见材料治疗组左室肌肉壁为3.5?3.8mm，而对照组为2.4?2.6mm，并且治疗组心肌梗死面积减少了 70%?76%，而对照组为40%?45%;可知治疗组较好地抑制了心肌缺血后的心室重构过程，对心肌梗死有着较好的治疗作用。术后8个月发现材料仍黏附于心包膜组织上，并降解了约60?65%。
[0023]实施例2
按质量分数为15%，将氯化钙、硝酸镁和硝酸钙溶解于去离子水中，溶液作为液体电解质；按质量浓度为8%，以透明质酸作为基质材料，加入到液体电解质溶液中，在温度为25°C条件下充分混合均匀，制备得到粘稠液体;再于35°C条件下静置36小时至材料质量稳定，制备了柔性、导电、粘性的材料。
[0024]该材料与心包膜组织的界面结合强度为0.1?0.5kPa;流变频率扫描范围为0.1?10Hz，应变为2%时，损耗模量与储存模量比为0.4?0.8;自身拉伸强度为10?15kPa，断裂延伸率为50%?150%，应力松弛率达到10%的所需时间为100?300s，电导率为0.01?0.12S/m，对NIH3T3成纤维细胞的细胞毒性为O?I级。将材料涂覆Sprague Dawley(SD)大鼠心脏外表面6个月后组织切片分析，无明显毒性和炎症反应及免疫排斥反应。
[0025]在大鼠上制备了心肌缺血慢性心肌梗死模型。将建立心肌梗死模型的大鼠分为实验组和对照组。对照组为不涂覆本专利所述材料的心肌梗死模型大鼠。实验组如下进行材料的植入手术:通过冠脉造影、胸腔镜观察或超声心动图等检测手段，确定梗死位置及范围，根据梗死面积或心功能不全的严重程度确定材料的用量;在X光机或胸腔镜等辅助导航方法的指引下，通过微创工作通道利用微创注射装置或微创手术钳等微创递送装置，将确定量的材料送抵并黏附于心脏梗死区心外肌层或心力衰竭心室肌外层外表面，无需其它辅助固定;退出微创递送装置，待材料在心外肌层或心力衰竭心室肌外层外表面融合形成完整薄膜后关闭创口，结束手术;材料完成治疗周期后自然降解，无需取出。具体操作如下:
1、将慢性心梗大鼠置入气体麻醉箱，以合适剂量异氟烷麻醉大鼠；
2、对大鼠进行冠脉造影和超声心动图检查，确定心梗的位置及范围，确定材料用量；
3、将大鼠接入呼吸机，呼吸频率为85次/分，呼吸比1:1，维持一定麻醉气体剂量；
4、植入材料到心脏表面待治疗的区域，退出传递系统并关闭创口；
5、关闭气体麻醉，待大鼠有自主呼吸后拔出呼吸机，并腹腔注射20万单位青霉素。
[0026]术后每隔一周超声心动图检测大鼠舒张末期和收缩末期左室内径(LVIDd和LVIDs)，并计算左室射血分数(LVEF)和左室短轴缩短率(LVFS)，以此评价大鼠心功能。四周后将大鼠心脏取出，用苏木精伊红染色(HE)和Masson三色染色法分析大鼠心梗面积和纤维化程度。
[0027]结果:(I)四周时贴了材料的治疗组LVIDd和LVIDs均低于对照组;而治疗组LVEF的LVFS均高于对照组，由此得知材料治疗组的大鼠心功能得到一定程度的恢复。(2)通过染色可见材料治疗组左室肌肉壁厚度显著高于对照组，并且治疗组心肌梗死面积减少量也明显高于对照组;可知材料较好的阻抑了心室重构过程。术后4周发现材料仍黏附于心包膜组织上，并呈完整的片层状。术后8个月发现材料仍黏附于心包膜组织上，并降解了约40?50%。
【主权项】
1.一种柔性基质/液体电解质粘性复合材料，其特征在于:它与器官组织表面的界面结合强度大于0.1kPa;在温度为37°C、流变测试频率为0.0l?10Hz的测试条件下，测试应变为0.01?10时，材料的损耗模量与储存模量的比值为0.2?5;在温度为37°C的条件下，材料的弹性拉伸强度范围为3?lOOkPa，断裂延伸率大于50%，达到10%应力松弛率的时间少于1min;在温度为37 V的条件下，材料的体电导率为0.01?10S/m;材料浸提液细胞毒性为O?I级。2.根据权利要求1所述的一种柔性基质/液体电解质粘性复合材料，其特征在于:所述的柔性基质为纤维蛋白胶、多巴胺、明胶、透明质酸、淀粉、海藻酸中的一种，或它们的任意组合。3.根据权利要求1所述的一种柔性基质/液体电解质粘性复合材料，其特征在于:所述液体电解质为硝酸镁、硝酸锌、硝酸钙、硝酸锂、硝酸钾、氯化锂、氯化镁、氯化钙、氯化锌、碘化钙溶液中的一种，或它们的任意组合。4.根据权利要求1所述的一种柔性基质/液体电解质粘性复合材料，其特征在于:材料在体内涂覆于心包膜组织外表面时，材料于6?24月内降解。5.一种如权利要求1所述的柔性基质/液体电解质粘性复合材料的制备方法，其特征在于包括如下步骤: (I)将金属盐按质量百分数为10%?20%溶解于去离子水中，得到液体电解质； (2 )将柔性基质按质量百分比3%?1 %加入到步骤(I)制备的液体电解质溶液中，在温度为25°C?80°C的条件下充分搅拌，得到粘稠液； (3)将步骤(2)得到的粘稠液在温度为25°C?45°C的条件下静置至体系质量稳定，即得到一种柔性基质/液体电解质粘性复合材料。6.根据权利要求5所述的一种柔性基质/液体电解质粘性复合材料的制备方法，其特征在于:所述的金属盐为硝酸镁、硝酸锌、硝酸钙、硝酸锂、硝酸钾、氯化锂、氯化镁、氯化钙、氯化锌、碘化钙中的一种，或它们的任意组合。7.根据权利要求5所述的一种柔性基质/液体电解质粘性复合材料的制备方法，其特征在于:所述的柔性基质为纤维蛋白胶、多巴胺、明胶、透明质酸、淀粉、海藻酸中的一种，或它们的任意组合。
【文档编号】A61L31/14GK105833361SQ201610234727
【公开日】2016年8月10日
【申请日】2016年4月15日
【发明人】杨磊, 孙宁, 林潇, 蒋维, 王新红, 杨惠林, 柏傲冰
【申请人】苏州大学