Processing

Please wait...

Settings

Settings

Goto Application

1. WO2020191918 - COMPOSITE MATERIAL OF SYNTHETIC POLYMER AND NATURAL EXTRACELLULAR MATRIX, ARTIFICIAL BLOOD VESSEL, AND PREPARATION METHOD THEREOF

Document

说明书

发明名称 0001   0002   0003   0004   0005   0006   0007   0008   0009   0010   0011   0012   0013   0014   0015   0016   0017   0018   0019   0020   0021   0022   0023   0024   0025   0026   0027   0028   0029   0030   0031   0032   0033   0034   0035   0036   0037   0038   0039   0040   0041   0042   0043   0044   0045   0046   0047   0048   0049   0050   0051   0052   0053   0054   0055   0056   0057   0058   0059   0060   0061   0062   0063   0064   0065   0066   0067   0068   0069   0070   0071   0072   0073   0074   0075   0076   0077   0078   0079   0080   0081   0082   0083   0084   0085   0086   0087   0088   0089   0090   0091   0092   0093   0094   0095   0096   0097   0098   0099   0100   0101   0102   0103   0104   0105  

权利要求书

1   2   3   4   5   6   7   8   9   10  

附图

1   2   3   4   5  

说明书

发明名称 : 一种合成高分子与天然细胞外基质复合材料、人工血管及其制备方法

技术领域

[0001]
本发明属组织工程领域,具体涉及可降解合成高分子与天然细胞外基质复合材料、人工血管及其制备方法。

背景技术

[0002]
血管性疾病是全球致死率最高的疾病,该疾病的发生常由于血管狭窄或阻塞导致血流减少和营养物质缺乏,从而使组织或器官受损,通常表现为冠心病、脑血管病、外周动脉疾病和深静脉血栓。据世界卫生组织预测,到2030年全世界每年死于心血管相关疾病的人数会增加到2330万。血管移植手术仍是治疗这类疾病常规手段,这类手术首选是采集使用患者自体血管如大隐静脉,两侧胸廓内动脉、桡动脉等。但是有些患者由于自体血管已经被采集过或者患有复杂的血管病变而只能选择小口径人工血管代替。另外,血液透析动静脉瘘构建,外伤性动脉损伤,外周动脉瘤等也要用到小口径人工血管。
[0003]
目前,聚苯二甲酸乙二醇酯 膨体聚四氟乙烯 和聚氨酯等材料制备的大口径(内径>6mm)人工血管移植后长期通畅率较高,已广泛应用于临床。但用这类非降解材料制备的小口径血管在临床上应用中通畅率很低,尽管研究者对其进行修饰例如接枝肝素等来改善其抗凝血性能,但问题依然没有得到解决。
[0004]
因此,开发新型可生物降解小口径人工血管(内径<6mm)日益受到全世界科学家的重视。
[0005]
现有技术中,已经公开了多种化学合成的可生物降解高分子材料,如聚己内酯(PCL)、聚L-丙交酯-己内酯(PLCL)、可降解聚氨基甲酸酯(PU)、聚癸二酸甘油酯(PGS)、聚乳酸(PLA)、聚羟基乙酸酯(PGA)、聚乳酸-羟基乙酸共聚物(PLGA)、聚对二氧环己酮(PDS)、聚乙二醇(PEO)等用以制备小口径人工血管。
[0006]
相比于非降解材料,可生物降解高分子材料人工血管在植入到体内后,伴 随着材料降解与组织再生,可利用宿主重塑潜能在原位再生出拟天然的人工血管,这一美好愿景也使其成为当前该领域研究的热点之一。
[0007]
但随着研究的深入,诸多结果表明,由单纯的可降解高分子材料的制备的小口径人工血管仍存在:生物相容性并不理想、生物活性差等问题,其在植入体内后易引发急性炎症反应,不利于植入后周围血管细胞的粘附、迁移与增殖,也不利于其与天然血管组织的整合,难以在短时间内实现真正的拟天然再生。
[0008]
近年来,来源于各种组织的去细胞化细胞外基质(ECM)也被用作组织工程修复的支架材料。主要以同种或异种皮肤、心包组织、小肠黏膜下组织、腹膜或其他胶原基质等作为原料,通过物理搅拌,化学表面活性剂处理和酶消化等方法的单独或组合使用来去除蛋白质,脂质和核苷酸残余物,从而有效降低材料的免疫原性。ECM支架材料中含有的胶原蛋白、糖胺聚糖、结构蛋白和生物活性生长因子以及组织特异性外泌体等物质,可在损伤部位创造特定的细胞生态位,从而促进周围组织细胞粘附、迁移、增殖和分化。
[0009]
然而,天然ECM支架材料相对致密,孔隙率与孔径不可控,不利于血管细胞迁移至材料内部,难以实现与周围组织的良好整合。同时,ECM材料作为支架的机械特性弱,在体内力学与微环境的刺激下,容易快速崩解,从而失去原有功能,对于人工血管而言,这不仅增大了手术操作及缝合难度,也极易导致动脉瘤的发生。而应用化学交联的方法虽能使主要力学指标有所提高,但植入后期断裂、细胞毒性、不易降解等问题却仍难以解决,从而加重人工血管钙化程度。此外,ECM在有机溶剂中的溶解性差,也使得对其进行化学或物理形态修饰十分困难。
[0010]
为了解决上述问题,需要一种生物相容性好、机械强度好不易崩解、孔隙率及孔径可控,有利于血管细胞迁移至材料内部、可以实现拟天然再生的新型人工材料,用于制造人工血管。
[0011]
发明内容
[0012]
本发明所要解决的技术问题是提供可降解合成高分子与天然细胞外基质复合材料、人工血管及其制备方法。其中的合成高分子组分可选择一种或多种材料配比,可通过静电纺丝、湿法纺丝、熔融纺丝、3D打印、相分离、粒子沥滤等多种技术制备成具有不同纤维直径、不同纤维排布、不同孔径、不同孔 结构的支架材料,其能够为人工血管提供良好的力学性能,可控的空间结构以及适宜的降解速度,从而解决了纯ECM材料作为人工血管时机械性能弱、结构致密、不稳定等问题;其中的天然细胞外基质组分可选择不同种动物来源的血管组织(如猪、牛的动脉、静脉等)或者人类捐献者的血管组织(如脐带等),其来源广泛,并且可根据需求灵活调整ECM成分与含量,由于ECM中含有大量糖胺聚糖、胶原及外泌体(其中含有多种与组织再生和发育相关的micro RNA)等天然活性成分,可使原本惰性的合成可降解高分子材料具备良好的生物活性,从而可通过调控植入后的炎症反应(例如使巨噬细胞向促再生的M2型极化)以及促进组织细胞增殖与成熟等生物学作用,使植入体内的人工血管实现良好的再生。综上,该制备技术既具有高分子材料易加工、力学性能好的优势,又具有细胞外基质材料生物诱导活性的特点。
[0013]
本发明公开了一种可降解合成高分子与天然细胞外基质复合材料,以质量分数计,包括:细胞外基质(ECM)1份、合成高分子化合物0.1-10份。
[0014]
进一步地,所述合成高分子化合物包括聚己内酯(PCL)、聚(丙交酯-己内酯)共聚物(PLCL)、聚氨基甲酸酯(PU)、聚癸二酸甘油酯(PGS)、聚对二氧六环己酮(PDS)、聚乙醇酸(PGA)、聚丙交酯(PLA)、聚(丙交酯-乙醇酸)共聚物(PLGA)、聚羟基脂肪酸酯(PHA)、聚乙二醇(PEO)等中至少一种或几种的任意比例混合物。
[0015]
进一步地,本发明还公开了一种人工血管,使用所述可降解合成高分子与天然细胞外基质复合材料制备。
[0016]
进一步地,本发明还公开了所述人工血管的生产方法,包括如下步骤:
[0017]
步骤1,配置:将配方量的细胞外基质与溶剂混合,并分散均匀,后加入配方量的合成高分子化合物,并分散均匀,制成混合液;
[0018]
步骤2,定型:将所述混合液利用定型方法定型,制得人工血管。
[0019]
进一步地,所述溶剂采用四氢呋喃、二氯甲烷、三氯甲烷、乙酸、丙酮、三氟乙醇、六氟异丙醇、N,N-二甲基甲酰胺等中至少一种或几种的任意比例混合物。
[0020]
进一步地,所述步骤1种细胞外基质的浓度为0.001-1.0g/ml(细胞外基质质量/溶剂体积)。
[0021]
进一步地,所述定型方法采用静电纺丝、湿法纺丝、浇筑、熔融纺丝、3D打印、相分离、粒子沥滤等方法。
[0022]
进一步地,所述所述人工血管的生产方法制成的人工血管直径为0.5-20mm。
[0023]
优选的,所述定型方法采用静电纺丝或湿法纺丝时,所述步骤2按照如下方式进行:将步骤1所述的混合液装入注射器中,将注射器安装在微量注射泵上,调整注射泵推进速度、接收器直径、接收器表面形貌、接收器转速和移动速度等参数来调控所获得纤维的直径、纤维之间的角度和表面形貌,从而制得制得单根纤维直径为0.3-30μm的纤维管状支架。
[0024]
优选的,所述定型方法采用熔融纺丝或3D打印时,所述步骤2按照如下方式进行:将步骤1所述的混合液中溶剂去除,得到均匀分散有ECM粉末的聚合物复合材料,将所述复合材料添加到恒温加热料筒里,升温使所述复合材料融化后,通过调节料筒的三维(x、y、z轴)移动轨迹、料筒推进活塞速度、针头粗细、接收棒转速和横向移动速度等参数来调控微米纤维直径、以及纤维之间的角度从而制得直径为10-50μm的取向纤维管状支架。
[0025]
优选的,所述定型方法采用相分离方法时,所述步骤2按照如下方式进行:将步骤1所述的混合液浇筑于特制模具中,控制温度并冷却,使所述混合液发生相分离,再将所得到的双连续聚合物相及溶剂相淬火而形成两相固体,再通过升华和/或溶剂置换的方式除去固相中的溶剂,通过控制淬火时间与分相机理,从而得到多孔管状支架。
[0026]
优选的,所述定型方法采用粒子沥滤方法时,所述步骤2按照如下方式进行:将将所需粒径的致孔剂(不溶于混合溶液)颗粒均匀地分散在步骤1所述的混合液中,通过调整致孔剂的量和大小调节孔隙率和孔径;然后将其浇筑于特制模具中,待溶剂挥发后,采用真空和/或冷冻干燥方法去除混合物中的残余溶剂,即可获得干燥的分散有ECM粉末及致孔剂的聚合物复合材料;再采用沥滤溶剂(不溶解聚合物)沥滤出所述复合材料中的致孔剂后,真空干燥,即可获得多孔管状支架。
[0027]
进一步地,所述致孔剂采用氯化钠、所述致孔剂可采用氯化钠、聚乙二醇(PEO)、麦芽糖、葡萄糖中至少一种。
[0028]
进一步地,所述沥滤溶剂采用水、梯度乙醇中至少一种。
[0029]
本发明的有益效果在于:
[0030]
1、该复合材料与纯合成高分子材料相比,由于血管特异性细胞外基质粉末的加入,使复合材料中含有糖胺聚糖、胶原及外泌体等天然活性成分,显著提高了原本惰性的合成高分子材料的生物相容性与生物活性,有助于植入后人工血管的快速、良好再生;
[0031]
2、该复合材料与纯细胞外基质材料相比,由于合成高分子材料的加入,使得复合材料的拉伸强度、拉断伸长率、缝合强度、杨氏模量等主要力学指标显著提高,可充分满足人工血管的力学要求。同时材料降解速度可控,避免了天然细胞外基质材料体内容易快速崩解的问题,从而可使材料降解速度与组织再生速度相匹配。并且明显提高了材料的可加工性,可获得多种不同结构的支架,解决了天然细胞外基质材料相对致密,孔隙率与孔径不可控,不利于宿主细胞迁移至材料内部的问题;
[0032]
3、该制备技术可控性强,可使用多种加工制造方法得到所需结构与所需生物化学性质的人工血管,适用于不同尺寸与形貌的人工血管的制备。

附图说明

[0033]
图1为不同材料外观对比图;(a为制备的ECM粉末明场图,b为制备的ECM粉末扫描电子显微镜(SEM)下视图,c为高度取向的单一成分PLCL微米纤维的扫描电子显微镜(SEM)下视图,d为含ECM粉末的高度取向的单一成分PLCL微米纤维的扫描电子显微镜(SEM)下视图);
[0034]
图2为傅里叶红外光谱图;
[0035]
图3为制备的膜支架进行大鼠皮下埋植一周后对比图(左列为单纯PLCL材料,右列为含ECM的PLCL复合材料);
[0036]
图4为人工血管进行大鼠腹主动脉移植四周后取材体式显微镜图片(a为单一成分PLCL人工血管,b为含ECM的PLCL复合材料人工血管);
[0037]
图5为人工血管进行大鼠腹主动脉移植四周后取材染色结果对比图(a、c为单一成分PLCL人工血管,b、d为含有ECM粉末的PLCL人工血管)。

具体实施方式

[0038]
下面将结合附图对本发明的技术方案进行清楚、完整地描述,显然,所描 述的实施例是本发明一部分实施例,而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例,本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例,都属于本发明保护的范围。
[0039]
本发明使用的原料来源如下:
[0040]
细胞外基质(ECM):从屠宰场或医院获得不同种动物来源的血管组织(如猪、牛的动脉、静脉等)或者人类捐献者的血管组织(如脐带等),并对其进行脱细胞处理后获得;
[0041]
聚L-丙交酯-己内酯(PLCL):粘度:2.6-2.8,比例50:50,济南岱罡生物工程有限公司(济南,山东,中国);
[0042]
聚己内酯(PCL):分子量:80,000,Sigmaaldrich(St.Louis,MO,USA);
[0043]
聚乳酸(PLA):分子量:40,000,Sigma aldrich(St.Louis,MO,USA);
[0044]
聚癸二酸甘油酯(PGS):实验室合成;
[0045]
聚氨基甲酸酯(PU):Sigma aldrich(St.Louis,MO,USA);
[0046]
聚乙二醇(PEO):分子量:8,000;Sigma aldrich(St.Louis,MO,USA);
[0047]
六氟异丙醇:99+%,Alfa Aesar(London,England);
[0048]
N,N-二甲基甲酰胺:99.9%,Alfa Aesar(London,England);
[0049]
氯仿:99%,天津市化学试剂六厂(天津,中国);
[0050]
甲醇:99.9%,上海阿拉丁生化科技股份有限公司(上海,中国);
[0051]
四氢呋喃:99.9%,上海阿拉丁生化科技股份有限公司(上海,中国);
[0052]
NaCl:99.9%,Sigma aldrich(St.Louis,MO,USA)。
[0053]
本发明使用的主要仪器如下:
[0054]
冷冻干燥机(北京博医康,中国);
[0055]
冷冻研磨仪(上海净信,中国);
[0056]
均化器(Bertin Technologies,USA);
[0057]
分析天平(Sartorious PB-10,Germany);
[0058]
磁力搅拌器(巩义市英峪予华仪器厂,中国);
[0059]
微量注射泵(Cole Parmer,USA);
[0060]
高压静电发生器(天津东文电源厂,DW-P503-1AC,中国);
[0061]
湿法纺丝仪(实验室自制);
[0062]
熔融纺丝仪(实验室自制);
[0063]
3D打印机(GESIM,Germany);
[0064]
循环水式多用真空泵(郑州长城科工贸有限公司,中国)。
[0065]
本发明使用的检测设备如下:
[0066]
扫描电子显微镜(SEM,Quanta200,Czech);
[0067]
傅里叶红外光谱(TENSOR II,Bruker,Germany);
[0068]
冰冻切片机(Leica CM1520,Germany)
[0069]
光学倒置显微镜(Leica DM3000,Germany);
[0070]
高级正置显微镜(Zeiss Axio Imager Z1,Germany)。
[0071]
实施例1
[0072]
聚L-丙交酯-己内酯(PLCL)与细胞外基质(ECM)复合双层(取向内层与随机外层)人工血管的制备
[0073]
人工血管内层制备:称取1.0g ECM粉末加入到10ml六氟异丙醇中,使用均化器使ECM粉末进一步均一化,随后称取2.0g的PLCL加入该溶液中,室温搅拌溶解过夜,制得浓度分数为PLCL 20%(质量/体积)、ECM10%(质量/体积)的混合溶液。在室温通风橱中利用湿法纺丝制备人工血管,将直径为2.0mm不锈钢接收棒安装在湿法纺丝仪上,将混合溶液吸入注射器中,将注射器安装在注射泵上,将注射器针头置于纺丝凝固浴中距离接收棒5cm位置处。设定注射泵速度为15ml/h,接收棒转速为3000rpm,移动速度为1mm/sec,纺丝时间为20min,完成后将其从湿法纺丝仪上取下,置于真空干燥器中除去凝固浴和纺丝液溶剂。
[0074]
人工血管外层制备:称取0.5g ECM粉末加入到10ml六氟异丙醇中,使用均化器使ECM粉末进一步均一化,随后称取1.0g的PLCL加入该溶液中,室温搅拌溶解过夜,制得浓度分数为PLCL 10%(质量/体积)、ECM 5%(质量/体积)的混合溶液。在室温通风橱中利用静电纺丝制备人工血管外层。具体是将带有内层的接收棒安装在静电纺丝仪上并接地,将混合溶液吸入到注射器中,将注射器安装在注射泵上,将注射器针头置于距离接收器20cm的位置,使用高压 直流电源在针头上加7kV电压。设定注射泵推进速度为10ml/h,接收棒转速为500rpm,纺丝时间为10min,制备完成后将其从静电纺丝仪上取下,置于真空干燥器中除去纺丝液溶剂。完成后将管从接收棒取下即为双层人工血管产品。
[0075]
如附图1-5,对实施例1的产品进行了检测。
[0076]
附图1证明该方法生产的复合材料与传统材料外观相近。
[0077]
附图2证明该方法生产的复合材料,ECM与PLCL之间能够形成化学键有效结合。
[0078]
附图3将制备的膜支架进行大鼠皮下埋植一周后分析结果,左列为单一成分PLCL纤维膜支架,右列为含有ECM粉末的PLCL纤维膜支架。苏木素伊红染色(H&E)以及CD68免疫荧光染色结果均表明ECM成分的加入减少了炎症细胞的浸润,且提高了巨噬细胞M2/M1比例,显著提高了支架的生物相容性。
[0079]
附图4将制备的人工血管进行大鼠腹主动脉移植四周后取材体式显微镜图片,(a)单一成分PLCL人工血管,其仍呈现与植入时相似的白色非透明材料样,纤维清晰可见;(b)含有ECM粉末的PLCL人工血管,其呈现白色透明组织样,血管展现出良好重塑。
[0080]
附图5人工血管进行大鼠腹主动脉移植四周后取材染色结果,(a,c)苏木素伊红染色(H&E)以及a-SMA免疫荧光染色显示单一成分PLCL人工血管新生内膜再生较差;(b,d)含有ECM粉末的PLCL人工血管则表现出更好的细胞化与内膜新生。
[0081]
实施例2
[0082]
聚己内酯(PCL)与细胞外基质(ECM)复合静电纺丝无规人工血管的制备
[0083]
称取0.2g ECM粉末加入到10ml氯仿甲醇混合溶液(体积/体积=5:1)中,使用均化器使ECM粉末进一步均一化,随后称取1.0g的PCL加入该溶液中,室温搅拌溶解过夜,制得浓度分数为PCL 10%(质量/体积)、ECM 2%(质量/体积)的混合溶液。在室温通风橱中利用静电纺丝制备人工血管,将直径为3.0mm不锈钢接收棒安装在静电纺丝机上并接地。将混合溶液吸入到注射器中,将注射器安装在注射泵上,将注射器针头置于距离接收器15cm的位置,使用高压直流电源在针头上加10kV电压。设定注射泵推进速度为8ml/h,接 收棒转速为400rpm,纺丝时间为45min,制备完成后将其从静电纺丝仪上取下,置于真空干燥器中除去纺丝液溶剂。完成后将管从接收棒取下即为人工血管产品。
[0084]
实施例3
[0085]
可降解聚氨基甲酸酯(PU)与细胞外基质(ECM)复合浇筑人工血管的制备
[0086]
称取2.0g ECM粉末加入到10ml N,N-二甲基甲酰胺溶液中,使用均化器使ECM粉末进一步均一化,随后称取0.2g的PU加入该溶液中,室温搅拌溶解过夜,制得浓度分数为PU 2%(质量/体积)、ECM 20%(质量/体积)的混合溶液。将混合溶液倒入同心圆柱体(内圆柱体直径4.0mm,外圆柱体直径4.8mm)聚四氟乙烯(PTFE)模具中,置于真空干燥器中除去溶剂。完成后将管从模具中取下,从而获得人工血管产品。
[0087]
实施例4
[0088]
聚己内酯(PCL)、聚对二氧六环己酮(PDS)与细胞外基质(ECM)复合静电纺丝人工血管的制备
[0089]
称取0.3g ECM粉末加入到10ml六氟异丙醇中,使用均化器使ECM粉末进一步均一化,随后称取1.0g的PCL与1.0g PDS加入该溶液中,室温搅拌溶解过夜,制得浓度分数为PCL 10%(质量/体积)、PDS 10%(质量/体积)、ECM 3%(质量/体积)的混合溶液。在室温通风橱中利用静电纺丝制备人工血管,将直径为3.5mm不锈钢接收棒安装在静电纺丝机上并接地。将混合溶液吸入到注射器中,将注射器安装在注射泵上,将注射器针头置于距离接收器10cm的位置,使用高压直流电源在针头上加18kV电压。设定注射泵推进速度为4ml/h,接收棒转速为100rpm,纺丝时间为20min,制备完成后将其从静电纺丝仪上取下,置于真空干燥器中除去纺丝液溶剂。完成后将管从接收棒取下即为人工血管产品。
[0090]
实施例5
[0091]
电喷聚乙二醇(PEO)微球致孔的聚L-丙交酯-己内酯(PLCL)与细胞外基质(ECM)复合静电纺丝人工血管的制备
[0092]
称取0.2g ECM粉末加入到10ml六氟异丙醇中,使用均化器使ECM粉末进 一步均一化,随后称取1.5g的PLCL加入该溶液中,室温搅拌溶解过夜,制得浓度分数为PLCL 15%(质量/体积)、ECM 2%(质量/体积)的混合溶液。称取20.0g PEO加入到10ml三氯甲烷中,在50℃下搅拌20min将PEO溶解,将所得溶液在冰水浴中冷却15s直至溶液变浑浊。在室温通风橱中利用高压静电对纺制备人工血管,将两种液体分别吸入两个同规格注射器中,将注射器分别安装在相对于接收器呈轴对称的两个注射泵上。其中,装有PEO溶液的注射器针头位于距离接收器17cm的位置,使用高压直流电源在针头上加17kV电压,设定注射泵推进速度为4ml/h。装有PLCL与ECM混合溶液的注射器针头位于距离接收器10cm的位置,使用高压直流电源在针头上加15kV电压,设定注射泵推进速度为5ml/h,接收棒转速为150rpm,纺丝时间为50min。制备完成后将其从静电纺丝仪上取下,随后分别使用100%,95%,90%,80%,70%和60%的梯度乙醇水溶液洗涤,从这些复合物中除去PEO微球。将支架用蒸馏水进一步洗涤3次,持续3h,以完全除去PEO。置于真空干燥器中除去纺丝液溶剂,完成后将管从接收棒取下即为人工血管产品。
[0093]
实施例6
[0094]
聚己内酯(PCL)与细胞外基质(ECM)复合熔融纺丝人工血管的制备
[0095]
称取1.0g ECM粉末加入到10ml六氟异丙醇中,使用均化器使ECM粉末进一步均一化,随后称取1.0g的PCL加入该溶液中,室温搅拌溶解过夜,制得浓度分数为PCL 10%(质量/体积)、ECM 10%(质量/体积)的混合溶液。置于真空干燥器中将该混合液溶剂去除,得到均匀分散有ECM:PCL=1:1(质量/质量)的复合材料。在室温通风橱中利用熔融纺丝制备人工血管,将直径为4.0mm不锈钢接收棒安装在熔融纺丝仪上,将20.0g ECM/PCL复合材料添加到恒温加热料筒里,升温到70℃使复合材料充分融化后,设定料筒推进活塞速度为2ml/h,接收棒转速为400rpm,移动速度1mm/sec,时间为10min。完成后将管从接收棒取下即为人工血管产品。
[0096]
实施例7
[0097]
聚己内酯(PCL)与细胞外基质(ECM)复合3D打印人工血管的制备
[0098]
称取1.0g ECM粉末加入到10ml六氟异丙醇中,使用均化器使ECM粉末进一步均一化,随后称取2.0g的PCL加入该溶液中,制得浓度分数为PCL 20% (质量/体积)、ECM 10%(质量/体积)的混合溶液。置于真空干燥器中将该混合液溶剂去除,得到均匀分散有ECM:PCL=1:2(质量/质量)的复合材料。将该材料添加到3D打印机的恒温加热料筒里,升温至70℃使材料充分融化后,设定料筒推进活塞速度为12ml/h、并根据预先构建的CAD模型及预设程序控制料筒的三维移动轨迹,从而获得所需三维结构的人工血管。完成后将管从接收棒取下即为人工血管产品。
[0099]
实施例8
[0100]
聚癸二酸甘油酯(PGS)与细胞外基质(ECM)复合粒子沥滤人工血管的制备
[0101]
称取1.0g ECM粉末加入到10ml六氟异丙醇中,使用均化器使ECM粉末进一步均一化,随后称取1.0g的PGS及0.2g NaCl颗粒加入该溶液中,充分混合,室温搅拌溶解过夜,制得浓度分数为PGS 10%(质量/体积)、ECM 10%(质量/体积)的混合溶液。将混合溶液倒入同心圆柱体(内圆柱体直径3.0mm,外圆柱体直径3.7mm)聚四氟乙烯(PTFE)模具中,置于真空干燥器中除去溶剂。随后取出的支架,浸泡于蒸馏水中去除支架内的NaCl颗粒,在此过程中每6h换1次蒸馏水,持续24h。再将支架进行干燥完全去除支架内的水分,从而获得所需孔结构的人工血管。
[0102]
实施例9
[0103]
聚己内酯(PCL)、聚乳酸(PLA)、聚(丙交酯-乙醇酸)共聚物(PLGA)与细胞外基质(ECM)复合相分离人工血管的制备
[0104]
称取1.0g ECM粉末加入到10ml四氢呋喃中,使用均化器使ECM粉末进一步均一化,随后称取0.5g PLA、0.2g PLGA及0.3g PCL加入该溶液中,充分混合,60℃搅拌溶解过夜,制得浓度分数为PLA 5%(质量/体积)、PLGA 2%(质量/体积)、PCL 3%(质量/体积)、ECM 10%(质量/体积)的混合溶液。将聚合物共混物溶液立即浇铸到预热(60℃)的同心圆柱体(内圆柱体直径5.0mm,外圆柱体直径5.9mm)聚四氟乙烯(PTFE)模具中,并置于-80℃超低温冰箱中至少12h,从而获得聚合物凝胶,然后从模具中取出并浸入冰/水混合物中以交换四氢呋喃48h,每24h更换冰/水混合物三次,随后通过冷冻干燥2d获得支架,置于真空干燥器中除去溶剂。完成后将管从模具中取下,从 而获得人工血管产品。
[0105]
最后应说明的是:以上各实施例仅用以说明本发明的技术方案,而非对其限制;尽管参照前述各实施例对本发明进行了详细的说明,本领域的普通技术人员应当理解:其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改,或者对其中部分或者全部技术特征进行等同替换;而这些修改或者替换,并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的范围。

权利要求书

[权利要求 1]
一种可降解合成高分子与天然细胞外基质复合材料,其特征在于,以质量分数计,包括:细胞外基质(ECM)1份、合成高分子化合物0.1-10份。
[权利要求 2]
如权利要求1所述的可降解合成高分子与天然细胞外基质复合材料,其特征在于,所述合成高分子化合物包括聚己内酯(PCL)、聚(丙交酯-己内酯)共聚物(PLCL)、聚氨基甲酸酯(PU)、聚癸二酸甘油酯(PGS)、聚对二氧六环己酮(PDS)、聚乙醇酸(PGA)、聚丙交酯(PLA)、聚(丙交酯-乙醇酸)共聚物(PLGA)、聚羟基脂肪酸酯(PHA)、聚乙二醇(PEO)等中至少一种或几种的任意比例混合物。
[权利要求 3]
一种人工血管,其特征在于,使用权利要求1-2任意一项所述可降解合成高分子与天然细胞外基质复合材料制备。
[权利要求 4]
一种人工血管的生产方法,其特征在于,包括如下步骤: 步骤1,配置:将配方量的细胞外基质与溶剂混合,并分散均匀,后加入配方量的合成高分子化合物,并分散均匀,制成混合液; 步骤2,定型:将所述混合液利用定型方法定型,制得人工血管。
[权利要求 5]
如权利要求4所述的人工血管的生产方法,其特征在于,所述溶剂采用四氢呋喃、二氯甲烷、三氯甲烷、乙酸、丙酮、三氟乙醇、六氟异丙醇中至少一种或几种的任意比例混合物;所述步骤1种细胞外基质的浓度为0.001-1.0g/ml(细胞外基质质量/溶剂体积);所述定型方法采用静电纺丝、湿法纺丝、熔融纺丝、3D打印、相分离、粒子沥滤方法;所述人工血管的生产方法制成的人工血管直径为0.5-20mm。
[权利要求 6]
如权利要求4所述的人工血管的生产方法,其特征在于,所述定型方法采用静电纺丝或湿法纺丝时,所述步骤2按照如下方式进行:将步骤1所述的混合液装入注射器中,将注射器安装在微量注射泵上,调整注射泵推进速度、接收器直径、接收器表面形貌、接收器转速和移动速度等参数来调控所获得纤维的直径、纤维之间的角度和表面形貌,从而制得制得单根纤维直径为0.3-30μm的纤维管状支架。
[权利要求 7]
如权利要求4所述的人工血管的生产方法,其特征在于,所述定型方法采用熔融纺丝或3D打印时,所述步骤2按照如下方式进行:将步骤1所述 的混合液中溶剂去除,得到均匀分散有ECM粉末的聚合物复合材料,将所述复合材料添加到恒温加热料筒里,升温使所述复合材料融化后,通过调节料筒的三维(x、y、z轴)移动轨迹、料筒推进活塞速度、针头粗细、接收棒转速和横向移动速度等参数来调控微米纤维直径、以及纤维之间的角度从而制得直径为10-50μm的取向纤维管状支架。
[权利要求 8]
如权利要求4所述的人工血管的生产方法,其特征在于,所述定型方法采用相分离方法时,所述步骤2按照如下方式进行:将步骤1所述的混合液浇筑于特制模具中,控制温度并冷却,使所述混合液发生相分离,再将所得到的双连续聚合物相及溶剂相淬火而形成两相固体,再通过升华和/或溶剂置换的方式除去固相中的溶剂,通过控制淬火时间与分相机理,从而得到多孔管状支架。
[权利要求 9]
如权利要求4所述的人工血管的生产方法,其特征在于,所述定型方法采用粒子沥滤方法时,所述步骤2按照如下方式进行:将将所需粒径的致孔剂(不溶于混合溶液)颗粒均匀地分散在步骤1所述的混合液中,通过调整致孔剂的量和大小调节孔隙率和孔径;然后将其浇筑于特制模具中,待溶剂挥发后,采用真空和/或冷冻干燥方法去除混合物中的残余溶剂,即可获得干燥的分散有ECM粉末及致孔剂的聚合物复合材料;再采用沥滤溶剂(不溶解聚合物)沥滤出所述复合材料中的致孔剂后,真空干燥,即可获得多孔管状支架。
[权利要求 10]
如权利要求9所述的人工血管的生产方法,其特征在于,所述致孔剂采用氯化钠、聚乙二醇(PEO)、麦芽糖、葡萄糖中至少一种;所述沥滤溶剂采用水、梯度乙醇中至少一种。

附图

[ 图 1]  
[ 图 2]  
[ 图 3]  
[ 图 4]  
[ 图 5]