一种具有血管牵张和脉动流灌注功能的血管组织工程反应器

摘要

一种血管组织工程反应器，其特征在于包括：通过液体管路依次相连的血管内灌注储液瓶(101)、作为血管内灌注液体驱动装置的脉动源(102)、血管内灌注回路培养腔进口管路(202)；一个血管组织培养腔(107)，所述培养腔进口管路(104)的一端进入到血管组织培养腔(107)中并与待培养的血管组织(108)的一端相连接从而用于使来自所述血管内灌注储液瓶(101)的培养液流入所述血管组织(108)的内部；一个血管内灌注回路培养腔出口管路(204)，其一端进入到所述血管组织培养腔(107)中并与待培养的血管组织(108)的另一端相连接从而用于导出所述血管组织(108)的内部的培养液。

说明书

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 种具有血管拉伸和脉动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替代物(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组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 Cell Culture 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.)。

Yuji Narita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.):通过球囊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载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 factorexpression by vein segment sexposed 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 工程反应器(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(血管壁的弹性既缓冲能 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，提供了具有 旋转功能的血管组织工程反应器的各种实施方式，这些实施方式 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。

这些实施方式中的一些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载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；能够同时提供血管组织水平回转， 使反应器具有良好的传质性能，具体包括:

1、可以在由血管组织旋转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。

本发明的一个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.能够同时加载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，上述力学加载具有良好的可 调控性；

3.能够以可调控转速进行血管组织旋转，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。

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，该反应器具有以下特征:

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 加载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 血管组织培养物；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灌注管路相连。

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50-500ml；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1-6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 出口的直径为例如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，直线电机的往复运动对脉动腔 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1-12mm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℃，5-15％CO₂， 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: 130℃，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:

1.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载类似于生理状态下 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 控的转速进行血管组织旋转，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，既可用于培养动脉血管组织，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。

附图说明

图1显示了本发明的一种非限定性的具体实施方式，用于说明 本发明的内灌注回路脉动的装置设置和原理。

图2显示了本发明的一个进一步的具体非限定实施方式，其中 进一步包括了用于拉伸培养腔107中培养的血管组织的部分。

图3显示了本发明的一个进一步的具体非限定实施方式，其中 进一步包括了实现被培养的血管组织108的旋转的部分。

图4显示了本发明的一个进一步的具体非限定实施方式，其中 进一步包括了实现被培养的血管组织108的外灌注的部分。

具体实施方式

图1中显示了本发明的一个具体图1显示了本发明的一种非限 定性的具体实施方式，用于说明本发明的内灌注回路脉动的装置 设置和原理。如图1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，通过管 路依次连接有脉动源102、第一阻力调节器105、第一顺应性调节 器106。

如图1所示，本发明的脉动源102包括脉动腔103、穿过脉动腔 103的弹性软管104、设置在弹性软管的上游端口处的上游单向止 逆阀111、设置在弹性软管104的下游端口处的下游单向止逆阀 114、密封活塞113、以及用于驱动密封活塞113的直线电机112。 脉动腔103是一个充满液体的体积固定的密闭腔。而弹性软管104 构成了血管内灌注回路穿过脉动腔103的部分。直线电机112的 往复运动，通过活塞113，而对脉动腔103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104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。

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111、114用于保证从脉动源 流出的培养液流为单向的脉动流。

标号105表示一个第一阻力调节器。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。

标号106表示一个第一顺应性调节器。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。

标号109表示一个第二顺应性调节器，标号110表示一个第二阻力 调节器。

第一和第二阻力调节器105、110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106、109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105、110和第一和第二顺应性调节器 106、109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具体非限定实施方式。与图 1所示的实施方式相比，图2的实施方式进一步包括了用于拉伸培 养腔107中培养的血管组织的部分。

如图2所示，标号201表示一个血管内灌注管路上游支架，标 号202表示血管内灌注回路培养腔进口管路，标号203表示培养腔 密封塞，标号204表示血管内灌注回路培养腔出口管路，标号206 表示拉伸电机拉杆，标号205表示血管内灌注回路下游支架，标号 207表示拉伸电机。

作为一种非限定性的具体实施方式中，培养腔出口管路204与 下游的密封塞203之间的结合是可滑动的，拉伸电机驱动杆206的 往复拉伸驱动作用在培养腔出口管路204上，从而驱动出口管路 204沿着轴向作往复运动，从而实现对培养中的血管组织108的往 复拉伸。

培养腔107优选地是由透明材料(如玻璃、塑料、不锈钢、聚 碳酸酯)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， 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。

借助如图2所示的本发明的实施方式，可以同时实现培养中的 血管组织108内的培养液的脉动流(即培养液压强脉动)和血管组 织108沿着轴向的往复拉伸。

应当理解的是，图2所示的拉伸电机207的设置方式并不是唯 一的；拉伸电机207同样可以被设置在培养腔107的上游侧，并/或 与培养腔进口管路202相耦合。

进一步地，拉伸电机207也不是实现血管组织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 电机驱动的曲柄-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。

图3显示了本发明的一个进一步的具体非限定实施方式；与图 2所示的实施方式相比，图3的实施方式中进一步包括了实现被培 养的血管组织108的旋转的部分。

血管内灌注回路耦合接头303用于实现可以转动的培养腔进口 管路202与其上游的不转动的管路之间的密封连接。

血管内灌注回路培养腔进口管路202的下游端进入到血管组织 培养腔107中。标号305所表示的，是一个可选的培养腔上游液体 分配器，它与进口管路202的下游端相连，而待培养的多条血管组 织108的上游端套在该上游液体分配器上，以实现多条血管组织的 同时培养。

待培养的血管组织108的下游端套在下游液体分配器306。下 游分配器306和血管内灌注回路培养腔出口管路204的上游端相 连，而培养腔出口管路204的下游端在伸出到培养腔107之外，并 通过血管内灌注管路下游耦合接头309而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。 下游耦合接头309实现了可转动的培养腔出口管路204与连接到血 管内灌注储液瓶101的不转动的管路之间的密封连接。

图3中，标号203表示密封塞，用于使进口管路202和出口管路 204以密封的方式进、出培养腔107。

图3所示的非限定性具体实施方式中，还包括血管内灌注管路 上游支架201和下游支架205，它们分别用于以可转动的方式支撑 和/或保持培养腔进口管路202和出口管路204。

在图3所示的非限定的具体实施方式中，标号310表示一个血 管组织转动驱动电机。电机310的转动轴与上游传动齿轮组304和 下游传动齿轮组307相耦合，以驱动传动齿轮组304和307作同步转 动。传动齿轮组304还与培养腔进口管路202相耦合，且传动齿轮 组307还与培养腔出口管路204相耦合，因而传动齿轮组304和307 的转动，分别驱动了培养腔进口管路202和培养腔出口管路204的 转动，且培养腔进口管路202的转动和培养腔出口管路204的转动 是彼此同步的，从而造成设置在进口管路202和出口管路204之间 的待培养血管组织108的转动。

在此，下游传动齿轮组307容纳与其转动耦合的出口管路204 的这种往复径向移动的方式可以有多种。

其一是，出口管路204和下游传动齿轮组307中与其直接耦合 的齿轮是沿着轴向是相互固定的，而以下游传动齿轮组307的齿轮 之间的径向滑动啮合来吸收出口管路204的往复径向移动。为此， 一种可选方案是，齿轮组307中发生滑动啮合的两个齿轮之一的厚 度明显大于之另一个，从而避免了由于齿轮之间的滑动啮合而造 成啮合脱离的可能性。

其二是，出口管路204和下游传动齿轮组307中与其直接耦合 的齿轮沿着轴向是可相互滑动的，而用一个支架(未显示)来是 该齿轮沿轴向固定。

作为一种具体实施方式，可以用诸如支架的固定装置(未显 示)固定住培养腔107，从而使培养腔107在进口管路202和出口管 路204以及它们之间的待培养血管组织108转动时保持静止。

作为另一种具体实施方式，培养腔107不与任何固定装置相 连，从而使培养腔107在进口管路202和出口管路204以及它们之间 的待培养血管组织108转动时也随着转动。

图3所示的实施方式进一步包括一个用于采集、处理、显示和 /或记录数据的部分。如图3所示，该用于采集、处理、显示和/或 记录数据的部分的一个具体但非限定性的实施方式包括:设在培 养腔进口处的压力传感器301，用于检测血管内灌注管路中培养腔 107的进口处的压强；设在培养腔出口处的压力传感器308，用于 检测血管内灌注管路中动态培养腔107的出口处的压强；设在拉伸 电机上的位移传感器311，用于检测血管组织108的拉伸量；集线 器313，它接收传感器308和311的输出；小信号放大器314，它从 集线器313接收传感器307和309的输出并进行放大；驱动器315； 处理器316，它可以是一个PC机或工控机；显示器317。

应该理解的是，上述的齿轮组304、307，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304和/或307，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。这样的变形属于本发明的范围。

图4显示了本发明的一个进一步的具体非限定实施方式，其与 图2所示的实施方式相比进一步包括了实现被培养的血管组织108 的外灌注的部分。

如图4所示，实现血管外灌注的部分包括:外灌注回路储液瓶 401；外灌注液体驱动装置402，其与储液瓶401经液体管路相连； 外灌注回路培养腔进口管路404，其穿过上游的密封塞203而通到 培养腔107内部，用于把来自外灌注回路储液瓶401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407，其穿过下 游的密封塞203，用于把培养液从培养腔107中引出。

作为一种可选的变形，在图4所示的实施方式中，设置有可选 的外灌注回路培养腔进口压力传感器403和外灌注回路培养腔出口 压力传感器408，分别用于检测培养腔进口和出口处的外灌注回路 中的液体压强。传感器403和408的输出被送到集线器313，以被处 理器316和显示器317所处理、记录、和/或显示等。

图4所示的实施方式，在图3所示的实施方式的基础上，进一 步地实现了培养腔中的血管组织外侧的培养液灌注。

借助图4所示的实施方式，可以同时或单独地实现:血管内回 路的灌注、血管外回路的灌注、血管组织的拉伸、血管内压强的 脉动(脉动流，即血管内、外液体的压强差的脉动)，以及这些 功能/效果的任何组合。

应该理解，由于管内的脉动流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。

实施例1 脉动流内灌注拉伸

1.按照图2所示连接血管内灌注回路，其中血管内灌注液体驱 动装置为脉动源；

2.对反应器进行消毒，消毒条件为:130℃，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6mm，长度为20cm，PLGA；

4.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；

5.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；

6.打开各设备的电源预热；

7.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 100-140mmHg，出口压力为75-115mmHg；

8.设定血管组织受的周期性拉伸应力为10N，拉伸频率为60次 /min；

9.运行反应器；

10.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；

实施例 2脉动流内灌注拉伸内旋转

1.按照图3所示连接血管内灌注回路，其中血管内灌注液体驱 动装置为脉动源；

2.对反应器进行消毒，消毒条件为:130℃，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 4mm，长度为10cm，PLGA；

4.按照图3所示连接血管组织旋转装置，其中血管组织旋转电 机选用海顿57000系列步进电机；

5.按照图3所示连接血管内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3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3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；

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 100-140mmHg，出口压力为75-115mmHg；

11.设定血管组织旋转电机的转向和转速:逆时针旋转， 10rpm；

12.设定血管组织受的周期性拉伸应力为10N，拉伸频率为60次 /min；

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；

实施例3 脉动流内灌注外灌注拉伸

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，Masterflex系列)；

2.对反应器进行消毒，消毒条件为:130℃，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；

5.按照图4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.按照图4所示连接血管组织拉伸的拉压传感器和位移传感 器；

7.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；

8.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 100-140mmHg，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- 110mmHg；

11.设定血管组织受的周期性拉伸应力为10N，拉伸频率为60次 /min；

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；