CN101372660B - 一种具有旋转功能的可灌注式血管组织工程反应器 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种具有旋转功能的血管组织工程反应器。本发明克服了常用的动脉血管组织工程反应器无法为血管组织同时提供血管内灌注和血管旋转的培养条件、反应器传质性能差的缺点，提供了一种由储液瓶、液体驱动装置、血管组织培养腔、直线电机、步进电机、血管组织传动装置等装置构成，能够在血管内灌注培养的同时实现血管组织旋转，具有良好传质性能的血管组织工程反应器。

Description

一种具有旋转功能的可灌注式血管组织工程反应器

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旋转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 CellCulture System for Vascular Tube Formation.TissueEngineering 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 NewCombined Cell-Seeding and Perfusion System for VascularTissue 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 SmallDiameter Tissue-Engineered Arteries.Tissue Engineering2004；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 forTissue-Engineered Vascular Construct.Tissue Engineering2004；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(Enhancementof tissue factor expression by vein segments exposed tocoronary arterial hemodynamics.Journal of vascularsurgery：official publication，the Society for VascularSurgery[and]International Society for CardiovascularSurgery，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 Bioreactorfor the Development of Tissue-Engineered VascularStructures.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；能够同时提供水平回转(以可调控的同向或异向的不同转速进行血管和反应器壁面旋转)，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；在一个进一步的实施方案中，培养腔的外壁也是可旋转的；

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.能够以可调控的同向或异向的不同转速进行血管和反应器壁面旋转，其中血管和反应器壁面可以同时或单独旋转，各自的方向和转速可控，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：

通过液体管路依次相连的血管内灌注储液瓶、血管内灌注液体驱动装置、血管内灌注回路培养腔进口管路；

一个血管组织培养腔，所述培养腔进口管路的下游端进入到血管组织培养腔中并与待培养的血管组织的上游端相连接从而用于使来自所述血管内灌注储液瓶的培养液流入所述血管组织的内部；

一个血管内灌注回路培养腔出口管路，其上游端进入到所述血管组织培养腔中并与待培养的血管组织的下游端相连接从而用于导出所述血管组织的内部的培养液；

一个血管组织转动驱动电机；

与所述驱动电机的转动轴相耦合的上游转动传动装置和下游转动传动装置，其中所述上游转动传动装置还与所述培养腔进口管路相耦合，且所述下游转动传动装置还与所述培养腔出口管路相耦合，从而当所述驱动电机驱动所述上游和下游转动传动装置时，所述培养腔进口管路和培养腔出口管路也被驱动而进行转动，从而使设置在所述培养腔进口管路和所述培养腔出口管路之间的待培养血管组织发生转动。

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和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、血管组织旋转传动齿轮构成旋转装置；其中血管组织培养腔旋转传动齿轮组，位于血管组织培养腔一端，与血管组织培养腔相耦合；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，能够以可调控的同向或异向的不同转速进行血管和反应器壁面旋转，其中血管和反应器壁面可以同时或单独旋转，各自的方向和转速可控，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是本发明的血管组织工程反应器的一个示例性实施方式的结构示意图；

图2显示了图1的实施方式的一种变形；

图3用于说明本发明的脉动源的结构和工作；

图4显示了本发明的一个进一步的具体实施方式，其中本发明的脉动源被用作图2所示的实施方式中的血管内灌注回路的液体驱动装置；

图5显示了本发明的一个进一步的实施方式。

图6显示了本发明的一个进一步的实施方式，其中包括了实现培养腔的独立转动的部分。

图7显示了本发明的一种进一步的实施方式，其中进一步包括了用于拉伸培养中的血管组织的部分。

图8显示了本发明的一种进一步的实施方式。

图9显示了本发明的一种进一步的实施方式。

具体实施方式

下文提供了实施方式进一步说明本发明，但本发明不仅限于以下实施方式。在附图中，相同的标号表示相同或对应的部分，且为简洁起见，在以下的说明中对这些相同或对应的部分不作重复的描述。

如图1所示的，是根据本发明的一个具体但非限定的实施方式的血管组织工程反应器，现在描述该反应器的细节。

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下游的不转动的管路通过血管内灌注管路上游耦合接头103而与可以转动的培养腔进口管路104的上游端相连；耦合接头103实现了可以转动的培养腔进口管路104与其上游的不转动的管路之间的密封连接。

血管组织培养腔进口管路104的下游端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104的下游端上。

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，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的下游端套在血管组织培养腔出口管路110的上游端上。血管组织培养腔出口管路110的上游端被置于培养腔107内，而血管组织培养腔出口管路110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112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112实现了可转动的培养腔出口管路110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1中，标号109表示密封塞，用于使进口管路104和出口管路110以密封的方式进、出培养腔107。

图1所示的实施方式中，还包括血管内灌注管路上游支架105和下游支架115，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104和出口管路110。

在图1所示的非限定的具体实施方式中，标号113表示一个血管组织转动驱动电机。电机113的转动轴116与上游传动齿轮组106和下游传动齿轮组111相耦合，以驱动传动齿轮组106和111作同步转动。传动齿轮组106还与培养腔进口管路104相耦合，而传动齿轮组111还与培养腔出口管路110相耦合，因而传动齿轮组106和111的转动，分别驱动了培养腔进口管路104和培养腔出口管路110的转动，且培养腔进口管路104的转动和培养腔出口管路110的转动是彼此同步的，从而造成设置在进口管路104和出口管路110之间的待培养血管组织108的转动。

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104和出口管路110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不与如何固定装置相连，从而使培养腔107在进口管路104和出口管路110以及它们之间的待培养血管组织108转动时也随着转动。

在本发明的一个具体但非限定的实施方式中，液体驱动装置102采用蠕动泵，其为血管内灌注回路提供脉动流。

在另一个具体但非限定的实施方式中，液体驱动装置102为一种脉动源，其为血管内灌注回路提供脉动流。

在本发明的一个优选但非限定的具体实施方式中，液体驱动装置102采用本发明的脉动源(如下文结合图3所详细描述的)，并为血管内灌注回路提供近生理脉动流。

图2显示了图1所示的实施方式的一种变形。与图1所示的实施方式相比，图2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2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201，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202，用于检测血管内灌注管路中培养腔107的出口处的压强；集线器203；小信号放大器204；驱动器205；处理器206，它可以是一个PC机或工控机；显示器207。图2中，各传感器旁带箭头的小圆圈中的数字，表示该传感器的输出被送到集线器处有相应数字的小圆圈所表示的引线端；这种表示是示例性而非限定性的。

图3中显示了本发明的脉动源的结构和工作。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。

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、设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。

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304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305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。

应该注意的是，本发明的脉动源的应用范围不仅限于如图1所示的使待培养血管组织旋转的场合。图3所示的实施方式也不包括使血管组织旋转的部分。

图4显示了本发明的一个进一步的具体实施方式，其中本发明的脉动源301被用作图2所示的实施方式中的血管内灌注回路的液体驱动装置。

在图4所示的实施方式中，可以同时实现培养中的血管组织108的旋转和其内部的培养液压强的脉动，即培养液的脉动流。尤其是，作为一种优选的方案，这种脉动可以模拟人体动脉血管中的脉动。

图5显示了本发明的一个进一步的实施方式。与图2所示的实施方式相比，图5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5所示，该血管外灌注回路包括：外灌注回路储液瓶501；外灌注液体驱动装置502，其与储液瓶501经液体管路相连；外灌注回路培养腔进口管路504，其上游端通过液体管路与所述外灌注液体驱动装置502相连，且其下游端穿过上游的密封塞109而通到培养腔107内部，用于把来自外灌注回路储液瓶501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507，其上游端穿过下游的密封塞109而进入培养腔107内，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5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503和外灌注回路培养腔出口压力传感器508，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503和508的输出被送到集线器203，以被处理器206和显示器207所处理、记录、和/或显示等。

图5所示的实施方式，在图1和2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。

图6显示了本发明的一个进一步的实施方式。和图5所示的实施方式相比，图6的实施方式进一步包括了实现培养腔的独立转动的部分。

如图6所示，该进一步的具体实施方式进一步包括：培养腔旋转电机604；与电机604的转轴相耦合的培养腔旋转传动齿轮组603。齿轮组603还与培养腔107相耦合，从而把电机604的转动驱动力传递给培养腔107；作为这种耦合的一个非限定性的具体实施方式，如图6所示，把齿轮组603中的一个从动齿轮固定安装在培养腔107的领部605上，从而把电机604的转动驱动力传递给培养腔107。在如图6所示的实施方式中，培养腔107与密封塞之间的接合是密封且可转动的。

借助如图6所示的实施方式，即可以实现培养中的血管和培养腔同时而独立的转动，也可以实现血管或培养腔的单独转动和/或不同转动组合与模式的切换。这可以为培养中的血管组织提供更有效、均匀、和/或充分的培养液灌注。

值得注意的是，虽然图6中显示了分别用于驱动培养中的血管组织和培养腔的两个电机113和604，但本发明并不限于此。例如，可以采用单一的电机加一个离合/传动机构，来实现对血管组织和培养腔的独立转动驱动和/或不同的转动驱动模式。这种变形显然也属于本发明的范围。

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6中进一步包括了与进口管路104的下游端相连的上游营养液分配器601和与出口管路110的上游端相连的下游营养液分配器602。多条所培养的血管组织被设置在上游和下游液体分配器601、602之间，从而实现了多条血管组织的同时培养。

图7显示了本发明的一种进一步的实施方式。相对于图1所示的实施方式，图7的实施方式进一步包括了实现培养中的血管组织的拉伸的部分。

在图7所示的非限定的具体实施方式中，进一步包括了：拉伸直线电机701；拉伸电机驱动杆702。

在图7所示的实施方式中，培养腔出口管路110与下游的密封塞109之间的结合是可滑动的，拉伸电机驱动杆702的往复拉伸驱动作用在培养腔出口管路110上，从而驱动出口管路110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。

在此，下游传动齿轮组111容纳与其转动耦合的出口管路110的这种往复径向移动的方式可以有多种。

其一是，出口管路110和下游传动齿轮组111中与其直接耦合的齿轮是沿着轴向是相互固定的，而以齿轮组111的齿轮之间的径向滑动啮合来吸收出口管路110的往复径向移动。为此，一种可选方案是，齿轮组111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110和下游传动齿轮组111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。

借助图7的实施方式，可以在实现培养中的血管组织的旋转内灌注培养的同时，还实现了该血管组织的拉伸。

应该注意的是，拉伸机构的设置，对于培养腔进口管路104和培养腔出口管路110来说，是对等的，即，拉伸电机701的拉伸驱动，即可以如图7所示地那样耦合到出口管路110上，也可以耦合到进口管路104上。这2种替换方式，都属于本发明的范围。

进一步地，拉伸电机701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8显示了本发明的一个进一步的实施方式，其相当于在图6所示的实施方式的基础上进一步增加了结合图7的实施方式说明的拉伸部分。

在图8中，标号505表示一个外灌注管路上游耦合接头，其取代前图里显示的上游密封塞109，用于以可转动(培养腔的转动)密封的方式与所述培养腔相结合，并用于使所述血管内灌注培养腔进口管路104和所述外灌注回路培养腔进口管路504以密封的方式进入所述培养腔107。

标号506表示一个外灌注管路下游耦合接头，其取代前图里显示的下游密封塞109，用于以可转动密封的方式与所述培养腔相结合，并用于使所述血管内灌注培养腔出口管路110和所述外灌注回路培养腔出口管路507以密封的方式从所述培养腔107内延伸到所述培养腔107之外。

在图8中，标号801表示可选的拉压传感器，用于检测该具体实施方式下作用在进口管路104上的拉力；标号802表示一个位移传感器，用于检测该实施方式下出口管路110所发生的位移。传感器801和802的输出被送到集线器203并被其后的部分所处理、记录、和/或显示。

借助图8所示的实施方式，可以同时或单独地实现：培养中的血管组织的旋转、培养腔的旋转、血管内回路的灌注、血管外回路的灌注、血管组织的拉伸，以及这些功能/效果的任何组合。

图9显示了本发明的一种进一步的实施方式。图9的实施方式与图8所示的实施方式的不同，在于图9中采用脉动源301作为图8中的内灌注回路液体驱动装置102。

借助图9所示的实施方式，可以同时或单独地实现：培养中的血管组织的旋转、培养腔的旋转、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。

应该理解的是，上述的齿轮组106、111、603，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106、111、和/或603，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。

实施例1内旋转内灌注

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：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2mm，长度为10cm，材质为PLGA；

4.按照图1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.设定血管内灌注流量为0-1.2ml/s；

8.设定血管组织旋转电机的转向和转速：逆时针旋转，20rpm；

9.运行反应器；

实施例2内旋转内灌注有测控装置

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4mm，长度为15cm，材质为PLGA；

4.按照图2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2所示连接血管内灌注管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；

7.打开各设备的电源预热；

8.设定血管内灌注流量为0-1.2ml/s，进口压力为80-120mmHg，出口压力为90-110mmHg；

9.设定血管组织旋转电机的转向和转速：逆时针旋转，20rpm；

10.运行反应器；

实施例3内旋转内脉动流灌注

1.按照图4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4mm，长度为10cm，材质为胶原蛋白；

4.按照图4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4所示连接血管内灌注管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；

7.打开各设备的电源预热；

8.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0-1.2ml/s，进口压力为100-120mmHg，出口压力为80-110mmHg；

9.设定血管组织旋转电机的转向和转速：顺时针旋转，20rpm；

10.运行反应器；

11.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4内旋转内外灌注

1.按照图5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，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2mm，长度为15cm，材质为PLGA；

4.按照图5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5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.打开各设备的电源预热；

8.设定血管内灌注流量为0-1.2ml/s，进口压力为100-120mmHg，出口压力为75-115mmHg；血管外灌注流量为0-1.5ml/s，进口压力为100-120mmHg，出口压力为80-110mmHg；

9.设定血管组织旋转电机的转向和转速：顺时针旋转，10rpm；

10.运行反应器；

实施例5内外旋转内外灌注

1.按照图6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，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10cm，材质为脱细胞基质；

4.按照图6所示连接血管组织旋转装置和血管组织培养腔旋转装置，其中血管组织旋转电机选用海顿57000系列步进电机；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6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100-120mmHg，出口压力为75-115mmHg；血管外灌注流量为0-1.2ml/s，进口压力为100-120mmHg，出口压力为80-110mmHg；

9.设定血管组织旋转电机的转向和转速：顺时针旋转，10rpm；设定血管组织培养腔旋转电机的转向和转速：逆时针旋转，15rpm；

10.运行反应器；

实施例6内旋转内灌注拉伸

1.按照图7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：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4mm，长度为15cm，材质为PLGA；

4.按照图7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7所示连接血管内灌注管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7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；

8.打开各设备的电源预热；

9.设定血管内灌注流量为0-1.6ml/s，进口压力为80-150mmHg，出口压力为60-120mmHg；

10.设定血管组织旋转电机的转向和转速：逆时针旋转，20rpm；

11.设定血管组织受的周期性拉伸应力为20N，拉伸频率为70次/min；

12.运行反应器；

实施例7内外旋转内外灌注拉伸

1.按照图8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，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4mm，长度为15cm，PLGA；

4.按照图8所示连接血管组织旋转装置和血管组织培养腔旋转装置，其中血管组织旋转电机选用海顿57000系列步进电机；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8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8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8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.设定血管组织旋转电机的转向和转速：顺时针旋转，10rpm；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15N，拉伸频率为70次/min；

13.运行反应器；

实施例8内外旋转内脉动灌注外灌注拉伸

1.按照图9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9所示连接血管组织旋转装置和血管组织培养腔旋转装置，其中血管组织旋转电机选用海顿57000系列步进电机；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9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100-140mmHg，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.设定血管组织旋转电机的转向和转速：逆时针旋转，10rpm；设定血管组织培养腔旋转电机的转向和转速：顺时针旋转，20rpm；

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。

Claims (10)

1. 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)、血管内灌注液体驱动装置(102)、血管内灌注回路培养腔进口管路(104)；

一个血管组织培养腔(107)，所述培养腔进口管路(104)的下游端进入到血管组织培养腔(107)中并与待培养的血管组织(108)的上游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(110)，其上游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)的下游端相连接从而用于导出所述血管组织(108)的内部的培养液；

一个血管组织转动驱动电机(113)；

与所述驱动电机(113)的转动轴(116)相耦合的上游转动传动装置(106)和下游转动传动装置(111)，其中所述上游转动传动装置(106)还与所述培养腔进口管路(104)相耦合，且所述下游转动传动装置(111)还与所述培养腔出口管路(110)相耦合，从而当所述驱动电机驱动所述上游和下游转动传动装置时，所述培养腔进口管路(104)和培养腔出口管路(110)也被驱动而进行转动，从而使设置在所述培养腔进口管路(104)和所述培养腔出口管路(110)之间的待培养血管组织(108)发生转动。

2. 如权利要求1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)包括一个脉动源(301)，所述脉动源包括：

脉动腔(302)，用于充满液体；

穿过所述脉动腔的弹性软管(303)，该弹性软管构成了从所述血管内灌注储液瓶(101)至所述培养腔进口管路(104)的培养液通路穿过所述脉动腔的部分；

设置在弹性软管的上游端口处的一个上游单向止逆阀(308)；

设置在所述弹性软管的下游端口处的一个下游单向止逆阀(309)；

可作用在所述脉动腔内的液体上的一个密封活塞(310)；

一个直线电机(311)，用于驱动所述密封活塞作往复运动，从而通过所述密封活塞而对脉动腔(302)中充满的液体产生挤压作用，这种挤压作用进而传递到所述弹性软管内的培养液上，从而产生从血管内灌注储液瓶(101)至所述血管组织(108)的内部的培养液脉动流。

3. 如权利要求1或2所述的血管组织工程反应器，进一步包括：

一个外灌注回路储液瓶(501)；

一个外灌注液体驱动装置(502)，其与所述外灌注回路储液瓶(501)通过液体管路相连；

一个外灌注回路培养腔进口管路(504)，其上游端通过液体管路与所述外灌注液体驱动装置(502)相连，且其下游端进入到所述培养腔(107)内部，从而用于把来自外灌注回路储液瓶(501)的培养液注入培养腔(107)所述血管组织(108)之外的空间内；以及

一个外灌注回路培养腔出口管路(507)，其上游端进入所述培养腔(107)中，用于把所述培养腔内所述血管组织(108)之外的培养液引出。

4. 如权利要求1或2所述的血管组织工程反应器，进一步包括：

一个外灌注回路储液瓶(501)；

一个外灌注液体驱动装置(502)，其与所述外灌注回路储液瓶(501)通过液体管路相连；

一个外灌注回路培养腔进口管路(504)，其上游端通过液体管路与所述外灌注液体驱动装置(502)相连，且其下游端进入到所述培养腔(107)内部，从而用于把来自外灌注回路储液瓶(501)的培养液注入培养腔(107)所述血管组织(108)之外的空间内；

一个外灌注回路培养腔出口管路(507)，其上游端进入所述培养腔(107)中，用于把所述培养腔内所述血管组织(108)之外的培养液引出；

一个培养腔旋转电机(604)；

一个培养腔旋转传动装置(603)，其与所述培养腔旋转电机(604)的转轴相耦合，并与所述培养腔(107)相耦合，用于把所述培养腔旋转电机的旋转驱动传递给所述培养腔，从而驱动所述培养腔转动。

5. 如权利要求1或2所述的血管组织工程反应器，其特征在于它进一步包括：

一个拉伸驱动装置(701)，其驱动输出与所述血管内灌注培养腔进口管路(104)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(104)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(104)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。

6. 如权利要求3所述的血管组织工程反应器，其特征在于它进一步包括：

一个拉伸驱动装置(701)，其驱动输出与所述血管内灌注培养腔进口管路(104)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(104)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(104)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。

7. 如权利要求4所述的血管组织工程反应器，其特征在于它进一步包括：

一个拉伸驱动装置(701)，其驱动输出与所述血管内灌注培养腔进口管路(104)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(104)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(104)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。

8. 如权利要求1或2所述的血管组织工程反应器，进一步包括：

一个内灌注管路上游耦合接头(103)，用于实现可以转动的所述培养腔进口管路(104)与其上游的不转动的管路之间的密封连接；

一个内灌注管路下游耦合接头(112)，用于实现可转动的所述培养腔出口管路(110)与连接到血管内灌注储液瓶(101)的不转动的培养液管路之间的密封连接；

一个上游营养液分配器(601)，其与所述进口管路(104)在所述培养腔(107)中的一端相连接；

与所述出口管路(110)在所述培养腔(107)中的一端相连接的一个下游营养液分配器(602)；

其中多条带培养的血管组织被设置在所述上游营养液分配器(601)和下游营养液分配器(602)之间，所述上游营养液分配器(601)和下游营养液分配器(602)实现了对该多条血管组织的同时内灌注和旋转。

9. 如权利要求7所述的血管组织工程反应器，

其中所述拉伸驱动装置(701)是一个直线电机，

所述培养腔(107)包括一个领部(605)，所述培养腔旋转传动装置(603)是一个齿轮组，该齿轮组(603)中的一个从动齿轮被固定安装在所述领部(605)上，

且所述反应器进一步包括：

一个内灌注管路上游耦合接头(103)，用于实现可以转动的所述血管内灌注培养腔进口管路(104)与其上游的不转动的管路之间的密封连接；

一个内灌注管路下游耦合接头(112)，用于实现可转动的所述血管内灌注培养腔出口管路(110)与连接到血管内灌注储液瓶(101)的不转动的培养液管路之间的密封连接；

一个上游营养液分配器(601)，其与所述血管内灌注培养腔进口管路(104)在所述培养腔(107)中的一端相连接；

与所述血管内灌注培养腔出口管路(110)在所述培养腔(107)中的一端相连接的一个下游营养液分配器(602)；

其中多条带培养的血管组织被设置在所述上游营养液分配器(601)和下游营养液分配器(602)之间，所述上游营养液分配器(601)和下游营养液分配器(602)实现了对该多条血管组织的同时内灌注和旋转；

一个外灌注管路上游耦合接头(505)，其以可转动密封的方式与所述培养腔相结合，并用于使所述血管内灌注培养腔进口管路(104)和所述外灌注回路培养腔进口管路(504)以密封的方式进入所述培养腔(107)；

一个外灌注管路下游耦合接头(506)，其以可转动密封的方式与所述培养腔相结合，并用于使所述血管内灌注培养腔出口管路(110)和所述外灌注回路培养腔出口管路(507)以密封的方式从所述培养腔(107)内延伸到所述培养腔(107)之外；

拉压传感器(801)，用于检测作用在所述血管内灌注培养腔进口管路(104)上的拉力；

一个位移传感器(802)，用于检测血管内灌注培养腔出口管路(110)所发生的位移；

设在培养腔进口处的压力传感器(201)，用于检测血管内灌注管路中培养腔(107)的进口处的营养液压强；

设在培养腔出口处的压力传感器(202)，用于检测血管内灌注管路中培养腔(107)的出口处的营养液压强；

设在培养腔进口处的压力传感器(503)，用于检测血管外灌注管路中培养腔(107)的进口处的营养液压强；

设在培养腔出口处的压力传感器(508)，用于检测血管外灌注管路中培养腔(107)的出口处的营养液压强；

集线器(203)，用于接收传感器(801，802、201、202、503、508)的检测输出；

处理器(206)，用于对集线器(203)所接收的数据进行处理；

显示器(207)，用于显示处理器(206)的处理结果。

10. 如权利要求2所述的血管组织工程反应器，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；

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)，用于调节培养腔中由于压力变化所导致的液体容积的变化；

设置在所述培养腔下游的一个第二顺应性调节器(306)，用于调节培养腔中由于压力变化所导致的液体容积的变化；

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(305)，用于调节所述培养腔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。

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