CN109240361B - 一种离体血管的动脉灌注压力控制装置及压力控制方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种离体血管的动脉灌注压力控制装置，包括灌流液循环系统、气体系统和压力检测控制系统，灌流循环系统包括密封管，密封管上连有一条与密封管形成循环管路的管道，管道流入灌流液的那一端插入到密封管的液面以下，管道上设有蠕动泵和离体血管；气体系统包括与密封管空腔部分相连的进气管和出气管，进气管连有气泵和气体流量调节阀，出气管连有电磁排气阀和气体流量调节阀；压力检测控制系统包括插入密封管内空腔部分的气压传感器，与气压传感器相连的控制系统，与控制系统相连的显示屏。本发明能够保证离体血管在体外培养获得充足养分同时还能维持灌流液的压强动态波动与人体脉搏波变化规律相一致。

Description

一种离体血管的动脉灌注压力控制装置及压力控制方法

技术领域

本发明属于医疗设备技术领域，具体涉及一种离体血管的动脉灌注压力控制装置及压力控制方法。

背景技术

研发人工器官用于器官移植对于解决目前器官移植来源匮乏、提高人类的健康水平有着极其重要的意义，也是生物医学发展的重点方向。随着科学技术的进步和对器官再生研究的不断发展，目前国外已经报道了人工生物心脏、人工生物肝脏、人工生物肾脏、人工生物肺的体外构建，这些人工器官处于初级阶段，动物移植证明了可以存活一段时间，但尚不支持临床移植。如何优化培养方法和进一步研究器官再生机理是目前迫切需要解决的问题。在人工器官再生研究中，目前，国内外用于这一研究的装置大多数采用langendorff装置，另外也有一些定型配套的器官灌流装置出售，但是其结构复杂、造价昂贵。

目前常用的灌流装置只能维持养分的流量，不能保持营养液的压强动态波动与人体脉搏波相一致，普遍不控制灌注的压力或者采用恒定压力灌注，但是新鲜的离体血管，离体前其动脉血压是随着心脏跳动一起搏动的，血管交替的收缩、舒张，因此如果对离体后的组织给予恒定压力刺激或者不控制压力会造成微小血管的持续收缩、痉挛，使药液无法完全、均匀地进入组织，从而无法达到深筋膜及皮肤的灌注，最终直接影响实验结果的真实性。

专利申请号CN201420172067.9公开了一种器官脱细胞循环灌流再生培养瓶，包括瓶体和与瓶口密封设置的盖子，瓶体上相对应的位置设置有进气管和排气管，进气管和排气管位于瓶体的上部，瓶体的底端设置有出液管盖子上设置有进液管，进液管位于瓶体内的一端与内灌流管相连接；进液管位于瓶体外的一端通过循环管与出液管连接，出液管与循环管之间连接有第一三通阀，第一三通阀的第三个接口连接废液排出管，循环管接近第一三通阀的一端设有蠕动泵；进液管与循环管之间连接有第二三通阀，第二三通阀的第三接口与用于器官灌流液流入的管子连接。该实用新型中未控制灌流的压力，会造成微小血管的持续收缩、痉挛，使药液无法完全、均匀地进入组织，从而无法达到深筋膜及皮肤的灌注，最终直接影响实验结果的真实性。

发明内容

本发明的目的是克服现有技术的不足，提供一种离体血管的动脉灌注压力控制装置及压力控制方法。

本发明提供了一种离体血管的动脉灌注压力控制装置，包括灌流液循环系统、气体系统和压力检测控制系统，

所述灌流循环系统包括密封管，密封管内包括盛有灌流液的部分和空腔部分，密封管上连有一条与密封管形成灌流液循环管路的管道，管道流入灌流液的那一端插入到密封管的液面以下，管道上设有蠕动泵和离体血管；

所述气体系统包括与密封管空腔部分相连的进气管和出气管，进气管连有气泵和气体流量调节阀，出气管连有电磁排气阀和气体流量调节阀；

所述压力检测控制系统包括插入密封管内空腔部分的气压传感器，与气压传感器相连的控制系统，控制系统还与气泵、电磁排气阀和气体流量调节阀相连。

优选的，所述管道由两根硬质水管组成。

优选的，所述管道由两根硬质水管和两根硅胶水管连接在一起组成。

优选的，所述两根硬质水管与离体血管相连。

优选的，所述两根硅胶水管中的一根绕行蠕动泵。

优选的，所述绕行蠕动泵的硅胶水管插入到密封管的液面以下，形成单向稳定的单向流速。

优选的，所述密封管内盛有占总体积2/3的灌流液。

优选的，所述离体血管放置在培养皿中。

优选的，所述两根硬质水管分别从培养皿的两侧壁穿入到培养皿内。

本发明提供了一种运用上述离体血管的动脉灌注压力控制装置的压力控制方法，包括以下步骤：

1)启动压力检测控制系统，开启气泵，关闭电磁排气阀，增大与离体血管相连管道处的液体压强至预先设置的脉搏波数据范围内，控制系统根据预先设置的脉搏波数据选择上升阶段或下降阶段，若选择上升阶段，则转入步骤2)，若选择下降阶段，则转入步骤3)；

2)开启气泵，关闭电磁排气阀，将与离体血管相连管道处的液体压强数据与预先设置的脉搏波数据比较，若液体压强波形上升速度较慢，则增大进气管上的气体流量调节阀，反之，则减小进气管上的气体流量调节阀；

3)关闭气泵，开启电磁排气阀，将与离体血管相连管道处的液体压强数据与预先设置的脉搏波数据比较，若液体压强波形下降速度较慢，则增大出气管上的气体流量调节阀，反之，则减小出气管上的气体流量调节阀。

本发明所述离体血管的动脉灌注压力控制装置正常工作时，其工作状态在步骤2)和步骤3)之间轮流切换。

本发明所述气压传感器与控制系统通过USB接口相连，气压传感器的数据输出端与控制系统的接收端相连。

本发明所述控制系统与显示屏通过USB接口相连。

本发明所述控制系统可以为单片机或电脑。

本发明的控制系统还与显示屏相连。

控制系统接受到气压传感器测试到的数据，并转换成与离体血管相连管道处的液体压强，显示在显示屏上，通过控制系统控制气泵和电磁排气阀的开和闭，然后根据液体压强变化速度与预先设置的脉搏波变化速度相比，控制系统调节气体流量调节阀的流量大小。

本发明所述气泵和密封管之间设置有空气过滤器。

本发明所述电磁排气阀和密封管之间设置有空气过滤器。

本发明所述灌流液的成分为DMEM培养液+10％血清+1％的双抗。

本发明所述增大或减小气体流量调节阀指的是增大或减小气体流量调节阀的流量大小。

本发明所述离体血管通过手术缝合线结扎到两根硬质水管在培养皿内的端口上，两根硬质水管在培养皿外的端口分别与两根硅胶水管相连，流入灌流液的那一端硅胶水管通入到密封管内部的液面以下，采用硬质水管与离体血管通过手术缝合线结扎相连，能够更加精确的将硬质水管与离体血管相连处的液体压强等同于离体血管的压强，减小误差。

本发明所述管道上设有离体血管和蠕动泵，离体血管将管道隔成进液管和出液管，进液管和出液管由硬质水管和硅胶水管连接在一起组成的，绕行蠕动泵的硅胶水管为进液的一端，其插入到密封管内的液面以下。组成出液管的硅胶水管可以插入到密封管内的液面以下，也可以插入到密封管的液面以上，最优选的是插入到密封管的液面以上，因为组成出液管的硅胶水管插入到密封管的液面以上，能够观察到液体是否流出以及液体流出的速度，以了解与密封管形成循环管路的管道是否能够形成循环管路，并调节蠕动泵的动力。

本发明将气压传感器测量到的密封管内的压强转换为与离体血管相连管道处的液体压强(即培养皿内离体血管内的液体压强)，具体方式如下：根据放置离体血管的培养皿和密封管的高度差，来实现密封管内的压强转换为与离体血管相连管道处的液体压强。当培养皿的高度与密封管的高度相等，则气压传感器测量的压强数据即为与离体血管相连管道处的液体压强；当培养皿与密封管的高度差为hcm，则根据1cm的水柱等于98Pa，则培养皿与密封管的压强差为98h Pa，若培养皿高于密封管的高度，则气压传感器测量到的压强减去98h Pa就是培养皿内离体血管内的液体压强，若培养皿低于密封管的高度，则气压传感器测量到的压强加上98h Pa就是培养皿内离体血管内的液体压强。

本发明将气压传感器测量到的压强转换为与离体血管相连管道处的液体压强，通过本发明的压力检测控制系统和压力控制方法，能够精确的控制给离体血管提供养分的灌流液的压强动态波动与人体的脉搏波变化规律一致。在现有技术中，本领域的技术人员通常采用恒压的方式对离体血管灌注营养液，不会想到控制灌注液的压强波动变化与人体的脉搏波变化一致，即使本领域技术人员想到要控制灌注液的压强波动与人体的脉搏波变化一致，也难以实现精确的测量离体血管灌注处的液体压强，因此无法精确的控制灌注液的压强变化。

本发明所述的压力控制方法中，实验人员预先在控制系统上设置人体内的脉搏波数据并在显示屏上显示，然后开启气泵，关闭电磁排气阀，向密封管内充入气体，以增加密封管内的压强，使之转换成与离体血管相连的硬质血管处的液体压强在预先设置的脉搏波数据范围内，若液体压强值是脉搏波数据的最低值，则初始阶段选择上升阶段，若液体压强值是脉搏波数据的最高值，则初始阶段选择下降阶段，若液体压强值是脉搏波数据的中间值，则初始阶段可以选择上升阶段也可以选择下降阶段。若选择上升阶段，则根据脉搏波数据上升阶段对应点的上升速度与液体压强的上升速度对比，若液体压强波形上升速度较慢，则增大进气管上的气体流量调节阀，反之，则减小进气管上的气体流量调节阀；若选择下降阶段，则关闭气泵，开启电磁排气阀，根据脉搏波数据下降阶段对应点的下降速度与液体压强的下降速度对比，若液体压强波形下降速度较慢，则增大出气管上的气体流量调节阀，反之，则减小出气管上的气体流量调节阀；初始阶段选择上升阶段或者下降阶段，后期液体压强的变化与预先设置的人体脉搏波波形变化一致，整个过程中上升阶段和下降阶段交替进行。以此尽可能的控制与离体血管相连的硬质血管处的液体压强的数据与预先设置的人体脉搏波数据相一致，保证离体血管在体外培养时实验结果的真实性。

液体压强的波形变化速度与预先设置的脉搏波数据变化速度的对比方式如下：根据某一时间点气压传感器测定密封管内的气体压强变化，推算出此时与离体血管相连的硬质血管处的液体压强的瞬时变化速度，并与脉搏波数据对应点的变化速度进行对比。

本发明的有益效果是：

1、本发明的离体血管在盛放灌流液的密封管外，管道上设有蠕动泵，能够形成稳定的单向流速。

2、本发明的装置通过设置灌流液循环系统、气体系统和压力检测控制系统相结合，能够保证离体血管在体外培养获得充足养分同时还能维持灌流液的压强动态波动与人体脉搏波变化规律相一致，克服了现有的生物实验灌流装置无法实现对离体血管进行动态压强灌流，能够避免恒定压力刺激造成的微小血管的持续收缩、痉挛，使灌流液完全、均匀地进入组织，保证实验结果的真实性。

3、本发明将气压传感器测量到的压强转换为与离体血管相连管道处的液体压强，通过本发明的压力检测控制系统和压力控制方法，能够精确的控制给离体血管提供养分的灌流液的压强动态波动与人体的脉搏波变化规律一致，压力控制方法成本低，效果好，保证离体血管在体外培养时实验结果的真实性。

附图说明

图1是本发明的结构示意图。

图2是本发明的工作流程图。

图3是本发明的结构框图，其中空心箭头代表灌流液循环系统，实线箭头代表气体系统，虚线箭头代表压力检测控制系统。

其中，1密封管，2管道，3离体血管，4蠕动泵，5气压传感器，6进气管，7出气管，8气泵，9电磁排气阀，10气体流量调节阀，11培养皿，12空气过滤器，21硬质水管，22硅胶水管。

具体实施方式

为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚明白，以下结合本发明中的附图，对本发明的技术方案进行清楚、完整地描述。

本发明提供了一种离体血管的动脉灌注压力控制装置，包括灌流液循环系统、气体系统和压力检测控制系统，

所述灌流循环系统包括密封管1，密封管1内包括盛有灌流液的部分和空腔部分，密封管1上连有一条与密封管1形成灌流液循环管路的管道2，管道2流入灌流液的那一端插入到密封管1的液面以下，管道2上设有蠕动泵4和离体血管3；

所述气体系统包括与密封管1空腔部分相连的进气管6和出气管7，进气管6连有气泵8和气体流量调节阀10，出气管7连有电磁排气阀9和气体流量调节阀10；

所述压力检测控制系统包括插入密封管1内空腔部分的气压传感器5，与气压传感器5相连的控制系统，控制系统还与气泵8、电磁排气阀9和气体流量调节阀10相连。

本发明所述管道2可以由两根硬质水管21组成，还可以由两根硬质水管21和两根硅胶水管22连接在一起组成。

本发明所述两根硬质水管21与离体血管3相连。

本发明所述两根硅胶水管22中的一根绕行蠕动泵4并插入到密封管1的液面以下。

本发明所述离体血管3放置在培养皿11中，培养皿11内预先盛放有灌流液(灌流液的量以盖住离体血管为宜)，并将放置有离体血管3的培养皿11进行密封。所述两根硬质水管21分别从培养皿11的两侧壁穿入到培养皿11内。

本发明所述气压传感器5与控制系统通过USB接口相连，所述控制系统与显示屏通过USB接口相连。

本发明所述运用上述离体血管的动脉灌注压力控制装置的压力控制方法，包括以下步骤：

1)启动压力检测控制系统，开启气泵8，关闭电磁排气阀9，增大与离体血管3相连管道2处的液体的压强至预先设置的脉搏波数据范围内，控制系统根据预先设置的脉搏波数据可以选择上升阶段或下降阶段，若选择上升阶段，则转入步骤2)，若选择下降阶段，则转入步骤3)；

2)开启气泵8，关闭电磁排气阀9，将与离体血管3相连管道2处的液体压强数据与预先设置的脉搏波数据比较，若液体压强波形上升速度较慢，则增大进气管6上的气体流量调节阀10，反之，则减小进气管6上的气体流量调节阀10；

3)关闭气泵8，开启电磁排气阀9，将与离体血管3相连管道2处的液体压强数据与预先设置的脉搏波数据比较，若液体压强波形下降速度较慢，则增大出气管7上的气体流量调节阀10，反之，则减小出气管7上的气体流量调节阀10。

本发明所述离体血管3放置在培养皿11内，管道2由硬质水管21和硅胶水管22连接在一起组成，其中两根硬质水管21未与硅胶水管22相连的一端分别从培养皿11的两侧壁穿入到培养皿11内，实验员将从实验动物组织中分离出来的血管用手术缝合线结扎到两根硬质水管21在培养皿11内部的端口上，流入灌流液的那一端硅胶水管22通入到密封管1内部的液面以下。

本发明的管道2由硬质水管21和硅胶水管22两种不同材质的水管连接在一起组成，将两根硬质水管21连接在离体血管3的两端，能够保证离体血管3的稳定性，防止因水管变形而造成实验误差；培养皿11外部的硬质水管21与硅胶水管22相连，此处采用硅胶水管22能够使得放置有离体血管3的培养皿11随意放置在任何位置，硅胶水管22能够折弯，使得实验更方便。

本发明所述硬质水管21是硬质塑料管，其管径略小于离体血管的管径。

本发明所述管道2上设有离体血管3和蠕动泵5，离体血管3将管道2隔成进液管和出液管，进液管和出液管由硬质水管21和硅胶水管22连接在一起组成的，绕行蠕动泵5的硅胶水管22为进液的一端，其插入到密封管1内的液面以下；组成出液管的硅胶水管22可以插入到密封管1内的液面以下，也可以插入到密封管1内的液面以上，最优选的是插入到密封管1内的液面以上，因为组成出液管的硅胶水管22插入到密封管1内的液面以上，能够观察到液体是否流出以及液体流出的速度，以了解与密封管1形成循环管路的管道2是否能够形成循环管路，并调节蠕动泵5的动力。

本发明所述密封管1采用50mL的离心管，离心管内部加入2/3的灌流液。在离心管盖子上打5个孔洞，其中3个孔洞设置在离心管空腔部分的外壁上，分别用于连接气压传感器5、进气管6和出气管7，另外两个孔洞用于连接组成管道2的硅胶水管22。

本发明所述气体系统的主要功能是为血管的离体培养提供所需的压力波动，气泵8工作时可以向密封管1中打入经过空气过滤器12过滤后的无菌空气，用于增大密封管1内气体和液体的压强，电磁排气阀9工作时可以将密封管1内的压缩空气排放到大气中，用于降低密封管1内气体和液体的压强。

本发明所述气泵8和密封管1之间设置有空气过滤器12，电磁排气阀9和密封管1之间设置有空气过滤器12，通过空气过滤器12对进入密封管1内或者从密封管1内排出的空气进行过滤，用于防止外界杂质进入污染空气。

本发明所述的进气管6和出气管7是通过多根管道连接而成的，其中气泵8、空气过滤器12和气体流量调节阀10相互之间都是通过管道连接，电磁排气阀9、空气过滤器12和气体流量调节阀10相互之间也都是通过管道连接，进气管路和出气管路都通过各自的气体流量调节阀10分别调节进入和排出密封管1中气体的量，从而达到控制密封管1内压强的目的。

本发明所述的气泵8用于向密封管1内打入空气，增加密封管1内压强，电磁排气阀9用于将密封管1内的压缩空气释放到大气中，降低密封管1内压强。

本发明所述控制系统控制气泵8和电磁排气阀9的开闭以及气体流量调节阀10的流量大小。

本发明所述控制系统经由USB接口接收气压传感器5测量的密封管1内的压强结果，根据密封管1和培养皿11的高度，将测量结果换算成与离体血管3相连管道2处的液体压强，然后将此液体压强数据经由USB接口显示在显示屏上；实验人员预先在控制系统上设置脉搏波数据并在显示屏上显示，控制系统根据脉搏波数据和测量换算的液体压强数据，调节气体系统的工作状态。具体控制方法如下：开启气泵8，关闭电磁排气阀9，向密封管1内充入气体，以增加密封管1内的压强，使之转换成与离体血管3相连的硬质血管21处的液体压强在预先设置的脉搏波数据范围内，若液体压强值是脉搏波数据的最低值，则选择上升阶段，若液体压强值是脉搏波数据的最高值，则选择下降阶段，若液体压强值是脉搏波数据的中间值，则可以选择上升阶段也可以选择下降阶段。若选择上升阶段，则根据脉搏波数据上升阶段对应点的上升速度与液体压强的上升速度对比，若液体压强波形上升速度较慢，则增大进气管上的气体流量调节阀10，反之，则减小进气管上的气体流量调节阀10；若选择下降阶段，则关闭气泵8，开启电磁排气阀9，根据脉搏波数据下降阶段对应点的下降速度与液体压强的下降速度对比，若液体压强波形下降速度较慢，则增大出气管上的气体流量调节阀10，反之，则减小出气管上的气体流量调节阀10；初始阶段选择上升阶段或者下降阶段，后期液体压强的变化与预先设置的人体脉搏波波形变化一致，整个过程中上升阶段和下降阶段交替进行。以此尽可能的控制与离体血管3相连的硬质血管21处的液体压强的数据与预先设置的人体脉搏波数据相一致，保证离体血管3在体外培养时实验结果的真实性。

本发明的具体实施方式如下：1)在密封管1内灌注占密封罐总体积2/3的灌流液，实验员将从实验动物组织中分离出来的血管用手术缝合线结扎到两根硬质水管21在培养皿11内部的端口上，两根硬质水管21的另一端与两根硅胶水管22相连，绕行蠕动泵5的硅胶水管21为进液的一端，其插入到密封管1内的液面以下，组成出液管的硅胶水管21插入到密封管1内的液面以上，开启蠕动泵4使密封管1内的灌流液经管道2进入到离体血管3，再从离体血管3经管道2排出到密封管1内，实现灌流液的循环；

2)启动压力检测控制系统，开启气泵8，关闭电磁排气阀9，增大与离体血管3相连管道2处的液体的压强至预先设置的脉搏波数据范围内，控制系统接收气压传感器5测量的密封管内的压强结果，将测量结果换算成与离体血管3相连管道2处的液体压强，并根据预先设置的脉搏波数据选择上升阶段或下降阶段；

3)若选择上升阶段，则开启气泵8，关闭电磁排气阀9，将与离体血管3相连管道2处的液体压强数据与预先设置的脉搏波数据比较，若液体压强波形上升速度较慢，则增大进气管6上的气体流量调节阀10，反之，则减小进气管6上的气体流量调节阀10；

4)若选择下降阶段，则关闭气泵8，开启电磁排气阀9，将与离体血管3相连管道2处的液体压强数据与预先设置的脉搏波数据比较，若液体压强波形下降速度较慢，则增大出气管7上的气体流量调节阀10，反之，则减小出气管7上的气体流量调节阀10，以此尽可能的控制与离体血管相连的硬质血管处的液体压强的数据与预先设置的人体脉搏波数据相一致，保证离体血管在体外培养时实验结果的真实性。

Claims (4)

1.一种离体血管的动脉灌注压力控制装置，其特征在于，包括灌流液循环系统、气体系统和压力检测控制系统，

所述灌流液循环系统包括密封管（1），密封管（1）内包括盛有灌流液的部分和空腔部分，密封管（1）上连有一条与密封管（1）形成灌流液循环管路的管道（2），管道（2）流入灌流液的那一端插入到密封管（1）的液面以下，管道（2）上设有蠕动泵（4）和离体血管（3），所述管道（2）由两根硬质水管（21）和两根硅胶水管（22）连接在一起组成，所述两根硬质水管（21）与离体血管（3）相连，所述两根硅胶水管（22）中的一根绕行蠕动泵（4）；

所述气体系统包括与密封管（1）空腔部分相连的进气管（6）和出气管（7），进气管（6）连有气泵（8）和气体流量调节阀（10），出气管（7）连有电磁排气阀（9）和气体流量调节阀（10）；

所述压力检测控制系统包括插入密封管（1）内空腔部分的气压传感器（5），与气压传感器（5）相连的控制系统，控制系统还与气泵（8）、电磁排气阀（9）和气体流量调节阀（10）相连。

2.如权利要求1所述离体血管的动脉灌注压力控制装置，其特征在于，所述绕行蠕动泵（4）的硅胶水管（22）插入到密封管（1）的液面以下。

3.如权利要求1所述离体血管的动脉灌注压力控制装置，其特征在于，所述密封管（1）内盛有占总体积2/3的灌流液。

4.一种运用权利要求1所述离体血管的动脉灌注压力控制装置的压力控制方法，其特征在于，包括以下步骤：

启动压力检测控制系统，开启气泵（8），关闭电磁排气阀（9），增大与离体血管（3）相连管道（2）处的液体压强至预先设置的脉搏波数据范围内，控制系统根据预先设置的脉搏波数据选择初始阶段为上升阶段或下降阶段，若选择上升阶段，则转入步骤2），若选择下降阶段，则转入步骤3）；

开启气泵（8），关闭电磁排气阀（9），将与离体血管（3）相连管道（2）处的液体压强数据与预先设置的脉搏波数据比较，若液体压强波形上升速度较慢，则增大进气管（6）上的气体流量调节阀（10），反之，则减小进气管（6）上的气体流量调节阀（10）；

关闭气泵，开启电磁排气阀，将与离体血管（3）相连管道（2）处的液体压强数据与预先设置的脉搏波数据比较，若液体压强波形下降速度较慢，则增大出气管（7）上的气体流量调节阀（10），反之，则减小出气管（7）上的气体流量调节阀（10）。