一種柔性基質/液體電解質粘性復合材料及其制備方法
【專利摘要】本發明公開了一種柔性基質/液體電解質粘性復合材料及其制備方法。該材料具有能夠自主粘附于器官組織表面的粘性；具有與心肌匹配的力學性能；具有生物相容和安全性。本發明同時涉及該材料的制備方法：將特定有機物按一定質量百分比加入到一定濃度的特定電解質溶液中，一定溫度下充分攪拌使基質溶解或均勻分散，得到粘稠液，然后在特定溫度下靜置一定時間,即得到所述材料。本發明所述材料可用于急性及慢性心肌梗死與心力衰竭的治療，抑制心室壁的重構、變薄和纖維化過程，改善心肌功能，同時，還具有導電性和體內可降解等特點。
【專利說明】
一種柔性基質/液體電解質粘性復合材料及其制備方法
技術領域
[0001]本發明涉及一種醫用材料及其制備方法，特別涉及一種可涂覆于心包膜組織外表面用于治療心肌梗死或各種因素導致的心力衰竭的材料及其制備方法，屬醫用材料技術領域。
【背景技術】
[0002]心肌梗死及其他因素(毒性物質，藥物，酒精，遺傳變異，基因突變等，病毒或細菌感染)引起的心臟功能衰竭已成為現代化國家人類死亡一個重要原因，據統計，慢性心力衰竭和心肌梗死而導致的死亡占心血管死亡的50%以上，而且心肌梗死與心力衰竭的發病人群趨于年輕化。心肌梗死與心力衰竭已引起人們的高度關注。
[0003]當心臟冠狀動脈發生堵塞;一些遺傳變異或重要基因突變，或者毒性物質，藥物，酒精，病毒或細菌感染后，導致心室肌內的部分心肌細胞死亡，心肌遭到不可逆的損傷而無法再生，隨后心室發生自我重構，導致心室壁變薄，并且發生成纖維細胞增生形成瘢痕組織。因此，心肌梗死與其他各類因素導致心肌的功能隨著病程的發展而逐漸降低，最終會導致心力衰竭。最近的研究顯示，通過在心包膜外表面包覆彈性材料對心室壁進行力學增強，可以抑制心梗區心室的重塑過程，抑制纖維細胞增生及纖維組織的形成，改善心肌功能。可能機制包括(I)改善心肌局部力學微環境，抑制纖維細胞增生，促進心肌再生和血管生成；(2)增加室壁厚度，降低室壁壓強，穩定心室大小，重塑心室幾何形狀，防止室壁瘤形成。
[0004]早期的研究采用雙心室包覆的方法來進行力學增強，例如AcornCorCap心臟支持器件和Paracor HeartNet心臟支持器件。隨后開發了左心室心肌增強的器件，如MyocorCoapsys左心室支持器件和Card1Clasp心臟支持器件。上述器件的植入程序較為復雜，而且器件體積較大，過多與正常心肌接觸會對正常心肌造成有害的影響。近年來，一些研究者開發了局部植入于心肌梗死部位的心肌增強材料，直接作用于病變部位。例如，Fujimoto等人將聚氨酯脲(PEUU)制備的薄膜利用手術縫線固定于大鼠急性心肌梗死部位(參見文獻:An Elastic, B1degradable Cardiac Patch Induces Contractile Smooth Muscle andImproves Cardiac Remodeling and Funct1n in Subacute Myocardial Infarct1n,2007)。1^&0等人將一個商品雙層網狀膜(內層為聚丙烯，外層為聚四氟乙烯)用縫線植入于大鼠慢性心肌梗死部位(參見文獻:Attenuat1n of Left Ventricular AdverseRemodeling With Epicardial Patching After Myocardial Infarct1n, 2010)oChi等人用蛋白纖維膠將殼聚糖-透明質酸/絲素蛋白復合材料固定于心肌梗死部位(參見文獻:Cardiac repair using chitosan-hyaluronan/silk fibroin patches in a rat heartmodel with myocardial infarct1n, 2013)0
[0005]現有技術的研究都取得了積極的結果，證明了利用材料進行局部心肌增強的可行性。但是，現有材料具有一定的局限性。首先，材料不具有粘性，因此需要通過縫合或其它手段對材料進行固定，一方面導致手術程序復雜，風險因素增多，對心包膜造成損傷，另一方面，心包膜在材料的固定位置局部受力過大，而其它區域受力反而相對較小，而無法使材料包覆區域均勻受力;其次，心肌組織具有應力松弛快而蠕變相對較慢的特點，而現有材料大部分為純彈性體，與心肌生物力學性能不匹配，會造成心臟搏動周期紊亂或治療效果不佳；另外，現有材料大多不具有導電性，而導電材料有利于移植物與心肌之間電信號的傳遞;此夕卜，多數現有材料在體內不可降解或降解非常緩慢，長期植入體內會導致后期的異物反應，最后，現有材料不具備注射性能，只能通過開胸手術進行治療，手術復雜且風險較大。

【發明內容】

[0006]本發明針對現有用于治療心肌梗死或各種因素導致的心力衰竭的心肌增強材料存在的與心肌組織生物力學性能不匹配，缺乏足夠粘性而無法緊密貼附于心臟表面等問題，提供一種具有良好的與心肌匹配的生物力學性能、較高的導電性、良好的生物安全性、體內可降解性的柔性基質/液體電解質粘性復合材料及其制備方法。
[0007]實現本發明目的的技術方案是:一種柔性基質/液體電解質粘性復合材料，它與器官組織表面的界面結合強度大于0.lkPa；在溫度為37 0C、流變測試頻率為0.0I?10Hz的測試條件下，測試應變為0.01?10時，材料的損耗模量與儲存模量的比值為0.2?5;在溫度為37°C的條件下，材料的彈性拉伸強度范圍為3?lOOkPa，斷裂延伸率大于50%，達到10%應力松弛率的時間少于I Omi η;在溫度為37 °C的條件下，材料的體電導率為0.0I?1 S/m;材料浸提液細胞毒性為O?I級。
[0008]所述的柔性基質為纖維蛋白膠、多巴胺、明膠、透明質酸、淀粉、海藻酸中的一種，或它們的任意組合。所述液體電解質為硝酸鎂、硝酸鋅、硝酸鈣、硝酸鋰、硝酸鉀、氯化鋰、氯化鎂、氯化鈣、氯化鋅、碘化鈣溶液中的一種，或它們的任意組合。材料在體內涂覆于心包膜組織外表面時，材料于6?24月內降解。
[0009]本發明技術方案還包括上述柔性基質/液體電解質粘性復合材料的制備方法，包括如下步驟:
(I)將金屬鹽按質量分數為10%?20%溶解于去離子水中，得到液體電解質；
(2 )將柔性基質按質量百分比3%?1 %加入到步驟(I)制備的液體電解質溶液中，在溫度為25°C?80°C的條件下充分攪拌，得到粘稠液；
(3)將步驟(2)得到的粘稠液在溫度為25°C?45°C的條件下靜置至體系質量穩定，即得到一種柔性基質/液體電解質粘性復合材料。
[0010]本發明所述的金屬鹽為硝酸鎂、硝酸鋅、硝酸鈣、硝酸鋰、硝酸鉀、氯化鋰、氯化鎂、氯化鈣、氯化鋅、碘化鈣中的一種，或它們的任意組合。所述的柔性基質為纖維蛋白膠、多巴胺、明膠、透明質酸、淀粉、海藻酸中的一種，或它們的任意組合。
[0011]本發明所提供的柔性基質/液體電解質粘性復合材料，用于治療心肌梗死或各種因素導致的心力衰竭的一種使用方法步驟如下:
1、麻醉，接入呼吸機；
2、待呼吸平穩后，在無菌條件下，手術打開胸腔，暴露心臟，根據梗死面積或心功能不全的嚴重程度確定材料的用量；
3、將確定量材料黏附于心臟梗死區心外肌層或心力衰竭心室肌外層外表面，無需其它輔助固定； 4、縫合胸腔，有自主呼吸后拔出呼吸機，完成手術。
[0012]5、材料完成治療周期后自然降解，無需取出。
[0013]本發明所述材料用于治療心肌梗死或各種因素導致的心力衰竭的另一種使用方法步驟如下:
1、通過冠脈造影、胸腔鏡觀察或超聲心動圖等檢測手段，確定梗死位置及范圍，根據梗死面積或心功能不全的嚴重程度確定材料的用量；
2、在X光機或胸腔鏡等輔助導航方法的指引下，通過微創工作通道利用微創注射裝置或微創手術鉗等微創遞送裝置，將確定量的材料送抵并黏附于心臟梗死區心外肌層或心力衰竭心室肌外層外表面，無需其它輔助固定；
3、退出微創遞送裝置，待材料在心外肌層或心力衰竭心室肌外層外表面融合形成完整薄膜后關閉創口，結束手術；
4、材料完成治療周期后自然降解，無需取出。
[0014]與現有技術相比，本發明具有如下有益效果:
1、本發明所述材料成本低廉，制備簡單，環境友好；
2、本發明所述的材料具有與心肌匹配的生物力學性能、較高的導電性、良好的生物安全性、體內可降解性，因此適用于心肌梗塞的治療，并可與心肌組織形成良好的形態、力學和電生理功能的匹配；
3、本發明所述材料使用方便，無需額外縫合等固定于心臟表面的方式，一方面利于實際臨床使用，另一方面對正常心肌不會造成額外損傷。此外，該材料還可用于微創手術，手術程序簡單，風險降低。
【附圖說明】
[0015]圖1是本發明實施例提供的柔性基質/液體電解質復合材料的粘性及延展性能照片。
【具體實施方式】
[0016]下面結合附圖和實施例對本發明技術方案作進一步說明。
[0017]實施例1:
將氯化鈣溶解于去離子水中，溶液的質量分數為18%，作為液體電解質，以淀粉作為基質，加入到液體電解質溶液中，基質的質量百分比濃度為6%，50°C下充分混合均勻，制備粘稠液，然后在40°C下靜止48小時至材料質量穩定，得到了高粘性、柔性導電材料。
[0018]參見附圖1，它是本實施例提供的柔性基質/液體電解質復合材料的粘性及延展性能照片，圖中，L=1.2mm;由圖1可見，材料牢固粘附于醫用乳膠手套表面，可拉伸至原長十倍，顯示了制備的材料具有良好的粘性和較高的斷裂延伸率(大于1000%)。
[0019]在模擬體溫37°C的條件下，經測試，該材料與心包膜組織的界面結合強度為0.5?lkPa，自身拉伸強度為3?lOkPa，斷裂延伸率為100%?1500%，應力松弛率達到10%的所需時間為30?100s。該材料與心包膜組織的界面結合強度為0.5?lkPa，自身拉伸強度為3?lOkPa，斷裂延伸率為100%?1500%，應力松弛率達到10%的所需時間為30?100s。流變頻率掃描范圍為I?I OOHz，測試應變為I%時，損耗模量與儲存模量比為0.8?1.5。材料的電導率為0.2?1.8S/m。對NIH3T3成纖維細胞的細胞毒性為O?I級。將材料涂覆Sprague Dawley(SD)大鼠心臟外表面6個月后組織切片分析，無明顯毒性和炎癥反應及免疫排斥反應。
[0020]在大鼠上制備了心肌缺血引起的急性心肌梗死模型。將建立心肌梗死模型的大鼠分為實驗組和對照組。對照組為不涂覆本發明所提供材料的心肌梗死模型大鼠。實驗組如下進行材料的植入手術:暴露心臟的梗死區域或心功能不全的區域;根據梗死面積或心功能不全的嚴重程度確定材料用量，用醫用鑷子取適量材料；用醫用鑷子將材料鋪展成所需形狀、面積及厚度，在心臟梗死區心外肌層或心力衰竭心室肌外層外表面涂覆，使兩者緊密貼合，無需其它輔助固定方式;縫合胸腔，材料留在在體內發揮治療效果。具體步驟如下:
1、將250g重左右的雄性SD大鼠置入氣體麻醉箱，以合適劑量異氟烷麻醉大鼠；
2、將大鼠接入呼吸機，呼吸頻率為85次/分，呼吸比1:1，維持一定麻醉氣體劑量；
3、待大鼠呼吸平穩后打開胸腔，暴露心臟，打開心包膜，用手術線結扎左前降支血管，觀察心尖變成黑色，以確定心肌缺血造模成功；
4、用鑷子夾取約0.1g本實施例提供的材料，伸展為約0.5毫米厚度的膜，將其涂覆于左心室缺血部位表面；
5、將胸腔內氣體排掉，縫合關閉胸腔；
6、關閉氣體麻醉，待大鼠有自主呼吸后拔出呼吸機，并腹腔注射20萬單位青霉素。
[0021]術后每隔一周超聲心動圖檢測大鼠舒張末期和收縮末期左室內徑(LVIDd和LVIDs)，并計算左室射血分數(LVEF)和左室短軸縮短率(LVFS)，以此評價大鼠心功能。四周后將大鼠心臟取出，治療組可見材料仍然覆蓋于大鼠左心室表面。用蘇木精伊紅染色(HE)和Masson三色染色法分析大鼠心梗面積和纖維化程度。
[0022]結果:(I)四周時超聲心動圖可見貼了本實施例材料的治療組LVIDd和LVIDs分別為6.2?6.5mm和3.6?4.3mm，而對照組兩值分別為8.5?9mm和8?8.6mm;而治療組和對照組LVEF分別為60?65%和45?50%，LVFS分別為32?36%和21?26%，由此得知材料治療組的大鼠心功能得到一定程度的恢復。(2)通過HE和Masson染色，可見材料治療組左室肌肉壁為3.5?3.8mm，而對照組為2.4?2.6mm，并且治療組心肌梗死面積減少了 70%?76%，而對照組為40%?45%;可知治療組較好地抑制了心肌缺血后的心室重構過程，對心肌梗死有著較好的治療作用。術后8個月發現材料仍黏附于心包膜組織上，并降解了約60?65%。
[0023]實施例2
按質量分數為15%，將氯化鈣、硝酸鎂和硝酸鈣溶解于去離子水中，溶液作為液體電解質；按質量濃度為8%，以透明質酸作為基質材料，加入到液體電解質溶液中，在溫度為25°C條件下充分混合均勻，制備得到粘稠液體;再于35°C條件下靜置36小時至材料質量穩定，制備了柔性、導電、粘性的材料。
[0024]該材料與心包膜組織的界面結合強度為0.1?0.5kPa;流變頻率掃描范圍為0.1?10Hz，應變為2%時，損耗模量與儲存模量比為0.4?0.8;自身拉伸強度為10?15kPa，斷裂延伸率為50%?150%，應力松弛率達到10%的所需時間為100?300s，電導率為0.01?0.12S/m，對NIH3T3成纖維細胞的細胞毒性為O?I級。將材料涂覆Sprague Dawley(SD)大鼠心臟外表面6個月后組織切片分析，無明顯毒性和炎癥反應及免疫排斥反應。
[0025]在大鼠上制備了心肌缺血慢性心肌梗死模型。將建立心肌梗死模型的大鼠分為實驗組和對照組。對照組為不涂覆本專利所述材料的心肌梗死模型大鼠。實驗組如下進行材料的植入手術:通過冠脈造影、胸腔鏡觀察或超聲心動圖等檢測手段，確定梗死位置及范圍，根據梗死面積或心功能不全的嚴重程度確定材料的用量;在X光機或胸腔鏡等輔助導航方法的指引下，通過微創工作通道利用微創注射裝置或微創手術鉗等微創遞送裝置，將確定量的材料送抵并黏附于心臟梗死區心外肌層或心力衰竭心室肌外層外表面，無需其它輔助固定;退出微創遞送裝置，待材料在心外肌層或心力衰竭心室肌外層外表面融合形成完整薄膜后關閉創口，結束手術;材料完成治療周期后自然降解，無需取出。具體操作如下:
1、將慢性心梗大鼠置入氣體麻醉箱，以合適劑量異氟烷麻醉大鼠；
2、對大鼠進行冠脈造影和超聲心動圖檢查，確定心梗的位置及范圍，確定材料用量；
3、將大鼠接入呼吸機，呼吸頻率為85次/分，呼吸比1:1，維持一定麻醉氣體劑量；
4、植入材料到心臟表面待治療的區域，退出傳遞系統并關閉創口；
5、關閉氣體麻醉，待大鼠有自主呼吸后拔出呼吸機，并腹腔注射20萬單位青霉素。
[0026]術后每隔一周超聲心動圖檢測大鼠舒張末期和收縮末期左室內徑(LVIDd和LVIDs)，并計算左室射血分數(LVEF)和左室短軸縮短率(LVFS)，以此評價大鼠心功能。四周后將大鼠心臟取出，用蘇木精伊紅染色(HE)和Masson三色染色法分析大鼠心梗面積和纖維化程度。
[0027]結果:(I)四周時貼了材料的治療組LVIDd和LVIDs均低于對照組;而治療組LVEF的LVFS均高于對照組，由此得知材料治療組的大鼠心功能得到一定程度的恢復。(2)通過染色可見材料治療組左室肌肉壁厚度顯著高于對照組，并且治療組心肌梗死面積減少量也明顯高于對照組;可知材料較好的阻抑了心室重構過程。術后4周發現材料仍黏附于心包膜組織上，并呈完整的片層狀。術后8個月發現材料仍黏附于心包膜組織上，并降解了約40?50%。
【主權項】
1.一種柔性基質/液體電解質粘性復合材料，其特征在于:它與器官組織表面的界面結合強度大于0.1kPa;在溫度為37°C、流變測試頻率為0.0l?10Hz的測試條件下，測試應變為0.01?10時，材料的損耗模量與儲存模量的比值為0.2?5;在溫度為37°C的條件下，材料的彈性拉伸強度范圍為3?lOOkPa，斷裂延伸率大于50%，達到10%應力松弛率的時間少于1min;在溫度為37 V的條件下，材料的體電導率為0.01?10S/m;材料浸提液細胞毒性為O?I級。2.根據權利要求1所述的一種柔性基質/液體電解質粘性復合材料，其特征在于:所述的柔性基質為纖維蛋白膠、多巴胺、明膠、透明質酸、淀粉、海藻酸中的一種，或它們的任意組合。3.根據權利要求1所述的一種柔性基質/液體電解質粘性復合材料，其特征在于:所述液體電解質為硝酸鎂、硝酸鋅、硝酸鈣、硝酸鋰、硝酸鉀、氯化鋰、氯化鎂、氯化鈣、氯化鋅、碘化鈣溶液中的一種，或它們的任意組合。4.根據權利要求1所述的一種柔性基質/液體電解質粘性復合材料，其特征在于:材料在體內涂覆于心包膜組織外表面時，材料于6?24月內降解。5.一種如權利要求1所述的柔性基質/液體電解質粘性復合材料的制備方法，其特征在于包括如下步驟: (I)將金屬鹽按質量百分數為10%?20%溶解于去離子水中，得到液體電解質； (2 )將柔性基質按質量百分比3%?1 %加入到步驟(I)制備的液體電解質溶液中，在溫度為25°C?80°C的條件下充分攪拌，得到粘稠液； (3)將步驟(2)得到的粘稠液在溫度為25°C?45°C的條件下靜置至體系質量穩定，即得到一種柔性基質/液體電解質粘性復合材料。6.根據權利要求5所述的一種柔性基質/液體電解質粘性復合材料的制備方法，其特征在于:所述的金屬鹽為硝酸鎂、硝酸鋅、硝酸鈣、硝酸鋰、硝酸鉀、氯化鋰、氯化鎂、氯化鈣、氯化鋅、碘化鈣中的一種，或它們的任意組合。7.根據權利要求5所述的一種柔性基質/液體電解質粘性復合材料的制備方法，其特征在于:所述的柔性基質為纖維蛋白膠、多巴胺、明膠、透明質酸、淀粉、海藻酸中的一種，或它們的任意組合。
【文檔編號】A61L31/14GK105833361SQ201610234727
【公開日】2016年8月10日
【申請日】2016年4月15日
【發明人】楊磊, 孫寧, 林瀟, 蔣維, 王新紅, 楊惠林, 柏傲冰
【申請人】蘇州大學