局部施用真空以使细胞死亡和损伤减到最小的心脏组织调 节的装置和方法 Louis C.Argenta
David L.Carroll
James E.Jordan
Nicole H.Levi
Jie Liu
Michael J.Morykwas
William D.Wagner
相关申请
本申请要求 2008 年 8 月 13 日提交的美国临时申请 61/088,558 和 2008 年 7 月 18 日提交的美国临时申请 No.61/081,997 的优先权， 所述申请的全部内容在这里通过引用而 并入。
技术领域 本发明一般性涉及治疗心脏组织的方法和装置， 更具体但不仅仅涉及用局部亚大 气压调节缺血和再灌注的心脏组织以使细胞死亡和损伤减到最小的方法和装置。
背景技术 当一部分心脏没有接受足够的氧和能量底物以满足其需求时， 发生了心肌缺血。 这通常是由于动脉粥样硬化斑块或血栓形成导致动脉阻塞而发生的。 在心肌梗死中存在损 伤区域， 其中细胞因为缺少血流而立即死亡。具有其中血流受损的相邻层， 其等同于郁积 区， 并且具有更外周的未受影响区。遗憾的是， 梗死的心脏将试图增加挛缩的速率， 并且总 体地起作用以补偿功能不充分的心脏区域。必然地， 在 “郁积区” 中的这些区域被要求做更 多的工作， 这将增加施加于它们的能量需求， 并将随后导致死亡的进一步进展。如果未治 疗， 该缺血将导致梗死区的扩展， 可能最后透壁延伸穿越心室的厚度。
限制由心肌缺血导致的梗死程度优于改进患者的短期和长期输出。因此， 为了抢 救该心脏组织， 必须进行该组织的及时再灌注 ( 重建冠状动脉血流量 )。 缺血区内的可抢救 的组织的量取决于再灌注的及时性。虽然再灌注通过输送氧和营养物 ( 包括能量底物 ) 而 停止该缺血过程， 但该过程也快速地启动一系列事件和级联， 其恶化损伤， 扩展坏死区域超 过在单独缺血过程中所遇到的区域。许多的该再灌注损伤似乎是炎症性质的， 但不适当地 针对宿主组织而非外来物质。能够减轻该再灌注损伤可以抢救最大量的心肌。
再灌注损伤本身表现在许多方面， 包括心肌功能障碍 ( 心肌顿抑 )， 心律不齐以及 导致致死的再灌注损伤的许多事件。 目前， 具有有效的药理学疗法来治疗再灌注心律不齐， 而心肌顿抑将一般通过本身在给定时间解决， 留下致死的再灌注损伤的介质作为逻辑目标 以试图保存缺血 - 再灌注的、 但有活力的组织。
具有大量的致死的再灌注损伤的潜在的介质， 包括钙超载、 氧自由基、 渗透梯度的
改变 ( 和后续的细胞溶胀 )、 线粒体渗透性转换孔以及炎症 ( 本身为一组复杂的级联和介 质， 包括补体激活、 白细胞浸润和前炎症性细胞因子和介质 )。另外， 在心肌缺血 - 再灌注 动物模型中， 所有这些现象的选择性抑制的心肌保护效应， 包括抗氧化剂、 钠 - 氢交换抑制 剂、 抗炎剂 ( 包括腺苷、 粘附分子抗体和补体抑制物 ) 是已知的。然而， 非常少的已经在人 临床上证明有任何程度的成功， 有可能是由于这些疗法选择性作用于事件级联内的单一 点， 或非常复杂且多层面的过程的单一侧面。因此， 虽然负压 ( 或亚大气压 ) 治疗在受伤皮 肤和皮下组织上的应用证明了与传统方法相比治愈率提高 ( 如在美国专利 Nos.5645081、 5636643、 7198046 和 7216651 以及美国公开专利申请 Nos.2003/0225347、 2004/0039391 和 2004/0122434， 所述专利和申请的内容通过引用并入到本文中 )， 但本领域中对于治疗心肌 缺血的器械和方法仍然存在着需求。在这些类型的皮肤伤口和皮下伤口中， 丝网 / 敷料常 常可以按常规预定的间隔容易且无侵入性地更换， 而不对正愈合的组织产生显著的破坏。 然而， 在使用技术来治疗其中上面的皮肤完整的组织或器官时， 上面的皮肤必须用手术切 开， 经由上面的组织故意形成伤口以使最初受伤的组织或器官暴露。被切开以暴露受伤组 织的上面的最初健康的组织能够缝合， 以封闭受伤组织的上部。这使得可以对受伤组织进 行负压治疗， 以修复伤口上组织。负压敷料和覆盖材料的目前可商购的实施方案不是可生 物降解的或可生物再吸收的。这种生物可降解性 / 生物可再吸收性的缺乏需要重新打开缝 合的切口， 除去敷料和覆盖材料， 放置新的敷料和覆盖材料， 并再次缝合封闭的切口。该程 序必须重复， 直到最初的受伤组织被治愈， 伴随着最后一次再打开切口以除去敷料和覆盖 材料。每次打开切口以更换或除去敷料和覆盖材料， 都增加了该部位感染的风险。 发明内容 本发明涉及通过用亚大气压力 ( 或负压 ) 处理来治疗受损心脏组织， 如缺血或早 期再灌注期的心肌梗死， 的器械和方法。用本发明的器械和方法的治疗可以抢救郁积区的 细胞， 从而减小梗死的尺寸。这种治疗在不能进行搭桥手术或支架手术的末期心肌病中是 特别有效的。在左主动脉病变等情况下， 该治疗也会用作在心跳骤停之后用于使心脏静止 的 ECMO( 体外膜式氧合 ) 的辅助。
本发明的示例性的负压治疗器械可以包括用于放置在所要治疗的组织上的真空 敷料， 例如多孔材料。该真空敷料可以本质是生物可结合的， 使得不会需要第二阶段的去 除。( 在这里使用的术语 “生物可结合的” 被定义为描述了可以无限期地留在患者中并且 能够被重新塑造、 再吸收、 溶解和 / 或以其它方式被同化或改性的材料。) 本发明的器械还 可以包括用于放置在真空敷料上的生物可结合的上层覆盖材料 (overlay cover)， 以形成 密封包壳 (enclosure)， 其中可以为真空敷料和所要治疗的组织提供和维持亚大气压力。 该上层覆盖材料可以粘附于敷料上， 并延伸超过所述真空敷料以允许上层覆盖材料附着 于周围的非受损心脏组织。上层覆盖材料本身可以是凝胶状的， 以便与心脏轮廓相符， 并 且可能是充分柔顺的， 以免干涉心脏功能。该上层覆盖材料可以用纤维蛋白胶水、 微细钉 (mini-staples) 或缝线固定到心肌上。
在使用时， 本发明的器械可以用胸腔镜方式放置在已经梗死的肌肉的区域上和相 邻的郁积区上。该器械可以通过在胸腔壁中制作并通过心包穿孔的小的切口放置。该真空 敷料在结构上可折叠， 使得它能够卷起或折叠， 以便小得足以通过胸腔镜管插入。 心外膜可
以用 CO2 或类似激光或其它切割工具来穿孔， 以便暴露下层的缺血心肌。真空敷料然后可 以直接放置在该缺血区域上。 上层覆盖材料也可以通过内窥镜方式放置和固定于周围的心 脏组织上。然后可以引入真空管， 例如小导管， 使得真空管的远端与上层覆盖材料下的包 壳实现气体连通， 以便将亚大气压力供给该包壳和所要治疗的组织。真空管的另一端然后 可以处于与真空源气体连通， 以产生亚大气压力， 且真空源可以被起动， 以便供给亚大气压 力， 进行受损心脏组织的负压治疗。 另外， 该亚大气压力可以以与心脏速率匹配的速率断续 地供给。
本发明还可以提供已经具有心肌细胞死亡的稳定区的心肌梗死的延期治疗。再 次， 通过内窥镜和胸腔壁中小的切口， 可以将生物可结合的真空敷料放置在梗死的区域上。 再次， 可能需要所牵涉的心肌和相邻的心肌的暴露， 并提供 CO2 或类似切割器械来将心外膜 穿孔。 该真空敷料可被改性， 使得心肌或外周肌肉细胞的网格可以引入其内部。 该真空敷料 还可以引入小导管， 具有能够在后续系列时间下再灌注另外的心肌细胞、 多能性祖细胞或 外周肌肉细胞的能力。 在其中具有接近完全细胞死亡或在受损心脏组织中几乎没有或没有 肌细胞收缩的区域中， 新的收缩细胞能够被接种， 以便替换和修复受损心脏组织的收缩功 能。最初， 可以使用周围肌肉或由培养物生长的周围肌细胞。这些细胞具有有限生命周期， 并且预期随时间流逝会疲劳。 该心肌可以在初步治疗的处理时活组织检查， 取心肌细胞， 并 培养， 以形成大量的有活力的细胞。 采集的心肌细胞可以在培养物中供养， 并用于后来定期 输注， 以便形成会覆盖先前的梗死区域的心肌贴片。还有， 可以采集祖细胞， 立即灌输到受 损心脏组织的区域， 或者它们能够在培养物中生长， 并周期性地灌注到受损心脏组织的区 域， 期望它们会发育成为心肌细胞。 随着时间推移， 引入的细胞将被诱导进行有丝分裂或自 我复制， 因此增加了心脏的功能物质。渐进地增加会逐渐形成血管的细胞的能力是再生医 学中的主要步骤， 其中目前仅仅一片细胞能够预计存活。
更具体地说， 在其一个方面， 本发明提供了使用亚大气压力治疗受损心脏组织的 方法。该方法包括放置多孔材料与受损心脏组织直接或间接接触， 以便提供在多孔材料的 一个或多个孔隙与受损心脏组织之间的气体连通。该多孔材料可以包括电纺材料、 浇铸材 料、 开孔泡沫或印刷材料的至少一种。或者或另外， 该多孔材料可以包括生物可结合的材 料。该多孔材料可以包括例如胶原， 脱乙酰壳多糖， 聚己酸内酯， 聚乙醇酸， 聚乳酸， 以及它 们的组合。另外， 该多孔材料可以是聚乙烯醇泡沫， 其可以与受损心脏组织直接接触。
该多孔材料可以就地在受损心脏组织上密封， 以提供围绕受损心脏组织的区域， 用于在受损心脏组织处保持亚大气压力。该多孔材料可操作性地与真空源连接， 用于在受 损心脏组织处产生亚大气压， 且真空源被起动， 以便在受损心脏组织处提供亚大气压。 该亚 大气压力可以在受损心脏组织处维持足以减轻水肿的时间 ( 因此恢复收缩力和顺应性 )， 降低间隙压力， 除去炎症性介质， 除去炎症增强剂， 调节细胞内介质， 提高再灌注和微血管 流动， 降低微血管堵塞， 和 / 或降低炎性细胞在受损心脏组织内部的保留。正被治疗的心脏 组织的微观和宏观变形将增加缺血组织中的新血管的血管发生或形成。 这将增加心肌细胞 的生存力， 最终改进心脏缺血部分的功能。 另外， 已经存在于心脏中的小动脉的宏观和微观 变形将导致它们物理再取向到缺血性组织的区域内， 因此提高灌注和最终功能。
例如， 该亚大气压力可维持在低于大气压约 25-125 毫米汞柱。该方法还可以包 括将覆盖材料， 例如生物可结合的覆盖材料， 安置在受损心脏组织上， 并将该覆盖材料密封到受损心脏组织附近的组织例如非受损心脏组织上， 用于在该受损心脏组织处维持亚大气 压。该覆盖材料可以以自粘合片的形式提供， 其可以放置在受损心脏组织上。在这种情况 下， 密封该覆盖材料的步骤可以包括将该自粘合片粘合性密封并粘附于受损心脏组织周围 的组织上， 以在该片和受损心脏组织周围的组织之间形成密封。
在其另一个方面， 本发明提供了治疗受损心脏组织的装置。该装置包括用于治疗 受损心脏组织的多孔材料， 其具有孔隙结构， 经构造以允许在该多孔材料的一个或多个孔 与所要治疗的心脏组织之间气体连通。该多孔材料可以包括电纺材料、 浇铸材料和印刷材 料的至少一种。或者或另外， 该多孔材料可以包括生物可结合的材料。在此类情况下， 还可 能有益的是， 该多孔材料以使得多孔材料的外缘会比内部更快地再吸收或降解的这种方式 配制。多孔材料的去除 ( 再吸收 / 降解 ) 的速率能够与新组织的形成速率匹配。控制降解 速率或再吸收速率的一种方式是改变引入到多孔材料中的交联的数目。
该装置还可以包括用于产生亚大气压的真空源 ； 该真空源可设置成与多孔材料气 体连通， 以便将亚大气压分配到心脏组织。该多孔材料可以至少在该多孔材料的选择表面 处具有足够小的孔隙以防止组织在其中生长。另外， 该多孔材料可以至少在该多孔材料的 选择表面处具有小于成纤维细胞和心脏细胞的尺寸的孔尺寸， 并且可以在不同于所述选择 表面的部位具有大于成纤维细胞和心脏细胞的尺寸的孔尺寸。 该多孔材料的孔尺寸可以是 足够大的， 以允许白蛋白大小的蛋白从其中通过。 还有， 该多孔材料可以包括被密封以防止 亚大气压从其中传输的至少一个表面。该装置还可以包括覆盖材料， 例如生物可结合的覆 盖材料， 经构造以覆盖受损心脏组织以在受损心脏组织处维持该覆盖材料下的亚大气压。 该生物可结合的多孔材料和 / 或覆盖材料可由合成材料如聚乙醇酸、 聚乳酸或 聚 -o- 柠檬酸酯制造， 或它们可以由天然分子如胶原、 弹性蛋白或蛋白多糖制造。合成分子 的组合、 天然分子的组合或合成与天然分子的组合可以用于优化多孔材料和覆盖材料的材 料性能。
可能用来制造该多孔材料的材料的实例是聚己酸内酯 (PCL)。在一种示例性的制 剂中， 将聚己酸内酯与氯化钠 (1 份己内酯对 10 份氯化钠 ) 混合， 再投入到足够量的氯仿 中， 以溶解所述组分。将该溶液倒入适当尺寸和形状的容器中， 并将其干燥 12 小时。氯化 钠然后被浸出到水中。
多孔材料的第二种示例性的浇铸制剂是在 2％乙酸中的 1.33％ ( 重量 / 体积 ) 脱 乙酰壳多糖。将该溶液 (20mL) 倒入适当尺寸的容器中， 并在 -70℃冷冻 2 小时， 然后转移 到冷冻干燥机中， 施加真空 24 小时。然后， 该冷冻干燥的敷料用 2.5-5％戊二醛蒸气交联 12-24 小时。
因此， 本发明提供了将病理过程的进展减到最小、 将生理性心脏完整性的破坏减 到最小并且将对心脏血流和营养的干涉减到最小以及通过血管新生和现有血管的再定位 来提高心脏缺血区域的血管再形成的器械和方法。通过减轻心脏性水肿和间隙压力， 心脏 细胞死亡和损害的风险可减到最小。另外， 本发明促进了在受损心脏组织中增强炎症性和 病理生理性反应的介质、 降解产物和毒素的去除。
附图说明
当结合附图来阅读时， 本发明的优选实施方式的上述总结及其下详细说明被最好地理解， 其中 ：
图 1 示意性地说明了在施加亚大气压之前本发明的装置就地的示例性构型的部 分横截面视图 ；
图 2 示意地说明了当施加亚大气压时图 1 的部分横截面视图 ；
图 3 示意地说明了在施加亚大气压之后图 1 的部分横截面视图 ；
图 4 示意地表示本发明就地的示例性构型的横截面视图， 其中心脏上面的组织围 绕管被封闭， 以产生能够维持真空的空间， 所以不需要上层覆盖材料 ；
图 5 示意地表示本发明的装置就地的部分横截面视图， 其中该多孔材料和与损伤 组织邻近的较小孔隙层以及在该较小孔隙层上方的具有较大孔隙的层层叠 ；
图 6 示意地表示本发明的多孔材料的示例性构型的视图， 其中仅仅多孔材料的单 面是开放而非密封的 ；
图 7 示意地表示本发明的示例性构型的横截面视图， 其中， 上层覆盖材料已经放 置在多孔材料上， 且潜在的泄漏用纤维蛋白胶水密封 ；
图 8 示意地表示本发明的示例性构型的部分横截面视图， 其中上层覆盖材料的边 缘已经被向下折 ；
图 9 示意地表示本发明的示例性构型的横截面视图， 其中上层覆盖材料是自粘合 图 10 示意地表示本发明的覆盖材料的示例性构型， 其中管穿过该上层覆盖材料 ； 图 11 示意地表示附着于上层覆盖材料的真空管的部分横截面视图 ； 图 12 示意地表示肾， 具有动脉和静脉 ； 图 13 示意地表示用于施加亚大气压的开放蛤壳式或双瓣式室 ； 和 图 14 示意地表示设置在图 13 的室内的肾。的；
具体实施方式
现在参考附图， 其中， 在全文中， 类似元件同样地编号， 本发明涉及使用亚大气压 ( 或负压 ) 来治疗受损心脏组织的器械和方法， 其中 “受损” 组织被定义为包括受伤、 损害或 以任何其它方式破坏的组织， 例如由于外伤、 疾病、 感染、 手术并发症或其它病理过程造成 的损伤。更具体地说， 本发明的器械和方法可以进行心肌梗死的治疗。
本发明的亚大气压心脏治疗器械 100 的示例性构型可以包括用于经由管 20 将亚 大气压供给与受损心脏组织 7 直接或间接接触设置的多孔材料 10， 如生物可结合的多孔材 料， 的真空源 30， 图 1-4。在这里使用的 “间接接触” 被定义为指布置用于传输亚大气压的中 间材料与受损心脏组织 7 和多孔材料 10 二者接触。在这方面， 该多孔材料 10 可以被结构 化， 以便将亚大气压输送和分配到受损心脏组织 7。 或者， 多孔材料 10 可以由在给予亚大气 压治疗之后需要除去的材料构成， 这可能需要第二次手术。心脏治疗器械 100 可以通过将 多孔材料 10 与受损心脏组织 7 接触来应用于患者， 以便提供在多孔材料 10 的一个或多个 孔隙和受损心脏组织 7 之间的气体连通。管 20 可以在管 20 的远端 22 处连接于多孔材料 10， 并且多孔材料 10 可以就地通过缝线 8 密封在皮肤 1 和皮下组织 2 中， 以便提供围绕受 损心脏组织 7 的区域， 用于维持亚大气压， 图 4。管 20 的近端 24 可以附着于真空源 30， 以 便操作性地将多孔材料 10 连接于真空源 30， 用于在起动真空源 30 时在受损心脏组织 7 处产生亚大气压。任选， 上层覆盖材料 40， 例如生物可结合的上层覆盖材料 40， 可以定位于受 损心脏组织 7 上方， 并靠近受损心脏组织 7 密封， 从而在受损心脏组织 7 处维持亚大气压。
更详细地转向图 1-4， 本发明的亚大气压心脏治疗器械 100 的示例性构型在部分 横截面中进行了说明， 其中多孔材料 10 与受损心脏组织 7 接触。上层覆盖材料 40 覆盖多 孔材料 10， 且可以扩展到健康的心脏组织 6 上， 产生封闭空间 48。粘合剂 41 如纤维蛋白胶 水或其它的材料， 可可以放置在上层覆盖材料 10 和健康的心脏组织 6 之间。该粘合剂 41 还可以或者另外设置在上层覆盖材料 10 的周围， 以防止漏出， 并且还可以设置在其中管从 上层覆盖材料 10 退出的通路 (passthrough)52 周围， 以防止漏出。图 1 示出了在施加亚大 气压之前的器械 100。图 2 示出了正在施加亚大气压时的器械 100， 当流体和气体从封闭空 间 48 抽出且上层覆盖材料 40 遵循多孔材料 10 的形状时， 封闭空间 48 体积减少。图 3 示 出了已经施加亚大气压之后的器械 100， 其中上层覆盖材料 40 遵循多孔材料 10 的形状。
具体地转向图 4， 本发明的亚大气压心脏治疗器械 100 的示例性构型在患者体内 就地示出， 其中周围组织以部分横截面示出。图示的组织包括皮肤 1 和皮下组织 2， 肌肉 3， 骨骼 4， 心包 5， 健康的非受损心脏组织 6， 受损心脏组织 7 和胸膜组织 12。为了提供通向该 受损心脏组织 7 的通路， 一部分心包 5 可以由于手术切开或损伤而失去。 多孔材料 10， 例如 开孔胶原材料， 可以放置在皮下空间中与待用亚大气压处理的心脏组织 7 接触 ( 直接或间 接 )， 以便降低水肿和间隙压力、 氧自由基、 炎症性介质和可能不利影响受损心脏组织内部 的细胞复苏或成活力的其它分子， 以改进例如生理功能。管 20 的远端 22 可以连接于多孔 材料 10， 且管 20 可以通过切口从身体退出。管 20 可以在管 20 的与多孔材料 10 接触的部 分上具有一个或多个开窗 23， 图 6。在心脏组织 7 直到并包括皮肤 1 之间的组织例如用缝 线 8 封闭， 以产生能够维持真空的气密封。当施加亚大气压时， 切开的组织 1-5 的边缘被吸 在一起， 并且胸膜组织 12 被吸向该多孔材料， 以有助于维持真空。管 24 的近端可连接于真 空源 30， 亚大气压的水平通过控制器 32 控制。该真空源 30 可以包括罐以收集任何除去的 流体。
覆盖材料 40 可以用于进一步限制围绕受损心脏组织 7 的区域， 在所述区域处维持 亚大气压。即， 如在图 1-3、 7-9 中所示， 覆盖材料 40、 50 提供了在覆盖材料 40、 50 下围绕受 损心脏组织 7 的封闭空间 / 区域 48、 58， 其可以用于分隔覆盖材料 40、 50 之外的组织， 而不 暴露于施加于受损心脏组织 7 的亚大气压。相反， 如在图 4 中所示， 在缺乏上层覆盖材料的 情况下， 输送到多孔材料 10 和受损心脏组织 7 的亚大气压可以将周围组织， 例如心包 5 和 胸膜组织 12 沿着图 4 中所示的箭头的方向向内吸向管 20 和多孔材料 10。在这方面， 该拉 伸和 / 或移动的组织如心包 5 和胸膜组织 12 可以有助于将所施加的亚大气压限制在心包 5 和受损心脏组织 7 之间的区域中。另外， 覆盖材料 40、 50 可以进一步保护受损心脏组织 7 不受外源性感染和污染， 超过了已经由多孔材料 10 和缝合的皮肤 1 和皮下组织 2 所提供的 保护。同样地， 覆盖材料 40、 50 可以进一步保护受损心脏组织 7 以免来自周围组织 ( 例如 心脏脓肿和纵隔炎 ) 的感染的蔓延。
为了有助于在受损心脏组织 7 处维持亚大气压， 可以在受损心脏组织 7 上提供柔 性上层覆盖材料 40( 图 7) 或自粘合性柔性上层覆盖材料 50( 图 9)， 从而提供其中可以维持 亚大气压的围绕受损心脏组织 7 的区域 48、 58， 图 7、 8。具体地， 参考图 7、 8 和 9， 可以通过 将覆盖材料 40、 50 粘附于靠近受损心脏组织 7 的心脏组织上， 以限定围绕受损心脏组织 7和多孔材料 10 的封闭区域 48、 58， 从而在受损心脏组织 7 和多孔材料 10 上提供上层覆盖材 料 40、 50。例如， 覆盖材料 40 可使用粘合剂 41 如纤维蛋白胶水胶合到心脏组织。该粘合剂 41 可以包括自聚合胶水和 / 或可以理想地包括填料以便提供具有足够体积的粘合剂 41， 从 而允许粘合剂 41 遵循粘合剂 41 接触的潜在不规则表面的形状。该粘合剂 41 可作为独立 组分或作为覆盖材料 40 的一部分提供。对于柔性上层覆盖材料 40， 柔性上层覆盖材料 40 的外缘或边缘可以从非受损心脏组织 6 滚走 ( 或平坦地放置在非受损心脏组织 6 上 ) 或滚 动到受损心脏组织 7 之下 ( 或向受损心脏组织 7 滚动 )， 图 7， 8。该粘合剂 41 可放置在上 层覆盖材料 40 的边缘和健康心脏组织 6 之间， 以促进气密封。该粘合剂 41 还可以设置在 管 20 的周围， 在该处它通过上层覆盖材料 40 退出。或者， 自粘合性柔性上层覆盖材料 50 可以远离受损心脏组织 7 向外卷曲， 使得覆盖材料 50 的下侧 ( 即， 面向多孔材料 10 的那一 侧 ) 然后可以与周围的非受损心脏组织 6 接触， 图 9。
除了开孔胶原材料以外， 多孔材料 10 还可以包括聚乙醇酸和 / 或聚乳酸材料， 合 成聚合物， 柔性片状网、 开孔聚合物泡沫， 泡沫切片 (foam section)， 多孔片、 聚乙烯醇泡 沫， 聚乙烯和 / 或聚酯材料， 或可通过例如电纺、 浇铸或印刷制造的其它适合的材料。这种 材料包括可倒入适当尺寸的模具中的脱乙酰壳多糖溶液 (1.33％重量 / 体积， 在 2％乙酸 中， 20mL 总体积 )。然后， 将该溶液在 -70℃冷冻 2 小时， 然后转移到冷冻干燥机中， 施加真 空 24 小时。 该敷料可以用 2.5％ -5％戊二醛蒸气交联 12-24 小时， 以提供浇铸的多孔材料。
另外， 该多孔材料 10 可以通过浇铸聚己酸内酯 (PCL) 来制备。聚己酸内酯可与氯 化钠 (1 份己内酯对 10 份氯化钠 ) 混合， 再投入到足够量体积的氯仿中， 以溶解所述组分。 可以将所需量例如 8mL 的溶液倒入适当尺寸和形状的容器中， 并干燥 12 小时。氯化钠然后 可以在水中浸出 24 小时。
上层覆盖材料 40 还可以是生物可结合的， 并且可以由 I 型胶原和聚 1， 8- 辛二 醇柠檬酸酯 (POC)(80 ％∶ 20 ％重量 / 重量 ) 的电纺混合物组成。溶液浓度可以为在六 氟 -2- 丙醇 (hexafluoro-2-proponal， HFP) 中的 15％， 具有 9.5mL 的总体积。 该溶液然后可 以从注射器通过 18 号针头以 1-3ml/h 的流速射出。 电压可以是 25kV， 工作距离为 20-25cm。 膜然后可以在 80℃热聚合 48 小时 (90℃ 96 小时 )， 并在 2.5％ -10％戊二醛蒸气中交联 24 小时。
还可以使用电纺原料用于多孔材料 10 和使用浇铸材料用于上层覆盖材料 40。电 纺多孔材料 10 的制造配方和方法的一个实例是按重量计比率为 76％∶ 4％∶ 20％的 I 型 胶原∶ 6- 硫酸软骨素 (CS) ∶聚 1， 8- 辛二醇柠柠檬酸酯 (POC) 的组合。使用两种溶剂用 于胶原 /CS/POC。将 CS 溶于水， 并将胶原和 POC 溶于 2， 2， 2- 三氟乙醇 (TFE) 中。然后使用 20％水 /80％ TFE 溶液 ( 体积 / 体积 ) 溶液。 对于电纺， 将含有胶原∶ CS ∶ POC 混合物的溶 液投入到装配 18Ga 针头的 3mL 注射器。 使用注射器泵 (New Era Pump Systems， Wantaugh， NY) 以 2.0ml/hr 的速率将溶液注入针尖。通过高压电源 (HV Power Supply， Gamma High Voltage Research， Ormond Beach.FL) 提供 10-20kV 的电压， 并在具有 15-25cm 距离的针 ( 阳极 ) 和接地集电极 ( 阴极 ) 之间施加。 该敷料然后用戊二醛 (II 级， 25％溶液 ) 交联， 并 加热聚合 (80℃ ) 达 48 小时。还可以从起始浓度 80mg/ml 的在 1， 1， 1， 3， 3， 3- 六氟 -2- 丙 醇 (HFP) 中的胶原开始将 I 型胶原敷料电纺， 然后使用与胶原∶ CS ∶ POC 组合同样的电纺 条件。浇铸上层覆盖材料配方的实例包括使用 1， 8 聚 ( 辛二醇 ) 柠檬酸酯 (POC) 或其它 二醇柠檬酸酯的组合， 其可以例如是 1， 6- 己二醇或 1， 10 癸二醇。为了制造浇铸上层覆盖 材料 40， 可以将等摩尔量的无水柠檬酸和选择的二醇在圆底烧瓶内合并。( 例如 ： 38.4g 柠 檬酸和 29.2g 辛二醇 )。可以将该溶液在 165℃的油浴中加热 10 分钟， 直到熔融， 然后继续 在 140℃加热 45 分钟。该聚合物可以该形式使用， 但也存在未反应的单体。为了除去未反 应的单体， 可以将等体积量的聚合物和 100％丙酮加入到烧瓶内， 并振荡， 直到聚合物完全 溶解为止， 然后倒入适当形状的模具内。 可以在化学通风橱中在室温下将丙酮蒸发过夜。 可 以将该膜在 80℃聚合 36 小时， 然后在 110℃聚合 18 小时。
或者， 为了浇铸脱乙酰壳多糖的上层覆盖材料 40， 可以将 2％乙酸在水中的溶液 加入到 1％脱乙酰壳多糖重量 / 体积中。( 例如， 可以将 400μl 乙酸加入到 20ml 水中， 然 后添加 200mg 脱乙酰壳多糖。) 膜可以通过将该混合物直接倒入模具内并使溶液干燥过夜 来制备。溶于氯仿的聚 L( 乳酸 ) 或聚 D， L( 乙醇酸 - 乳酸 ) 的浇铸上层覆盖材料 40 还可 以通过将溶液注入模具内并蒸发掉溶剂 ( 氯仿 ) 来制备。
产生多孔材料 10 和上层覆盖材料 40 的另外方法是使用热喷墨印刷技术。可以印 刷生物可结合的材料如胶原， 弹性蛋白， 透明质酸， 海藻酸盐和聚乳酸 / 聚乙醇酸共聚物。 例如， 可以印刷溶于 0.05％乙酸， 然后在水中稀释至 1mg/ml 的 I 型胶原 (Elastin Products Co.， Owensville， MO)， 也可以印刷在水中的 1mg/ml 的海藻酸钠 (Dharma Trading Co.， San Raphael， CA)。还可以印刷 I 型胶原 (2.86mg/ml， 在 0.05％乙酸中 ) 和聚乳酸 / 聚乙醇酸 (PURAC America， Blair， NE)(14.29mg/ml， 在四甘醇 (Sigma Aldrich， St.Louis MO) 中 ) 的 混合物。可以将 Hewlett Packard 660c 打印机的硬件连接于其高度可以调整以便层状印 刷的平台上。对硬件进行最小的改变， 并且不需要进行软件改变。
转向图 5， 多孔材料 10 可以包括多层， 其中最接近受损心脏组织的层 112 在多孔材 料 110 和受损心脏组织 7 之间的界面处含有充分小的孔隙， 从而防止组织在其中生长， 例如 孔尺寸小于成纤维细胞和心脏细胞的尺寸。否则， 该多孔材料 110 可以粘附到受损心脏组 织 7 上， 能够引起出血或外伤， 并且在除去多孔材料 110 时甚至潜在地引起心室壁的破裂。 另外， 组织生长到多孔材料 110 中可以导致最终侵蚀穿过心室壁或胸膜组织， 伴随着如果 多孔材料 110 留在患者体内则多孔材料 10 向这些组织连续运动和摩擦。此外， 组织生长到 多孔材料 110 中可以导致在多孔材料内形成不能收缩的疤痕或者多孔材料 110 内潜在的组 织钙化， 如果多孔材料 110 留在患者体内的话。另外， 在多孔材料 10、 110 和该受损心脏组 织 7 之间的界面处的孔尺寸可以是充分小的， 以避免在受损心脏组织 7 处过量产生可能干 扰心脏生理功能的肉芽或伤疤组织。同时， 该多孔材料 10、 110 的孔尺寸可能是足够大的， 以允许白蛋白大小的蛋白通过其移动， 从而允许除去不希望有的化合物， 如介质、 降解产物 和毒素。
该多孔材料 10、 110 然而可以在多孔材料 10、 110 的内部或在多孔材料 10 的不与 心脏组织 7 接触的任何其它部位具有更大的孔尺寸 ( 例如大于成纤维细胞和心脏细胞的 尺寸 )。例如， 该多孔材料 110 可以包括多层结构， 具有具有充分小孔尺寸的非向内生长 层 112， 以便为了放置在心脏组织 7 处防止组织在其中生长， 并且可以具有与非向内生长层 112 接触的具有较大孔尺寸的不同材料的附加层 114。
或者， 如在图 6 中所示， 该多孔材料 210 可以在组成和 / 或形态上是均匀的。在远离与受损心脏组织的界面的位置， 该多孔材料 210 可以具有足够大的孔尺寸， 以促进肉芽 组织在受损心脏组织周围的空间中的其它组织处形成， 例如促进在已经发生心脏破裂的区 域中的肉芽组织形成。另外， 该多孔材料 210 可以具有如下构型， 其中多孔材料 210 的一个 或多个侧面或表面 212 被密封， 以防止亚大气压通过这种密封表面 212 传输， 同时， 具有至 少一个表面 214， 通过该表面 214， 亚大气压可以被传输。多孔材料 210 的这种构型可以提 供在多孔材料 210 的一侧上的组织的优先治疗， 而不治疗另一侧上的组织。例如， 该受损心 脏组织可以用多孔材料 210 的一侧 214 上的非密封界面治疗。
另外， 该多孔材料 10 可以包括非金属材料， 使得多孔材料 10 在原位时可以进行 MRI。该多孔材料 10 还可以包括充分顺应的材料， 使得不干涉心脏功能。同时， 该多孔材料 10 可包括充分坚固的材料， 使得多孔材料 10 不塌陷到形成可能干涉心脏功能的心脏组织 6、 7 的牵扯或扭曲。
转向图 7， 为了将亚大气压输送到多孔材料 10 以便分布到受损心脏组织 7 上， 管 20 可以在管 20 的远端 22 与多孔材料 10 直接或间接地气体连通。例如， 管 20 的远端 22 可 以包埋到多孔材料 10 中或者可以放置在多孔材料 10 上。管 20 的远端 22 还可以包括一个 或多个开窗 23， 以便有助于将亚大气压输送到多孔材料 10 和受损心脏组织 7。该管 20 可 以延伸贯穿皮肤 1 和皮下组织 2 中的开口， 该开口可以围绕管 20 用缝线 8 固定， 以有助于 提供围绕管 20 的密封。管 20 的近端 24 可以操作性地连接于真空源 30( 例如 The V.A.C.， Model 30015B， Kinetic Concepts， Inc.， San Antonio， TX)， 从而提供亚大气压， 该亚大气 压经由管 20 传输到多孔材料 10 和受损心脏组织 7。 该真空源 30 可以包括控制器 32， 以调节亚大气压的产生。 例如， 该真空源 30 可以 经构造以连续地或断续地产生亚大气压 ； 例如， 真空源 30 可以周期性开启和关闭， 以提供 交替的亚大气压产生和不产生周期。在产生和不产生之间的占空因素可以是 1-10( 开启 / 关闭 ) 到 10-1( 开启 / 关闭 )。另外， 间歇的亚大气压可以通过周期的或循环的波形例如正 弦波来应用， 或者可以在初步治疗之后周期化， 以模拟更接近生理的状态， 例如心率。该亚 大气压也可以根据需要来周期性开启和关闭， 通过监测受损心脏组织 7 中的压力来确定。 通常， 真空源 30 可以经构造以输送在大气压和低于大气压 200mm Hg 之间的亚大气压， 以使 得如下机会最小化 ： 由于毛细血管和小血管的收缩或由于在受损心脏组织 7 内充血 ( 血汇 聚 )， 亚大气压可能导致局部血流下降 ； 或者亚大气压可能以其它方式对受损心脏组织 7 有 害。这种亚大气压的应用可以用于从受损心脏组织 7 消除水肿， 因此保持心脏功能， 从而增 加以在生理学上更得到保留的状态得到恢复和存活的概率。
转向图 10， 亚大气压可以通过在覆盖材料 50 和管 20 之间的协同作用在覆盖材料 50 下输送。具体而言， 柔性上层覆盖材料 40( 或自粘合性柔性上层覆盖材料 50) 可以包括 通路 52， 通过该通路， 管 20 的远端 22 穿过， 以提供管 20 和受损心脏组织上方的柔性上层覆 盖材料 40 下方的空间之间的气体连通。
在其另一个方面， 本发明也提供使用亚大气压， 例如用在图 1-4 中说明的器械， 治 疗受损心脏组织的方法。 尤其， 该方法可以包括布置多孔材料 10 与受损心脏组织 7 接近， 从 而提供在多孔材料 10 的一个或多个孔和受损心脏组织 7 之间的气体连通。该多孔材料可 以就地靠近受损心脏组织 7 密封， 从而提供围绕受损心脏组织 7 的区域， 用于在受损心脏组 织 7 处保持亚大气压。在这方面， 肌肉 3 和骨 4 可以宽松地再接近多孔材料 10 的顶部， 其
中管 20 通过皮肤 1 和皮下组织 2 退出， 皮肤 1 和皮下组织 2 缝合闭合。可以任选将另一气 密敷料放置在缝合部位上， 以促进气密性密封。该多孔材料 10 可操作性地与真空源 30 连 接， 用于在受损心脏组织 7 处产生亚大气压， 且真空源 30 被起动以便在受损心脏组织 7 处 提供亚大气压。例如， 该亚大气压可维持在低于大气压约 25 到 125 毫米汞柱。该亚大气压 可以在受损心脏组织 7 处维持足以减低受损心脏组织 7 处的水肿的时间。另外， 该亚大气 压可以在受损心脏组织 7 处维持足以使心脏组织 7 达到治愈和减少水肿和炎症性介质或增 强剂的阶段的时间。该方法可以使用至少 2 小时， 或者能够使用许多天。在真空治疗结束 时， 可以除去缝线 8， 将皮肤 1、 皮下组织 2、 肌肉 3 和骨 4 再打开。该多孔材料 10 然后可以 除去， 并将皮肤 1、 皮下组织 2 和 / 或肌肉 3 再缝合闭合。
该方法还可以包括将上层覆盖材料 40、 50， 例如生物可结合的覆盖材料 40、 50， 放 置在该受损心脏组织 7 上， 并将该上层覆盖材料 40、 50 密封到靠近该受损心脏组织 7 的组 织上， 用于维持在该受损心脏组织 7 处的亚大气压。将上层覆盖材料 40、 50 密封到受损心 脏组织 7 周围的组织上的步骤可以包括将上层覆盖材料 40、 50 粘合性密封并粘附到受损心 脏组织 7 周围的组织上。上层覆盖材料 50 可以以自粘合片 50 的形式提供， 其可以放置在 受损心脏组织 7 上方。在这种情况下， 密封上层覆盖材料 50 的步骤可以包括将自粘合上层 覆盖材料 50 粘合性密封和粘附到受损心脏组织 7 周围的非受损心脏组织 6 上， 从而在上层 覆盖材料 50 和受损心脏组织 7 周围的非受损心脏组织 6 之间形成密封。另外， 以气体连通 方式将真空源 30 与多孔材料 10 操作性连接的步骤可以包括将真空源 30 连接于管 20， 管 20 连接于覆盖材料 140 的真空端口 42， 图 11。
在本发明的又一个方面， 除了损伤的组织和器官以外， 该器械和方法还可以用来 增加患病或损伤的器官的尺寸和功能。例如， 部分功能肾的尺寸可增加到足以返回到正常 水平的总过滤能力的尺寸， 图 12-14， 例如剩余的肾 301 的尺寸增加， 如在仅仅具有一个功 能肾 301 的患者中所观察到的。在这样的情况下， 具有用于血管蒂的开口 305 的刚性或半 刚性双瓣式包壳 (enclosure)304 可以放置在肾 301 周围。当该双瓣式包壳 304 关闭时， 其 中两半会合的区域产生了气密密封。该血管蒂通过开口 305 进入 ( 动脉 302) 并从 ( 静脉 303) 离开。纤维蛋白胶水 306 或其它的生物相容性密封剂可放置在开口 305 部位处的动 脉 302 和静脉 303 周围， 从而产生气密密封。该包壳 304 可以包括第二出口 305 或短接管 (nipple)308。管 309 可以通过第二开口 305 插入或连接于该短接管 308。该管 309 可以通 过该皮肤离开， 连接到收集容器， 然后连接到真空源。高达 125mm Hg 亚大气压的控制真空 可以断续地施加， 其中 ‘开启’ 时间至多 5 分钟， ‘关闭’ 时间至多 10 分钟。或者， 该真空可 以周期或循环方式施加， 例如正弦波， 其中施加真空的较低 ( 最接近大气压 ) 值的绝对值低 于舒张压， 以允许血液从治疗的器官流出。施加的真空大于 ( 绝对值 ) 舒张压的时间可以 多达 5 分钟， 而施加的真空低于 ( 绝对值 ) 舒张压的时间可以多达 10 分钟。持续实施该技 术， 直到治疗的器官已经达到所需功能水平或填满该容器。 作为另外的例子， 该器械和技术 可以类似地用于肝叶上或增加胰腺的尺寸。
实施例
实施例 1
猪心脏具有类似于人的解剖结构， 主要的脉管系统由左冠状动脉和右冠状动脉组 成。左主冠状动脉分成冠状动脉回旋支和冠状动脉左前降支 (LAD)。LAD 沿着前隔膜下行，用对角支灌注左心室的前面部分。关于这些研究， 使用缺血 - 再灌注猪模型， 包括暂时性结 扎 LAD 的 2-3 个对角支， 以便在心脏的前面部分产生缺血区域。这些冠状动脉被闭锁 75 分 钟， 然后再灌注 3 小时， 以便产生缺血 / 再灌注损伤。该负压治疗仅仅在实验的再灌注阶段 中应用， 以模拟临床上相关的治疗窗口。
为了开始研究， 给动物服用镇静剂， 并转运到手术室。前 13 只动物通过胸廓切开 术暴露心脏， 所有后续的动物通过胸骨切开术暴露心脏。 LAD 的 2-3 个对角支结扎 ( 用缝线 闭锁 )， 以便在心脏的前面部分产生缺血区域。这些冠状动脉被闭锁 75 分钟， 然后再灌注 3 小时， 以便产生再灌注损伤。 该负压治疗仅仅在实验的再灌注阶段中应用， 以模拟临床上相 关的治疗窗口。五只对照动物由研究的前 13 只动物产生。
在成功完成验证研究设计的对照动物之后， 后续 5 只成功的 ( 胸骨切开术 ) 动物 在再灌注期间对心脏缺血区域进行 3 小时负压治疗处理。对于前 5 只成功处理的动物， 真 空敷料包括使用聚乙烯醇多孔材料 (Versafoam， KCI， San Antonio TX)， 切削至大约 1mm 厚 度并修剪以匹配该缺血区域。将排空管包埋到多孔材料中的狭缝切口 (2 只动物 ) 内， 或者 缝合到多孔材料的外表面上 (3 只动物 )。该真空敷料然后用生物来源的上层覆盖材料覆 盖。这些生物覆盖材料包括 ： 1 只动物用 E· ZDERMTM( 无穿孔猪生物合成伤口敷料， Brennen Medical， St.Paul， MN) 处理 ； 1 只动物用牛心包膜处理 ； 以及 3 只动物用 AlloDerm ( 人 真皮 )(LifeCell) 处理。 上层覆盖材料通过三种方式附着于心脏上 ： 缝线， 纤维蛋白胶水以 及由于围绕真空敷料边缘的覆盖材料的相对大的围裙产生的自密封。 排空管从上层覆盖材 料的 ‘围裙’ 边缘的下面引出。该纤维蛋白胶水与缝合以及用于自密封应用的点密封 ( 在 其中排空管引出的皱纹处等 ) 结合使用。在再灌注期间使用 The V.A.C.， Model 30015B， Kinetic Concepts， Inc.， San Antonio， TX 施加 125mm Hg 的负压 ( 即在低于大气压 125mm Hg) 达 3 小时。
为了测定缺血 / 再灌注的影响， 在 3 小时再灌注周期的结束时再系上缝线。将蓝 色染料 ( 专利蓝， Sigma-Aldrich Inc， St.Louis， MO) 注入到右心房。这将正常灌注的心脏 区域染色。将左心室切割， 与剩余心脏分开， 并称重 ( 表中的 LV)。进一步从左心室切割缺 血区域 ( 非蓝色区域 )。然后将左心室的蓝色区域称重 ( 表中的蓝色 )。然后用染料 ( 氯 化 2， 3， 5- 三苯基四唑 Sigma-Aldrich Inc.， St Louis MO) 将缺血区域 ( 非蓝色组织 ) 染色， 所述染料将活细胞染成红色。 从缺血区域中切割出红色区域， 并称重 ( 表中的红色 )， 留下苍白色的坏死组织区域 ( 坏死区域 - 表中的 AN)， 并将这些苍白色组织样本称重 ( 表中 的苍白色 )。组合的红色和苍白色的区域构成了危险区域 ( 表中的 AAR)。AN/AAR 是梗死的 尺寸 ( 在缺血 / 再灌注周期期间死亡的组织的百分率 )。
5 只对照动物的结果是 ：
表 1. 对照动物 5 只治疗的动物的结果是 ：表 2.-125mm Hg 治疗的动物
因此， 针对对照动物和治疗的动物的梗死的平均尺寸 (AN/AAR ； 在缺血 / 再灌注周 期中死亡的组织的百分率 ) 是 ：
对照 26.43+/-2.12％ ( 平均值 +/-SEM)(n ＝ 5)
治疗的 11.87+/-1.24％ ( 平均值 +/-SEM)(n ＝ 5)，
其中， 梗死尺寸的 T 检验结果为 P ＜ 0.001， 危险区域 P ＜ 0.625。
实施例 2
另一实验使用 50mm Hg 真空进行治疗， 与来自以上实施例 1 的最初对照动物比较。
在本实验中的手术技术类似于用于实施例 1 的技术。给这些动物服用镇静剂， 并准备用于 进行手术。心脏通过中间线胸骨切开术来暴露。左前降支动脉的分支结扎 75 分钟。将聚 乙烯醇真空敷料放置在缺血区域上， 将 AlloDerm 覆盖材料放置在真空敷料上， 并用缝线 和纤维蛋白胶水的组合密封就位。施加 50mmHg 的负压达 3 小时。在该时间的末尾， 将心脏 的危险区域染色， 除去， 然后对坏死区域进行对比染色。这 5 只 50mmHg 负压治疗动物的梗 死面积结果比对照动物明显更小 (p ＜ 0.001)。 50mm Hg 治疗的动物的梗死尺寸小于 125mm Hg 治疗的动物的梗死尺寸， 但不是明显更小。
p ＜ 0.001， 与对照动物比较
所有三组 ( 对照， -125mm Hg， -50mm Hg) 中动物的平均动脉压和心率在这些实验 的过程中是相当的。
将 15 微米中子激活的微球 (BioPAL， ， Inc， Worcester， MA) 在基线时、 缺血末尾、 再灌注 30 分钟和再灌注 180 分钟 ( 实验结束 ) 时注入到左心房。以 7mL/ 分钟的速率从股 动脉同时抽取参考动脉血样本达 90 秒钟。在梗死尺寸测定工序之后， 收集来自非缺血区域 ( 蓝色组织 )、 缺血非坏死区域 ( 红色组织 ) 和缺血坏死区域 ( 苍白色组织 ) 的组织样本， 并 送到厂家进行血流分析 (BioPAL， Inc.， Worchester MA)。血流作为 [(FR x CPMT)/CPMR)/ 组织重量 (g) 计算， 其中 FR ＝参考样本流速 (7mL/min)， CPMT ＝组织样本中的每分钟计数， CPMR ＝参考血液样本中每分钟计数。血流以 mL/min/ 克组织报告。
血流分析揭示， 两个治疗的组在所有三个区域中具有类似的基线血流。在正常灌 注的非缺血区中， 血流在整个实验过程中保持相对恒定， 没有明显的组或时间相关的差别。 ( 表 3) 在该缺血非坏死区 ( 红色 ) 和缺血坏死区 ( 苍白色 ) 中， 缺血特征在于在所有三个 组中血流的相等且几乎完全的损失。 这些区也显示出正常反应性充血 ( 再灌注后 30 分钟 )， 并且在该 3 小时再灌注时间结束时， 恢复的血流接近基线血流水平。( 表 4)。
**基线
在堵塞期间
再灌注 30 分钟
再灌注 180 分钟
表 3. 微球分析的血流 (ml/ 分钟 / 克组织 )
*p ＜ 0.05 与在一定时间内和组织区域内的对照比较 ； p ＜ 0.05 与组和组织区域内的基线比较。
表 4. 局部心肌血流 (mL/min/100g 组织 )
实施例 3
进行后续研究， 以检验可再吸收的真空敷料和上层覆盖材料。一只动物服用镇静 剂， 如上所述准备用于手术， 并且心脏通过中线胸骨切开术暴露。LAD 的分支结扎 90 分钟。 将该敷料通过冷冻干燥来制备。将脱乙酰壳多糖溶液 (1.33％重量 / 体积， 在 2％乙酸中， 20mL 总体积 ) 倒入适当尺寸的模具中。将该溶液在 -70℃冷冻 2 小时， 然后转移到冷冻干 燥机中达 24 小时。该敷料用 2.5％戊二醛蒸气交联 12 小时， 以提供多孔材料。上层覆盖材 料是 I 型胶原和聚 1， 8- 辛二醇柠檬酸酯 (POC)(80％∶ 20％重量 / 重量 ) 的电纺混合物。 溶液浓度是溶于六氟 -2- 丙醇 (hexafluoro-20proponal， HFIP) 中的 15％， 具有 9.5mL 的 总体积。该溶液从注射器通过 18 号针头以 3ml/h 的流速射出。电压是 25KV， 工作距离为 25cm。然后将该膜在 80℃加热聚合 48 小时， 在 2.5％戊二醛蒸气中交联 24 小时。上层覆 盖材料能够在整个实验期间维持真空。然而， 真空敷料由于该材料在真空下的塌陷和流动 而没有在整个敷料上均等地分布真空。
实施例 4
进行进一步研究以测试上层覆盖材料的变化。三只动物服用镇静剂， 心脏通过中 间线胸骨切开术暴露。在材料的该研究中没有形成梗死。上层覆盖材料以类似于实施例 3 的方式形成， 但具有变动， 包括电压、 流速和交联用戊二醛的蒸气的浓度的变化。对于这些 动物， 该多孔材料真空敷料由 80％ I 型胶原 /20％ POC 的溶液形成， 使用在 8.5mL HFIP 中 的 12％总浓度。流速是 2ml/ 小时， 流体通过 18 号针头在 35kV 和 25cm 的工作距离下射出。 膜在 80℃加热聚合 48 小时， 然后通过暴露于 5％戊二醛蒸气达 24 小时来交联。将排空管 缝合到薄聚乙烯醇敷料。将敷料放置在一部分左心室上， 用 2-4 根缝线缝合就位。将上层 覆盖材料放置在敷料上， 将纤维蛋白胶水置于上层覆盖材料的边缘周围， 以确保真空密封。将 50mm Hg 连续施加于该敷料。对于两只动物， 在大约 2.5 小时之后发生了小的漏气， 尽管 努力搜寻所述源， 但漏气源没有被确定。 漏气源可能是在上层覆盖材料中的皱纹部位， 缝合 材料的尾部可能在上层覆盖材料中穿刺了孔， 在心包囊内收集的流体可能使小部分覆盖材 料 “漂浮” 而离开心脏组织等。对于第三只动物， 在研究期间保持负压 ( 应用 4 小时负压 )。
实施例 5
使用两只动物来测试该敷料。手术技术类似于以上使用的技术。给这些动物服用 镇静剂， 准备进行手术， 心脏通过中间线胸骨切开术暴露。左前降支动脉的分支结扎 75 分 钟。敷料通过浇铸聚己酸内酯 (PCL) 来制备。将聚己酸内酯与氯化钠 (1 份己内酯对 10 份 氯化钠 ) 混合， 再投入到足量体积的氯仿中， 以溶解所述组分。将 8ml 的该溶液倒入适当尺 寸和形状的容器中， 并将其干燥 12 小时。氯化钠然后可以在水中浸出 24 小时。将敷料切 割为缺血区域的大小。将排空管缝合到敷料上， 将该敷料放置在缺血区域上， 并缝合就位。 在缺血 75 分钟的结束时， 将组织再灌注。敷料用 AlloDerm 覆盖， 纤维蛋白胶水放置在 AlloDerm 边缘的周围。施加 50mmHg 的真空达 3 小时。如在实施例 1 和 2 中所述的， 在该 时间的末尾， 将心脏的危险区域染色， 除去， 然后对坏死区域进行对比染色。对于第一只动 物， 危险区域 ( 缺血区域， AAR) 是相当小的， 为左心室 (LV) 的 7.9％。梗死尺寸 ( 坏死面积 除以危险区域 (AN/AAR×100％ ) 是非常小的， 为危险区域的 2.6％。对于第二只动物， 危险 区域是更大的， 为 14.3％ (AAR/LV)， 而梗死尺寸 (AN/AAR) 为 11.52％。
根据以上说明书， 本发明的这些和其它优点对于本领域技术人员来说是显而易见 的。 因此， 本领域技术人员会认识到， 在不偏离本发明的宽广的发明构思的情况下可以对上 述实施方案进行变化或改造。 因此应该理解的是， 本发明不限于这里所述的特定实施方案， 而是意图包括如在权利要求中所阐述的本发明的范围和主旨内的所有变化和改造。