专利名称：一种神经导管及其制备方法神经系统是人体内的最主要的器官之一，它控制着人体的感官运动功能。各种外伤如压迫、牵伸、撕裂、切断以及其他因素如局部缺血、肿瘤等将会造成神经系统的部分或全部损伤，从而导致功能丧失和其它神经性疾病。缺损神经的修复与功能的重建是人类尚待攻克的难题之一。 周围神经的神经元轴突在适当条件下可以延伸，长过受损伤区域，达到神经再生目的。借助于神经外科特别是显微神经外科的发展，神经损伤的修复和再生已成为可能。目前研究和在临床上应用的神经修复技术主要有三种，直接吻合、神经移植(自体或异体)及神经导管修复。直接吻合是直接将断离神经的近体端、远体端进行手术缝合，仅局限于较短的神经断伤(小于8mm)，这是由于神经没有伸展功能，缝合产生的张カ会影响神经的再生，因此对长间歇的神经缺损也无能为力，且其疗效优良率仅为50%。神经移植会导致供区神经功能丧失，对较大较粗的神经缺损供应来源不足，且有二次手术的问题。而异体移植尚需解决免疫抑制问题。直接吻合和神经移植还存在着断端感觉神经和运动神经纤维接错位问题。由于在创伤外科领域，神经损伤修复是靠神经端端縫合，但由于周围神经是混合神经，而目前还缺乏在手术中能快速而准确地辨别神经断端感觉神经和运动神经纤维的科学鉴别方法，即使应用精细的显微外科技术行束膜縫合，也难以避免在神经端端縫合后，因感觉、运动神经纤维的错向对接，而影响神经缝合的疗效，影响神经功能的恢复。神经导管修复(桥接木)是目前神经再生修复的研究热点，是组织工程学、材料学、生物学、医学界共同关注的一大热点。近十几年来国内外学者已经证实了神经导管替代自体移植来修复神经缺损的可行性。由于神经具有一定的再生修复能力，通过导管诱导，为缺损神经的近体端、远体端搭桥，引导神经的再生方向，可以使缺损长度较短的神经再生修复。近年来，有学者主张在神经断端间留2 3_的间隙，由于神经的趋化作用，有利于使近端感觉神经纤维和运动神经纤维分别与远端相应神经纤维对接，从而提高神经修复效果。相比于其它神经损伤修复方法，采用神经导管可以提供神经再生的多种有利条件在神经再生中暂时固定并支持缺损神经的两端；引导神经元的轴突轴向生长，避免外生和形成神经瘤；为神经再生提供ー个相对隔绝的微环境，富集神经再生所需的神经营养因子，減少细胞入侵，防止疤痕的形成；有利于感觉神经纤维和运动神经纤维正确地与远端相应神经纤维对接，提高神经修复效果。用于制备神经导管的材料主要分为非神经组织、非生物降解材料和可生物降解材料。非神经组织材料主要包括静脉管、动脉管、羊膜管、骨骼管、肌膜管等，这些材料主要的特点是含有基底膜与雪旺细胞的细胞基底膜相似，为雪旺细胞迁入提供条件，但这些材料在缺血后容易塌陷、再生不良、形成锁疤痕组织、增生及粘连等。非生物降解型材料如硅胶管、聚こ烯、聚氟こ烯等曾被用来制备神经导管研究神经再生状况，由于导管的非降解性，神经再生完成以后，导管仍然完整地留在再生部位，这可能使再生神经纤维化，引起慢性神经压迫并引发炎症，因而其长期效果不甚理想，在临床上应用受到限制。这两者都不可取。可降解材料是目前神经导管研究的热点，从目前神经导管的研究现状看，主要是通过各种生物相容性和可降解性材料，如牛胶原蛋白、聚乳酸、壳聚糖等，加工为中空管或再在其中内置与轴平行的纤维、海绵等，在缺损神经的近体端和远体端搭桥，营造ー个有利于再生功能发挥的微环境，阻止周围结缔组织的长入，诱导神经沿导管方向再生。在修复过程中，导管材料也逐渐降解被生物体吸收。并且以此类材料为基体通过物理吸附、微包囊、化学键合、使用前注射等方式在材料上结合各种神经再生促进剂，如成年蛋白、神经细胞粘附蛋白、神经生长因子、睫状神经营养因子、脑源性神经营养因子等，以促进神经的再生；或进行雪旺细胞或干细胞培养，以构筑组织工程化人工神经导管。尽管神经导管桥接术的研究己取得诸多进展，如中国专利CN100479785C (授权日2009. 4. 22)公开了ー种双层人工神经导管的制备方法，采用倒模的方式制备神经导管的内外层。但离临床上取代自体神经移植修复周围神经缺损还有相当的距离。其主要原因在于目前导管材料所提供的功能还不能完全满足轴突再生这一精确复杂的生理过程的要求。 通过静电纺丝技术可以制备纳米级仿生导管。一方面，由静电纺丝法所得到的纤维是纳米级的，比传统的方法得到的无纺布直径小几个数量级；另一方面可通过エ艺參数调整导管的強度、硬度、降解速度、管壁厚度、直径、孔径孔隙的分布、材质等性质。中国专利CN101439205A (公开日2009. 8. 19)公开了ー种螺旋形易弯曲抗压カ的神经导管，将聚乳酸纤维束缠绕在不锈钢管上，并以其为接收装置，通过静电纺丝，制备得到所述神经导管。中国专利CN101543645A (公开日2009. 9. 30)公开了ー种聚己内酯PCL静电纺丝神经导管，内层为高分子可降解纤维制成的网状导管，外层为采用静电纺丝法制备的PCL亚微米级纤維。此两个专利只是单纯用合成生物材料制备神经导管，虽然也有一定的修复效果，但对于神经的功能性修复效果较差，一般只能做到神经纤维细胞的长入。虽然这些专利都采用了静电纺丝技术制备神经导管，但是仍难成为理想的神经导管。理想的神经导管应该具备以下特点 (1)必须为神经的修复提供所需的三维空间，即要保证神经导管具有合适的强度、硬度和弾性，使神经具有再生的通道； (2)可以生物降解导管在体内移植部位能存在很长的时间，神经再生完成后发生降解，不需二次手术取出；
(3)所用材料必须具备低细胞毒性，轻微的局部组织不良反应等；
(4)具有合适的降解周期在神经生长时，保持相应的强度、硬度，以免妨碍神经生长；另ー方面，又要求在神经再生完成后，尽快降解，以免压迫神经；
(5)在降解同时能够为神经提供营养物质，加速神经修复；
(6)具有理想的双层或多层结构外层提供必要的強度，同时起到防止结缔组织长入而起屏障作用的紧密结构；内层则需拥有大孔结构及高的空隙率，有利于生物活性因子的渗透，为毛细血管和纤维组织长入提供营养；
(7)在可能的情况下，在神经导管内层植入神经周围细胞，比如说，雪旺氏细胞，这样将更有利于神经修复，效果将更好。 在推动神经导管桥接术临床应用的过程中，非常需要研究一种类似神经基质膜功能的神经导管仿生材料，材料本身既具有良好的成型加工性能，同时又能长效地为轴突的再生提供引导与营养作用，以更好地满足神经再生过程的要求。


本发明的目的在于克服现有技术的不足，提供ー种神经导管，该神经导管具有强度硬度合适、可降解、能提供合适的神经营养物质、有理想的双层或多层结构、有半滲透性，成本较低、生产周期短、保存运输容易、不带病毒、无免疫排斥或免疫排斥作用极低的、应用范围广泛的特点，很好地满足神经再生过程的要求。 本发明的另ー个目的在于提供所述神经导管的制备方法。本发明的上述目的通过如下技术方案予以实现
ー种神经导管，包含内层、外层及至少ー个用于贮存生物活性因子溶液的空腔，所述内层的外表面覆设有外层，所述空腔位于外层的内表面与内层的外表面之间；所述内层为采用静电纺丝法制成的亲水性细胞支架层；所述外层为采用静电纺丝法制成的疏水性神经导管支架层。作为ー种优选方案，所述的内层和外层之间还有过渡层。即本申请神经导管，可以是包含内层、过渡层、外层及至少ー个用于贮存生物活性因子溶液的空腔；所述内层的外表面依次覆设有过渡层、外层，所述空腔位于在外层的内表面与过渡层的外表面之间和/或所述内层的外表面与过渡层的内表面之间。所述空腔的形式可以是被内、外层和/或内层、过渡层和/或外层、过渡层所包裹的不带开ロ的全封闭性空腔、或带有ー个或多个开ロ的空腔。应用吋，带有ー个或多个开ロ的空腔的神经导管在注入生物活性因子溶液后，采用医用针线或涂抹人体可吸收材料等常规方法对空腔的开ロ进行封闭；而带有全封闭性空腔的神经导管则在注入生物活性因子溶液后可直接使用。所述过渡层为将亲水性聚合物和疏水性聚合物的混合溶液采用静电纺丝法制成的衔接层。所述过渡层使内层和外层之间能够较好的衔接不至于分层，孔径和材料变化不至于过于突兀，从而提高了神经导管的应用效果。所述过渡层，可以为ー种混合比例的混合溶液制备的单一过渡层，或由多种不同比例的混合溶液由内而外依次制备的复合过渡层；所述复合过渡层中，由连接内层的ー层向连接外层的ー层，过渡层的亲水性聚合物含量比例逐渐下降，疏水性聚合物含量比例逐渐上升。所述外层的孔径为O. 08^1 μ m，所述内层的平均孔径为2(Γ 00 μ m。因为人体细胞直径平均在10-20 μ m。平均孔径在3μπι以下，已经可以有效的防止结缔组织长入神经导管内部。静电纺纤维得到的孔径大小分布很大程度上依赖于纤维直径，已知纤维直径减小吋，孔径也在同时减小。据已发表的文献，纤维直径在Γιο μ m吋，孔径为2(Γ45 μ m。文献报道，静电纺再生丝素纤维非织造织物的平均孔径可达到2 μ m。同吋，为了提供营养物质等有效物质，在内层支架上种植雪旺细胞是ー个可能的选择。整个神经导管的管壁是半渗透性的。孔径在O. 8μπι以上，达到可以允许营养物质进入。因此，我们把外层孔径控制在O. 08^1. O μ m之间，既可以防止生物活性因子向外滲透，同时又能阻止成纤维细胞的长入，造成不必要的粘连。在神经导管内层，为了有效诱导毛细血管和纤维组织长入，尤其是雪旺细胞，为神经再生长提供更好的营养和结构，该层则采用生物相容性好的亲水性材料，再者，通过静电纺丝參数调整，我们把内层的平均孔径控制在2(Γ100 μ m之间。这样有利于细胞的迁入、粘附、増殖和生长分化。所述空腔内可含有生物活性因子溶液。所述生物活性因子溶液可以采用术前注入的方式注射到空腔中。所述的生物活性因子为神经营养因子、神经胶质细胞或药物中ー种或几种的混合物。
所述神经营养因子(neurotrophic factors, NTFs)是指神经营养物质(neurotrophins)和对神经细胞存活具有调节作用的生长因子。神经细胞的发育、生存、生长、迁移以及与其它细胞建立功能性联系，或在神经再生过程及轴突的再生长中，均受神经营养因子的诱导、调节和控制。所述神经营养物质(neurotrophins),优选为多肽,氨基酸,糖胺聚糖，明胶、糖皮质素(glucocorticoids)、白介素-1 (IL-I)0所述多肽，氨基酸，糖胺聚糖，明胶对生长因子有广谱粘附和富集作用，能激发未分化细胞定向分化，具有诱导机体组织的再生性修复功能。如明胶可以促进血管毛细血管的形成，可加强对神经导管的周围，即自发新生长的轴突的营养物质的供应。所述糖皮质素、白介素-1能在体内增强不同营养因子的表达。所述对神经细胞存活具有调节作用的生长因子，优选为神经生长因子(nervegrowth factor, NGF)、脑源性神经营养因子(brain-derived neurotrophic factor,BDNF)、神经营养素-3 (neurotrophin-3 NT-3)、神经营养物质ー 4/5 (neurotrophin_4 /5, NT4 / 5)、神经营养素-6 (neurotrophin-6, NT-6)、睫状神经营养因子(ciliaryneurotrophic factor, CNTF)或胶质细胞源性神经营养因子(glia cell line-derivedneurotrophic factor,⑶NF)。以上因子已有的文献皆已证实了对神经修复生长的促进作用。NTFs具有刺激多种神经元存活和分化的功能，但各种因子的靶细胞群既有区别又有交叉。NGF主要作用于神经嵴起源的发育期中的感觉神经元和交感神经元及前脑基底部某些胆碱能神经元，能诱导感觉和去甲肾上腺素能神经元纤维进行较大延伸，使局部运动神经元纤维也出现发芽现象。BDNF对多种感觉神经元、胆碱能神经元、多巴胺能神经元以及GABA能神经元的发育分化与生长再生具有維持和促进作用。NT-3參与了脊髄修复过程。NT-3和NT-4/5为感觉神经元的营养因子，但在阻止损伤后运动神经元死亡的作用上，NT-4/5与BDNF有相同效应。NT-3都能促进脊髓损伤后皮质脊髓束的生长，且能阻止大鼠发育中损伤红核神经元的退行性死亡。所述神经胶质细胞优选为雪旺细胞；所述药物优选为抗生素、止血药物或防粘结药物中的一种或可混合使用的几种药物的混合物。作为ー种优选方案，所述的生物活性因子溶液优选为0. Of 3%重量的抗生素溶液、0. OOf 3%重量的止血和防粘连药物，0. 00Γ0. 5%重量的碱性成纤维细胞因子溶液。
所述生物活性因子溶液中，所述神经营养因子的含量优选为不高于溶液的10%重量，所含神经胶质细胞的密度优选为10卜109个/ml之间。一种所述的神经导管的制备方法，包括如下步骤
(O制备亲水性聚合物溶液；制备疏水性聚合物溶液；
(2)用步骤(I)制得的亲水性聚合物溶液通过静电纺丝制备内层；
(3)将用于制备空腔的不溶性材料水平固定在步骤(2)制备内层的上表面；
(4)通过静电纺丝在步骤(3)制备得到的内层外表面上制备外层，制备外层采用步骤
(I)制得的疏水性聚合物溶液；将制备的样品浸入70%-100%的酒精中即可将不溶性材料从截面取出，得到所述的神经导管。
将制备的样品浸于酒精中，可以使样品软化，便于不溶性材料的取出。一种所述的神经导管的制备方法，包括如下步骤
(O制备亲水性聚合物溶液；制备疏水性聚合物溶液；制备可溶性凝胶；
(2)采用带有凹槽的转子作为静电纺丝接收装置；
(3)将亲水性聚合物溶液通过静电纺丝法在所述的带有凹槽的转子上制得具有凹槽的内层；在内层的凹槽内涂覆可溶性凝胶；
(4)通过静电纺丝在涂有可溶性凝胶的内层ー侧制备外层，制备外层采用步骤(I)制得的疏水性聚合物溶液；将涂覆的凝胶溶解，得到所述神经导管。一种所述的神经导管的制备方法，包括如下步骤
(1)制备亲水性聚合物溶液；制备疏水性聚合物溶液；制备亲水性聚合物和疏水性聚合物的混合溶液；
(2)用步骤(I)制得的亲水性聚合物溶液通过静电纺丝制备内层；
(3 )在步骤(2 )制得的内层上表面通过静电纺丝制备过渡层，制备过渡层采用步骤(I)所述亲水性聚合物和疏水性聚合物的混合溶液；将不溶性材料水平固定在过渡层的外表面；
或
将用不溶性材料水平固定在步骤(2)制得的内层的外表面；然后在内层外表面上通过静电纺丝制备过渡层；
制备过渡层采用步骤(I)制得的亲水性聚合物和疏水性聚合物的混合溶液；
(4 )通过静电纺丝在步骤(3 )制备得到的过渡层外表面上制备外层，制备外层采用步骤
(I)制得的疏水性聚合物溶液；将制备的样品浸入70%-100%的酒精中即可将不溶性材料从截面取出，得到所述的神经导管。一种所述的神经导管的制备方法，包括如下步骤
(O制备亲水性聚合物溶液；制备疏水性聚合物溶液；制备可溶性凝胶；制备亲水性聚合物和疏水性聚合物的混合溶液；
(2)采用带有凹槽的转子作为静电纺丝接收装置；
(3)将亲水性聚合物溶液通过静电纺丝法在所述的带有凹槽的转子上制得具有凹槽的内层；
(4)在内层的凹槽内涂覆可溶性凝胶，通过静电纺丝在涂有可溶性凝胶的内层ー侧制备过渡层；或通过静电纺丝直接在内层具有凹槽的ー侧制备具有凹槽的过渡层，在过渡层的凹槽内涂覆可溶性凝胶；
制备过渡层采用步骤(I)制得的亲水性聚合物和疏水性聚合物的混合溶液；
(5 )通过静电纺丝在步骤(4 )制备得到的过渡层的外表面上制备外层，制备外层采用步骤(I)制得的疏水性聚合物溶液；将涂覆的凝胶溶解，得到所述神经导管。所述不溶性材料的作用为制备空腔，所述不溶性材料优选为钢针。采用不溶性材料制备的神经导管，为带有一个或多个开ロ的空腔的神经导管。本发明所述带凹槽的转子，可以是常规的在圆柱形转子表面上带有凹槽的转子，也可以是在常规的圆柱形转子上削去一部分得到的截面为近圆形的转子。 一般来说，常规的转子是圆柱形的(截面为圆形)，因此静电纺丝法制备的神经导管是圆柱形的。而本发明所述的削去一部分得到的转子的截面为近圆形。相对于常规的转子来说，削去的部分即是所述的凹槽。采用所述带凹槽的转子作为静电纺丝接收装置时制得的导管内层和/或过渡层也是近圆形的，接着通过将可溶性凝胶涂覆在上面，可以把内层和/或过渡层的形状调整为圆柱形，这样再制备外层后，可以获得常规的圆柱形神经导管。采用带凹槽转子制备的神经导管，水或有机溶剂可以进入导管的内部，溶解凝胶层，从而得到带有被内、外层和/或内层、过渡层和/或外层、过渡层所包裹的全封闭性空腔的神经导管。所述可溶性凝胶可以为水溶性的凝胶或者是溶于有机溶剂的凝胶。作为ー种优选方案，所述可溶性凝胶优选为多糖类聚合物、多肽类聚合物或合成的亲水高分子聚合物制备而成的水凝胶；所述多糖类聚合物优选为淀粉、纤维素、海藻酸、透明质酸或壳聚糖；所述多肽类聚合物优选为胶原、聚L-赖氨酸或聚L-谷胺酸；所述合成的亲水高分子聚合物优选为聚丙烯酸、聚甲基丙烯酸、聚丙烯酰胺或聚N-聚代丙烯酰胺。所述疏水性聚合物溶液为疏水性聚合物溶于溶剂得到的溶液；所述亲水性聚合物溶液为亲水性聚合物溶于溶剂得到的溶液；
所述疏水性聚合物为疏水性聚氨酯、聚乳酸、聚已内酷、聚羟基こ酸、聚对苯ニ甲酸こニ酷、聚羟基烷基酸酯类、聚氨酯类或聚碳酸酯中任意ー种或几种的混合物；
所述亲水性聚合物为聚こニ醇、聚羟基丁酸戊酸酷、聚羟基丁酸己酸酷、聚磷酸酷、聚こ烯醇、聚氧こ烷、胶原蛋白、明胶、壳聚糖、改性壳聚糖、淀粉、纤维素、改性纤维素、明胶、纤维蛋白、丝蛋白、弾力蛋白拟态的肽聚合物、海藻酸、硫酸软骨素，肝素，琼脂，葡聚糖或褐藻酸中任意ー种或几种的混合物；
所述溶剂为甲酸、こ酸、こ醇、丙酮、ニ甲基甲酰胺、ニ甲基こ酰胺、四氢呋喃、ニ甲基亚砜、六氟异丙醇、三氟こ醇、ニ氯甲烷、三氯甲烷、甲醇、氯仿、ニ噁烷、三氟こ烷、三氟こ酸或水中的任意ー种或者几种的任意比例的混合物。利用天然材料作为神经导管原材料时，在其降解的同时还可以起到供应营养物质的作用。作为ー种更优选的方案，所述疏水性聚合物更优选为疏水性的L-聚乳酸和聚ε-己内酯共聚的高分子材料，两者的质量比为30:7(Γ70:30，数均分子量是150000 500000，溶于六氟异丙醇或ニ氯甲烷；或疏水性的聚乳酸和聚羟基こ酸的共聚物(PLGA)，两者质量比为10 :90，数均分子量为350000，溶于六氟异丙醇或ニ氯甲烷。作为ー种更优选的方案，所述亲水性聚合物更优选为亲水性的明胶、丝蛋白；所述明胶与丝蛋白的质量比优选为20:8(Γ80:20，亲水性聚合物为溶液总质量的3 15% ；
或亲水性的硫酸软骨素和透明质酸，所述硫酸软骨素与透明质酸的质量比优选为20:80 80:20，亲水性聚合物为溶液总质量的3 15%。所述溶剂优选溶剂为甲酸、こ酸、こ醇、丙酮、ニ甲基甲酰胺、ニ甲基こ酰胺、四氢呋喃、ニ甲基亚砜、六氟异丙醇、三氟こ醇、ニ氯甲烷、三氯甲烷、甲醇、氯仿、ニ噁烷、三氟こ烷、三氟こ酸或水中的任意ー种或者几种的任意比例的混合物。 所述具有亲水性或疏水性的材料与溶剂的质量比例为现有静电纺丝技术中的常用比例。所述疏水性聚合物溶液的静电纺丝エ艺參数优选如下微量注射泵的速率为O. Γ5毫升/小时，高压发生器的电压为5 45kV，接收装置的接收距离为1(Γ30厘米；
所述亲水性和疏水性聚合物混合溶液的静电纺丝エ艺參数优选如下微量注射泵的速率为O. Γ8毫升/小时，高压发生器的电压为5 40kV，接收装置的接收距离为12 25厘米；所述亲水性聚合物溶液的静电纺丝エ艺參数优选如下微量注射泵的速率为O. Γ10毫升/小时，高压发生器的电压为5 35kV，接收装置的接收距离为1(Γ25厘米。为使神经导管达到强度和硬度要求，优选制备同时具有几种不同材料组成的内层和外层，使总的拉伸强度达到IMPa以上。与现有技术相比，本发明具有如下有益效果
(1)本发明利用特定的神经营养因子、结合纳米仿生支架材料，吸引神经轴突生长，进行修复再生，解决了当前神经导管所面临的发展屏障，为神经的恢复提供所需的三维空间，保证了神经导管具有合适的强度、硬度和弾性，使神经具有再生的通道；
(2)本发明所使用神经营养因子的纳米仿生神经导管本身不含活细胞成分，不使用外源细胞，免除了因此而带来免疫排斥、病毒传播、疾病传染的诸多风险；
(3)本发明所使用的材料是目前已经证实对人体无毒无害的安全生物材料，是人エ材料，即不会带来免疫排斥、病毒传播、疾病传染的诸多风险，也不会带来其它毒害作用；
(4)本发明的神经导管整体材料呈半渗透性，不允许细胞通过，允许营养物质通过，避免了细胞带来的纤维化，营养通过又加速了轴突生长、神经修复；
(5)本发明的神经导管由于不含活细胞成分，材料来源充分，成本较低，避免了天然材料来源不足，成本高，改性复杂的缺点，贮存运输简单；
(6)本发明的神经导管的制备方法エ艺步骤简化，生产时间短，能有效避免加工过程中产品受到污染，产品质量易于控制，产品标准容易实现，产品可实现低成本、高效率的产业化生产；
(7)本发明的神经导管具有良好的力学強度，支持缝针，自动安全降解，保证在神经得到了再修复期间，材料保持強度和硬度，这使得神经修复正常进行，避免纤维化，神经压迫等现象；
(8)本发明的神经导管具有微型空腔，与传统结构的神经导管产品相比，可通过手术前按需要的方式如注射、浸泡等加载生物活性因子，不仅使产品生产质量易于控制，而且能大大提高生物活性因子的存活率，更高效的促进神经的再生，因为传统结构的神经导管制作中都需要将各种生物活性因子与有机溶剂直接混合，导致生物活性因子的活性降低或丧失；更高效的促进神经的再生；另外，空隙率高的亲水层与空隙率低的防粘连疏水层使空腔中的生物活性因子在前期神经导管未降解时能稳定的释放，增强神经修复效果。


图I为本申请神经导管的截面示意 图2为本申请神经导管的截面示意 图3为所述带凹槽转子的截面示意 图4为常规转子的截面示意图。


以下结合实施例来进ー步解释本发明，但实施例并不对本发明做任何形式的限定。实施例中所用的试剂及装置，除非有特别说明，都是采用本领域常见的试剂及装置。图1、2中，I为空腔，2为内层，3为外层，4为供神经生长的通道，5为过渡层； 本申请所述带凹槽转子的截面见图3，其中，6为转子；常规转子的截面示意图如图4所
示，其中，7的部分被削去后，即形成图4所述的带凹槽转子。实施例I
(1)选择亲水性的明胶和丝素蛋白，两者质量比为70:30，溶剂为甲酸，纺丝液质量分数为15%，将纺丝液加入静电纺装置的注射器中，调节微量注射泵的速率为8毫升/小时，接收距离为10厘米，电压为20 kV，开启静电纺丝机，进行纺丝，制得纤维直径平均80(Γ1000nm的细胞支架内层；
(2)选择疏水性的L-聚乳酸和ε-己内酯共聚的高分子材料，两者质量比为50:50，数均分子量是310000，与明胶和丝素蛋白质量比为70:30的混合物作为溶质，溶于六氟异丙醇中得到质量分数为12%的纺丝液，并依据(L-聚乳酸和ε-己内酷明胶和丝素蛋白)的质量比25:75、50:50、75:25配制三种不同的混合溶液，调节微量注射泵的速率为5毫升/小吋，调节高压发生器的电压为30kV，调节接收装置的接收距离为15厘米，并按明胶和丝素蛋白的含量从高到低依次通过静电纺丝的方式纺在带有细胞支架内层的转子上，制得纤维直径平均70(T800nm的过渡层；
(3)选择疏水性的L-聚乳酸和ε-己内酯共聚的高分子材料，两者质量比为50:50，数均分子量是310000，溶于六氟异丙醇中得到质量分数为10%的纺丝液，在前面纺得的过渡层上放置两只直径为O. 05mm的钢针并固定好，然后将上述溶液加入静电纺装置的注射器中，调节微量注射泵的速率为3毫升/小时，调节高压发生器的电压为30 kV，调节接收装置的接收距离为15厘米；开启静电纺丝机，在过渡层上继续纺丝，最后得到管壁厚度为
O.2mm的神经导管外层；
清洗，将制备的样品浸入70%-100%的酒精，抽去钢针，即可得所述神经导管，灭菌，包装。该神经导管拉伸强度为8MPa。
实施例2
(1)选择亲水性的硫酸软骨素和透明质酸，两者质量比为70:30，以甲酸为溶剂，纺丝液质量分数为12%，将纺丝液加入静电纺装置的注射器中，调节微量注射泵的速率为10毫升/小时，接收距离为12厘米，电压为20 kV，开启静电纺丝机，在圆柱形的转子纺丝，制得纤维直径平均100(Tl500nm的细胞支架内层；
(2)选择疏水性的聚已内酷，与硫酸软骨素和透明质酸质量比为70:30的混合物作为溶质，溶于六氟异丙醇中得到质量分数为10%的纺丝液，并依据(聚已内酯硫酸软骨素和透明质酸)的质量比25:75、50:50、75:25配制三种不同的混合溶液，调节微量注射泵的速率为5毫升/小时，调节高压发生器的电压为25 kV，调节接收装置的接收距离为15厘米，并按硫酸软骨素和透明质酸的含量从高到低依次通过静电纺丝的方式纺在带有细胞支架内层的转子上，制得纤维直径平均80(Tl000nm的过渡层；
(3)选择疏水性的L-聚乳酸和ε-己内酷，两者质量比为50:50，为共聚高分子材料， 数均分子量是250000，溶于六氟异丙醇中得到质量分数为8%的纺丝液，在前面纺得的过渡层上放置两只直径为O. 05mm的钢针并固定好，然后将上述溶液加入静电纺装置的注射器中，调节微量注射泵的速率为3毫升/小时，调节高压发生器的电压为25kV，调节接收装置的接收距离为17厘米；开启静电纺，即得到神经导管；
清洗，将制备的样品浸入70%-100%的酒精，抽去钢针，即可得所述神经导管，灭菌，包装。该神经导管拉伸强度为lOMPa。实施例3
(1)制备如图4所示带凹槽的转子；
(2)选择亲水性的硫酸软骨素和透明质酸，两者质量比为70:30，纺丝液质量分数为12%，将纺丝液加入静电纺装置的注射器中，调节微量注射泵的速率为10毫升/小时，接收距离为12cm，电压为20 kV，进行纺丝，制得纤维直径平均100(Tl500nm的细胞支架内层；然后在凹槽处涂覆水溶性的明胶凝胶；
(3)选择疏水性的L-聚乳酸和ε-己内酷，两者质量比为50:50，为共聚高分子材料，数均分子量是310000，与硫酸软骨素和透明质酸总质量的比为70:30的混合物作为溶质，溶于六氟异丙醇中得到质量分数为12%的纺丝液，并依据(L-聚乳酸和ε-己内酷硫酸软骨素和透明质酸)的质量比25:75、50:50、75:25配制三种不同的混合溶液，调节微量注射泵的速率为5毫升/小时，调节高压发生器的电压为30kV，调节接收装置的接收距离为15厘米，并按硫酸软骨素和透明质酸总质量的含量从高到低依次通过静电纺丝的方式纺在带有细胞支架内层的转子上，制得纤维直径平均80(Tl000nm的过渡层；
(4)选择疏水性的L-聚乳酸和ε-己内酷，两者质量比为50:50，为共聚高分子材料，数均分子量是310000，溶于六氟异丙醇中得到质量分数为10%的纺丝液，然后将上述溶液加入静电纺装置的注射器中，调节微量注射泵的速率为3毫升/小时，调节高压发生器的电压为30kV，调节接收装置的接收距离为15厘米；开启静电纺，制备神经导管支架层；
(5)将凹槽处涂覆水溶性的明胶凝胶溶解即得所述的神经导管；
清洗，灭菌，包装。该神经导管拉伸强度为8MPa。实施例4
(I)制备如图4所示带凹槽的转子；(2)选择亲水性的硫酸软骨素和透明质酸两者质量比为70:30，以三氟こ醇为溶剂，纺丝液质量分数为20%，将纺丝液加入静电纺装置的注射器中，调节微量注射泵的速率为8毫升/小时接收距离为10厘米，电压为15kV，开启静电纺丝机，进行纺丝，制得纤维直径平均100(Tl500nm的细胞支架内层；然后在凹槽处涂覆水溶性的明胶凝胶。(3)选择疏水性的PLGA (乳酸与羟基こ酸的比例为10:90)，为共聚高分子材料，数均分子量是350000，与硫酸软骨素和透明质酸质量比为70:30的混合物作为溶剂，溶于三氟こ醇中得到质量分数为17%的纺丝液，并依据(PLGA:硫酸软骨素和透明质酸)的质量比25:75,50:50,75:25配制三种不同的混合溶液，调节微量注射泵的速率为3. 5毫升/小吋，调节高压发生器的电压为25 kV，调节接收装置的接收距离为15厘米，并按硫酸软骨素和透明质酸总质量的含量从高到低依次通过静电纺丝的方式纺在带有细胞支架内层的转子上，制得纤维直径平均80(Tl000nm的过渡层；
(4)选择疏水性的PLGA(乳酸与羟基こ酸的比例为10:90)，为共聚高分子材料，数均分子量是350000，溶于三氟こ醇中得到质量分数为14%的纺丝液，然后将上述溶液加入静电纺装置的注射器中，调节微量注射泵的速率为3ml / h，调节高压发生器的电压为25kV，调 节接收装置的接收距离为20厘米；开启静电纺，制备神经导管支架层；
(5)将凹槽处涂覆水溶性的明胶凝胶溶解即得所述的神经导管；
清洗，灭菌，包装。该神经导管拉伸强度为llMPa。实施例5兔动物实验
采用实施例I制得的人工神经导管进行实验。实验兔体重2-5kg，年龄6-8个月，雌雄不拘，共10只。耳缘静脉麻醉后备皮，将动物置于专用手术台上，腹卧位。左下肢大腿外側，坐骨神经走行在大转子与肱骨外髁连线后方约I厘米处，以该连线中点为中点，纵行，长7厘米切开皮肤，小弯钳分离股外侧肌群，调整手术显微镜，对焦腓神经，用脑膜钩分离该神经支，暴露4厘米长的神经，切取3cm，人为制造神经缺损模型。选择直径约3毫米，长4厘米的人工神经导管，6号丝线，圆针，在距导管末端5毫米入针，在神经远端穿过神经，由导管内端入针，导管外侧出针，呈U字型縫合，使该神经固定不能旋转，并套入神经导管后打结。用圆针、I号丝线缝合肌肉膜，皮用I号丝线间断缝合。术后观察I年，并进行行为学、形态学、电生理行为的评价。其中手术前通过注射的方式加载生物活性因子，生物活性因子溶液中神经营养因子的含量为8%，神经胶质细胞的密度是10卜109个/ml之间，抗生素的含量为1%，止血药物的含量为1%，碱性成纤维细胞因子的含量为O. 2%。研究结果表明术后术肢不能着地，术后2个月动物的行为障碍开始恢复，针刺脚底有回缩反应，术后4个月已无明显障碍，术后I年在无负重的情况下已恢复正常，躯干感觉诱发电位(SEP)和运动诱发电位(MEP)已恢复。观察I年时间后取术部标本,福尔马林固定做HE染色，见神经纤维已恢复其连续性，植入的神经导管已降解，再生的神经纤维密集、排列较整齐，神经和导管交界处无瘢痕，神经纤维周围无影响神经束生长的结缔组织增生，但有少量巨噬细胞。实施例6羊动物实验
采用实施例3制得的人工神经导管进行实验。实验羊体重30-40kg，雌雄不拘，共4只。麻醉后备皮置于专用手术台上，腹卧位，固定四肢。手术显微镜下聚焦腓总神经，暴露7cm的腓总神经，切除神经5cm，人为制造神经缺损模型。选取直径为6_，6cm长的人工神经导管，10号丝线在人工神经导管末端5mm处进针，呈“U”型縫合，使神经固定、不能旋转，并套在人工神经导管内部。术后观察I年，并进行行为学、形态学、电生理行为的评价。其中手术前通过注射的方式加载生物活性因子，生物活性因子溶液中神经营养因子的含量为8%，神经胶质细胞的密度是10卜109个/ml之间，抗生素的含量为2%，止血药物的含量为2%，碱性成纤维细胞因子的含量为O. 3%。研究结果表明术后术肢不能着地，术后2个月动物的行为障碍开始恢复，4个月针刺脚底有回缩反应，术后I年在无负重的情况下已恢复正常，躯干感觉诱发电位(SEP)和运动诱发电位(MEP)已恢复。观察I年时间后取术部标本，福尔马林固定做HE染色，见神经纤维已恢复其连续性，植入的神经导管已降解，再生的神经纤维密集、排列较整齐，神经和导管交界处无瘢痕，神经纤维周围无影响神经束生长的结缔组织增生，增生的巨噬细胞 较少。


本发明公开一种神经导管及其制备方法。该神经导管包含内层、外层及至少一个用于贮存生物活性因子溶液的微型空腔，内层为亲水性细胞支架层，外层为疏水性神经导管支架层。该神经导管在内外层之间还可以包含过渡层。所述神经导管的制备方法是先通过静电纺丝法制备内层，然后加入制备空腔的材料，然后制备外层，将制备空腔的材料取出或溶解后，即可得到所述神经导管。所述神经导管具有微型空腔，可通过手术前按需要的方式如注射、浸泡等加载生物活性因子，不仅使产品生产质量易于控制，而且能大大提高生物活性因子的存活率，更高效的促进神经的再生，增强神经修复效果。

公开日2012年9月26日 申请日期2011年3月25日 优先权日2011年3月25日