專利名稱：用于控制組織生長(zhǎng)的生物材料支架的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及植入物和組織支架，其支持定向和/或定時(shí)的細(xì)胞和/或組織生長(zhǎng)，例 如用于修復(fù)損傷組織和促進(jìn)血管生成，神經(jīng)分布或者神經(jīng)重排，和/或沿生物界面(如主 體-植入物界面)的機(jī)械整合(粘合)。
背景技術(shù)：
由于氧氣和營養(yǎng)物轉(zhuǎn)移的限制，在組織工程支架中維持種子細(xì)胞成活力和功能是 成問題的。在整個(gè)組織-工程支架上維持適宜氧濃度的一種方法是在制造的時(shí)候可控地合 并該支架內(nèi)的微槽，作為制造工藝的一部分。已經(jīng)有報(bào)道用已知直徑、間距/密度和降解速 率的可溶性(磷酸鹽)玻璃(SG)纖維，以一種精確的工程手段在水基組織結(jié)構(gòu)和支架中形 成微槽(Nazhat 等人 2007 (I)Biomolecules (2007) Feb ；8 (2) :543_51)。可溶性玻璃纖維以 最后的微脈管通道需要的圖案合并入支架三維結(jié)構(gòu)，然后溶解該纖維，留下原纖維尺寸和 位置的通道。定向-定時(shí)的內(nèi)生長(zhǎng)可以用于在組織工程支架中優(yōu)化組織再生，例如，在神經(jīng)(周 邊或者脊髓)再生中，軸突和支持細(xì)胞需要以“進(jìn)”和“出”方向在兩點(diǎn)之間連接。已知用 于這種定向-定時(shí)的內(nèi)-生長(zhǎng)的技術(shù)涉及生長(zhǎng)因子的分子梯度，其固有地不受控制，不適于 組織工程支架，特別是三維的和過于明顯的距離(例如> 1mm)。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明涉及具有可變橫截面面積的可溶纖維在控制生物材料中微槽形成的方向 和速率中的用途。該可溶纖維以定向方式溶解，從而提供通過該生物材料的向量槽。此外， 該纖維保留再生組織需要的空間，直至適當(dāng)?shù)慕M織到達(dá)它，從而容許定時(shí)地使槽通過生物 材料。這可以用于，例如血管、神經(jīng)及其他修復(fù)(整合)細(xì)胞以特定方向(即定向生長(zhǎng)) 通過該生物材料的生長(zhǎng)引導(dǎo)。本發(fā)明的一個(gè)方面提供一種用于定向組織生長(zhǎng)的生物材料，包括置于支架內(nèi)的可溶纖維，所述纖維具有組織入口和組織出口端，其中該纖維的橫截面面積從其入口端至其出口端逐漸增加，以使得該可溶纖維從 該入口端至該出口端逐漸溶解，該纖維的逐漸溶解在該支架內(nèi)形成微槽，用于自該纖維的入口端至出口端的定向 組織生長(zhǎng)。該可溶纖維的組織入口端可以布置于該支架的組織入口端。在一些實(shí)施方式中， 該可溶纖維的組織出口端可以布置于該支架的組織出口端，以使得該纖維連接該支架的入 口和出口端。在其它實(shí)施方式中，該可溶纖維的組織出口端可以布置于該支架內(nèi)。
在一些實(shí)施方式中，用于定向組織生長(zhǎng)的生物材料可以包括具有組織入口和組織出口端的支架；和，位于該支架內(nèi)的可溶纖維，其連接該支架的組織入口和組織出口端；其中該可溶纖維的橫截面面積從該支架的入口端至出口端逐漸增加。以使得該可溶纖維從該支架的入口端至出口端逐漸溶解，該纖維的逐漸溶解形成微槽，用于自該支架的入口端至出口端的定向組織生長(zhǎng)。適宜的支架包括任何三維材料或者組織。在一些優(yōu)選實(shí)施方式中，該支架可以是 凝膠。凝膠包括纖維材料基質(zhì)和間隙液體。凝膠由基質(zhì)材料小纖維合并和延伸形成，當(dāng) 該小纖維在該水性間隙液體周圍形成連續(xù)網(wǎng)絡(luò)，其以原樣保持該單體。例如，三螺旋膠原單 體可以初始溶解于稀酸中，然后使其聚合(聚集)形成小纖維(例如在37°和中性的pH 下)。當(dāng)該小纖維聚合時(shí)，出現(xiàn)相變，并且小纖維固體網(wǎng)絡(luò)‘支持’大約相同體積和形狀的剩 余間隙液體_即其形成凝膠。從可溶性單體至固體聚合物的相變是凝膠的特性，對(duì)于提供 本文描述的性能很重要。凝膠與‘海綿’不同，‘海綿’可以由預(yù)聚合的纖維形成。適宜的用于本文所述凝膠的纖維性的非織物或者海綿基質(zhì)材料包括天然形成的 聚合物，例如蛋白質(zhì)，如絲、血纖維蛋白、纖維連接蛋白、彈性蛋白或者膠原(例如I型膠 原)、糖蛋白如纖維連接蛋白，或者多糖如殼多糖，或者纖維素。在一些優(yōu)選實(shí)施方式中，該 基質(zhì)纖維由膠原形成。優(yōu)選天然小纖維形成膠原類型，包括I、II、III、V、VI、IX和XI型膠 原及其組合物(例如I、III、V或者II、IX、XI)。舉例而言，I型膠原可以用作支架材料。其它適宜的纖維性基質(zhì)材料包括合成聚合物，S卩非天然存在于人類或者動(dòng)物體內(nèi) 的聚合物。適宜的聚合物包括有機(jī)聚合物，例如聚內(nèi)酯，聚糖和聚辛內(nèi)酯，以及無機(jī)聚合物。在一些實(shí)施方式中，纖維性的基質(zhì)材料可以是包括兩種或多種不同類型纖維的復(fù) 合材料。例如，該基質(zhì)可以包括纖維連接蛋白和膠原，膠原和聚交酯，血纖維蛋白和膠原，或 者血纖維蛋白、膠原和纖維連接蛋白。間隙液體通常是水性液體，其作為可溶纖維的溶劑。例如，該液體可以是帶有溶質(zhì) 的水，例如其中溶解有鹽和蛋白質(zhì)的水。在一些實(shí)施方式中，該間隙液體為適合細(xì)胞生長(zhǎng)和 增殖的細(xì)胞培養(yǎng)介質(zhì)。使凝膠成形并澆鑄以用作生物材料的技術(shù)在本領(lǐng)域中是眾所周知的?？扇芾w維是在水性環(huán)境中可溶解的細(xì)絲或者線。對(duì)于特定用途，可以通過改變其組成以及環(huán)境優(yōu)化可溶纖維的溶解速度?？扇芾w維可以用任何適宜的材料制成，包括可溶性磷酸鹽玻璃、聚辛內(nèi)酯、聚 乙酸鹽、聚乙醇酸、絲、聚糖或者熔融或結(jié)晶的鹽。在一些實(shí)施方式中，優(yōu)選磷酸鹽玻 璃纖維?？梢酝ㄟ^向初始的玻璃混合物摻雜離子，如Ca、Alu, Fe、Mn，在數(shù)小時(shí)至數(shù)月 范圍內(nèi)對(duì)磷酸鹽玻璃纖維的溶解速率進(jìn)行優(yōu)化(J.Knowles等人，Biomaterials 22 23(2001)3091-3096(6))。其它適宜的可溶纖維包括蛋白質(zhì)纖維，其可以被細(xì)胞或者帶有連接的氨基酸鏈/ 肽的聚合物混雜物降解。這些纖維可以通過將細(xì)胞移植在纖維上時(shí)產(chǎn)生的胞外蛋白酶， 或者通過添加外來的蛋白酶、蛋白酶活化劑或者限制輔酶進(jìn)行酶促溶解。例如，可以添加 eurokinase纖溶酶原活化劑至生物材料，以激活體內(nèi)的內(nèi)源性的纖溶酶原，該纖溶酶原會(huì)降解(最終溶解)血纖維蛋白的纖維?？扇芾w維可以通過任何適當(dāng)?shù)募夹g(shù)合并入凝膠。例如，可溶纖維可以插入凝膠層之間，在澆鑄前添加至凝膠，或者可以在澆鑄后插入凝膠。在包括一種以上澆鑄凝膠的實(shí)施 方式中，例如，可溶纖維可以夾在凝膠之間。Nazhat等人在Biomacromolecules 2007 Feb ； 8(2) 543-51描述了將可溶性玻璃維維合并入凝膠。優(yōu)選地，該纖維具有均勻的組成，在纖維的不同部分沒有變化，所述不同部分例如 縱向地沿著纖維的長(zhǎng)度或者徑向地跨越該纖維的橫截面。該纖維的化學(xué)和物理化學(xué)性質(zhì)在 纖維的不同部分是一致的。纖維通常具有圓形或者基本上為圓形的橫截面，盡管非圓形橫 截面也是可能的。在一些實(shí)施方式中，可溶纖維可以為單纖維，其橫截面面積沿著它的長(zhǎng)度變化。在其它實(shí)施方式中，可溶纖維可以為一束小纖維。所述束中小纖維的數(shù)量可以沿 著它的長(zhǎng)度變化，以使得該小纖維束的橫截面面積沿著它的長(zhǎng)度變化。相對(duì)于表面積，由一束小纖維組成的可溶纖維可以具有增強(qiáng)的柔韌性。本文所述的適于使用的可溶纖維具有從凝膠入口端至出口端逐漸增加的橫截面 面積。該橫截面面積可以從該凝膠的入口端至出口端連續(xù)增加，或者從該凝膠的入口端 至出口端分多個(gè)階段增加。該纖維在凝膠的入口端可以具有小于300 μ m2，小于200 μ m2，小于100 μ m2，小于 50 μ m2或者小于10 μ m2的橫截面面積。例如，一基本上為圓形的纖維可以具有小于100 μ m, 小于50 μ m,小于20 μ m,小于10 μ m或者小于5 μ m的直徑。該纖維在凝膠的出口端可以具有小于200000 μ m2，小于100000 μ m2，小于 80000 μ m2，或者小于8000 μ m2的橫截面面積。例如，一基本上為圓形的纖維可以具有小于 500 μ m,小于300 μ m,或者小于200 μ m的直徑。凝膠中可溶纖維的溶解速率取決于該纖維的物理化學(xué)性質(zhì)、局部水性化學(xué)環(huán)境 (例如PH、離子強(qiáng)度、蛋白濃度、灌注率)、該纖維的表面積體積比和該纖維沿著其長(zhǎng)度在 給定點(diǎn)的總質(zhì)量。當(dāng)被合并入生物材料凝膠時(shí)，該纖維沿著其長(zhǎng)度暴露于基本上均勻的水 性化學(xué)環(huán)境中。此外，如上所述，所述纖維的組成沿著它的長(zhǎng)度基本上也是均勻的。因此，該凝膠中可溶纖維的溶解速率由該纖維的表面積體積比、以及纖維的總質(zhì) 量(在給定點(diǎn))決定。當(dāng)該纖維的橫截面沿著其長(zhǎng)度增加時(shí)，表面積體積比減小，纖維質(zhì) 量增加，該纖維的溶解速率由此減小。因此該纖維在凝膠入口端的溶解快于出口端。由于該纖維在橫截面面積增加時(shí)溶解較慢，因此該纖維的溶解將從入口端開始， 該處橫截面面積最小。然后該纖維將向出口端方向逐漸溶解，出口端處的橫截面面積最大。 換言之，經(jīng)過一段時(shí)間，該纖維的溶解前部(即未溶解纖維的邊界)從凝膠的入口端移動(dòng)至 出口端。纖維的溶解在凝膠中其位置處留下空穴。此空穴具有和原來的纖維接近的尺寸、 形狀和位置。當(dāng)可溶纖維逐漸溶解時(shí)，此種空穴形成微槽，其從入口端至出口端逐漸延伸通 過凝膠。最初，組織只能在該凝膠的入口端生長(zhǎng)為該微槽，該處可溶纖維首先溶解。當(dāng)該微 槽延伸通過凝膠，該組織可以進(jìn)一步向出口端方向生長(zhǎng)。當(dāng)該纖維完全溶解，該組織可以生長(zhǎng)通過該凝膠的出口端，進(jìn)入周圍組織。在本文描述的生物材料中，可以在支架內(nèi)布置一種以上可溶纖維?？扇芾w維的數(shù)量和密度取決于組織和用途的需要。例如，纖維可以為該生物材料的總截面積的多達(dá)約5 %，多達(dá)約10 %，多達(dá)約20 %，多達(dá)約30 %，多達(dá)約40 %或者多達(dá)約 50%。布置于該支架內(nèi)的可溶纖維可以全部具有基本上相同的排列和相同方向的導(dǎo)向 槽，或者可以有不同的排列和不同方向的導(dǎo)向槽。該可溶纖維的排列在該支架的不同區(qū)域可以有所不同。例如，支架的末端可以包 括反向平行排列的可溶纖維，以允許兩端都有組織入口。備選地，該支架的橫截面的不同區(qū) 域可以包括反向平行的可溶纖維，引導(dǎo)組織與該支架反方向生長(zhǎng)。具有基本上相同排列的可溶纖維可以不是精確地平行。例如，多達(dá)5%，多達(dá)10% 或者多達(dá)20%可以相對(duì)于大多數(shù)該纖維成角度(即非-平行)。這可以在該支架內(nèi)提供微 槽分支叢，近似于毛細(xì)管樹。在一些實(shí)施方式中，該凝膠可以壓實(shí)，如WO 2006/003442所述，以改善其機(jī)械性 能。無限制地壓實(shí)凝膠驅(qū)逐了間隙液體，在去除負(fù)載后其不還原即該凝膠經(jīng)受了塑性壓 實(shí)。在未經(jīng)處理的凝膠中，該支架基質(zhì)通常為粗的水合形式。此種支架結(jié)構(gòu)在塑性壓實(shí)期 間皺縮而不損失結(jié)構(gòu)細(xì)節(jié)，使該凝膠中的支架脫水，會(huì)導(dǎo)致密度和強(qiáng)度增加。壓實(shí)后，該凝膠可以經(jīng)過如WO 2007/060459所述的單軸拉伸載荷的重復(fù)循環(huán)，以 改善其機(jī)械性能。載荷的重復(fù)循環(huán)增加膠原小纖維在壓實(shí)的膠原凝膠中的融合，產(chǎn)生具有 改進(jìn)材料強(qiáng)度(即增強(qiáng)的斷裂應(yīng)力，斷裂形變和/或彈性系數(shù))的生物材料。在一些實(shí)施方式中，該支架可以用細(xì)胞接種，特別是人類或者其它哺乳動(dòng)物細(xì)胞。 細(xì)胞可以給予組織功能性，提供替換或者促進(jìn)內(nèi)源性組織的修復(fù)的結(jié)構(gòu)。例如，該凝膠可以 包括一種或多種類型的選自肌細(xì)胞的細(xì)胞，以提供可收縮結(jié)構(gòu)，血管和/或神經(jīng)細(xì)胞，以提 供傳導(dǎo)部件，代謝活性分泌細(xì)胞，例如肝細(xì)胞、激素合成細(xì)胞、皮脂細(xì)胞、胰島細(xì)胞或者腎上 腺皮質(zhì)細(xì)胞，以提供分泌結(jié)構(gòu)，干細(xì)胞，例如骨髓-衍生或者胚胎干細(xì)胞、真皮纖維原細(xì)胞、 皮膚角質(zhì)細(xì)胞、(和兩者的組合層)、用于神經(jīng)植入的施旺(Schwann)細(xì)胞、用于血管結(jié)構(gòu)的 平滑肌細(xì)胞和內(nèi)皮細(xì)胞、用于膀胱/尿道結(jié)構(gòu)的尿道上皮和平滑肌細(xì)胞，以及用于骨和腱 結(jié)構(gòu)的骨細(xì)胞、軟骨細(xì)胞和腱細(xì)胞。在一些優(yōu)選實(shí)施方式中，該支架可以用內(nèi)皮細(xì)胞接種，以形成微槽，促進(jìn)微血管的 生長(zhǎng)。細(xì)胞可以在凝膠內(nèi)以任何排列方式填隙式分布。例如，該細(xì)胞可以均勻分布在全 部凝膠中，或分布在該凝膠的限定范圍、區(qū)域或者層內(nèi)。在該支架的核心可以設(shè)置特定細(xì)胞類型，以產(chǎn)生促進(jìn)組織內(nèi)生長(zhǎng)的誘導(dǎo)或者趨化 因子。適宜的刺激細(xì)胞類型包括用于促進(jìn)血管生成的平滑肌和間質(zhì)干細(xì)胞，和用于促進(jìn)神 經(jīng)內(nèi)生長(zhǎng)的施旺(Schwann)細(xì)胞。通過將細(xì)胞與液體支架基質(zhì)混合，然后使該液體基質(zhì)固化為凝膠，從而將細(xì)胞接 種在基質(zhì)內(nèi)。在凝膠形成之前，該基質(zhì)的接種優(yōu)選在適宜溫度、PH、離子強(qiáng)度以及剪切力條 件進(jìn)行，以保持生存力。凝膠中初始的細(xì)胞密度可以是每ml約1 X IO4至1 X IO7個(gè)細(xì)胞，更 優(yōu)選每ml約5 X IO5至IXlO6個(gè)細(xì)胞。
本文所述的方法允許用支持單向組織生長(zhǎng)的多重微槽生產(chǎn)生物材料。通過本發(fā)明的方法生產(chǎn)的生物材料可以為任何適當(dāng)?shù)男问?，例如，其可以是片?環(huán)、圓、毛細(xì)管、條、塊、管、顆粒或者卷。本發(fā)明的另一個(gè)方面提供一種用于定向組織生長(zhǎng)的生物材料的制造方法，包括將可溶纖維引入支架，該可溶纖維的橫截面面積從該纖維的入口端至出口端逐漸增加，以使得該纖維從 該入口端至該出口端逐漸溶解，該纖維的逐漸溶解在該支架內(nèi)形成微槽，用于自該纖維的入口端至出口端定向組 織生長(zhǎng)通過該支架。在一些實(shí)施方式中，該支架可以具有組織入口和出口端，它們通過該可溶纖維連 接。例如，用于單向組織生長(zhǎng)的生物材料的制造方法可以包括將可溶纖維引入凝膠，其中該凝膠具有通過該可溶纖維連接的組織入口和出口端，該可溶纖維的橫截面面積從該凝膠的入口端至出口端逐漸增加，以使得該纖維從該凝膠的入口端至出口端逐漸溶解，該纖維的逐漸溶解在該凝膠內(nèi)形成微槽，用于自該凝膠的入口端至出口端的定向 組織生長(zhǎng)。適于合并入本文所述凝膠，其橫截面面積沿著其長(zhǎng)度逐漸增加的可溶纖維可以通 過任何適用技術(shù)生產(chǎn)。在一些實(shí)施方式中，適宜的纖維可以用沿著其長(zhǎng)度具有均勻橫截面(即邊緣平行 的纖維)的標(biāo)準(zhǔn)纖維通過包含以下步驟的方法生產(chǎn)提供沿著其長(zhǎng)度具有均勻橫截面的可溶纖維，將該纖維暴露至可溶解該纖維的溶劑，從第二末端至第一末端逐漸將該纖維從該溶劑中移開，藉此產(chǎn)生橫截面面積從第一末端至第二末端逐漸增加的纖維。該可溶纖維的窄的第一末端可以是，例如在入口端合并入該支架，寬的第二末端 可以在出口端合并入該支架。在其它實(shí)施方式中，適宜的纖維可以通過將多個(gè)可溶性小纖維裝配為束而生產(chǎn)。 在出口端可以比入口端將更多的小纖維裝配為束，以使得該出口端的橫截面面積相對(duì)于入 口端增加。本文所述的生物材料特別可用于生產(chǎn)組織_等效植入物，特別是在組織生長(zhǎng)或再 生的導(dǎo)向槽很重要的環(huán)境中。例如，導(dǎo)向槽可以支持周邊或者中樞神經(jīng)系統(tǒng)近端至遠(yuǎn)端損傷的神經(jīng)組織生長(zhǎng)或 者再生(即神經(jīng)分布或者再分布)，或者可以用于支持受傷或者損壞組織中的血管生成。導(dǎo) 向槽還可以用于需要從主體_生物材料介面的主體側(cè)對(duì)細(xì)胞或者組織生長(zhǎng)進(jìn)行空間或者 臨時(shí)控制的場(chǎng)合。例如，這可以包括誘導(dǎo)纖維原細(xì)胞以沿著該主體_生物材料介面設(shè)置膠 原纖維。在所有這些用途中，組織生長(zhǎng)通過植入物的方向促進(jìn)用于流量灌注、快速重新神 經(jīng)分布(即對(duì)著靶標(biāo))以及機(jī)械強(qiáng)度的仿生功能。
本文所述的包括可溶纖維的生物材料可以用作組織等效植入物，用于修復(fù)或者替換損傷組織，無需額外處理。備選地，可以對(duì)該生物材料進(jìn)行額外處理，以產(chǎn)生用于修復(fù)或者替換損傷組織的 組織等效植入物。該包含可溶纖維的生物材料可以被，例如模壓和/或成形，以產(chǎn)生組織等 效植入物。該生物材料可以模壓為預(yù)定形狀和/或經(jīng)過塑性壓實(shí)，其可以是均勻的或者不 均勻的。該生物材料可以成形、切割或者模壓為任何適當(dāng)?shù)闹踩胛镄问?，例如，片、塊、管、 帶、條、環(huán)、圓、毛細(xì)管、卷、片或者線。該組織等效植入物的最終形狀將取決于其使用的特別 環(huán)境。在一些實(shí)施方式中，該組織等效植入物可以為適于進(jìn)一步成形的柔韌形式。該組織等效植入物優(yōu)選可固定在組織損傷位置。例如，該植入物是可以固定的，這 樣其入口端位于損傷組織的近端殘根附近，出口端位于損傷組織的遠(yuǎn)端殘根附近。該組織 等效植入物可以通過任何適當(dāng)?shù)募夹g(shù)固定。例如，其可以是縫合或者膠合于適當(dāng)?shù)奈恢蒙?。本發(fā)明的另一方面提供一種個(gè)體中損傷組織的治療方法，包括使用本文描述的方法產(chǎn)生組織等效植入物，以及將所述植入物固定至所述損傷組織，以修復(fù)和/或替換所述組織。本發(fā)明的另一個(gè)方面提供一種在個(gè)體中組織損傷位置促進(jìn)定向組織生長(zhǎng)和/或 修復(fù)的方法，包括提供一種具有組織入口和出口端的凝膠，該入口和出口端通過該凝膠內(nèi)的可溶纖維連接，其中該可溶纖維的橫截面面積從該入口端至該出口端逐漸增加，將該凝膠放置在組織生長(zhǎng)或者修復(fù)位置，以使得該纖維從入口端至出口端逐漸溶解，以形成用于從該凝膠的入口端至出口 端單向組織生長(zhǎng)的微槽。本文所述的組織植入物可以用于組織損傷位置，包括該組織的遠(yuǎn)端和近端殘根， 例如被損傷或者其它斷裂分開的神經(jīng)組織。該凝膠的入口端可以設(shè)置在遠(yuǎn)端殘根，出口端 設(shè)置在近端殘根。從遠(yuǎn)端殘根生長(zhǎng)的組織在該入口端進(jìn)入該凝膠，沿著通過可溶纖維溶解 而形成的微槽生長(zhǎng)，然后在近端殘根附近的該出口端離開該凝膠。神經(jīng)突定時(shí)生長(zhǎng)通過植入物能用于脊髓修復(fù)，因?yàn)檫t滯或者阻滯組織(神經(jīng)膠質(zhì) 疤痕)向內(nèi)生長(zhǎng)進(jìn)入再生神經(jīng)組織可以被延遲，直至再生的軸突已經(jīng)到達(dá)修復(fù)所需位置 (即出口區(qū)域)。在此用途中，微槽表現(xiàn)定時(shí)橋梁功能，其在物理上跨越神經(jīng)膠質(zhì)疤痕。根據(jù)本發(fā)明的公開內(nèi)容，本發(fā)明各種進(jìn)一步的形態(tài)和實(shí)施方式對(duì)本領(lǐng)域的技術(shù)人 員是顯而易見的。本文使用的“和/或”理解為兩種指定的特征或元件各自和或者不和另一個(gè)的特 定披露。例如“A和/或B”表示對(duì)⑴A，(ii)B和(iii)A和B每一種情況的特定披露，與 個(gè)別在此陳述相同。除非文中指明，上述特征的說明和定義不局限于本發(fā)明的任何特別的方面或者實(shí) 施方式，其同等地可用于所描述的全部方面和實(shí)施方式。


本發(fā)明的某些方面和實(shí)施方式將通過實(shí)施例并參考下述圖表進(jìn)行示范。圖1顯示了磷酸鹽基玻璃纖維在1 % Triton的TRIS緩沖液中逐漸溶解，然后脫水之后沿長(zhǎng)度的平均直徑損耗。數(shù)據(jù)用百分比士標(biāo)準(zhǔn)差表示(η = 6)。圖2顯示單一纖維在1 % TRITON的TRIS緩沖液中逐漸溶解，隨后脫水后減少的直 徑，以百分比士標(biāo)準(zhǔn)差表示(η = 6)。圖3顯示在有和沒有PGF的結(jié)構(gòu)中體外3天后活的施旺(Schwann)細(xì)胞百分率。 對(duì)于每個(gè)時(shí)間點(diǎn)，各種類型結(jié)構(gòu)N= 2，分析了每一結(jié)構(gòu)的6區(qū)域視圖；數(shù)據(jù)以活細(xì)胞士標(biāo)
準(zhǔn)差表示。圖4顯示在有和沒有PGF的結(jié)構(gòu)中體外6天后活的BMSC細(xì)胞百分率。對(duì)于每個(gè) 時(shí)間點(diǎn)，各種類型結(jié)構(gòu)N = 2，分析了每一結(jié)構(gòu)的9區(qū)域視圖；數(shù)據(jù)以活細(xì)胞士標(biāo)準(zhǔn)差表示。
具體實(shí)施例方式SSTffe圓錐形纖維制備組合物比率為0.5(P2O5) 0. 25(CaO) (Na2O)的可溶解的玻璃纖維，平均直徑 30-40 μ m(蒸餾水溶解時(shí)間8-lOhrs ；間距170 μ m，切割為2. 3X3. 5cm并置于蓋玻片上，用 高壓滅菌膠帶固定。然后將蓋玻片放入小Coplin容器，然后該容器裝入7ml 1 % TRITON x-lOO(Sigma)的Tris緩沖溶液(pH7. 4)。從該小瓶以800 μ 1每小時(shí)的速率去除液體。通過 上行醇的脫水作用去除積聚的水凝膠(對(duì)于20、30、40、50、60和90 %，5分鐘X 2 ；對(duì)于96 %， 10分鐘X2 ；對(duì)于100%，15分鐘X2)以三次三分鐘用HMDS(六甲基二硅胺)洗滌結(jié)束。電子顯微鏡檢查玻片留置，干燥過夜，然后將玻璃纖維從蓋玻片輕輕取下，安裝在以標(biāo)準(zhǔn)程序?yàn)R射 涂覆的殘根上。用掃描電子顯微鏡(Jeol JSM 5500LV)在放大倍數(shù)X500下觀察樣品。沿 著全長(zhǎng)每2mm測(cè)量纖維直徑。此次報(bào)告總共測(cè)量6組纖維。然后將數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)移至電子數(shù)據(jù)表，以μ m為單位計(jì)算平均直徑損失。結(jié)果如上所述構(gòu)造圓錐形磷酸鹽玻璃纖維并通過EM測(cè)試。逐漸溶解于Triton 的 TRIS緩沖液并隨后脫水后的纖維直徑沿纖維全長(zhǎng)的損失顯示于圖1和圖2。6個(gè)纖維的平 均直徑損失記錄為15. 5mm內(nèi)10. 833 士5. 35 μ m，平均速率變化0. 7 μ m/mm。在壓縮膠原結(jié)構(gòu)中測(cè)試該給定組合物的磷酸鹽玻璃纖維的生物適應(yīng)性，施旺 (Schwann)細(xì)胞為體外3天，骨髓基質(zhì)細(xì)胞(BMSC)為體外1、3和6天。圖3和圖4分別顯 示了有和沒有合并玻璃纖維的壓縮膠原結(jié)構(gòu)中施旺(Schwann)細(xì)胞和BMSC的活細(xì)胞百分 比。在第0天沒有施旺(Schwann)細(xì)胞死亡表示物理壓縮過程幾乎不具有傷害性影響，而 第1天的活細(xì)胞百分率減少是由于PGF溶解產(chǎn)品。然而第3天負(fù)面影響降低。第3天BMSC 細(xì)胞活力的降低顯示由于PGF溶解產(chǎn)品引起的一些瞬態(tài)細(xì)胞損壞。第1天沒有細(xì)胞死亡顯 示物理壓縮過程對(duì)這些細(xì)胞的幾乎不具有傷害性影響。這些結(jié)果表明磷酸鹽玻璃纖維的存在對(duì)膠原結(jié)構(gòu)中細(xì)胞活力的影響很小。
權(quán)利要求
一種用于定向組織生長(zhǎng)的生物材料，包括置于支架內(nèi)的可溶纖維，該纖維具有組織入口和組織出口端，其中該纖維的橫截面面積從其入口端至其出口端逐漸增加，以使得該可溶纖維從該入口端至該出口端逐漸溶解，該纖維的逐漸溶解在該支架中形成微槽，用于從該纖維的入口端至出口端的定向組織生長(zhǎng)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的生物材料，其中該可溶纖維的組織入口端設(shè)置在該支架的組織入□端。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或者權(quán)利要求2的生物材料，其中該可溶纖維的組織出口端設(shè)置在 該支架的組織出口端。
4.根據(jù)權(quán)利要求3的生物材料，其中可溶纖維連接該支架的組織入口和組織出口端， 該纖維的逐漸溶解形成微槽，用于從該支架的入口端至出口端的定向組織生長(zhǎng)。
5.根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的生物材料，其中該支架是凝膠。
6.根據(jù)權(quán)利要求5的生物材料，其中該凝膠是膠原凝膠。
7.根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的生物材料，其中該可溶纖維由單一細(xì)絲組成。
8.根據(jù)權(quán)利要求1至6任一項(xiàng)的生物材料，其中該可溶纖維由小纖維束組成。
9.根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的生物材料，其中該可溶纖維是磷酸鹽玻璃纖維。
10.根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的生物材料，其中該可溶纖維的橫截面面積從該支架的 入口端至出口端連續(xù)增加。
11.根據(jù)權(quán)利要求1至9任一項(xiàng)的生物材料，其中該可溶纖維的橫截面面積從該支架的 入口端至出口端分階段增加。
12.根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的生物材料，其在該支架內(nèi)包括至少五種可溶纖維。
13.根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的生物材料，其中可溶纖維占該支架總橫截面面積的多 至 50%。
14.根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的生物材料，其中該支架經(jīng)過塑性壓實(shí)。
15.根據(jù)權(quán)利要求14的生物材料，其中該支架在所述壓實(shí)后經(jīng)過單向拉伸載荷重復(fù)循環(huán)。
16.根據(jù)前述任一項(xiàng)權(quán)利要求的生物材料，其中該支架在塑性壓實(shí)之前接種有活細(xì)胞。
17.根據(jù)權(quán)利要求16的生物材料，其中所述活細(xì)胞選自下組肌細(xì)胞、肝細(xì)胞、腎細(xì)胞、 心臟細(xì)胞、肺細(xì)胞、內(nèi)臟細(xì)胞、支氣管細(xì)胞、視覺細(xì)胞、生殖細(xì)胞、血管細(xì)胞、神經(jīng)細(xì)胞、分泌 細(xì)胞、干細(xì)胞、纖維原細(xì)胞、施旺細(xì)胞、平滑肌細(xì)胞、內(nèi)皮細(xì)胞、尿道上皮細(xì)胞、骨細(xì)胞、軟骨 細(xì)胞和腱細(xì)胞。
18.—種制造根據(jù)權(quán)利要求1至17任一項(xiàng)生物材料的方法，包括 將可溶纖維引入支架，該可溶纖維的橫截面面積從該纖維的入口端至出口端逐漸增加，以使該纖維從入口端 至出口端逐漸溶解，該纖維的逐漸溶解在該支架中形成微槽，用于從該纖維的入口端至出口端定向組織生 長(zhǎng)通過該支架。
19.根據(jù)權(quán)利要求18的方法，其中該可溶纖維通過包括以下步驟的方法生產(chǎn) 提供沿著其長(zhǎng)度具有均勻橫截面的可溶纖維，將纖維暴露至溶解該纖維的溶劑中，從第二末端至第一末端逐漸將該纖維從該溶劑中移開，藉此產(chǎn)生橫截面面積從第一末端至第二末端逐漸增加的纖維。
20.根據(jù)權(quán)利要求18的方法，其中通過將多個(gè)可溶性小纖維裝配為束而生產(chǎn)該可溶纖維。
21.根據(jù)權(quán)利要求18至20任一項(xiàng)的方法，包括在人類或者動(dòng)物體內(nèi)植入該生物材料， 用于修復(fù)或者替換損傷組織。
22.根據(jù)權(quán)利要求18至20任一項(xiàng)的方法，包括模壓或者成形該生物材料，以產(chǎn)生組織 等效植入物。
23.根據(jù)權(quán)利要求22的方法，包括折疊或者軋壓該生物材料以產(chǎn)生該植入物。
24.根據(jù)權(quán)利要求22或者權(quán)利要求23的方法，其中該生物材料經(jīng)過進(jìn)一步的塑性壓 實(shí)，以產(chǎn)生該植入物。
25.包括根據(jù)權(quán)利要求1至17任一項(xiàng)生物材料的組織等效植入物。
26.治療個(gè)體中損傷組織的方法，包括將根據(jù)權(quán)利要求25的組織等效植入物固定至所述損傷組織，以修復(fù)和/或替換所述組織。
27.根據(jù)權(quán)利要求25的組織等效植入物，用于治療個(gè)體中損傷組織的方法中。
28.根據(jù)權(quán)利要求25的組織等效植入物在制造用于治療損傷組織的藥物中的用途。
29.根據(jù)權(quán)利要求26的方法，根據(jù)權(quán)利要求27的植入物或者根據(jù)權(quán)利要求28的用途， 其中該損傷組織來自關(guān)節(jié)炎、神經(jīng)肌肉損傷/退化、肌_腱故障和年齡退化、外傷后再生不 足、組織壞死或者外科手術(shù)切除。
全文摘要
本發(fā)明涉及用于定向組織生長(zhǎng)的生物材料，其包括具有可變橫截面面積的可溶纖維，其以定向方式原位溶解，由此控制該生物材料內(nèi)的微槽的方向和形成速率，使該槽導(dǎo)向和定時(shí)地穿過該生物材料。例如，這可以用于引導(dǎo)血管、神經(jīng)及其他修復(fù)細(xì)胞以確定方向生長(zhǎng)通過該生物材料。
文檔編號(hào)A61L27/24GK101820930SQ200880111363
公開日2010年9月1日 申請(qǐng)日期2008年9月3日 優(yōu)先權(quán)日2007年9月4日
發(fā)明者羅伯特·布朗, 蒂伊娜·阿萊克塞瓦 申請(qǐng)人:Ucl商業(yè)有限公司