專利名稱：用于組織工程的裝置及方法
用于組織工程的裝置及方法技術(shù)領(lǐng)域：
一般而言，本發(fā)明涉及多孔性醫(yī)藥植入物的領(lǐng)域。具體而言，本發(fā)明涉及一種生物惰性纖維植入物，當(dāng)應(yīng)用于活體內(nèi)的環(huán)境中，其具有骨刺激性(Osteostimulative)性質(zhì)。背景技術(shù)：
在手術(shù)及矯形外科程序中通常需要人工替代裝置以用于修復(fù)骨組織中的缺陷。在老化人口中，愈來愈需要人工替代物(prosthesis)以用于替換或修復(fù)患病或退化的骨組織，以及增進(jìn)人體本身的機(jī)能以快速愈合因 嚴(yán)重的外傷或退化性疾病所導(dǎo)致的肌肉與骨骼的傷害。已發(fā)展自體移植術(shù)與異體移植術(shù)程序以修復(fù)骨缺陷。在自體移植術(shù)程序中，將得自一病患的供應(yīng)部位的骨移植物(例如得自髂骨棱(iliac crest))移植至修復(fù)部位，以促進(jìn)骨組織的再生。然而，自體移植術(shù)程序尤其具侵入性，造成獲取部位的感染及非必要的疼痛與不適的風(fēng)險(xiǎn)。在異體移植術(shù)程序中，使用來自相同物種的捐贈(zèng)者的骨移植物，但使用這些材料會(huì)升高感染、疾病傳播、及免疫反應(yīng)的風(fēng)險(xiǎn)，以及宗教反對(duì)。因此，已尋找用于移植人造材料的人造材料及方法以作為自體移植術(shù)及異體移植術(shù)的替代方案。已發(fā)展用于修復(fù)骨組織中的缺陷的人造的人工替代裝置，以試圖提供一具有天然骨材料的機(jī)械性質(zhì)的材料，同時(shí)促進(jìn)骨組織生長(zhǎng)以提供持續(xù)且永久的修復(fù)。對(duì)于骨的結(jié)構(gòu)及生物機(jī)械性質(zhì)的知識(shí)、以及骨治療過程的了解，提供關(guān)于用于骨修復(fù)的理想的人造的人工替代裝置所欲的性質(zhì)及特性的指引。這些性質(zhì)包括但不限于骨刺激性及/或骨傳導(dǎo)性， 以在傷口愈合時(shí)促進(jìn)骨組織向內(nèi)生長(zhǎng)進(jìn)入所述裝置；以及荷重承載或重量分擔(dān)以支撐修復(fù)部位，使傷口愈合時(shí)不移動(dòng)組織，以促進(jìn)持續(xù)的修復(fù)。至今已成功發(fā)展出達(dá)到至少部分所欲特性的材料，但幾乎所有材料折損了至少部分關(guān)于理想的硬組織支架的生物機(jī)械需求。
發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明通過提供一骨刺激性、具有在植入部位與活體組織相配的機(jī)械性質(zhì)的荷重承載的支架，達(dá)成用于修復(fù)骨缺陷的有效的人造骨的人工替代物的目的。本發(fā)明提供一種生物惰性金屬纖維的組織支架，具有特定孔隙形態(tài)且經(jīng)燒結(jié)以形成一具有一生物惰性組成的剛性三維多孔性基質(zhì)。所述多孔性基質(zhì)具有互連的孔隙空間，其孔隙尺寸分布是取決于在所述生物惰性金屬纖維連結(jié)在一起之前所存在的揮發(fā)性組分。在一實(shí)施方案中，所述多孔性基質(zhì)的孔隙尺寸分布為約50微米至約600微米。所述多孔性基質(zhì)的孔隙度可為40%至85%， 以在一旦移植進(jìn)骨組織后提供骨傳導(dǎo)性。本發(fā)明的實(shí)施方案包括具有雙波型孔隙尺寸分布或多波型孔隙尺寸分布的孔隙空間。在本發(fā)明的一方面，所述人造骨的人工替代支架為一處于互相纏繞關(guān)系的生物惰性纖維的多孔性支架，具有在重疊與相鄰的纖維之間形成連結(jié)的生物惰性材料以形成一剛性三維基質(zhì)。在剛性三維基質(zhì)中互連的孔隙空間具有由揮發(fā)性組分而預(yù)訂的孔隙尺寸分布。在一實(shí)施方案中，生物惰性材料在重疊與相鄰的纖維之間所形成連結(jié)為玻璃連結(jié)、玻璃陶瓷連結(jié)、陶瓷連結(jié)、及金屬連結(jié)的至少一者。其孔隙尺寸分布具有一約100微米至約500微米的波型，以在一旦移植進(jìn)活體組織后促進(jìn)骨傳導(dǎo)性。在一實(shí)施方案中，所述生物惰性纖維的直徑為約2微米至約200微米。在一可供選擇的實(shí)施方案中，所述生物惰性纖維的直徑為約25微米至約200微米。
根據(jù)本發(fā)明還提供ー種制造ー種人造骨的人工替代物的方法，包括混合一生物情性纖維與一包括一孔隙形成劑的揮發(fā)性組分、及一液體，以提供ー塑性可成形的批料，并揉捏所述可成形的批料，以分散金屬纖維成一互相纏繞及重疊的金屬纖維的實(shí)質(zhì)上均質(zhì)團(tuán)料。所述可成形的批料經(jīng)干燥、加熱，以去除所述揮發(fā)性組分，并在互相纏繞及重疊的生物惰性纖維之間形成連結(jié)。
本發(fā)明的這些及其他特征將參照以下描述而更清楚，且尤其可通過所附權(quán)利要求書中所指出的手段及組合而了解。

本發(fā)明的前述及其他目的、特點(diǎn)、及優(yōu)點(diǎn)將通過以下數(shù)個(gè)本發(fā)明的實(shí)施方案的詳細(xì)描述而清楚；如所附附圖中所示，其中相同的元件符號(hào)在不同視圖中是指相同部分。附圖并非一定按比例繪制，而是用以強(qiáng)調(diào)說明本發(fā)明的原則。
圖IA為大約50X的放大倍率的光學(xué)顯微鏡圖，顯示根據(jù)本發(fā)明的組織支架的實(shí)施方案。
圖IB為大約500X的放大倍率的光學(xué)顯微鏡圖，顯示根據(jù)本發(fā)明的組織支架的實(shí)施方案。
圖2為本發(fā)明方法的用于形成圖IA及圖IB的組織支架的實(shí)施方案的流程圖。
圖3為根據(jù)圖2發(fā)明的方法的固化步驟的實(shí)施方案的流程圖。
圖4為根據(jù)本發(fā)明方法而制造的物件的實(shí)施方案的示意圖。
圖5為圖4的物件在完成本發(fā)明方法的揮發(fā)性組分去除步驟后的示意圖。
圖6為圖5的物件在完成本發(fā)明方法的連結(jié)形成步驟后的示意圖。
圖7為評(píng)估本發(fā)明ニ例示性實(shí)施方案的應(yīng)カ-應(yīng)變(stress-strain)關(guān)系的示意圖。
圖8為光學(xué)顯微鏡圖，顯示一具有根據(jù)本發(fā)明的功能性材料的組織支架的實(shí)施方案。
圖9為本發(fā)明用于形成圖8的組織支架的方法的一可供選擇的實(shí)施方案的流程圖。
圖10為根據(jù)本發(fā)明的組織支架制成的脊椎植入物的側(cè)面立視圖。
圖11為植入椎間空間具有圖10的脊椎植入物的脊椎的一部分的側(cè)面透視圖。
圖12為ー示意圖，顯示根據(jù)本發(fā)明的組織支架制成的截骨術(shù)楔形物(osteotomy wedge)的等角視圖。
圖13為ー示意圖，顯示可經(jīng)操作將圖12的截骨術(shù)楔形物插入一骨中的截骨開ロ 的展開視圖。
如前述，除了上述

目前揭露的實(shí)施方案，亦可考慮其它實(shí)施方案。這些揭露代表通過例示性的方式說明實(shí)施方案，并非用以限制。本領(lǐng)域的技藝人士可設(shè)計(jì)落入本發(fā)明揭露之實(shí)施方案的原則的范圍與精神內(nèi)的多種其他修飾及實(shí)施方案。
實(shí)施方式本發(fā)明提供一種用于修復(fù)組織缺陷的人造的人工替代組織支架。當(dāng)用于本文中，各種形式的「人造的人工替代組織支架(synthetic prosthetic tissue scaffold)」及「骨組織支架」及「組織支架」及「人造骨的人工替代物」等詞于全文中可互換。在一實(shí)施方案中， 人造的人工替代組織支架一旦植入活體組織后為生物惰性。在一實(shí)施方案中，人造的人工替代組織支架一旦植入活體組織后為骨傳導(dǎo)性。在一實(shí)施方案中，人造的人工替代組織支架一旦植入活體組織后為骨刺激性。在一實(shí)施方案中，人造的人工替代組織支架一旦植入活體組織后為荷重承載。已發(fā)展用于組織工程應(yīng)用的各種種類的人造植入物，以試圖提供一人造的人工替代裝置，其可模擬天然骨組織的性質(zhì)及促進(jìn)組織的修復(fù)及愈合。已發(fā)展金屬及生物持久性結(jié)構(gòu)的生物惰性材料，以在促進(jìn)新組織生長(zhǎng)的多孔性結(jié)構(gòu)中提供高強(qiáng)度。然而，這些多孔性材料無法提供具有對(duì)于健康組織的向內(nèi)生長(zhǎng)最佳化的孔隙形態(tài)的孔隙度。先前技術(shù)的生物持久性金屬及生物相容性的植入物的一缺點(diǎn)為高荷重承載能力并不會(huì)轉(zhuǎn)移至圍繞所述植入物的再生組織。當(dāng)形成硬組織時(shí)，應(yīng)力荷重導(dǎo)致較強(qiáng)壯的組織，但金屬植入物屏蔽新形成的骨接收此應(yīng)力。骨組織的應(yīng)力屏蔽從而導(dǎo)致弱的骨組織，其確實(shí)會(huì)被身體再吸收，這是人工替代物松脫的起因。植入物進(jìn)入活體組織引起生物反應(yīng)是取決于數(shù)種因素，如植入物的組成。生物惰性材料通常以纖維組織封裝(encapsulated)，以隔離主體與所述植入物。金屬及大多數(shù)聚合物產(chǎn)生如近惰性陶瓷(如氧化鋁或氧化鋯)這類的介面反應(yīng)。若植入物具有一足夠的孔隙尺寸及孔隙尺寸分布的多孔性表面，活體組織將因生物體的自然愈合過程的功能而往內(nèi)生長(zhǎng)并連結(jié)至所述植入物。這種介面連結(jié)可造成一介面，其可穩(wěn)定在骨床(bony bed)中的支架或植入物，并提供由支架跨過連結(jié)介面至骨組織中的應(yīng)力。當(dāng)修復(fù)處承受重量時(shí)，包括再生的骨組織的骨組織受到應(yīng)力，限制因應(yīng)力屏蔽所導(dǎo)致 的骨組織再吸收。使用生物惰性材料發(fā)展組織支架的挑戰(zhàn)是在具有足以促進(jìn)骨組織生長(zhǎng)的孔隙度下達(dá)到荷重承載強(qiáng)度、具有與周圍的骨相似的彈性模數(shù)以使應(yīng)力傳送至新組織以確保在植入部位形成健康的骨。制備成具有足夠的強(qiáng)度以成為荷重承載強(qiáng)度的傳統(tǒng)生物惰性材料， 并未提供具有所欲的孔隙尺寸及孔隙尺寸分布以促進(jìn)健康組織的向內(nèi)生長(zhǎng)的開放且互連的孔隙，或展現(xiàn)顯著超過天然骨的彈性模數(shù)而導(dǎo)致應(yīng)力屏蔽。一般認(rèn)為以纖維為基質(zhì)的結(jié)構(gòu)可提供固有較高的強(qiáng)度對(duì)重量比率(strength to weight ratios),鑒于單一纖維的強(qiáng)度可顯著大于相同組成的以粉末為基質(zhì)或以顆粒為基質(zhì)的材料?？缮a(chǎn)具有相對(duì)低的不連續(xù)性的纖維，不連續(xù)性會(huì)促使形成造成失效傳遞 (failure propagation)的應(yīng)力集中。相反的，以粉末為基質(zhì)或以顆粒為基質(zhì)的材料需要在各個(gè)鄰接的顆粒之間形成連結(jié)，各個(gè)連接介面可能產(chǎn)生應(yīng)力集中。此外，提供以纖維為基質(zhì)的結(jié)構(gòu)以緩和應(yīng)力，因而具較大的強(qiáng)度，當(dāng)以纖維為基質(zhì)的結(jié)構(gòu)受到應(yīng)變時(shí)，任何單一纖維的失效并不會(huì)透過相鄰的纖維傳遞。因此，相較于一相同組成的以粉末為基質(zhì)的材料，以纖維為基質(zhì)的結(jié)構(gòu)在相等尺寸及孔隙度的情況下展現(xiàn)較優(yōu)異的機(jī)械強(qiáng)度性質(zhì)。本發(fā)明提供一種用于組織工程應(yīng)用的材料，其為生物惰性、具有低彈性模數(shù)的荷重承載能力、及具有可受控制與最佳化的孔隙結(jié)構(gòu)的骨刺激性，以促進(jìn)骨的向內(nèi)生長(zhǎng)。圖IA為大約50X的放大倍率的光學(xué)顯微鏡圖，顯示本發(fā)明的一組織支架100的實(shí)施方案。組織支架100是一剛性三維基質(zhì)110所形成一模擬骨結(jié)構(gòu)的強(qiáng)度、彈性模數(shù)、與孔隙形態(tài)的結(jié)構(gòu)。當(dāng)用于本文中，「剛性」こ詞意指結(jié)構(gòu)在應(yīng)カ的施用下，直到以與天然骨相同的方式斷裂前，其并未明顯屈曲(yield)，則可被認(rèn)為是剛性結(jié)構(gòu)。支架100為ー多孔性材料，具有通常為互連的孔隙120網(wǎng)絡(luò)。在一實(shí)施方案中，孔隙120的互連的網(wǎng)絡(luò)提供骨傳導(dǎo)性。當(dāng)用于本文中，骨傳導(dǎo)性こ詞意指所述材料可促進(jìn)骨組織的向內(nèi)生長(zhǎng)。典型人類的疏松骨具有為約4兆帕(MPa)至約12兆帕的壓縮粉碎強(qiáng)度、約0. I吉帕(GPa)至I. 0吉帕的彈性模數(shù)。如以下所示，本發(fā)明的組織支架100可在ー鉭材料中提供一多孔性骨刺激性結(jié)構(gòu)，其具有大于約50%的孔隙度、大于4兆帕且高達(dá)且超過110兆帕的壓縮粉碎強(qiáng)度、具有非常符合天然骨的彈性模數(shù)(例如，0. I至3. 5吉帕)。
在一實(shí)施方案中，三維基質(zhì)110是由連結(jié)且熔合至ー剛性結(jié)構(gòu)的纖維所形成，具有生物惰性組成。相較于使用傳統(tǒng)的以粉末為基質(zhì)的原材料(包括由化學(xué)氣相沉積所形成的材料)，使用纖維作為創(chuàng)造三維基質(zhì)HO的原材料提供一明顯的優(yōu)點(diǎn)。在一實(shí)施方案中， 在一給定的孔隙度下，相較于以粉末為基質(zhì)的結(jié)構(gòu)，以纖維為基質(zhì)的原材料提供一具有更大強(qiáng)度的結(jié)構(gòu)。在一實(shí)施方案中，以纖維為基質(zhì)的原材料提供一具有ー較傳統(tǒng)結(jié)構(gòu)低的彈性模數(shù)的結(jié)構(gòu)。
本發(fā)明的組織支架100提供所欲的機(jī)械及化學(xué)特性，結(jié)合孔隙形態(tài)以促進(jìn)骨傳導(dǎo)性?？紫?20網(wǎng)絡(luò)為天然的互連的孔隙度，其是由模擬天然骨的結(jié)構(gòu)中的互相纏繞的、不織纖維材料之間的孔隙所形成。此外，使用本文所描述的方法，可控制及最佳化孔隙尺寸，以在支架100及再生骨內(nèi)增進(jìn)血液及體液的流動(dòng)。舉例言之，孔隙尺寸及孔隙尺寸分布可通過選擇在形成支架100期間揮發(fā)的孔隙形成劑及有機(jī)黏結(jié)劑而控制?？紫冻叽缂翱紫冻叽绶植伎捎煽紫缎纬蓜┑念w粒尺寸及顆粒尺寸分布而決定，包含單波型(single mode)孔隙尺寸、雙波型(bi-modal)孔隙尺寸分布、及/或多波型(multi-modal)孔隙尺寸分布。支架 100的孔隙度可為40%至約85%。在一實(shí)施方案中，一旦植入活體組織，在此范圍內(nèi)的孔隙度可促進(jìn)再生組織的骨誘導(dǎo)性的過程，且展現(xiàn)荷重承載強(qiáng)度。
支架100是使用纖維作為原材料而制造。所述纖維可由一生物惰 性材料所組成。 本文中所用的「纖維」こ詞是用以描述連續(xù)性或不連續(xù)性的線、細(xì)絲、桿或晶須，具有大于ー 的長(zhǎng)寬比，且是通過拉線(wire-drawing)或纖維-形成過程(如拉制、紡制、吹制、或其他典型用于形成纖維材料的類似過程)所形成。生物惰性線或纖維可由可形成線或纖維形式的生物惰性組合物而制造，如生物惰性材料如鉭、鈦、不銹鋼、或這些材料的合金、或氧化鋁、 或其他生物惰性氧化物?？赏ㄟ^傳統(tǒng)金屬拉線方法(包括多次及/或連續(xù)拉制，以降低線直徑至所欲的纖維直徑，并切割或裁切長(zhǎng)度)形成含有鈦及鈦合金的生物惰性材料。所述纖維可由生物惰性組合物的前驅(qū)物而制造，其可在形成三維基質(zhì)110時(shí)形成一生物惰性組合物，而形成支架100?？墒褂蒙锒栊岳w維組合物制造兼具荷重承載、骨傳導(dǎo)性、及/或骨刺激性的支架100再參照?qǐng)D1A，在三維基質(zhì)110內(nèi)的孔隙120網(wǎng)絡(luò)具有一獨(dú)特結(jié)構(gòu)，其具有尤其有利于骨組織的向內(nèi)生長(zhǎng)而作為支架100的性質(zhì)?？紫犊臻g120的特性可通過選擇揮發(fā)性組分而控制，如以下所述?？紫冻叽缂翱紫冻叽绶植紴榭紫?20網(wǎng)絡(luò)的重要特性，其可經(jīng)指定及控制，從而通過選擇具有特定顆粒尺寸及分布的揮發(fā)性組分而預(yù)定，以提供骨傳導(dǎo)性的結(jié)構(gòu)， 同時(shí)維持用于荷重承載應(yīng)用的強(qiáng)度。此外，相較于現(xiàn)有技術(shù)材料，孔隙120網(wǎng)絡(luò)展現(xiàn)改進(jìn)的互連性，具有因黏結(jié)劑及孔隙形成劑造成的纖維位置所導(dǎo)致的在孔隙之間大的相對(duì)喉孔尺寸(throat sizes),進(jìn)一步增進(jìn)本發(fā)明的組織支架100的骨傳導(dǎo)性?？紫?20網(wǎng)絡(luò)是由纖維材料的天然的堆積密度所造成的空間、以及在形成支架100期間與纖維混合的揮發(fā)性組分所造成的纖維的位移所造成的空間而產(chǎn)生的。如以下進(jìn)一步描述，形成三維基質(zhì)110的生物惰性材料是以熔合及連結(jié)重疊且互相纏繞的纖維而制造的。參照?qǐng)D1B，在高放大倍率下顯示本發(fā)明的一實(shí)施方案的連結(jié)且重疊互相纏繞的纖維的分解圖。纖維Iio使用連結(jié)劑115而熔合且連結(jié)至重疊纖維110。連結(jié)劑115可補(bǔ)充并加強(qiáng)創(chuàng)造組織支架100的三維基質(zhì)的纖維與纖維間的連結(jié)。纖維及連結(jié)劑為非揮發(fā)性組分，是通過形成一具有揮發(fā)性組分的均質(zhì)混合物(如黏結(jié)劑及孔隙形成劑，例如包含有機(jī)材料)而預(yù)置(prepositioned)，以預(yù)定在孔隙間所得孔隙尺寸、孔隙分布、及喉孔尺寸。此外， 揮發(fā)性組分通過增加孔隙間的喉孔尺寸而有效地增加孔隙互連的數(shù)量，使得孔隙連接成多孔隙。松散纖維在混合物中去結(jié)塊及分散，得到纖維材料在揮發(fā)性有機(jī)材料內(nèi)呈重疊及互相纏繞關(guān)系的相對(duì)位置。在去除揮發(fā)性組分、且熔合及連結(jié)纖維以形成三維基質(zhì)110時(shí)，孔隙120網(wǎng)絡(luò)是由經(jīng)揮發(fā)性組分所占的空間所產(chǎn)生。本發(fā)明的支架的一目的為促進(jìn)原位(in situ)組織生成，作為活體組織內(nèi)的植入物。有許多關(guān)于用于骨組織修復(fù)的理想支架的標(biāo)準(zhǔn)，一個(gè)重要特性為一高度互連的多孔性網(wǎng)絡(luò)，兼具足以進(jìn)行細(xì)胞遷移、液體交換及最終的組織的向內(nèi)生長(zhǎng)及血管新生(例如，血管的滲透)的大小的孔隙尺寸及孔隙互連。本發(fā)明的組織支架100為一具有孔隙尺寸及孔隙互連性的多孔性結(jié)構(gòu)，其特別適用于骨組織的向內(nèi)生長(zhǎng)?？紫?20網(wǎng)絡(luò)具有可通過選擇用以制造組織支架100的揮發(fā)性組分而控制的孔隙尺寸，以提供至少100微米的平均孔隙尺寸。組織支架100的實(shí)施方案具有約50微米至約600微米的平均孔隙尺寸，或者，約100 微米至約500微米的平均孔隙尺寸。所述揮發(fā)性組分(包含有機(jī)黏結(jié)劑及孔隙形成劑(形成孔隙))、及由一孔隙延伸至至少一相鄰的孔隙的互相纏繞的纖維(取決于纖維因揮發(fā)性組分而預(yù)定的位置)，確保在三維基質(zhì)內(nèi)具有大的孔隙喉孔尺寸的高程度的互連性。具有通過活體外(in vitro)分析而測(cè)定的雙波型或多波型的孔隙尺寸分布是理想的。可通過選擇展現(xiàn)相似的多波型顆 粒尺寸分布的孔隙形成劑材料而提供多波型的孔隙尺寸分布。同樣的， 混合的各種特性(例如厚度或直徑、長(zhǎng)度、或截面形狀)的纖維材料會(huì)影響孔隙的尺寸及尺寸分布。參照?qǐng)D2，顯示形成組織支架100的方法200的實(shí)施方案。一般而言，松散纖維210 是與黏結(jié)劑230及液體250混合，形成一塑性可模塑材料，其接著經(jīng)固化以形成組織支架 100。固化步驟280選擇性的去除混合物的揮發(fā)性成分，留下開放且互連的孔隙空間120，及將纖維210有效地熔合與連結(jié)成剛性三維基質(zhì)110。松散纖維210可以一松散形式，或細(xì)碎纖維而提供。纖維210的直徑可為約3微米至約500微米，且典型為約25微米至約200微米。這類纖維210通常生產(chǎn)為具有相對(duì)窄的且經(jīng)控制的纖維直徑的分布，且可使用一給定直徑的纖維、或具有一纖維直徑范圍的纖維的混合物。纖維210的直徑會(huì)影響所得多孔性結(jié)構(gòu)的孔隙尺寸及孔隙尺寸分布、以及三維基質(zhì)110的尺寸及厚度，這不僅會(huì)影響支架100的骨傳導(dǎo)性，也會(huì)影響其所得強(qiáng)度特性， 包含壓縮強(qiáng)度及彈性模數(shù)。纖維210通常經(jīng)切割或裁切長(zhǎng)度。纖維長(zhǎng)度可為纖維直徑的約 3至約1000倍，且通常為纖維直徑的約20至50倍。當(dāng)黏結(jié)劑230及液體250與纖維210混合時(shí)，產(chǎn)生一塑性可成形的批料混合物，其使纖維210均勻地分散在批料中，且提供生胚強(qiáng)度，以使批料材料在后續(xù)的形成步驟270 中形成所欲的形狀?？墒褂糜袡C(jī)黏結(jié)劑材料作為黏結(jié)劑230，如甲基纖維素、羥丙基甲基纖維素(HPMC)、こ基纖維素、及前述的組合。黏結(jié)劑230可包含例如以下材料聚こ烯、聚丙烯、聚丁烯、聚苯こ烯、聚こ烯こ酯、聚酯、等規(guī)聚丙烯(isotactic polypropylene)、無規(guī)聚丙烯(atactic polypropylene)、聚砜、聚甲醒聚合物、聚甲基丙烯酸甲酯、富馬-卻共聚物 (fumaron-indane copolymer)、こ烯醋酸こ烯共聚物、苯こ烯-丁ニ烯共聚物、壓克カ橡膠、 聚こ烯縮丁醛、離子鍵樹脂、環(huán)氧樹脂、尼龍、酚甲醛、苯酚糠醛、石蠟、蠟乳液、微晶蠟、纖維素、糊精、氯化烴類、精煉藻酸鹽(refined alginates)、淀粉、明膠、木質(zhì)素、橡膠、丙烯酸樹月旨、浙青、酪蛋白、樹膠(gum)、白蛋白、蛋白質(zhì)、こニ醇、羥こ基纖維素、羧甲基纖維素鈉、聚 こ烯醇、聚こ烯吡咯烷酮、聚環(huán)氧こ烷、聚丙烯酰胺、聚醚酰亞胺、洋菜、洋菜糖、糖蜜、糊精、 淀粉、木素磺酸鹽、木質(zhì)素液、海藻酸鈉、阿拉伯樹膠、黃原樹膠、樹膠黃蓍、刺梧桐樹膠、刺槐豆樹膠、愛爾蘭苔蘚、核菌多醣(scleroglucan)、丙烯酸、及陽離子半乳甘露聚糖、或前述的混合。雖然以上已列示數(shù)種黏結(jié)劑230，應(yīng)理解亦可使用其他黏結(jié)劑。黏結(jié)劑230提供塑性批料材料所欲的流變性，以形成所欲的物件，并在所述物件形成時(shí)維持纖維210在混合物中的相對(duì)位置，同時(shí)保持對(duì)生物惰性材料的惰性。黏結(jié)劑230的物理性質(zhì)會(huì)影響支架 100的孔隙空間120的孔隙尺寸及孔隙尺寸分布。優(yōu)選地，黏結(jié)劑230可熱崩解(thermal disintegration),或選擇性的溶解,而不沖擊生物惰性組分(包含纖維210)的化學(xué)組成。
視需要添加流體250，以使塑性批料材料達(dá)到所欲的流變性，使所述塑性批料材料在后續(xù)的形成步驟270中形成所欲的物件。通常使用水，雖然亦可使用各種種類的溶剤?？稍诨旌喜襟E260期間進(jìn)行流變測(cè)量，以在形成步驟270前評(píng)估混合物的可塑性及凝聚強(qiáng)度 !,cohesive strength)。
孔隙形成劑240可包含于混合物中，以增加支架100的孔隙空間120?？紫缎纬蓜榉欠磻?yīng)性材料，其在混合步驟260及形成步驟270期間在塑性批料材料中占有體積。當(dāng)使用孔隙形成劑240吋，孔隙形成劑240的顆粒尺寸及尺寸分布影響所得支架100的孔隙空間120的孔隙尺寸及孔隙尺寸分布。顆粒尺寸通常為約25微米至小于約450微米或更大，或者，孔隙形成劑的顆粒尺寸可為纖維210直徑的函數(shù)，纖維210直徑的約0 . I倍至約 100倍?？紫缎纬蓜?40必須可易于在固化步驟280期間移除，而不會(huì)明顯破壞圍繞的纖維 210的相對(duì)位置。在本發(fā)明的一實(shí)施方案中，可通過在固化步驟280期間于上升的溫度下的高溫裂解或熱分解，或揮發(fā)而去除孔隙形成劑240。舉例言之，微蠟乳液、酚醛樹脂顆粒、面粉、淀粉、或碳粒子可包含于混合物中作為孔隙形成劑240。其他孔隙形成劑240可包含炭黒、活性炭、石墨片、合成石墨、木粉、改質(zhì)淀粉、纖維素、椰子殼莢、乳膠球、鳥餌、鋸屑、可高溫裂解的聚合物、聚(甲基丙烯酸烷酷)、聚甲基丙烯酸甲酷、聚甲基丙烯酸こ酷、聚甲基丙烯酸正丁酷、聚醚、聚四氫呋喃、聚(1，3-ニ氧戊環(huán))、聚環(huán)氧烷、聚環(huán)氧こ烷、聚環(huán)氧丙烷、甲基丙烯酸酯共聚物、聚異丁烯、聚碳酸三亞甲酷、聚こ烯草酸、聚￠-丙內(nèi)酷、聚S-戊內(nèi)酷、 聚碳酸伸こ酷、聚碳酸伸丙酷、こ烯基甲苯/ a -甲基苯こ烯共聚物，苯こ烯/ a -甲基苯こ 烯共聚物、及烯烴ニ氧化硫共聚物。一般而言，孔隙形成劑240可定義為有機(jī)物或無機(jī)物， 相較于無機(jī)物，有機(jī)物通常在較低的溫度燒除。雖然以上列示數(shù)種孔隙形成劑240，應(yīng)理解可使用其他孔隙形成劑240。然而孔隙形成劑240不須為完全生物可相容的，因?yàn)槠湓诩庸て陂g會(huì)自支架100去除。
連結(jié)劑220可視需要包含在混合物中，以促進(jìn)所得支架100的連結(jié)形成及性能。連結(jié)劑220可包含與松散纖維210相同組成的以粉末為基質(zhì)的材料，或可包含不同組成的以粉末為基質(zhì)的材料。如以下進(jìn)一步的詳細(xì)敘述，以連結(jié)劑220為基質(zhì)的添加物通過在相鄰的及交叉的纖維210之間形成連結(jié)而增進(jìn)形成三維基質(zhì)110的互相纏繞的纖維210的連結(jié)強(qiáng)度。連結(jié)劑220可為生物惰性金屬、玻璃、玻璃-陶瓷、陶瓷、或前述的前驅(qū)物。在一本發(fā)明的實(shí)施方案中，連結(jié)劑220為磷酸鈣。在一可供選擇的實(shí)施方案中，連結(jié)劑220為β-磷酸三鈣。在又一可供選擇的實(shí)施方案中，連結(jié)劑220為氫氧磷灰石。個(gè)別材料的相對(duì)量(包含松散纖維210、黏結(jié)劑230、及液體250)是取決于組織支架100中所欲的整體孔隙度。舉例言之，提供孔隙度為約60%的支架100，以混合物的體積計(jì)，其非揮發(fā)性組分275 (如纖維210)的量為約40%。以混合物的體積計(jì)，揮發(fā)性組分285 (如黏結(jié)劑230及液體250)的相對(duì)量為約60%，其中黏結(jié)劑與液體的相對(duì)量是取決于混合物所欲的流變性。此外，調(diào)整揮發(fā)性組分285的量以包含揮發(fā)性孔隙形成劑240，以產(chǎn)生具有由孔隙形成劑240所增加的孔隙度的支架100。相似地，可調(diào)整非揮發(fā)性組分275的量以包含非揮發(fā)性連結(jié)劑220，以產(chǎn)生具有因連結(jié)劑220所增加的強(qiáng)度的支架100。由于材料密度會(huì)因在固化步驟280期間的組分的反應(yīng)而變化，故可理解非揮發(fā)性組分275及揮發(fā)性組分 285的相對(duì)量以及所得支架100的孔隙度將會(huì)改變。以下提供特定實(shí)施例。在混合步驟260中，纖維210、黏結(jié)劑230、液體250、孔隙形成劑240、及/或連結(jié)劑220 (若包含)是混合成一塑性可變形且均勻的混合物的均質(zhì)團(tuán)料。混合步驟260可包含干燥混合、濕混合、剪切混合、及揉合，其必須可均勻地將材料分散成一均質(zhì)團(tuán)料，且供給所需的剪切力以剪斷與分散或去結(jié)塊(de-agglomerate)纖維210與非纖維材料。這種混合過程的混合、剪切、及揉合的程度及持續(xù)的時(shí)間是取決于所選擇的纖維210及非纖維材料， 隨在混合步驟260期間所選用的混合設(shè)備的種類而定，以得到材料均勻且一致分散于混合物內(nèi)、所述混合物具有所欲的流變性質(zhì)，以在后續(xù)的形成步驟270形成所述物件。可使用工業(yè)混合設(shè)備進(jìn)行混合，例如批料混合機(jī)、剪切混合機(jī)、及/或揉捏機(jī)。 形成步驟270使混合步驟260的混合物形成可成為組織支架100的物件。形成步驟270可包含擠制、滾卷、壓力澆鑄、或塑形為幾乎任何所欲的外形，以提供一大致的成形物件，其可在固化步驟280中固化，以提供支架100。由于所述物件在固化步驟280期間可預(yù)期的收縮，可理解支架100的最終尺寸可與形成步驟270中的形成物件不同，因此可能需要進(jìn)一步的機(jī)械加工及最終塑形，以符合特定的尺寸需求。一例示性的實(shí)施方案提供機(jī)械及活體外與活體內(nèi)試驗(yàn)的樣本，形成步驟270使用一活塞式擠制機(jī)將混合物推動(dòng)通過一圓形模具，將混合物擠制成圓柱狀桿。接著在固化步驟280中將所述物件固化成組織支架100，如進(jìn)一步參照?qǐng)D3的描述。在圖3所述的一實(shí)施方案中，固化步驟280可依序進(jìn)行以下三階段干燥步驟310 ;揮發(fā)性組分去除步驟320 ;及連結(jié)形成步驟330。在第一階段的干燥310，通過使用略為升高的溫度且具有或不具有強(qiáng)制對(duì)流(forced convection)的熱以逐漸去除液體，而干燥所述形成物件?？墒褂酶鞣N方法加熱所述物件，包含但不限于熱空氣對(duì)流加熱、真空冷凍干燥、溶劑萃取、微波、或電磁/無線電頻率(RF)干燥方法。在形成物件內(nèi)的液體優(yōu)選為不要太快速的去除，以避免因收縮而造成的干燥裂縫。典型地，對(duì)于以水為基質(zhì)的系統(tǒng)，可在形成物件曝露于約90°C至約150°C約一小時(shí)而干燥，然而確切的干燥時(shí)間可因物件的尺寸及形狀而變化，愈大、愈重的物件則需要愈長(zhǎng)的干燥時(shí)間。在微波或RF能量干燥的情況中，液體本身、及/或物件的其他組分吸附輻射能，以更均勻地在整體材料中產(chǎn)生熱。在干燥步驟310 期間，取決于選用的作為揮發(fā)性組分的材料，黏結(jié)劑230可凍凝(congeal)或凍膠(gel)，以提供較大的生胚強(qiáng)度，提供物件在后續(xù)處理中所需的剛度及強(qiáng)度。
一旦所述物件通過干燥步驟310而干燥，或?qū)嵸|(zhì)不含液體組分250后，進(jìn)行固化步驟280的下ー個(gè)階段，揮發(fā)性組分去除步驟320。此階段自物件去除揮發(fā)性組分(例如，黏結(jié)劑230及孔隙形成劑240)，僅留下非揮發(fā)性組分，其形成組織支架100的三維基質(zhì)110。 可例如通過高溫裂解、熱分解、或溶劑萃取去除揮發(fā)性組分。當(dāng)揮發(fā)性組分285經(jīng)選擇以使揮發(fā)性組分去除步驟320可依序去除所述組分，揮發(fā)性組分去除步驟320可進(jìn)ー步分成一連續(xù)的組分去除步驟，如黏結(jié)劑燒除步驟340，接著為孔隙形成劑去除步驟350。舉例言之， 使用HPMC作為黏結(jié)劑230可在約300°C下熱分解。在氧氣存在時(shí)加熱至約600°C可將石墨孔隙形成劑220氧化成ニ氧化碳。相似地，當(dāng)使用面粉或淀粉作為孔隙形成劑220時(shí)，可在約300°C至約600°C的溫度下熱分解。因此，由HPMC的黏結(jié)劑230及石墨顆粒的孔隙形成劑220所組成的形成物件可在揮發(fā)性組分去除步驟320中加工，通過使所述物件進(jìn)行ニ 步驟的燃燒程序而去除黏結(jié)劑230，并接著去除孔隙形成劑220。在此實(shí)施例中，黏結(jié)劑燒除步驟340可在至少約300°C但低于600°C的溫度下進(jìn)行一段時(shí)間?？山又鴮囟燃訜嶂林辽偌s600°C的溫度，在包含氧的加熱室中進(jìn)行孔隙形成劑去除步驟350。提供此熱連續(xù)的 (thermally-sequenced)揮發(fā)性組分去除步驟320以控制揮發(fā)性組分285的去除,并維持在形成物件中的非揮發(fā)性組分275的相對(duì)位置。
圖4描繪ー在揮發(fā)性組分去除步驟320之前的形成物件的各種組分的示意圖。纖維210在黏結(jié)劑230及孔隙形成劑240的混合物內(nèi)互相纏繞。連結(jié)劑220可視需要進(jìn)ー步分散于混合物中。圖5描繪ー在揮發(fā)性組分去除步驟320完成后的形成物件的示意圖。纖維210維持其相對(duì)位置，如同由纖維210與揮發(fā)性組分285的混合物去除揮發(fā)性組分285 時(shí)所決定的相對(duì)位置。當(dāng)完成揮發(fā)性組分285的去除時(shí)，物件的機(jī)械強(qiáng)度可能相當(dāng)脆弱，應(yīng)小心處理此階段的物件。在一實(shí)施方案中，固化步驟280的每ー階段皆在相同的烤爐或窯中進(jìn)行。在一實(shí)施方案中，提供一處理盤，可在所述處理盤 上加工所述物件，以減少處理的損害。
圖6描繪ー在完成固化步驟280的最后步驟、連結(jié)形成330后的形成物件的示意圖。孔隙空間120是在去除的黏結(jié)劑230及孔隙形成劑240的位置而創(chuàng)造的，且纖維210 經(jīng)熔合及連結(jié)成三維基質(zhì)110。揮發(fā)性組分285的特性(包含孔隙形成劑240的尺寸、及/ 或孔隙形成劑240的顆粒尺寸的分布、及/或黏結(jié)劑230的相對(duì)量)綜合起來以決定所得組織支架100的孔隙尺寸、孔隙尺寸分布、及孔隙互連性。連結(jié)劑220及在三維基質(zhì)110的重疊節(jié)點(diǎn)610及相鄰的節(jié)點(diǎn)620形成的連結(jié)提供所得三維基質(zhì)110結(jié)構(gòu)完整性。
往回參照?qǐng)D3，連結(jié)形成步驟330將非揮發(fā)性組分275 (包含松散纖維210)轉(zhuǎn)換為組織支架100的剛性三維基質(zhì)110，同時(shí)維持由去除揮發(fā)性組分275所創(chuàng)造的孔隙空間 120。連結(jié)形成步驟330將非揮發(fā)性組分275在使松散纖維210連結(jié)至相鄰及重疊的纖維 210的環(huán)境中加熱，并維持足以形成連結(jié)的時(shí)間，且不會(huì)熔化纖維210而破壞非揮發(fā)性組分 275的相對(duì)位置。連結(jié)形成環(huán)境及其持續(xù)時(shí)間是取決于包含松散纖維210的非揮發(fā)性組分 275的化學(xué)組成。舉例言之，若使用以鈦或鈦合金為基質(zhì)的纖維作微松散纖維210，可在一真空爐中于10_3托及約1，200°C的溫度下進(jìn)行連結(jié)形成步驟330。若使用氧化鋁纖維作為松散纖維210，可在一靜態(tài)或經(jīng)空氣清洗的窯中于大氣壓力及約1，200° C至約1，600° C的溫度下進(jìn)行連結(jié)形成步驟330。其他可用以作為松散纖維210的材料可加熱至使在纖維結(jié)構(gòu)的交叉及重疊的節(jié)點(diǎn)發(fā)生固態(tài)質(zhì)量轉(zhuǎn)移的溫度，或發(fā)生液態(tài)連結(jié)的溫度，取決于非揮發(fā)性材料的組成、有助于此連結(jié)的形成的環(huán)境，包含但不限于如空氣、氮?dú)狻鍤?、或其他惰性氣體、及真空環(huán)境。在連結(jié)形成步驟330中，將形成物件加熱至連結(jié)形成溫度，以在纖維結(jié)構(gòu)的重疊節(jié)點(diǎn)610及相鄰的結(jié)點(diǎn)620形成連結(jié)。若使用連結(jié)劑220，則通過非常接近纖維210的連結(jié)劑220的反應(yīng)，與纖維210反應(yīng)形成一連結(jié)，而在所述纖維結(jié)構(gòu)的重疊節(jié)點(diǎn)610及相鄰的結(jié)點(diǎn)620形成所述連結(jié)。在連結(jié)形成步驟330中，纖維210的材料可參與和連結(jié)劑220的化學(xué)反應(yīng)，或纖維210在連結(jié)劑220的反應(yīng)中保持惰性。此外，松散纖維210可為纖維組合物的混合物，其中一部分或全部纖維210參與形成連結(jié)的反應(yīng)，以創(chuàng)造三維基質(zhì)110。連結(jié)形成步驟330的持續(xù)時(shí)間是取決于在連結(jié)形成步驟330期間的溫度輪廓 (temperature profile),其中纖維210的連結(jié)形成溫度下的時(shí)間是限于相對(duì)短的持續(xù)時(shí)間，以使非揮發(fā)性組分275 (包含松散纖維210)的相對(duì)位置不會(huì)受到顯著的改變。形成物件中的孔隙尺寸、孔隙尺寸分布、及孔隙間的互連性是由揮發(fā)性組分285的松散纖維210的相對(duì)位置決定。當(dāng)形成物件的揮發(fā)性組分285可能因達(dá)到連結(jié)形成溫度而燒除，纖維210 及非揮發(fā)性組分275的相對(duì)位置不會(huì)受到顯著的改變。形成物件可能在連結(jié)形成步驟330 期間受到輕微或少部分致密化，但可維持孔隙尺寸及孔隙尺寸及分布的控制，因此可通過選擇顆粒尺寸稍微過大的孔隙形成劑240或調(diào)整揮發(fā)性組分285的相對(duì)量，以因應(yīng)預(yù)期的致密化。
在形成三維基質(zhì)110的互相纏繞的纖維的重疊的及相鄰的節(jié)點(diǎn)之間所形成的連結(jié)可為經(jīng)燒結(jié)的連結(jié)，其具有實(shí)質(zhì)上與松散纖維210的組成相同的組成。所述連結(jié)亦可為松散纖維210與連結(jié)劑220之間反應(yīng)的結(jié)果，形成具有一實(shí)質(zhì)上與松散纖維210的組成相同或不同的組成的連結(jié)相。由于對(duì)于用作醫(yī)藥裝置或植入物材料的許可的控制需求，使用經(jīng)許可的、不會(huì)因裝置制造方法及過程而顯著改變的材料組合物作為原材料是理想的。或者，使用一經(jīng)許可的材料組合物的前驅(qū)物、其在裝置制造方法及過程中形成所欲的組合物， 作為原材料也是理想的。本發(fā)明提供的組織支架裝置，其可使用多種醫(yī)藥上許可的材料而制造，或制造成一醫(yī)藥上許可的材料組合物。由于能夠通過具體指定非揮發(fā)性組分275及揮發(fā)性組分285的特性來控制孔隙形貌，本發(fā)明的組織支架100展現(xiàn)經(jīng)控制的孔隙互連性。舉例言之，纖維長(zhǎng)度分布可展現(xiàn)大于孔隙形成劑直徑的模式，以增進(jìn)孔隙互連性，其中展現(xiàn)此模式的纖維將由一孔隙延伸至另一孔隙，具有相鄰的纖維之間的空間創(chuàng)造孔隙互連性。此外，小于孔隙形成劑顆粒尺寸的纖維直徑可確保孔隙形成劑顆粒的緊密堆積，以提供改進(jìn)的孔隙互連性?？赏ㄟ^操縱制造方法200中的各種參數(shù)、及/或通過操縱原材料(包括非揮發(fā)性組分275及揮發(fā)性組分285)的各種參數(shù)及特性，針對(duì)特定應(yīng)用控制并調(diào)整或最佳化組織支架 100的機(jī)械性質(zhì)。舉例言之，在荷重承載應(yīng)用中，可以此處所描述的各種方式最佳化及控制組織支架100的彈性模數(shù)。組織支架在荷重承載應(yīng)用中優(yōu)選為在一大面積上均勻地分布荷重，以使應(yīng)力連續(xù)地傳送至周圍的組織，以促進(jìn)健康的骨形成遍布介面。組織支架主要影響支架傳送連續(xù)應(yīng)力的效率的機(jī)械特性為彈性模數(shù)。當(dāng)組織支架的彈性模數(shù)非常符合周圍組織的彈性模數(shù)時(shí)，應(yīng)カ通過支架傳送至周圍的組織，刺激健康新組織的生長(zhǎng)。若支架的彈性模數(shù)相對(duì)大于周圍組織的弾性模數(shù)時(shí)，生長(zhǎng)進(jìn)入支架的再生的組織會(huì)有效地屏蔽應(yīng)力，導(dǎo)致ー根據(jù)沃爾夫定律(骨通過減少其質(zhì)量(不論通過變得更多孔性或變得較薄)而使其自身適應(yīng)應(yīng)力降低)的稱為骨再吸收的干擾現(xiàn)象。若支架的弾性模數(shù)極度地小于周圍組織的弾性模數(shù)時(shí)，應(yīng)力無法有效地傳送至周圍組織而不使支架變形及施加過度的應(yīng)カ及應(yīng)變至新生長(zhǎng)的組織上。
本發(fā)明的方法及裝置允許通過針對(duì)ー給定的材料組合物控制各種因素制造符合理想的彈性模數(shù)。一般而言，纖維210特性的變化、揮發(fā)性組分285的特性的變化、連結(jié)劑 220特性的變化、及固化步驟280的環(huán)境的控制，可造成所得支架100的強(qiáng)度、孔隙度及弾性模數(shù)的最佳化。
纖維特性(包括組成、直徑、長(zhǎng)度)直接影響支架的強(qiáng)度及可撓性。由纖維材料的固有的物理特性(例如抗拉強(qiáng)度及彈性模數(shù))引起的組成影響包括例如材料的晶粒邊界及脆性。纖維的直徑可影響所得支架的強(qiáng)度及可撓性，其中較粗的纖維傾向更堅(jiān)固及更堅(jiān)硬。 較長(zhǎng)的纖維可提供増加的可撓性。此外，纖維的直徑及長(zhǎng)度，個(gè)別或共同地直接影響纖維材料的天然堆積密度。纖維的天然堆積密度愈大，所得支架中的纖維與纖維間的連接可能愈多。當(dāng)纖維與纖維間的連接增加，支架的強(qiáng)度及模數(shù)通常會(huì)増加。
連結(jié)劑220，當(dāng)使用時(shí)，會(huì)影響所得支架的強(qiáng)度及可撓性。連結(jié)劑220可增加在基質(zhì)中的纖維與纖維間的連接的數(shù)目，從而增加所得的強(qiáng)度并改變彈性模數(shù)。此外，連結(jié)劑 220的相對(duì)量將會(huì)増加非揮發(fā)性組分相對(duì)于揮發(fā)性組分的量，這會(huì)影響孔隙度。一般而言， 高孔隙度(在所有其他條件相同下)將導(dǎo)致強(qiáng)度降低。連結(jié)劑220的組成將影響所得支架的強(qiáng)度及可撓性，其中固有的物理特性(例如抗拉與壓縮強(qiáng)度及彈性模數(shù))會(huì)加諸至所得支架。連結(jié)劑220的顆粒尺寸可影響強(qiáng)度及模數(shù)，其中較大的顆粒具有坐落在纖維的交叉點(diǎn)的傾向，造成更多可橋接相鄰的纖維并將其接合至經(jīng)連結(jié)的基質(zhì)的材料。較小的顆粒具有在連結(jié)劑燒除時(shí)維持在相同的相對(duì)位置的傾向，以使其黏附在纖維的表面，以改變纖維的化學(xué)及物理性質(zhì)。此外，較小的顆粒及 /或較小相對(duì)量的連結(jié)劑220會(huì)導(dǎo)致較少的纖維與纖維間的連結(jié)，這將降低所得支架的強(qiáng)度并降低其彈性模數(shù)。
揮發(fā)性組分的特性會(huì)影響所得支架的強(qiáng)度及可撓性?？紫缎纬蓜┛煽刂普麄€(gè)支架的互連的孔隙的尺寸及分布，如以上所詳述。至于對(duì)支架100的機(jī)械性質(zhì)的影響，所有其他條件保持相同時(shí)，揮發(fā)性組分的量的増加(包括増加的孔隙形成劑的相對(duì)量)會(huì)影響支架的強(qiáng)度及降低其彈性模數(shù)。此外，存在具有與纖維直徑及纖維長(zhǎng)度相關(guān)的變數(shù)、與纖維材料的天然堆積密度有關(guān)的第二互相作用。當(dāng)揮發(fā)性組分與非揮發(fā)性組分混合時(shí)，可増加纖維的捆扎，其中二或更多纖維長(zhǎng)段將實(shí)質(zhì)上與其他纖維相鄰排列，并沿著纖維長(zhǎng)度連結(jié)在一起， 有效地增加形成支架的基質(zhì)的「支柱」的截面積。以此方式捆扎的纖維的區(qū)域?qū)⒂行У赜绊懼Ъ?00的強(qiáng)度及彈性模數(shù)。
在形成支架100的方法200期間所選擇的加工參數(shù)可影響支架的機(jī)械性質(zhì)。舉例言之，固化步驟280環(huán)境參數(shù)包括加熱速率、加熱溫度、固化時(shí)間、及加熱環(huán)境，例如真空、 惰性氣體(氮?dú)?、氬氣?、成形氣體(還原環(huán)境)或空氣。各項(xiàng)或各項(xiàng)的組合皆可影響整個(gè)支架的纖維與纖維間的連結(jié)的數(shù)量及相對(duì)強(qiáng)度。用于控制及最佳化支架100的孔隙度/強(qiáng)度關(guān)系及彈性模數(shù)的其他因素包括原材料的特定特性，結(jié)合某些制造加工200步驟，這會(huì)影響纖維的整體排列?？烧{(diào)整混合步驟 260及形成步驟270以提供一纖維實(shí)質(zhì)上排列在一方向上的成形物件。舉例言之，使用形成步驟270中的擠制加工會(huì)影響混合物的纖維在擠制的方向上的整體排列。所得支架100的物理特性可展現(xiàn)一彈性模數(shù)(其為所述裝置的方向的一函數(shù))，其中在擠制方向上的壓縮強(qiáng)度及彈性模數(shù)會(huì)相對(duì)高，而在與擠制方向垂直的方向上較低?？墒褂眠@些變數(shù)特性設(shè)計(jì)用于熔合椎骨的脊椎植入物，以最佳化支架的荷重承載及重量分配特點(diǎn)，以確保健康組織的生長(zhǎng)。纖維定位在某些進(jìn)入支架的血管生長(zhǎng)是必須的應(yīng)用中是理想的。經(jīng)定位的纖維會(huì)誘發(fā)展現(xiàn)優(yōu)選與纖維平行的方向的孔隙形態(tài)。在一應(yīng)用中，支架100熔合骨組織，在鄰接的骨之間聯(lián)系的血管生長(zhǎng)可有效地通過本發(fā)明的支架而橋接。此外，可進(jìn)行上述參數(shù)的任一變化或任一組合變化以達(dá)到最佳化或所欲的強(qiáng)度及彈性模數(shù)、孔隙度、及孔隙尺寸分布，用于預(yù)期的應(yīng)用。此外，可調(diào)整強(qiáng)度、彈性模數(shù)、孔隙度及孔隙尺寸分布、及其他機(jī)械及物理性質(zhì)，用于其他應(yīng)用，不限于此處所述的例子。圖7描繪由根據(jù)本發(fā)明的二例示性支架的壓縮測(cè)試所得的應(yīng)力-應(yīng)變曲線720，其證實(shí)通過在制造期間添加連結(jié)劑而改變支架的強(qiáng)度及彈性模數(shù)的效果。二樣品皆以上述方法200制造，使用平均直徑為約63微米的鈦6A14V合金纖維。第一樣品是通過混合3克切割成O. 045英吋長(zhǎng)度的纖維與I克切割成O. 010英吋長(zhǎng)度的纖維、O. 25克作為有機(jī)黏結(jié)劑的HPMC、及I克顆粒尺寸為約100微米作為孔隙形成劑的PMMA、及視需要調(diào)整的約I. 5克的去離子水，以提供一塑性可成形混合物。將所述混合物擠制成直徑10毫米的桿并于一對(duì)流烤爐中干燥。燒除揮發(fā)性組分并接著將支架在1， 400 C于O. 3托真空下熱處理二小時(shí)， 以形成一孔隙度為70%的支架。第二樣品是以一相同的方式制造，改變僅在于添加O. 25克顆粒尺寸小于325微米的作為連結(jié)劑220的鈦粉末，所得孔隙度為67%。參照?qǐng)D7，第一樣品730 (無連結(jié)劑)的應(yīng)力-應(yīng)變曲線展現(xiàn)第一彈性模數(shù)735及第一波峰強(qiáng)度值740。第二樣品750 (含有連結(jié)劑)展現(xiàn)一小于第一彈性模數(shù)735約65%的第二彈性模數(shù)755，及一大于第一強(qiáng)度值740約34%的第二波峰強(qiáng)度值760。圖8描繪一本發(fā)明的可供選擇的實(shí)施方案，顯示具有功能性材料705選擇性地沉積在整個(gè)支架表面的支架100。功能性材料705選擇性地沉積以在支架中提供第二功能(例如增強(qiáng)支架100的骨傳導(dǎo)性及血管質(zhì))，以避免在植入物配置期間或之后活化病理性過程； 以提供醫(yī)療試劑，包含但不限于抗生素、抗凝血?jiǎng)?、抗真菌劑、抗發(fā)炎劑、及免疫抑制劑；以提供放射性材料，其可提供用于偵測(cè)及定位所述植入物的追蹤劑及/或其他功能性強(qiáng)化的功能。圖9描繪以方法205制造經(jīng)強(qiáng)化的多孔性支架100，以在支架中提供第二功能。方法205大致與上述參照?qǐng)D2的方法200相似，惟具有以下視需要的改變。在一實(shí)施方案中， 功能性材料705可為一添加作為功能性原材料770的材料，作為與纖維210 (及視需要與連結(jié)劑220)、與含有黏結(jié)劑230及孔隙形成劑240的揮發(fā)性組分285、以及液體250混合的非揮發(fā)性組分275。所述混合物經(jīng)混合以分散所述包含分散在整個(gè)均質(zhì)混合物的功能性材料 705的材料。均質(zhì)混合物接著形成物件270并在步驟280固化成多孔性支架，如上述參照?qǐng)D 2及圖3的描述。在此實(shí)施方案中，所述固化步驟形成纖維與纖維間的連結(jié)并使功能性材料黏附至所得支架100。在一第二實(shí)施方案中，在固化步驟期間添加功能性材料705，如顯示為視需要的功能性材料注入步驟780。以此方式，功能性材料在連結(jié)形成步驟330期間注入至支架中(如以上參照?qǐng)D3的描述)。這可通過在ー經(jīng)控制的高溫環(huán)境(例如，在真空熔爐中熱處理操作)中的氣相或電漿沉積進(jìn)行。在一第三實(shí)施方案中，在后續(xù)的涂布步驟790 (在形成支架100后進(jìn)行)期間添加功能性材料705。在此實(shí)施方案中，功能性材料可通過將支架沉浸至一含有功能性材料705的溶液、化學(xué)氣相沉積功能性材料的、陰極電弧沉積功能性材料、或其他用于材料沉積的相似方法而沉積。在又一實(shí)施方案中，功能性材料可應(yīng)用在以下任何組合中視需要的功能性原材料步驟770、視需要的功能性材料注入步驟780、及后續(xù)的涂布步驟790。
本發(fā)明的組織支架可用于以下程序如截骨術(shù)(例如在髖、膝、手及下巴)；修復(fù)脊柱的結(jié)構(gòu)性失效(例如，椎間人工替代物、層板人工替代物、骶骨人工替代物、椎體人工替代物、及小面人工替代物)；骨缺陷填充物；骨折修復(fù)手術(shù)；腫瘤切除手術(shù)；髖膝人工替代物； 骨質(zhì)增大；拔牙；長(zhǎng)骨關(guān)節(jié)固定術(shù)；踝關(guān)節(jié)與足關(guān)節(jié)固定術(shù)，包含距骨下關(guān)節(jié)植入物、及固定螺絲引腳(fixation screws pins)。本發(fā)明的組織支架可用于長(zhǎng)骨,包含但不限于肋骨、鎖骨、股骨、脛骨、腿部的腓骨、肱骨、橈骨、手臂的尺骨、掌骨、手及腳的跖骨、手指及腳趾的指骨。本發(fā)明的組織支架可用于短骨，包含但不限于腕骨、跗骨、膝蓋骨、以及其他籽骨 (sesamoid bone)。本發(fā)明的組織支架可用于其他骨,包含但不限于頭骨、下頜骨、胸骨、椎骨、及骶骨。在一實(shí)施方案中，相較于傳統(tǒng)的裝置，本發(fā)明的組織支架具有高的荷重承載能力。在一實(shí)施方案中，相較于傳統(tǒng)的裝置，本發(fā)明的組織支架需要較少的植入材料。此外， 由于材料的強(qiáng)度，使用本發(fā)明的組織支架需要較少的輔助固定。以這種方式，用于植 入此裝置的手術(shù)程序侵略性較低、更容易進(jìn)行、且不需后續(xù)的手術(shù)程序去除儀器及輔助固定。
在一特定的應(yīng)用中，如以上所述而制造的本發(fā)明的組織支架可作為脊椎植入物 800，如圖10及圖11所描繪。參照?qǐng)D10及圖11，脊椎植入物800包含一具有壁820的主體810，其具有嚙合在相鄰的椎骨V之間的空間S內(nèi)的尺寸，以維持空間S。裝置800是由生物惰性纖維所形成，其可使用擠制方法而形成所欲的形狀，以形成一圓柱型狀，其可經(jīng)切割或機(jī)械加工成所欲的尺寸。壁820具有與空間S的高度H相對(duì)應(yīng)的高度h。在一實(shí)施方案中，壁820的高度h較椎間的空間S的高度H略大。壁820相鄰且介于上方嚙合表面840 與下方嚙合表面850之間，其經(jīng)組態(tài)以用于嚙合相鄰的椎骨V，如圖11所示。
在另ー特定的應(yīng)用中，本發(fā)明的如上所述而制造的組織支架可用作一截骨術(shù)楔形植入物1000，如圖12及13所描繪。參照?qǐng)D12及圖13，截骨術(shù)植入物1000通常描述為楔形，設(shè)計(jì)成符合如脛骨的解剖截面，從而提供大部分脛骨表面機(jī)械支撐。截骨術(shù)植入物是由生物惰性纖維連結(jié)及熔合至一多孔性材料而形成，其可由一經(jīng)擠制的矩形塊狀物形成，并切割或機(jī)械加工成所欲尺寸及輪廓的楔形形狀。植入物1000的近端面1010的特性為其曲線輪廓。遠(yuǎn)端面1020符合脛骨植入位置的形狀。植入物1000的厚度可在約5毫米至約20 毫米間變化，取決于病患尺寸及畸形程度。在楔形物的上方及下方表面之間的角度亦可變化。
圖13說明ー使用截骨術(shù)楔形植入物1000重新調(diào)整ー異常的棱角膝蓋的方法。在脛骨中間處產(chǎn)生一橫切ロ，且保持脛骨側(cè)面部分完整，并調(diào)整脛骨的上部分1050及下部分 1040至ー預(yù)定角度，以產(chǎn)生空間1030。將實(shí)質(zhì)上為楔形形狀的植入物1000插入空間1030， 如本文所述，利用骨再生井生長(zhǎng)進(jìn)入植入物1000，可在愈合時(shí)穩(wěn)定脛骨部位至所欲位置?？梢曅枰┯霉潭ㄒ_，以在骨再生以及愈合植入物的位置時(shí)穩(wěn)定脛骨。
一般而言，使用本發(fā)明的骨組織支架作為一骨移植物牽涉手術(shù)程序，其與使用自體移植或異體移植骨移植物的程序相似。若使用足夠材料填充及穩(wěn)定植入部位，通?？梢詤g一程序進(jìn)行骨移植。在一實(shí)施方案中，可將固定引腳插入圍繞的天然骨、及/或插入且遍布骨組織支架。骨組織支架插入所述位置并固定位置。所述區(qū)域接著閉合，且在一定的愈合及熟成過程后，骨將再生并變得扎實(shí)地熔合至植入物內(nèi)。
使用本發(fā)明的骨組織支架作為骨缺陷填充物牽涉手術(shù)過程，其可以單ー程序進(jìn)行或以修復(fù)步驟或階段的多個(gè)程序進(jìn)行。在一實(shí)施方案中，本發(fā)明的組織支架置于骨缺陷部位，并使用固定引腳或螺絲附著至骨?；蛘?，組織支架可使用支撐物而在外部固定。所述區(qū)域接著閉合，且在一定的愈合及熟成過程后，骨將再生以修復(fù)所述缺陷。
一種填充骨中缺陷的方法，包含以ー含有生物惰性纖維連結(jié)成多孔性基質(zhì)的組織支架填充骨中的空間，所述多孔性基質(zhì)的孔隙尺寸分布促進(jìn)骨組織的向內(nèi)生長(zhǎng)；以及使組織支架附著至所述骨。
一種處理截骨術(shù)的方法，包含以ー含有生物惰性纖維連結(jié)成多孔性基質(zhì)的組織支架填充骨中的空間，所述多孔性基質(zhì)的孔隙尺寸分布促進(jìn)骨組織的向內(nèi)生長(zhǎng)；以及使組織支架附著至所述骨。
一種處理椎骨的結(jié)構(gòu)性失效的方法，包含以ー含有生物惰性纖維連結(jié)成多孔性基質(zhì)的組織支架填充骨中的空間，所述多孔性基質(zhì)的孔隙尺寸分布促進(jìn)骨組織的向內(nèi)生長(zhǎng)； 以及使組織支架附著至所述骨。
一種制造一人工人造骨的人工替代物的方法，包含混合生物惰性線或纖維、黏結(jié)齊U、孔隙形成劑、及液體，以提供ー塑性可成形的批料；揉捏所述可成形的批料以分散所述生物惰性線或纖維、孔隙形成劑、及黏結(jié)劑，形成互相纏繞及重疊的纖維的可成形的批料的均質(zhì)團(tuán)料；使所述可成形的批料形成所欲的形狀，以提供成形外形；干燥所述成形外形以去除所述液體；加熱所述成形外形以去除所述黏結(jié)劑及孔隙形成劑；加熱所述成形外形至連結(jié)形成溫度，以在互相纏繞及重疊的生物惰性玻璃纖維之間形成連結(jié)。
在一實(shí)施方案中，本發(fā)明揭露使用生物惰性纖維連結(jié)成多孔性基質(zhì)，所述多孔性基質(zhì)的孔隙尺寸分布促進(jìn)骨組織的向內(nèi)生長(zhǎng)，用于處理骨缺陷。
在一實(shí)施方案中，本發(fā)明揭露使用生物惰性纖維連結(jié)成多孔性基質(zhì)，所述多孔性基質(zhì)的孔隙尺寸分布促進(jìn)骨組織的向內(nèi)生長(zhǎng)，用于處理截骨木。
在一實(shí)施方案中，本發(fā)明揭露使用生物惰性纖維連結(jié)成多孔性基質(zhì)，所述多孔性基質(zhì)的孔隙尺寸分布促進(jìn)骨組織的向內(nèi)生長(zhǎng)，用于處理脊椎柱的各種部位的結(jié)構(gòu)性失效。實(shí)施例
以下實(shí)施例是提供以進(jìn)ー步說明及有助于了解本發(fā)明。這些特定的實(shí)施例是用于例示說明本發(fā)明，而非用于限制本發(fā)明。
在第一例示性實(shí)施方案中，一支架是通過以下方法由鈦纖維所形成混合4克平均直徑為約225微米、經(jīng)裁切成長(zhǎng)度約I至3毫米、松散形式的鈦6A14V合金纖維作為非揮發(fā)性組分；0. 125克HPMC作為有機(jī)黏結(jié)劑；0. 5克顆粒尺寸為25-30微米的PMMA作為孔隙形成劑；及約I. 5克的去離子水，視需要調(diào)整以提供ー塑性可成形混合物。將混合物擠制成、直徑為10毫米的桿，并于一對(duì)流烤爐中干燥。燒除揮發(fā)性組分并接著在1，400° C下于O. 3 托真空熱處理二小時(shí)。本實(shí)施例的孔隙度經(jīng)測(cè)量為69. 1%。在第二例示性實(shí)施方案中，一支架是通過以下方法由氧化鋁纖維所形成混合50 克平均直徑為約3至5微米的氧化鋁纖維、30克氫氧磷灰石粉末及O. 8克碳酸鎂粉末作為非揮發(fā)性組分；65克平均顆粒尺寸為45微米的石墨粉末(Asbury Carbons A625石墨)作為孔隙形成劑；5克HPMC作為黏結(jié)劑；及約70克的去離子水，視需要調(diào)整以提供一塑性可成形混合物。將混合物擠制成直徑為10毫米的桿，并于一對(duì)流烤爐中干燥。在一經(jīng)空氣清洗的烤爐中燒除揮發(fā)性組分并接著在1，600°C、大氣壓力下于靜態(tài)空氣窯熱處理二小時(shí)。所得支架的組成為氧化鋁纖維與氫氧磷灰石陶瓷連結(jié)的經(jīng)連結(jié)的多孔性結(jié)構(gòu)，且本實(shí)施例的孔隙度經(jīng)測(cè)量為68%。在第三例示性實(shí)施方案中，一支架是通過以下方法由氧化鋁纖維所形成混合50 克平均直徑為約3至5微米的氧化鋁纖維、50克氫氧磷灰石粉末及O. 8克碳酸鎂粉末作為非揮發(fā)性組分；65克平均顆粒尺寸為250微米的石墨粉末(Asbury Carbons 4015石墨)作為孔隙形成劑；5克HPMC作為黏結(jié)劑；及約70克的去離子水，視需要調(diào)整以提供一塑性可成形混合物。將混合物擠制成直徑為10毫米的桿，并于一對(duì)流烤爐中干燥。在一經(jīng)空氣清洗的烤爐中燒除揮發(fā)性組分并接著在1，400°C、大氣壓力下于靜態(tài)空氣窯熱處理二小時(shí)。所得支架的組成為氧化鋁纖維與氫氧磷灰石陶瓷連結(jié)的經(jīng)連結(jié)的多孔性結(jié)構(gòu)，且本實(shí)施例的孔隙度經(jīng)測(cè)量為68%。在第四例示性實(shí)施方案中，一支架是通過以下方法由鋁硅酸鎂纖維所形成混合 50克平均直徑為約10微米的 IS0FRAX纖維(得自Unifrax LLC, Niagara Falls，紐約)、30 克氫氧磷灰石粉末作為非揮發(fā)性組分；65克平均顆粒尺寸為250微米的石墨粉末(Asbury Carbons 4015石墨)作為孔隙形成劑；5克HPMC作為黏結(jié)劑；及約80克的去離子水，視需要調(diào)整以提供一塑性可成形混合物。將混合物擠制成直徑為10毫米的桿，并于一對(duì)流烤爐中干燥。在一經(jīng)空氣清洗的烤爐中燒除揮發(fā)性組分并接著在1，200°C、大氣壓力下于靜態(tài)空氣窯熱處理二小時(shí)。所得支架的組成為鋁硅酸鎂纖維與氫氧磷灰石陶瓷連結(jié)的經(jīng)連結(jié)的多孔性結(jié)構(gòu)，且本實(shí)施例的孔隙度經(jīng)測(cè)量為69%。在第五例示性實(shí)施方案中，一支架是通過以下方法由鈦纖維所形成混合O. 9克平均直徑為約225微米、經(jīng)裁切成長(zhǎng)度約I至3毫米、松散形式的純鈦纖維作為非揮發(fā)性組分；0. 3克HPMC作為有機(jī)黏結(jié)劑；0. 5克顆粒尺寸為約50微米的馬鈴薯淀粉作為孔隙形成劑；及約2克的去離子水，視需要調(diào)整以提供一塑性可成形混合物。將混合物擠制成直徑為 10毫米的桿，并于一對(duì)流烤爐中干燥。燒除揮發(fā)性組分并接著在1，400°C下于O. 3托真空熱處理二小時(shí)。本實(shí)施例的孔隙度經(jīng)測(cè)量為69. 1%。在第六例示性實(shí)施方案中，一支架是通過以下方法由鈦纖維所形成混合2克平均直徑為約65微米、經(jīng)裁切成長(zhǎng)度約I至2毫米、松散形式的的鈦6A14V合金纖維、及O. 5 克作為連結(jié)劑的顆粒尺寸小于44微米(-325篩目)的鈦6A14V合金粉末作為非揮發(fā)性組分；0. 5克HPMC作為有機(jī)黏結(jié)劑；0. 5克顆粒尺寸為約150微米的聚乙烯顆粒作為孔隙形成劑；及約2克的去離子水，視需要調(diào)整以提供一塑性可成形混合物。將混合物擠制成直徑為10毫米的桿，并于一對(duì)流烤爐中干燥。在350 C下燒除揮發(fā)性組分14小時(shí)，并接著在經(jīng)氬氣清洗的窯中使用每分鐘5 C的升溫速率在1，400° C下熱處理，保持在1，400 C 二小時(shí)。本實(shí)施例的孔隙度經(jīng)測(cè)量為88. 1%。在第七例示性實(shí)施方案中，一支架是通過以下方法由二種型態(tài)的鈦纖維的混合物所形成在此實(shí)施例中，混合2克平均直徑為約65微米、經(jīng)裁切成長(zhǎng)度約I至2毫米的鈦 6A14V合金纖維、2克平均直徑為約225微米、經(jīng)裁切成長(zhǎng)度約I至3毫米的鈦6A14V合金纖維、及I. O克作為連結(jié)劑的顆粒尺寸小于44微米(-325篩目)的鈦6A14V合金粉末作為非揮發(fā)性組分；0. 5克HPMC作為有機(jī)黏結(jié)劑；0. 5克顆粒尺寸為約150微米的聚乙烯顆粒作為孔隙形成劑；及約2克的去離子水，視需要調(diào)整以提供一塑性可成形混合物。將混合物擠制成直徑為10毫米的桿，并于一對(duì)流烤爐中干燥。在350 C下燒除揮發(fā)性組分14小時(shí)，并接著在經(jīng)氬氣清洗的窯中使用每分鐘5 C的升溫速率在1，400°C下熱處理，保持在 1,400 C 二小時(shí)。本說明書已通過特定說明及特定實(shí)施方案詳細(xì)描述本發(fā)明，然本發(fā)明不受限于此，可進(jìn)行許多不背離 本發(fā)明的權(quán)利要求書的精神及范圍的修飾。
權(quán)利要求
1.ー種多孔性組織支架，包含處于互相纏繞關(guān)系的纖維，所述纖維具有一生物惰性組成；一在重疊與相鄰的纖維之間形成連結(jié)的生物惰性材料；所述纖維及生物惰性材料提供一剛性三維基質(zhì)；在所述剛性三維基質(zhì)中的互連的孔隙空間，所述互連的孔隙空間具有一由揮發(fā)性組分而預(yù)定的孔隙尺寸分布；以及所述剛性三維基質(zhì)形成一多孔性組織支架。
2.如權(quán)利要求I所述的多孔性組織支架，其特征在于，所述連結(jié)包含玻璃連結(jié)、玻璃陶瓷連結(jié)、陶瓷連結(jié)、及金屬連結(jié)的至少ー者。
3.如權(quán)利要求I所述的多孔性組織支架，其特征在于，所述孔隙尺寸分布具有ー約100 微米至500微米的波型(mode)。
4.如權(quán)利要求I所述的多孔性組織支架，其特征在于，所述孔隙尺寸分布具有雙波型 (bi-modal)尺寸分布。
5.如權(quán)利要求I所述的多孔性組織支架，其特征在于，所述纖維的直徑為約2微米至約 500微米。
6.如權(quán)利要求5所述的多孔性組織支架，其特征在于，所述纖維的直徑為約25微米至約200微米。
7.如權(quán)利要求5所述的多孔性組織支架，其特征在于，所述纖維的長(zhǎng)度為直徑的約3至約1000倍。
8.如權(quán)利要求I所述的多孔性組織支架，其特征在于，所述纖維具有一包含鈦的組成。
9.如權(quán)利要求I所述的多孔性組織支架，其特征在于，所述纖維具有一包含鉭的組成。
10.如權(quán)利要求I所述的多孔性組織支架，其特征在于，所述纖維具有一包含不銹鋼的組成。
11.如權(quán)利要求I所述的多孔性組織支架，其特征在于，所述纖維具有一包含氧化鋁的組成。
12.如權(quán)利要求I所述的多孔性組織支架，其特征在于，所述生物惰性材料具有一包含磷酸鈣的組成。
13.如權(quán)利要求I所述的多孔性組織支架，其特征在于，所述纖維具有一包含鋁硅酸鎂的組成。
14.如權(quán)利要求I所述的多孔性組織支架，其特征在于，所述剛性三維基質(zhì)的彈性模數(shù)為約0. I吉帕(GPa)至約3. 5吉帕。
全文摘要
一種由生物惰性纖維而制造的組織支架，形成一具有生物惰性組成的剛性三維多孔性基質(zhì)。互連的孔隙空間的形式的孔隙度是由多孔性基質(zhì)中的生物惰性纖維之間的空間而提供。所述多孔性基質(zhì)的強(qiáng)度是由熔合及連結(jié)所述生物惰性纖維成具有特定孔隙尺寸和孔隙尺寸分布的剛性三維基質(zhì)而提供。所述組織支架支持組織的向內(nèi)生長(zhǎng)以提供骨傳導(dǎo)性(osteoconductivity)作為組織支架，用于修復(fù)受損及/或患病的骨組織。
文檔編號(hào)A61L27/56GK102725006SQ201080044896
公開日2012年10月10日 申請(qǐng)日期2010年10月6日 優(yōu)先權(quán)日2009年10月7日
發(fā)明者A·沃倫, J·J·劉, J·紐替尼 申請(qǐng)人:百傲圖科技有限公司