支架的制作方法
【專利摘要】一種用于組織修復(fù)或者傷口敷料的支架，該支架包括：材料層；聚合物纖維層；以及材料層和聚合物纖維層之間的粘合組件，其中，粘合組件包含與材料層和聚合物纖維層相比具有較低的熔融溫度(Tm)的材料。
【專利說明】
支架
技術(shù)領(lǐng)域
[0001] 本發(fā)明涉及用于組織修復(fù)的生物可降解的支架、制備這種支架的方法以及它們的 用途。
【背景技術(shù)】
[0002] 肌腱炎癥以及年齡相關(guān)的退化導(dǎo)致肩痛，其影響了大于30%的群體。當(dāng)保守治療 失敗時，越來越普遍地進(jìn)行肩袖手術(shù)，其中自從2001起在英國其速率已經(jīng)增長超過500%。 然而，通過臨床和成像研究已經(jīng)質(zhì)疑了肩袖修復(fù)手術(shù)的有效性，表明20-90 %的案例中修復(fù) 的結(jié)構(gòu)失效。為了應(yīng)對這個問題，已經(jīng)提出了新的修復(fù)策略。其中，由于可降解的合成支架 可以結(jié)合良好調(diào)節(jié)的機械特性、生物添加劑、以及通過及時地完全吸收而最小化感染的風(fēng) 險，因此它們的使用已經(jīng)示出了高潛力。然而，就生物相容性或者機械特性而言，這些支架 仍是受限的。
[0003] 在將這些生物可降解的聚合物加工成支架的所有技術(shù)之中，靜電紡絲已經(jīng)是近十 年的方法中最有希望的一種。其產(chǎn)生亞微米纖維結(jié)構(gòu)，該亞微米纖維結(jié)構(gòu)可以模仿肌腱中 膠原纖維的超微結(jié)構(gòu)和取向，并且甚至模仿在肌腱至骨插入位點處從線形取向至無規(guī)取向 的轉(zhuǎn)變。已經(jīng)表明，大量線形支架引導(dǎo)細(xì)胞取向以及影響基質(zhì)蛋白的表達(dá)（Moffat 2009Tissue Eng Part A,Xie 2010Nanoscale,Yin 2010Biomaterials,Beason 2012J Shoulder Elbow research) 〇一些研究者還已經(jīng)提出將化學(xué)的或生物的組分包含至合成支 架以增強它們的生物性能（Ker 2011Biomaterials, Dines 2012Growth Factors)。由聚二 噁烷酮(PDO)制備的靜電紡絲結(jié)構(gòu)的體外研究已經(jīng)表現(xiàn)出優(yōu)異的細(xì)胞響應(yīng)以及與人類腱細(xì) 胞的生物相容性（Hakimi 2012J Biomed Mat Res,Hakimi 2012Eur Cell Mater)。進(jìn)一步 的評估還已經(jīng)證實了，相比于加工至素鐵中的相同材料，靜電紡絲材料可能導(dǎo)致體內(nèi)降低 的免疫應(yīng)答。動物模型中的合成可降解貼片的初步功效測試同樣示出了良好的結(jié)果。植入 在鼠模型中的靜電紡絲的線形PCL也是良好耐受的，具有至多達(dá)8周的良好的細(xì)胞滲透 (Beason,D.P.et al. Special issue on rotator cuff biology and healing Fiber-aligned polymer scaffolds for rotator cuff repair in a rat model.Volume 21， Issue 2，F(xiàn)ebruary 2012，Pages 245-250)。然而，盡管靜電紡絲材料示出了優(yōu)異的細(xì)胞和 組織響應(yīng)，但是主要缺點是它們不良的機械特性。這個問題已經(jīng)知曉很長一段時間，但是仍 沒有適當(dāng)?shù)亟鉀Q并且通常在肌骨胳的組織工程中被低估。
[0004] 已經(jīng)發(fā)展了一些策略來改善靜電紡絲支架的機械特性。許多作者已經(jīng)試圖通過更 佳的纖維排列、或者后處理如交聯(lián)和粘結(jié)以改善材料本身，但是那些技術(shù)提供通常低于需 要范圍的受限的機械改良。其他方法包括，通過共靜電紡絲方法、多層壓、或者通過將靜電 紡絲層與單纖絲、非編織的織物以及編織的織物結(jié)合，與其他材料加固。編織的織物(包括 針織、編制、和刺繡）的使用是特別有趣的，因為獨立地，這種基質(zhì)已經(jīng)能夠提供相當(dāng)于天然 肌腱的機械特性。當(dāng)將織物與靜電紡絲支架結(jié)合時，報道的主要問題是兩種材料之間的粘 結(jié)。為了解決這個難題，一些作者已經(jīng)建議使用其中將織物沉浸的粘合溶液。隨后纖維沉積 在潤濕表面上并且使最終的復(fù)合物經(jīng)受干燥。其他人已經(jīng)相信在沉積的纖維中剩余溶劑的 存在通過直接在其上靜電紡絲生成與針織織物的粘結(jié)。還已經(jīng)嘗試了化學(xué)處理和等離子體 處理以改善粘結(jié)。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0005] 本發(fā)明的目的是提供用于生產(chǎn)層狀支架（優(yōu)選地具有合適的機械特性和生物特 性)的改善方法。
[0006] 根據(jù)本發(fā)明的第一方面，提供用于組織修復(fù)或者傷口敷料的支架，包括：
[0007] 材料層；
[0008] 聚合物纖維層；以及
[0009] 材料層和聚合物纖維層之間的粘合組件，其中，與材料層和聚合物纖維層相比，粘 合組件具有較低的熔融溫度(Tm)。
[0010]可以將材料層和聚合物纖維層粘結(jié)至粘合組件，并且經(jīng)由粘合組件進(jìn)行粘結(jié)。粘 結(jié)可以是通過纖維纏結(jié)。粘結(jié)可以是通過化學(xué)鍵、范德華力、和/或纖維纏結(jié)。在粘結(jié)期間/ 在熔融粘合層之后，粘合層的熔融材料可以滲透材料層和聚合物纖維層的裂縫或孔、和/或 信封纖維(包封纖維，envelop fibre)，在將粘合層冷卻至低于它的Tm時，其可以固定在原 位。
[0011]有利地，通過在高于粘合組件的Tm溫度下熔融，粘合組件的較低Tm允許將粘合組 件粘結(jié)至材料層和聚合物纖維層，而沒有破壞材料層或者聚合物纖維層的結(jié)構(gòu)。這提供了 適合作為用于組織修復(fù)或傷口敷料的組織支架的支架。有利地，聚合物纖維層的孔隙率、孔 形態(tài)和/或完整性不會受到粘合劑或者粘結(jié)方法的損害。
[0012] 該支架可以是生物可降解的?？商娲?，該支架可以是不生物可降解的。在支架的 上下文中，在本文中使用的術(shù)語"生物可降解的"可以認(rèn)為是由在使用其的環(huán)境中，例如在 水中、哺乳動物身體或組織中，隨著時間而降解的材料形成的支架。該支架可以是能夠被活 生物體分解的。可以通過破裂和/或溶解進(jìn)行降解?？梢酝ㄟ^代謝進(jìn)行降解，如酶催降解?？?以通過水解進(jìn)行降解。降解可以部分的或完全的。對于開始降解的時間可以是約5天至約2 年之間。對于開始降解的時間可以是約〇天至約6個月之間、或者約0天至約2年之間。對于完 全降解的時間可以取決于支架的用途或者應(yīng)用。對于完全降解的時間可以是約3天至約2年 之間。對于完全降解的時間可以是約3天至約6個月之間。對于完全降解的時間可以是約30 天至約1年之間。對于完全降解的時間可以是不超過2個月、3個月或者4個月。
[0013] 粘合組件的降解速率可以是小于/慢于聚合物纖維層和/或材料層的降解速率。粘 合組件的降解速率可以是至少80%、70%、60%或50%的小于/慢于聚合物纖維層和/或材 料層的降解速率。這可以有利地預(yù)防支架的過早瓦解。
[0014] 支架可以是生物相容的。在本文中使用的術(shù)語"生物相容的"可以認(rèn)為是涵蓋將打 算被使用的量對哺乳動物身體或組織是非毒性的材料。術(shù)語"生物相容的"還可以認(rèn)為是表 示在哺乳動物身體或者組織中為生物可降解的材料。還可以將生物相容的認(rèn)為是不是過敏 原的或者免疫刺激劑的材料。還可以將生物相容的認(rèn)為是涵蓋在哺乳動物的身體或者組織 中是惰性的材料。
[0015] 該支架可以是合成的。在生物可降解的合成支架的上下文中，在本文中使用的術(shù) 語"合成的"可以認(rèn)為是非天然的材料或者起源。例如，在支架中使用的材料可能不是在自 然中發(fā)現(xiàn)的。該支架的材料可以不是由從有機體回收的組織外植體材料部分地或者完全地 形成。
[0016] 材料層可以包含聚合物或者由聚合物組成。材料層可以包括編織層或者由編織層 組成。材料層可以包括針織層或者由針織層組成。材料層可以包括刺繡層或者由刺繡層組 成。材料層可以包括編織的聚合物或者由編織的聚合物組成?？商娲?，材料層可以包括非 編織的聚合物纖維或者由非編織的聚合物纖維組成。材料層可以包括與聚合物纖維層基本 上相同的材料和/或結(jié)構(gòu)。材料層和/或聚合物纖維層可以包括靜電紡絲的聚合物或者由靜 電紡絲的聚合物組成。材料層可以包括靜電紡絲的聚合物或者由靜電紡絲的聚合物組成。 材料層可以包括不光滑的(matt)或者網(wǎng)格狀(mesh)的聚合物纖維或紗線或者由不光滑的 或者網(wǎng)格狀的聚合物纖維或紗線組成。
[0017] 材料層可以包括任何已知的組織支架或者由任何已知的組織支架組成，如陶瓷支 架。材料層可以是多孔的。材料層可以是滲透性的或者不可滲透性的。材料層可以包括不可 滲透的膜或者由不可滲透的膜組成。不可滲透的膜可以是對細(xì)胞不可滲透性的，例如，形成 屏障以控制細(xì)胞迀移、滲透和/或定殖(集群，CO I on i sat i on)。該不可滲透的膜可以是對液 體不可滲透性的。不可滲透的膜可以是對蛋白質(zhì)或者其他生物活性分子不可滲透性的。不 可滲透的膜可以是聚合物鞘(sheath)。材料層可以包括具有基本上等于或者大于待修復(fù)的 組織如肌腱的機械強度的機械強度的材料。材料層可以包括結(jié)構(gòu)支撐層或者材料。材料層 可以包括roo移植物的表面或者由roo移植物的表面組成。材料層可以包括3D打印結(jié)構(gòu)或者 3D鑄造結(jié)構(gòu)的表面或者由3D打印結(jié)構(gòu)或者3D鑄造結(jié)構(gòu)的表面組成。材料層可以包括膜或者 由膜組成。材料層可以包括縫線或者由縫線組成。材料層可以包括移植物的表面或者由移 植物的表面組成，如金屬移植物。
[0018] 材料層和聚合物纖維層可以包括相同的材料或者不同的材料或者由相同的材料 或者不同的材料組成。材料層和聚合物纖維層可以源自相同的制造方法，如靜電紡絲。 [00 19]有利地，材料層如編織組件(woven component)可以為可生物降解支架提供機械 強度，例如足夠高以在修復(fù)期間支撐肌腱組織的機械強度。
[0020] 在編織組件的上下文中，在本文中使用的術(shù)語"編織"可以認(rèn)為是交織的材料細(xì) 線，其中，在一個方向?qū)⒁幌盗械募?xì)線排列并且通過另一系列的細(xì)線通過?？梢曰旧舷嗷?交叉地排列細(xì)線，例如基本上垂直。也可以將細(xì)線可交替地向上以及向下相互交叉?？梢酝?過在織機上編織形成編織組件。交織可以基本上是均勻的和/或規(guī)則的。編織組件可以包括 交織的經(jīng)細(xì)線和煒細(xì)線。編織組件可以包括任何編織圖案，或者編織圖案的組合。編織組件 可以包含平紋編織物；可替代地，緞紋編織物或者斜紋編織物。編織組件可以包括3D編織 (多層的編織，例如具有垂直與水平二者的編織結(jié)構(gòu)）。編織組件可以包括刺繡，例如以改善 在編織區(qū)域中的機械強度，例如用于縫線保留特性。
[0021] 其中材料層包含聚合物或者由聚合物組成，聚合物可以包括生物相容的聚合物或 者由生物相容的聚合物組成。聚合物可以包括脂肪族的聚合物、生物可降解的聚酯、或者其 他生物可降解的聚合物或者由脂肪族的聚合物、生物可降解的聚酯、或者其他生物可降解 的聚合物組成。該聚合物可以是熱塑性的。該聚合物可以包括PGA (聚乙交酯）、PLGA(聚（乳 酸-共-乙醇酸））、PLLA (聚1 -乳酸）、或TOO (聚二噁烷酮)或者由PGA(聚乙交酯）、PLGA (聚(乳 酸-共-乙醇酸））、PLLA(聚1-乳酸）、或roo(聚二噁烷酮)組成。聚合物可以包括聚二噁烷酮 (roo)或者由聚二噁烷酮(PDO)組成。聚合物可以包括PCL(聚已酸內(nèi)酯）。
[0022] 聚合物纖維層可以包含選自以下組的任何聚合物或者由其組成，該組包括:聚(α-羥基酸）、聚乳酸或聚乙醇酸、聚-交酯聚乙交酯共聚物、聚交酯聚乙二醇(PEG)共聚物、聚 酯、聚（ε-己內(nèi)酯）、聚（3-羥基-丁酸酯）、聚（s-己酸）、聚（對二噁烷酮）、聚（富馬酸丙二醇 酯）、聚(原酸酯）、多元醇/雙烯酮縮醛加成聚合物、聚酐、聚(癸二酸酐）(PSA)、聚(羧基雙羧 基苯氧基苯氧基己烷）（PCPP)、聚[雙(對羧基苯氧基）甲烷](PCPM)，SA、CPP和CPM的共聚物， 聚(氨基酸），聚(偽氨基酸），聚磷腈，聚[(二氯)磷腈]、聚[(有機)磷腈]聚合物的衍生物，聚 磷酸酯/鹽(polyphosphate)，聚乙二醇聚丙稀嵌段共聚合物，天然聚合物，蠶絲，彈性蛋白， 殼質(zhì)，殼聚糖，纖維蛋白，纖維蛋白原，多糖(包括果膠），藻酸鹽(alginate)，膠原，聚(氨基 酸），肽、多肽或蛋白質(zhì)，由這些聚合物的單體、這些聚合物的無規(guī)共混物或它們的混合物以 及它們的組合制備的共聚合物。
[0023] 材料層可以包含單纖絲、纖維或者紗線或者由單纖絲、纖維或者紗線組成。纖維可 以由紡絲，如靜電紡絲形成。材料層可以包含靜電紡絲的聚合物或者由靜電紡絲的聚合物 組成。材料層的單纖絲、纖維或者紗線的直徑可以是在約3nm至約2mm之間。材料層的單纖 絲、纖維或者紗線的直徑可以是在約3nm至約Imm之間。材料層的單纖絲、纖維或者紗線的直 徑可以是在約3nm至約500μπι之間。材料層的單纖絲、纖維或者紗線的直徑可以是在約3nm至 約200μπι之間。材料層的單纖絲、纖維或者紗線的直徑可以是在約3nm至約100μπι之間。材料 層的單纖絲、纖維或者紗線的直徑可以是在約IOnm至約200μπι之間。材料層的單纖絲、纖維 或者紗線的直徑可以是在約IOOnm至約200μπι之間。材料層的單纖絲、纖維或者紗線的直徑 可以是在約500nm至約200μηι之間。材料層的單纖絲、纖維或者紗線的直徑可以是在約Ιμπι至 約200μπι之間。材料層的單纖絲、纖維或者紗線的直徑可以是在約Ιμπι至約500μπι之間。材料 層的單纖絲、纖維或者紗線的直徑可以是IOOMi或更小。材料層的單纖絲、纖維或者紗線的 直徑可以是150μπι或更小。材料層的單纖絲、纖維或者紗線在直徑上可以是50μπι或更小。材 料層的纖維可以是基本上對齊的。
[0024] 有利地，提供100μπι或更小直徑的材料層的單纖絲、纖維或者紗線可以改善至粘合 組件的粘結(jié)。
[0025] 材料層可以是多孔的。材料層可以是無孔的。材料層的孔隙率可以是在約0%至約 99%的空隙/體積之間。材料層的孔隙率可以是在約0%至約50%之間。材料層的孔隙率可 以是在約50%至約99%之間。材料層的孔隙率可以是至少約40%。材料層的孔隙率可以是 至少約50%。材料層的孔隙率可以是至少約80%。材料層的孔隙率可以是至少約90%。材料 層的孔隙率可以是小于約50%。材料層的孔隙率可以是小于約30%。材料層的孔隙率可以 是小于約20%。材料層的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以是至少4μπι。材料層 的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以是至少1〇μπι。材料層的平均孔徑，或者基本 上每個孔徑在直徑上可以是至少12μπι。材料層的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上 可以是至少100μπι。材料層的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以是IOOmi或更小。 材料層的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以是Ιμπι或更小。材料層的平均孔徑， 或者基本上每個孔徑在直徑上可以是在約4μπι至約100μπι之間。材料層的平均孔徑，或者基 本上每個孔徑在直徑上可以是在約8μπι至約20μπι之間。
[0026] 聚合物纖維層可以由纖維形成。聚合物纖維層的纖維可以由紡絲，如靜電紡絲形 成。聚合物纖維層可以包含靜電紡絲的聚合物。聚合物纖維層的纖維的直徑可以是在約 I Onm至約1 Ομπι之間。聚合物纖維層的纖維的直徑可以是在約5nm至約50μηι之間。聚合物纖維 層的纖維的直徑可以是在約8nm至約20μπι之間。纖維可以基本上在相同的方向取向（例如， 基本上對齊的）?？商娲?，纖維可以是無規(guī)取向的。聚合物纖維層可以包含基本上不均勻 的和/或不規(guī)則的交織或者纏結(jié)的纖維或者由其組成。聚合物纖維層的纖維可以是機械地、 熱地、或者化學(xué)的粘結(jié)在一起。聚合物纖維層可以包含無規(guī)的和對齊的纖維的混合物。聚合 物纖維層的纖維可以是以規(guī)則的和/或均勻的圖案進(jìn)行排列。可以將聚合物纖維層的纖維 排列成網(wǎng)格。聚合物纖維層可以包括包含納米級或微米級的規(guī)則的或不規(guī)則的孔、裂縫、溝 槽、和/或拉伸結(jié)構(gòu)（例如通過3D打印制備）的聚合物的層?？梢砸砸?guī)則的圖案空間排列孔、 裂縫、溝槽、和/或拉伸結(jié)構(gòu)，或者可以不規(guī)則地空間排列孔、裂縫、溝槽、和/或拉伸結(jié)構(gòu)。
[0027] 聚合物纖維層可以是非編織的。在聚合物纖維層的上下文中，在本文中使用的術(shù) 語"非編織的"可以認(rèn)為是那些不是以編織的圖案排列的，或者沒有通過編織（例如在織機 中）制造的材料的纖維。在聚合物纖維層的上下文中，在本文中使用的術(shù)語"非編織的"可以 認(rèn)為是由不同于編織，如靜電紡絲或者三維打印制備的材料的層。
[0028] 紡絲，特別是靜電紡絲，有利地允許在支架生產(chǎn)期間因子(例如，生物活性分子如 生長因子或者維生素）的截留，因此將活性成分合并在纖維內(nèi)。靜電紡絲可以有利地提供高 的比表面積，例如用于主動遞送。高表面積提供更佳的生物活性劑的釋放分布并且控制釋 放?？梢栽陟o電紡絲之前(在聚合物溶液中）或者在靜電紡絲之后(通過吸附，通過高的比表 面積促進(jìn))將活性劑并入。紡絲，特別是靜電紡絲，有利地允許具有與細(xì)胞外基質(zhì)相似的尺 寸的纖維的生產(chǎn)，從而模仿細(xì)胞環(huán)境，提供細(xì)胞信號傳遞以及經(jīng)由地貌特征引導(dǎo)。
[0029] 聚合物纖維層可以包含聚合物如生物相容的聚合物或者由其組成。聚合物纖維層 可以包含脂肪族的聚合物、生物可降解的聚酯、或者其他生物可降解的聚合物或者由其組 成。聚合物可以是熱塑性的。聚合物纖維層可以包含PGA(聚乙交酯）、PLGA(聚（乳酸-共-乙 醇酸））、PLLA(聚1-乳酸）、或roo(聚二噁烷酮），或者由其組成。聚合物纖維層可以包含聚二 噁烷酮(PDO)或者由其組成。
[0030] 聚合物纖維層可以包含選自以下組的任何聚合物或者由其組成，該組包括聚(α-羥基酸）、聚乳酸或聚乙醇酸、聚-交酯聚乙交酯共聚物、聚交酯聚乙二醇(PEG)共聚物、聚 酯、聚（ε-己內(nèi)酯）、聚（3-羥基-丁酸酯）、聚（s-己酸）、聚（對二噁烷酮）、聚（富馬酸丙二醇 酯）、聚(原酸酯）、多元醇/雙烯酮縮醛加成聚合物、聚酐、聚(癸二酸酐）(PSA)、聚(羧基雙羧 基苯氧基苯氧基己烷）（PCPP)、聚[雙(對羧基苯氧基）甲烷](PCPM)，SA、CPP和CPM的共聚物， 聚(氨基酸），聚(偽氨基酸），聚磷腈，聚[(二氯)磷腈]、聚[(有機)磷腈]聚合物的衍生物，聚 磷酸酯，聚乙二醇聚丙烯嵌段共聚合物，天然聚合物，蠶絲，彈性蛋白，殼質(zhì)，殼聚糖，纖維蛋 白，纖維蛋白原，多糖(包括果膠），藻酸鹽，膠原，聚(氨基酸），肽、多肽或蛋白質(zhì)，由這些聚 合物的單體、這些聚合物的無規(guī)共混物或它們的混合物以及它們的組合制備的共聚合物。
[0031] 聚合物纖維層可以是多孔的，如足夠的孔以允許生物活性分子、或者蛋白質(zhì)、或者 細(xì)胞、或者血管的通過。聚合物纖維層的平均孔徑、或者基本上每個孔徑在直徑上可以是至 少4μπι。聚合物纖維層的平均孔徑、或者基本上每個孔徑在直徑上可以是至少ΙΟμπι。聚合物 纖維層的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以是至少12μπι。聚合物纖維層的平均 孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以是至少lOOym。聚合物纖維層的平均孔徑，或者基 本上每個孔徑在直徑上可以是至少150μπι。聚合物纖維層的平均孔徑，或者基本上每個孔徑 在直徑上可以是至少500μπι。聚合物纖維層的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以 是至少1mm。聚合物纖維層的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以是100μπι或更小。 聚合物纖維層的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以是Ιμπι或更小。聚合物纖維層 的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以是在約4wii至約100μπι之間。聚合物纖維層 的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以是在約Sm至約20μπι之間。聚合物纖維層的 平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以是在約Inm至約500μπι之間。聚合物纖維層的 平均孔徑，或者基本上每個孔徑可以足夠大以足以容許細(xì)胞通過和/或血管生長。聚合物纖 維層的孔隙率可以是在約〇%至約99%的空隙/體積之間。聚合物纖維層的孔隙率可以是在 約0 %至約50 %之間。聚合物纖維層的孔隙率可以是在約50 %至約99 %之間。聚合物纖維層 的孔隙率可以是至少約40%。聚合物纖維層的孔隙率可以是至少約50%。聚合物纖維層的 孔隙率可以是至少約80%。聚合物纖維層的孔隙率可以是至少約90%。聚合物纖維層的孔 隙率可以是小于約50%。聚合物纖維層的孔隙率可以是小于約30%。
[0032] 有利地，高孔隙度的聚合物纖維層允許細(xì)胞和/或蛋白質(zhì)的有效截留以及血管長 入。
[0033] 材料層和聚合物纖維層可以包含基本上相同的材料，如基本上相同的生物相容的 聚合物?？商娲?，聚合物層和聚合物纖維層可以包含不同的材料。不同的材料可以具有基 本上相似的特性，如基本上相同的熔融溫度?；旧舷嗤娜廴跍囟瓤梢允荰m上約15°C的 差異之內(nèi)，Tm上約HTC的差異之內(nèi)，Tm上約5°C的差異之內(nèi)，或者Tm上約2°C的差異之內(nèi)?；?本上相同的熔融溫度可以是Tm上約1°C的差異之內(nèi)。
[0034] 粘合組件可以包含聚合物或者由聚合物組成。粘合組件可以包含生物相容的聚合 物或者由生物相容的聚合物組成。粘合組件可以包含熱塑性聚合物或者由熱塑性聚合物組 成。粘合組件可以包含熱塑性、生物相容的聚合物或者由熱塑性生物相容的聚合物組成。粘 合組件可以包含生物相容的、靜電紡絲的聚合物或者由其組成。粘合組件可以包含熱塑性、 生物相容的、靜電紡絲的聚合物或者由其組成。粘合組件可以包含共聚物，如PCL與一種或 多種其他聚合物的共聚物或者由其組成。粘合組件可以包含具有l(wèi)l〇°C或更小的Tm的聚合 物或者由其組成。粘合組件可以包含具有約65°C至約70°C之間的Tm的聚合物或者由其組 成。粘合組件可以包含具有小于材料層和聚合物纖維層的Tm的Tm的任何聚合物或者由其組 成。粘合組件可以包含聚已酸內(nèi)酯(PCL)或者由聚已酸內(nèi)酯(PCL)組成。粘合組件可以包含 PGLA或者由PGLA組成。粘合組件可以包含roo或者由roo組成。
[0035]粘合組件可以包含纖維或者由纖維組成。粘合組件可以包含粉末或者由粉末組 成。粘合組件可以包括片材(sheet material)，如穿孔的片材或者由其組成。粘合組件可以 包含靜電紡絲的聚合物或者由其組成。粘合組件的纖維可以由紡絲，如靜電紡絲形成。粘合 組件的纖維可以是由紡絲，如靜電紡絲在網(wǎng)格上形成的。該網(wǎng)格可以是以規(guī)則的空隙圖案 化的。粘合組件的纖維可以基本上是對齊的。粘合組件的纖維可以基本上是以網(wǎng)格圖案排 列的。粘合組件的纖維可以基本上是網(wǎng)狀的。粘合組件的纖維可以基本上是纏結(jié)的。
[0036] 粘合組件的纖維的直徑可以是在約IOnm至約ΙΟμπι之間。粘合組件的纖維的直徑可 以是在約Inm至約2mm之間。粘合組件的纖維的直徑可以是在約5nm至約50μηι之間。粘合組件 的纖維的直徑可以是在約8nm至約20μηι之間。
[0037] 粘合組件可以是多孔的，如足夠的孔以允許生物活性分子、或者蛋白質(zhì)、或者細(xì) 胞、或者血管通過。粘合組件可以是無孔的。粘合組件的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在 直徑上可以是至少4μπι。粘合組件的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以是至少10 μπι。粘合組件的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以是至少12μπι。粘合組件的平均 孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以是至少1〇〇μπι。粘合組件的平均孔徑，或者基本上 每個孔徑在直徑上可以是至少150μπι。粘合組件的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上 可以是至少500Μ1。粘合組件的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以是至少1mm。粘 合組件的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以是IOOym或更小。粘合組件的平均孔 徑，或者基本上每個孔徑在直徑上可以是lym或更小。粘合組件的平均孔徑，或者基本上每 個孔徑在直徑上可以是在約4μπι至約100μπι之間。粘合組件的平均孔徑，或者基本上每個孔 徑在直徑上可以是在約8μπι至約20μπι之間。粘合組件的平均孔徑，或者基本上每個孔徑在直 徑上可以是足夠大以足以允許細(xì)胞通過和/或血管生長。
[0038] 有利地，可以通過靜電紡絲生產(chǎn)粘合層，以允許不同的層之間的多孔結(jié)構(gòu)的連續(xù) 性。如果足夠薄，那么熱處理的/粘結(jié)的粘合層將保持它的初始的多孔形態(tài)，然而較厚的層 在熔融/凝固之后可以形成無孔的膜。
[0039] 粘合組件可以是聚合物片，如無孔的聚合物片。
[0040] 粘合組件可以具有小于約350°C或300°C的熔融溫度(Tm)。粘合組件可以具有小于 約200°C的熔融溫度(Tm)。粘合組件可以具有小于約150°C的熔融溫度(Tm)。粘合組件可以 具有小于約l〇〇°C的熔融溫度(Tm)。粘合組件可以具有小于約70°C的熔融溫度(Tm)。粘合組 件可以具有小于約68°C、或約65°C、或更小的熔融溫度(Tm)。粘合組件可以具有至少約45°C 的熔融溫度(Tm)。粘合組件可以具有在約45°C至約350°C之間的熔融溫度(Tm)。粘合組件可 以具有在約45°C至約200°C之間的熔融溫度(Tm)。粘合組件可以具有在約45°C至約100°C之 間的熔融溫度(Tm)。粘合組件可以具有在約45°C至約70°C之間的熔融溫度(Tm)。
[0041] 材料層可以具有至少約70°C的熔融溫度(Tm)。材料層可以具有至少約80°C、或至 少約85°C的熔融溫度(Tm)。聚合物材料層可以具有至少約90°C、約95°C、約100°C、約105°C、 約110 °C、或約110 °C、或更多的熔融溫度（Tm)。材料層可以具有小于約500 °C的熔融溫度 (Tm)。材料層可以具有小于約400°C的熔融溫度(Tm)。材料層可以具有小于約300°C的熔融 溫度(Tm)。材料層可以具有小于約200°C的熔融溫度（Tm)。材料層可以具有在約70°C至約 450 °C之間的熔融溫度(Tm)。材料層可以具有在約70 °C至約400 °C之間的熔融溫度(Tm)。材 料層可以具有在約300 °C至約400 °C之間的熔融溫度(Tm)。材料層可以具有在約100 °C至約 400 °C之間的熔融溫度(Tm)。材料層可以具有在約150°C至約450 °C之間的熔融溫度(Tm)。材 料層可以具有在約180 °C至約400 °C之間的熔融溫度(Tm)。材料層可以具有在約70 °C至約 150 °C之間的熔融溫度(Tm)。
[0042]聚合物纖維層可以具有至少約70°C的熔融溫度(Tm)。聚合物纖維層可以具有至少 約80°C、或至少約85°C的熔融溫度(Tm)。聚合物纖維層可以具有至少約90°C、約95°C、約100 °C、約105°C、約110°C、或約110°C或更大的熔融溫度(Tm)。聚合物纖維層可以具有小于約 500°C的熔融溫度(Tm)。聚合物纖維層可以具有小于約400°C的熔融溫度(Tm)。聚合物纖維 層可以具有小于約300°C的熔融溫度(Tm)。聚合物纖維層可以具有小于約200°C的熔融溫度 (Tm)。聚合物纖維層可以具有在約70°C至約450°C之間的熔融溫度(Tm)。聚合物纖維層可以 具有在約70°C至約400°C之間的熔融溫度(Tm)。聚合物纖維層可以具有在約300°C至約400 °C之間的熔融溫度（Tm)。聚合物纖維層可以具有在約100°C至約400°C之間的熔融溫度 (Tm)。聚合物纖維層可以具有在約150°C至約450°C之間的熔融溫度(Tm)。聚合物纖維層可 以具有在約180°C至約400°C之間的熔融溫度(Tm)。聚合物纖維層可以具有在約70°C至約 150 °C之間的熔融溫度(Tm)。
[0043]支架可以包括材料層和/或聚合物纖維層中的兩個或更多個層或者由其組成。支 架可以包括材料層和/或聚合物纖維層中的十個或更多個層或者由其組成。支架可以包括 材料層和/或聚合物纖維層中的五十個或更多個層或者由其組成。支架可以包括材料層和/ 或聚合物纖維層中的一百個或更多個層或者由其組成。材料層和聚合物纖維層的層可以是 交替的，例如在材料層的每個層之間具有聚合物纖維層的層，或者反之亦然。在交替層中， 或者在任何順序的有規(guī)律或者無規(guī)律的分層中可以任一提供材料層和聚合物纖維層的多 層。通過在其之間的粘合組件可以將每個層粘結(jié)。
[0044]支架可以包括roo層，優(yōu)選靜電紡絲的roo層；以及PCL粘合層，優(yōu)選靜電紡絲的PCL 層；以及第二roo層，優(yōu)選編織的roo層。
[0045] 支架的厚度可以是在約50μηι至約IOcm之間。支架的厚度可以是在約50μηι至約2cm 之間。支架的厚度可以是在約50μηι至約Icm之間。支架的厚度可以是在約50μηι至約IOmm之 間。支架的厚度可以是在約200μηι至約IOmm之間。支架的厚度可以是在約50μηι至約Imm之間。 支架的厚度可以是在約〇 · Imm至約Imm之間。支架的厚度可以是在約50μηι至約500μηι之間。支 架的厚度可以是在約IOOym至約500μπι之間。支架的厚度可以是在約200μπι至約300μπι之間。 支架的厚度可以是在約230μπι至約290μπι之間。支架的厚度可以是至少約50μπι或者至少約 150μηι 〇
[0046]支架在尺寸上可以具有至少0.1cm2的面積。支架在尺寸上可以具有至少Icm2的面 積。支架在尺寸上可以具有至少IOcm2的面積。支架在尺寸上可以具有至少20cm2的面積。支 架在尺寸上可以具有至少25cm 2的面積。
[0047]材料層的厚度可以是在約20μηι至約I cm之間。材料層的厚度可以是在約20μηι至約 5mm之間。材料層的厚度可以是在約20μηι至約Imm之間。材料層的厚度可以是在約20μηι至約 100μπι之間。聚合物纖維層的厚度可以是在約20μηι至約Icm之間。聚合物纖維層的厚度可以 是在約20μηι至約5mm之間。聚合物纖維層的厚度可以是在約20μηι至約Imm之間。聚合物纖維 層的厚度可以是在約20μηι至約100μπι之間。粘合組件的厚度可以是在約20μηι至約IOmm之間。 粘合組件的厚度可以是在約20μηι至約Imm之間。粘合組件的厚度可以是在約20μηι至約0.1 mm 之間。
[0048] 支架可以具有例如使用Zwick機器以0.5mm/min的速率直至損壞測量的至少等于 或大于肌腱的拉伸強度。支架可以具有例如使用Zwick機器以0.5mm/min的速率直至損壞測 量的至少30MPa的拉伸強度。支架可以具有例如使用Zwick機器以0.5mm/min的速率直至損 壞測量的至少62MPa的拉伸強度。支架可以具有例如使用Zwick機器以0.5mm/min的速率直 至損壞測量的至少80MPa的拉伸強度。支架可以具有例如使用Zwick機器以0.5mm/min的速 率直至損壞測量的至少IOOMPa的拉伸強度。
[0049] 生物可降解的支架可以具有例如使用Zwick機器以0.5mm/min的速率直至損壞測 量的至少等于或大于肌腱的斷裂應(yīng)變。生物可降解的支架可以具有例如使用Zwick機器以 0.5mm/min的速率直至損壞測量的至少30%的斷裂應(yīng)變。生物可降解的支架可以具有例如 使用Zwick機器以0.5mm/min的速率直至損壞測量的至少38%的斷裂應(yīng)變。生物可降解的支 架可以具有例如使用Zwick機器以0.5mm/min的速率直至損壞測量的至少45%的斷裂應(yīng)變。 生物可降解的支架可以具有例如使用Zwick機器以0.5mm/min的速率直至損壞測量的至少 55%的斷裂應(yīng)變。
[0050] 有利地，本發(fā)明的支架保持了高度紋理化的表面。另外的優(yōu)勢是，支架是柔韌的和 有彈性的，這提供用于組織修復(fù)的合適特性，如肌腱修復(fù)。支架的形態(tài)可以與肌腱是基本上 相似的。
[0051] 支架可以是通過超聲波可體內(nèi)檢測的。
[0052] 支架可以包括分散或者浸漬在其中，或者在其上接種的一種或多種試劑。支架可 以利用試劑至少部分地涂覆，或者全部地涂覆。材料層和/或聚合物纖維層可以包括分散或 者浸漬在其中，或者在其上接種的一種或多種試劑。粘合組件可以包括分散或者浸漬在其 中，或者在其上接種的一種或多種試劑?？梢栽谥圃炱陂g或者在制造之后提供一種或多種 試劑?？梢酝ㄟ^將支架浸漬在試劑中，或者包含試劑的組合物中將一種或多種試劑合并至 支架中。
[0053] 一種或多種試劑可以是活性劑，如生物活性分子。該試劑可以包括選自以下的組 中的任一項的試劑，該組包括抗生素;抗炎藥;成形素；治療劑;阻凝劑;營養(yǎng)物，如維生素； 生長因子;和化學(xué)誘導(dǎo)劑;鎮(zhèn)痛劑;抗霉劑;抗氧化劑;信號傳遞分子;活性肽，如結(jié)合基序 RGD;富血小板血漿;纖維蛋白膠;ECM蛋白；以及非粘附蛋白，如潤滑素;或者它們的組合。
[0054] 生物可降解的支架可以包含細(xì)胞。該細(xì)胞可以包括哺乳動物的，如人類的。該細(xì)胞 可以來源于可以使用該生物可降解的支架的患者。該細(xì)胞可以包括干細(xì)胞。該細(xì)胞可以包 括祖細(xì)胞。該細(xì)胞可以包括實質(zhì)細(xì)胞和/或非實質(zhì)細(xì)胞。該細(xì)胞可以包括免疫細(xì)胞。該細(xì)胞 可以包括炎癥細(xì)胞。該細(xì)胞可以包括是肌腱、骨、軟骨、或者韌帶組織的典型組分的細(xì)胞。該 細(xì)胞可以包括肌腱細(xì)胞。該細(xì)胞可以是誘導(dǎo)多能干細(xì)胞。該細(xì)胞可以是成纖維細(xì)胞。
[0055] 支架可以基本上不含殘留溶劑如有機溶劑。
[0056] 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，根據(jù)本文中的發(fā)明提供了支架，用作藥物。
[0057] 用途可以是用于受試者的損傷(如斷裂)或者退化的肌腱的修復(fù)或者替換。用途可 以是用于損傷或者退化的韌帶、骨和/或軟骨的修復(fù)或者替換。用途可以是用于肩袖修復(fù)。 用途可以是用于肩峰下減壓。用途可以是用于慢性退行性肩袖肌腱病變。用途可以是用于 部分或者全部厚度的閃上肌斷裂。用途可以是用于傷口敷料。用途可以是用于減輕損傷肌 腱周圍的炎癥。用途可以是促進(jìn)治愈。用途可以是加強至骨的肌腱組織。用途可以是用于將 治療劑如富血小板血漿(PRP)或者貧血小板血漿(PPP)定位遞送至組織損傷部位。
[0058] 受試者可以是哺乳動物受試者。該哺乳動物受試者可以是人類受試者。
[0059] 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，根據(jù)在本文中的發(fā)明提供了支架，用作傷口敷料。
[0060] 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，根據(jù)在本文中的發(fā)明提供了支架作為過濾器的用途。過 濾器可以是環(huán)境過濾器、水過濾器、污水過濾器、空氣過濾器或者氣體過濾器。該過濾器可 以用于防毒面具或者氣體傳感器。該過濾器可以是納米顆粒的過濾器。該過濾器可以是細(xì) 菌過濾器。該過濾器可以是可降解的。該過濾器可以包括<0.2μπι的平均孔徑。
[0061] 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，根據(jù)在本文中的發(fā)明提供了支架用作包裝的用途。
[0062] 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供了用于要求損傷或者退化的肌腱、韌帶、骨和/或軟 骨的修復(fù)或者替換，或者從其中受益的病癥的治療方法，包括使用根據(jù)在本文中本發(fā)明的 支架以修復(fù)、補充或者替換組織。
[0063 ] 該組織可以包括肌腱、韌帶、骨和/或軟骨。
[0064] 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供了用于傷口的治療方法，包括將根據(jù)在本文中發(fā)明 的支架應(yīng)用至傷口。
[0065] 該傷口可以是來自燒傷、切割、擦傷、斷裂、傳染、或者炎癥。該傷口可以是皮膚傷 口，或者別的組織或者器官的傷口。
[0066] 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供了生產(chǎn)用于組織修復(fù)的支架的方法，該方法包括以 下步驟：
[0067] 利用在其之間的粘合組件將材料層層壓至聚合物纖維層上以形成層狀材料；以及
[0068] 將層狀材料加熱至高于粘合組件的熔融溫度的溫度，然后將層狀材料冷卻至低于 粘合組件的熔融溫度的溫度，從而將層狀材料粘結(jié)在一起以形成支架。
[0069] 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供了生產(chǎn)用于組織修復(fù)的支架的方法，該方法包括以 下步驟：
[0070] 利用粘合組件將材料層層壓以形成層狀材料；以及
[0071]將層狀材料加熱至高于粘合組件的熔融溫度的溫度，然后將層狀材料冷卻至低于 粘合組件的熔融溫度的溫度，從而將層狀材料粘結(jié)在一起;以及
[0072] 將層狀材料層壓在聚合物纖維層上；并且加熱至高于粘合組件的熔融溫度的溫 度，然后將層狀材料冷卻至低于粘合組件的熔融溫度的溫度，從而將層狀材料粘結(jié)至聚合 物纖維層以形成支架。
[0073] 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供了生產(chǎn)用于組織修復(fù)的支架的方法，該方法包括以 下步驟：
[0074] 利用粘合組件將聚合物纖維層層壓以形成層狀材料；以及
[0075] 將層狀材料加熱至高于粘合組件的熔融溫度的溫度，然后將層狀材料冷卻至低于 粘合組件的熔融溫度的溫度，從而將層狀材料粘結(jié)在一起;以及
[0076] 將層狀材料層壓在材料層上；并且加熱至高于粘合組件的熔融溫度的溫度，然后 將層狀材料冷卻至低于粘合組件的熔融溫度的溫度，從而將層狀材料粘結(jié)至材料層以形成 支架。
[0077]在加熱和冷卻期間，為了將層擠壓在一起，可以將壓力施加至層狀材料。該壓力可 以是在約0.1 psi至約50psi之間。在加熱和冷卻期間，可以將層夾緊在一起。
[0078] 可以將層狀材料加熱至小于材料層和聚合物纖維層的熔融溫度(Tm)的溫度?？梢?將層狀材料加熱至約80 °C的溫度?？梢詫訝畈牧霞訜嶂林辽?0 °C、或80 °C的溫度?？梢詫?層狀材料加熱至在約60°C至約100°C之間的溫度。
[0079] 在冷卻之前，可以將層狀材料加熱約60秒。在冷卻之前，可以將層狀材料加熱至少 約30秒、或者40秒。在冷卻之前，可以將層狀材料加熱至少約60秒。在冷卻之前，可以將層狀 材料加熱至少約120秒。在冷卻之前，可以將層狀材料加熱至少約3分鐘。在冷卻之前，可以 將層狀材料加熱至少約5分鐘。在冷卻之前，可以將層狀材料加熱至少約1小時。在冷卻之 前，可以將層狀材料加熱至少約3小時。在冷卻之前，可以將層狀材料加熱至少約6小時。
[0080] 在其中以來自聚合物纖維層的粘結(jié)的單獨的步驟將材料層和/或粘合組件粘結(jié)的 方面，在冷卻之前，可以將材料層和/或粘合組件加熱至少約1小時。在冷卻之前，可以將材 料層和/或粘合組件加熱至少約3小時。在冷卻之前，可以將材料層和/或粘合組件加熱至少 約6小時。
[0081] 在其中以來自材料層的粘結(jié)的單獨的步驟將聚合物纖維層和/或粘合組件粘結(jié)的 方面，在冷卻之前，可以將聚合物纖維層和/或粘合組件加熱至少約1小時。在冷卻之前，可 以將聚合物纖維層和/或粘合組件加熱至少約3小時。在冷卻之前，可以將聚合物纖維層和/ 或粘合組件加熱至少約6小時。
[0082] 可以以不同于粘結(jié)聚合物纖維層的單獨的步驟/方法，將粘合組件粘結(jié)至材料層。 單獨的步驟/方法可以包括使用不同的加熱時間和/或溫度。
[0083] 可以通過在室溫下放置將層狀材料冷卻。可以通過冷凍，或者通過應(yīng)用冷卻劑，將 層狀材料冷卻。
[0084]有利地，在例如大約80°C下進(jìn)行熱處理期間，粘合材料如PCL熔融（Tm = 65°C)，同 時材料層和/或聚合物纖維層如PDO保持完好(Tm=IHTC)。這允許來自層的纖維截留至粘 合層中，其在凝固之后充當(dāng)粘合劑。熱處理可以改善貼片的機械特性，其導(dǎo)致纖維如PDO纖 維的增強粘結(jié)。
[0085] 一旦形成之后，支架可以浸泡、接種或者涂覆有另外的試劑和/或細(xì)胞。
[0086] 材料層可以包含聚合物或者由聚合物組成。材料層可以是編織的聚合物或者聚合 物纖維層。材料層可以包含纖維、紗線、細(xì)線或者單纖絲。
[0087] 可以通過將纖維、紗線、細(xì)線或者單纖絲編織成編織物，如平紋編織物，提供材料 層?？梢酝ㄟ^織機進(jìn)行編織。
[0088] 可以通過紡絲形成材料層的纖維、紗線、細(xì)線或者單纖絲?？梢酝ㄟ^紡絲形成材料 層和/或聚合物纖維層的纖維。可以通過紡絲形成粘合組件的纖維。該紡絲可以是靜電紡 絲?？梢酝ㄟ^靜電紡絲形成材料層和/或聚合物纖維層。在促進(jìn)纖維對齊的條件下，如在滾 筒上靜電紡絲，可以通過靜電紡絲形成材料層和/或聚合物纖維層。
[0089] 在紡絲過程期間，可以將另外的試劑合并至材料層中。在紡絲過程期間，可以將另 外的試劑合并至聚合物纖維層的纖維中。在紡絲過程期間，可以將另外的試劑合并至粘合 組件的纖維中。
[0090] 可以將支架切割成一定尺寸和/或成形。可以將支架編織至需要的尺寸。通過熔融 邊緣可以避免散口邊緣，例如，通過將邊緣與熱板接觸或者利用熱切割機或者筆進(jìn)行切割。 熱板可以比可生物降解支架的熔融溫度更熱，如至少150 °C。通過在支架的邊緣刺繡或者縫 合可以避免散口邊緣。
[0091] 在利用粘合組件粘結(jié)之前，可以利用六氟-2-丙醇(HFIP)、堿液或者血漿處理材料 層，如包含PDO的材料層。當(dāng)該材料層包含roo 7.0或者其他具有更大的纖維直徑(例如具有 大于?οομπι的直徑）的roo單纖絲，在利用粘合組件粘結(jié)之前，可以利用六氟-2-丙醇(HFIP)、 堿液或者血漿處理該材料層。當(dāng)層中的一個具有光滑的表面特征，例如較大直徑的單纖絲 這種處理有利地幫助粘合過程。
[0092] 通過本發(fā)明的方法制造的支架可以保持足夠的孔隙率以及孔徑用于細(xì)胞和蛋白 捕獲、細(xì)胞生長、和/或細(xì)胞滲透和迀移。通過本發(fā)明的方法制造的生物可降解的支架可以 保留足夠的生物相容性。
[0093] 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供了 PCL用于將材料層粘合至聚合物纖維層的用途;其 中，與材料層和聚合物纖維層相比，PCL具有較低的熔融溫度(Tm)。
[0094] 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供了 PCL用于將靜電紡絲的聚合物層的兩個或更多個 層粘合的用途;其中，與兩個或更多個靜電紡絲的聚合物層相比，PCL具有較低的熔融溫度 (Tm)〇
[0095] 根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供了包括根據(jù)在本文中本發(fā)明的支架的支架貼片 (patch)〇
[0096] 該支架貼片可以適合于在哺乳動物受試者中的組織修復(fù)。該支架貼片可以是生物 相容的。該支架貼片可以是傷口敷料或者膏藥。
[0097] 當(dāng)支架和/或支架貼片的用途是用于傷口敷料時，材料層可以包含聚合物纖維層 或者由聚合物纖維層組成。
[0098] 本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)理解，本發(fā)明的一個實施方式或者方面的可選特征，在適當(dāng)?shù)?情況下，可以可應(yīng)用至本發(fā)明的其他實施方式或者方面。
【附圖說明】
[0099] 現(xiàn)在將僅通過實施例并參考附圖，更詳細(xì)地描述本發(fā)明的實施方式。
[0100] 圖1-示出了根據(jù)本發(fā)明由靜電紡絲和非靜電紡絲墊(mat)形成多層狀支架的方法 以及描述了層狀靜電紡絲/編織的支架的原型的結(jié)構(gòu)。常規(guī)的靜電紡絲墊是扁平的、精細(xì)的 片并且它們作為組織支架的應(yīng)用通常受限于不足夠的厚度（由于紡絲技術(shù))和低強度。本發(fā) 明介紹了使用熱塑性墊(A)將靜電紡絲和非靜電紡絲層堆疊和粘結(jié)的簡單、非破壞性的技 術(shù)。使用熱塑性墊以將層以穩(wěn)定的方式彼此粘結(jié)，并且因為其是靜電紡絲的，所以可以控制 層之間界面處的孔隙率。根據(jù)應(yīng)用，可以將得到的構(gòu)造調(diào)節(jié)至具有適當(dāng)?shù)暮穸?、質(zhì)地和拉伸 特性。例如，B和C是不同原型的掃描電子顯微照片，該原型可以是使用該方法進(jìn)行組裝： (B)，多層狀的靜電紡絲片；以及(C)，夾在兩個靜電紡絲墊之間的編織的聚二噁烷酮織物。 在該研究中，設(shè)計和測試了用于肩袖增強的特定支架。(D)是原型支架的示意圖；（E)是支架 的截面圖；（F)，編織層；（G)，無規(guī)的靜電紡絲PCL熱塑性粘合層；（H)，對齊的PDO靜電紡絲 墊，面對肌腱的支架層，在以2000rpm旋轉(zhuǎn)的滾筒上進(jìn)行收集。除非指定，比例尺是100μπι。
[0101] 圖2-示出了使用PCL作為熱響應(yīng)的膠液，利用良好粘合至納米纖絲的靜電紡絲組 件的編織的單纖絲層組裝的構(gòu)造的SEM圖像。
[0102] 圖3-示出了在組裝之前貼片的靜電紡絲roo層組件(a)以及編織的PDO單纖絲組件 (B)的大體外觀的SEM圖像。
[0103] 圖4-示出了穿過組裝的層狀組件的橫向切割。
[0104] 圖5-證實了可以調(diào)節(jié)層狀編織的和靜電紡絲的支架以產(chǎn)生與天然肌腱相似的機 械特性。在與靜電紡絲層粘結(jié)之后，編織層的機械特性得以保存，并且通過改變編織圖案， 可以將縫線拉出增強。A、B和C，靜電紡絲層(E)、編織層(W)和組裝支架(W+E)的拉伸強度 (MPa)、破壞應(yīng)變(strain to failure) ( % )和楊氏模量(MPa) ;D，與挑選的商業(yè)可獲得的貼 片（Restore、Orthotape、Graft Jacket和Polytape)以及人類肩袖肌腱相比的層狀支架的 兩種變體(平坦的或者斜紋的）的縫線保留特性;E、F，平坦編織物和斜紋編織物的極限拉伸 強度(MPa)和縫線破壞載荷(N);G，斜紋編織物[W(T)]的掃描電子顯微照片;H，平紋編織物 [W(P)]的掃描電子顯微照片；比例尺是200μπι。
[0105] 圖6-示出了單一靜電紡絲層以及相同材料的4個層和8個層的組裝部件的拉伸強 度和破壞應(yīng)變％。
[0106] 圖7-示出了單一靜電紡絲層以及相同材料的4個層和8個層的組裝部件的厚度之 間的比較。
[0107] 圖8-示出了使用ΑΒ(η = 3)測量的源自肌腱的細(xì)胞在單個PDO支架和多層PDO支架 上在21天內(nèi)的生長。在多層的靜電紡絲層構(gòu)造和單個的靜電紡絲層構(gòu)造之間的細(xì)胞生長上 (相對于第1天)不存在顯著性差異。
[0108] 圖9-比較了源自肌腱的細(xì)胞至單層的靜電紡絲PDO和PCL的粘合并且示出了在接 種之后24小時粘附至這些材料的活細(xì)胞沒有統(tǒng)計學(xué)上的差異。使用AlamarBlue監(jiān)測粘合。
[0109] 圖10-示出了使用ΑΒ(η = 4)測量的源自肌腱的細(xì)胞在單層的靜電紡絲PCL支架和 PDO支架上在14天內(nèi)的生長。在這兩種材料之間的細(xì)胞生長(相對于第1天)不存在統(tǒng)計學(xué)差 異。
[0110] 圖11-暴露于利用靜電紡絲PCL、PD0和PGA調(diào)節(jié)的磷酸鹽緩沖鹽水的細(xì)胞示出了對 這些材料的不同反應(yīng)。同時相比于PBS對照，暴露至PGA的細(xì)胞示出了降低的細(xì)胞生長，暴露 于PCL和PDO調(diào)節(jié)的PBS中的細(xì)胞不存在生長抑制。將PBS調(diào)節(jié)1個月并且將細(xì)胞暴露至最大 值為〇. 5mg/m 1的材料。
[0111] 圖12-證實了對齊的靜電紡絲層的添加增強了細(xì)胞粘附和生長并且調(diào)整了細(xì)胞形 狀和取向。將來自斷裂肩袖的人類原始源自肌腱的細(xì)胞單獨地接種至編織組件上(W)以及 接種至層狀支架上(W+E)?？蚝晚毞謩e是平均值并且是最小-至-最大。a、b，在第1天(a)和第 7天（b)時統(tǒng)計學(xué)上顯著較大量的有活力的源自肌腱的細(xì)胞粘附至層狀支架，使用 alamarBlue代謝檢驗(n = 8)測量的；c、d、e，相比于在編織組件上生長的細(xì)胞，在層狀支架 上生長的細(xì)胞具有更長(c)、更窄的形狀(d)以及至貼片的軸心更加定向的取向（軸心設(shè)定 為〇，e)。相比于編織組件(f)，在支架上生長3天的細(xì)胞的熒光圖像示出了在靜電紡絲表面 上更高的細(xì)胞密度以及分化形態(tài)（g)。對于肌動蛋白熒光標(biāo)記細(xì)胞，比例尺200_1。（葉〈 0·05，**ρ〈0·01，***ρ〈0·001)。
[0112] 圖13-證實了對齊的靜電紡絲層的添加促進(jìn)了細(xì)胞粘附并且增強了互連單層的形 成。掃描電子顯微照片示出了處于不同時間點的在層狀支架(W+E)和編織組件(W)上生長的 源自肌腱的細(xì)胞的外觀。a，在細(xì)胞接種之后的第一個24小時的顯微照片，示出了相比于編 織組件，在層狀支架上的細(xì)胞在3小時內(nèi)變扁平并且延伸。比例尺是ΙΟμπι; b，在培養(yǎng)2、4和8 周之后的支架的顯微照片，示出了在層狀支架和編織組件兩者上，細(xì)胞覆蓋度逐漸增加以 及單層的形成，其中在層狀支架上具有更密集以及更佳的互連細(xì)胞群體。比例尺是100μπι。 層狀支架的對齊/卷曲的納米纖維在2周和4周是可見的，在細(xì)胞似乎是深入地嵌入于纖維 基質(zhì)中時，在8周是不可見的；c，層狀支架在8周的更高放大倍數(shù)的顯微照片示出了 roo是部 分退化的。箭頭表示編織物的擠出單纖絲的裂縫以及在靜電紡絲組件中納米纖維的破壞， 其看起來是嵌入于密集基質(zhì)中。比例尺是10M1。
[0113] 圖14-示出了通過控制結(jié)合層(PCL)的厚度，可以允許或者阻止肌腱細(xì)胞迀移穿過 構(gòu)造的SEM圖像。該研究比較了單一靜電紡絲網(wǎng)格層（左列，圖像A、D、G、J和Μ)、由具有結(jié)合 組件靜電紡絲PCL的薄層的4層靜電紡絲網(wǎng)格形成的構(gòu)造（中間列，圖像B、E、H、K和Ν)以及由 具有靜電紡絲PCL的厚結(jié)合層的4層的靜電紡絲網(wǎng)格形成的構(gòu)造(右列，圖像C、F、I、L和0)。 a-c:初始的支架(沒有細(xì)胞）；d-f:培養(yǎng)7天，上側(cè);g-i :培養(yǎng)7天，下側(cè);j-Ι:培養(yǎng)14天，上側(cè)； m-o:培養(yǎng)7天，下側(cè)。比例尺:20μπι。如在圖像J/N中可以看出的，結(jié)合具有薄PCL層的4個層使 得細(xì)胞能夠迀移，并且它們覆蓋支架的兩側(cè)。圖像L/0示出了極少數(shù)的受控細(xì)胞迀移穿過具 有4層厚的結(jié)合PCL層的支架。因此，改變結(jié)合層的厚度/密度可以用于控制細(xì)胞迀移。
[0114] 圖15-示出了在不同的放大倍數(shù)中的本發(fā)明的另一實施例的一系列的橫向切割視 圖。支架包括由粘合組件PCL保持在一起的多個非編織的靜電紡絲的聚合物層(如在圖3a中 示出的一個）。這證實了使用報道的技術(shù)，堆疊精細(xì)的靜電紡絲層直至形成有效體積的支架 是有可能的。當(dāng)需要更大的支架時，可以使用這種構(gòu)造，例如填充軟骨病變。
[0115] 圖16-對齊的靜電紡絲層的添加增強了肌腱標(biāo)記物的相對基因表達(dá)。在層狀支架 (W+E)上或僅編織組件(W)上培養(yǎng)7天之后，分析膠原I(CoIIAI)、膠原III(C 〇13Al)、膠原VI (Co 16A2)、原纖蛋白I (FBNl)、纖連蛋白（FN1)、整聯(lián)蛋白β? (ITGB1)、鈣粘蛋白11 (CDHl 1)和 β-肌動蛋白（ACTB)。將基因表達(dá)標(biāo)準(zhǔn)化至GAPDH以及至塑料控制（Δ ACT)。在層狀支架上生 長的細(xì)胞具有顯著增加的膠原III表達(dá)(B)，通常與早期的肌腱再生有關(guān)。與彈性纖維形成 有關(guān)的原纖蛋白-1、以及細(xì)胞骨架纖維蛋白肌動蛋白（H)和鈣粘蛋白Il(G)也是上調(diào)的 (D)，這表明增加的細(xì)胞-細(xì)胞接觸。對纖連蛋白（E)或者整聯(lián)蛋白β?表達(dá)(F)沒有顯著的作 用，后者是與纖連蛋白結(jié)合有關(guān)(n = 6貼片;*p〈0.05)。
[0116] 圖17-示出了本發(fā)明的層狀支架良好地整合至鼠模型的體內(nèi)。A，放置在鼠肩部中 的支架的示意圖。在肩胛骨的遠(yuǎn)心端形成切口，將閃下肌暴露并且橫斷，以及將層狀支架用 作在缺陷內(nèi)的修復(fù)。B-E，示出了在(C)2周之后、在(D)4周之后、在(E)6周之后以及在(F) 12 周之后長入至層狀支架中的組織的掃描電子顯微照片;f，在體內(nèi)增長直到2周的囊體大小， 之后，在12周內(nèi)其是變小的并且是更好限定的。（G)層狀支架在體外的破壞載荷示出了在2 周時明顯降低，但是直至8周機械強度增加（由于使用平紋編織物以及降低尺寸以適應(yīng)鼠的 肩部，所以測量的破壞載荷低于圖5中的破壞載荷）。
[0117] 圖18-PD0和PCL示出了在體外等效的肌腱細(xì)胞響應(yīng)。在層狀支架中兩種可降解的 聚合物(PD0和PCL)的組合需要細(xì)胞響應(yīng)的比較性評估。雖然最初地，將細(xì)胞粘附至roo墊， 但是在4-6周內(nèi)，PDO的降解將暴露熱塑性粘結(jié)層(PCL)。將HX)和PCL的無規(guī)靜電紡絲墊用于 比較性研究。對于以無規(guī)、靜電紡絲形式的兩種聚合物，細(xì)胞粘合、生長、擴散、形態(tài)以及對 調(diào)節(jié)培養(yǎng)基的響應(yīng)是等效的。a，在14天內(nèi)在墊上的肌腱細(xì)胞的數(shù)量，使用alamarBlue代謝 檢驗(n = 4)測量的；b，在調(diào)節(jié)培養(yǎng)基(n = 3)中細(xì)胞的生長;c、d，將細(xì)胞熒光標(biāo)記用于肌動 蛋白（紅色），復(fù)染用于核DNA(藍(lán)色）以及通過共聚焦顯微術(shù)成像，示出了在TOO(C)和PCL(d) 上大體相似的伸長率和擴散。應(yīng)注意PDO支架，而不是PCL支架，在UV范圍下示出了自發(fā)熒 光，使得靜電紡絲纖維以藍(lán)色可見。
[0118]圖19-示出了在大鼠模型中層狀支架的植入。蘇木精-伊紅染色的截面示出了在12 周內(nèi)靜電紡絲組件的逐漸細(xì)胞滲透。貼片的整個視圖示出了隨著時間層狀支架增加的整 合，到12周具有密集的組織圍繞纖維。由細(xì)胞滲透支架的靜電紡絲側(cè)，在很多捆蒼白的纖維 內(nèi)該細(xì)胞看起來是以定向陣列布置的。在1周時靜電紡絲材料是最清楚可見的。在4周后，盡 管在這個時間點，難以區(qū)分任何蒼白的靜電紡絲樣纖維，但是圍繞靜電紡絲層的相關(guān)組織 化的組織看起來是變厚的并且更加明顯。在6周和12周時，在支架附近仍存在良好取向的細(xì) 胞的清晰陣列。在4周時在支架的靜電紡絲側(cè)上FBGC是最可見的，并且此后它們的數(shù)量明顯 降低。
[0119] 圖20-示出了用于大鼠模型的對照。將聚丙烯縫線修復(fù)(僅僅縫線）用作用于免疫 應(yīng)答的陰性對照，將薇喬編織用作陽性對照。從4周起向前，大量的異體巨細(xì)胞將薇喬編織 的貼片圍繞，并且將此保持直到12周。在僅僅縫線的對照組中幾乎沒有或沒有看到FBGC。
[0120] 圖21-就異體巨細(xì)胞(FBGC)和巨噬細(xì)胞分型而言，在體內(nèi)的鼠模型中，層狀支架示 出了優(yōu)異的組織反應(yīng)。(A)示出了整合的支架在體內(nèi)6周之后的整個視圖的蘇木精-伊紅染 色截面。（B)在6周之后，包圍支架的編織側(cè)的組織示出了較高的細(xì)胞結(jié)構(gòu)并且?guī)缀鯖]有或 沒有FBGC，（C)在6周之后，靜電紡絲組件看起來是由細(xì)胞狀的、良好對齊的組織吞噬的，（D) 直到4周圍繞支架的FBGC的數(shù)量增加，但是此后返回至與陰性對照（僅僅縫線）可比較的水 平。將編織的薇喬(polygalactin 910)用作陽性對照，因為在12周內(nèi)其誘導(dǎo)更加持續(xù)的異 體響應(yīng)。（E)、（F)，隨著時間巨噬細(xì)胞分型1和2在包圍支架的組織中的比率。在層狀支架和 陰性對照（僅僅縫線）之間幾乎沒有或沒有差異。使用iNOS將巨噬細(xì)胞染色用于分型Ml(E) 并且使用甘露糖受體用于分型M2(F)。*#噸〈0 · 0001。*郵〈0 · 01，##p〈0 · 0001。
[0121] 圖22-示出了圍繞層狀支架的巨噬細(xì)胞群體。就在包圍組織中的巨噬細(xì)胞群體而 言，在層狀支架和陰性對照(僅僅縫線)之間幾乎沒有或沒有差異。對于分型Ml使用iNOS將 組織切片染色以及對于分型M2使用甘露糖受體。
[0122] 圖23-是代表基于體內(nèi)觀察的對支架的組織反應(yīng)的示意圖
【具體實施方式】
[0123] 實施例
[0124] 實施例1:用于肩袖修復(fù)的多層貼片的制造:使用非破壞性結(jié)合組合編織的織物和 靜電紡絲織物
[0125] 本研究的目的是生產(chǎn)具有優(yōu)異的機械特性以及生物特性的肩袖修復(fù)貼片。通過將 編織的織物(其將提供機械支撐)與非編織的靜電紡絲組件(其通過呈現(xiàn)精細(xì)的、納米級的 形態(tài)將為天然細(xì)胞提供線索和引導(dǎo))組合來實現(xiàn)本目的。
[0126] 介紹
[0127] 在這個實施例中，探究了用于多層靜電紡絲材料和織物的新型的、生物相容的和 非破壞性的粘合方法的使用。此實施例首先討論了由連接至非編織的靜電紡絲組件的編織 織物組成的貼片的機械特性和體外特性。非編織組件是定向的roo靜電紡絲支架，設(shè)計用于 提供優(yōu)異的生物特性。編織組件是roo單纖絲的平紋編織物并且將其設(shè)計以提供機械強度、 縫線保留（因此其防止縫線拉出）和穩(wěn)健的操縱特性，因此其可以是在肩袖中在肌腱上進(jìn)行 外科地縫線至骨結(jié)點。
[0128] 然后此實施例將證實該粘合方法保留了靜電紡絲材料的表面形態(tài)、孔隙率和生物 相容性。為了該目的，使用新型粘合技術(shù)將網(wǎng)格類靜電紡絲支架堆疊，并且研究了肌腱細(xì)胞 穿過所得結(jié)構(gòu)的迀移。
[0129] 材料和方法
[0130] 靜電紡絲溶液的制備
[0131] 通過分別以9%(w/v)和8%的濃度將聚二噁烷酮（？00，1.5-2.2(11/^，3丨8111 &-Aldrich Chemical Company Ltd.，Dorset，UK)或聚已酸內(nèi)酯（PCL，Mw:80,000kDa，Sigma_ Aldrich)溶解于I，I，I，3，3，3_六氣異丙醇（HFIP，ApolIo Scientific LimitecUCheshire， UK)中來制備聚合物溶液。在室溫下在輥上將溶液攪拌至少24小時以允許聚合物完全溶解。
[0132] 靜電紡絲
[0133] 通過在以2000rpm旋轉(zhuǎn)（以生成具有8.2kV電壓的定向結(jié)構(gòu)）的滾筒上靜電紡絲PDO 溶液2小時來生產(chǎn)TOO靜電紡絲支架?？梢允褂幂^低的旋轉(zhuǎn)速度(例如IOOrpm)，其導(dǎo)致纖維 的無規(guī)對齊。更高的旋轉(zhuǎn)速度(通常在1000-5000之間）可以導(dǎo)致對齊的纖維。通過在以100 至120rpm以及8.4kV的電壓旋轉(zhuǎn)的滾筒上靜電紡絲PCL溶液2小時來生產(chǎn)PCL靜電紡絲支架。 通過靜電紡絲10分鐘至接地的鎳網(wǎng)格(具有50μπι的寬度以及300χ300μπι的間隔）上來生產(chǎn) PDO網(wǎng)格支架。為了制造"多孔的"層狀構(gòu)造的元件，利用PCL溶液進(jìn)行第二靜電紡絲步驟1分 鐘。為了制造"無孔的"層狀構(gòu)造的元件(其將防止細(xì)胞迀移），在初始的PDO網(wǎng)格上將PCL靜 電紡絲10分鐘。對于每個試驗，將噴嘴收集器以20cm的距離設(shè)置。使用乙醇70%將所有樣品 從它們的收集器中分離并且存儲在干燥器中。在一個實施方式中，可以使用圖案化的接地 的鎳網(wǎng)格作為收集器來形成PCL網(wǎng)格。可以將此完成以改善對齊的roo層之間的迀移。
[0134] 編織
[0135] 使用手動的織機由TOO單纖絲(PDS II，7.0，Ethicon，F(xiàn)rance)來制造平紋編織結(jié) 構(gòu)。為了避免受散口，通過與在150Γ下的熱板非常短暫的接觸來將從主要編織墊中切割的 樣品邊緣熔融。
[0136] 編織的和非編織組件的粘合
[0137] 利用浸漬在六氟-2-丙醇(HFIP)中的實驗室組織將編織的HX)層簡單地刷洗。然后 將PCL層(粘合組件)迅速地放置在編織組件上并且施加溫和的壓力以幫助兩種組件之間的 粘合。（注意:對于由具有高于IOOym的直徑的單纖絲紗線制備的編織結(jié)構(gòu)，此第一步驟是有 利的以改善PCL至編織組件的粘合。由具有較小直徑的紗線制備的編織織物以及靜電紡絲 層通常不需要此步驟）。
[0138] 然后將非編織的靜電紡絲PDO層放置在PCL粘合組件上并且利用溫和的壓力將該 組裝部件保持在一起，同時在80 °C下施加熱處理2分鐘。在此溫度下，PCL熔融(Tm=65 °C)而 PDO保持完好(Tm=ll(TC)。在冷卻期間在凝固之后，通過截留來自不同細(xì)纖絲的PDO纖維， PCL層充當(dāng)粘合劑。當(dāng)添加更多層的靜電紡絲HX)時，在熱處理之前將純的PCL網(wǎng)格夾入在每 個新的PDO層以及先前的一個層中間。在那個溫度下的熱處理還可能稍微地改善貼片的機 械特性，這是由于roo纖維的溫和粘結(jié)。
[0139] 機械測試
[0140] 對于每種類型的靜電紡絲貼片，使用8個單獨的測量為50mm長度和5mm寬度的試 樣。生成了啞鈴狀的測試材料。這些7mm的條在它們的最窄點是2_以最小化由于在貼片-夾 具界面處的壓力上升所導(dǎo)致的中等貼片(midpatch)的破壞。還測試了具有/不具有靜電紡 絲層的測量為20mm長度和2mm寬度的5個編織組件。使用環(huán)境電子掃描顯微鏡測量靜電紡絲 支架的厚度。
[0141] 測試協(xié)議是基于先前公開的貼片機械特性的研究的修改版本(Derwin et al， 2006&Chaudhury et al.，2012)。使用改進(jìn)的夾鉗夾緊貼片的末端，留下用于靜電紡絲支架 的30mm以及用于編織的F1DO組件的15mm的額定夾具至夾具(grip-to-grip)計量長度。使用 Zwick機器以0.5mm/min的速率直至破壞測試試樣至拉伸損壞。評估極限強度(MPa)、斷裂應(yīng) 變（％)。這些值是與試樣形狀無關(guān)的，從而，測量的貼片的材料特性可以與在其他商業(yè)可獲 得的貼片上公開的數(shù)據(jù)相比較。
[0142] SEM
[0143] 在安裝于粧(stub)之前，將生物樣品固定并且脫水。將樣品固定在戊二醛(在去離 子水中2.5%v/v)中過夜。在分級的乙醇系列(40%、70%、90%、95%至100%的處于去離子 水中的乙醇，每個步驟10分鐘）中經(jīng)受連續(xù)的脫水之前，將固定液除去并且在PBS中將樣品 沖洗兩次。使用六甲基硅氮烷將支架進(jìn)一步脫水并且留在通風(fēng)櫥內(nèi)過夜以完全干燥。將樣 品存儲在干燥器中直至使用。然后使用碳粘合盤將樣品安裝在鋁粧上并且使用SC7620Mini Sputter Coater System(Quorum Technologies LtcUEast Sussex)涂覆金。使用環(huán)境掃描 電子顯微鏡得到高分辨率的圖像(Carl Zeiss Evo LS15Variable Pressure Scanning Electron Microscope)。
[0144] 人類肌腱材料、捐獻(xiàn)者人口統(tǒng)計和臨床數(shù)據(jù)
[0145] 從Oxford Musculoskeletal Biobank獲得肌腱組織，其中告知的捐獻(xiàn)者同意完全 符合國家和組織機構(gòu)的倫理要求，United Kingdom Human Tissue Act(HTA)。
[0146] 閃上肌肌腱樣品收集自患有慢性退化的肩袖肌腱病以及部分/全部厚度的閃上肌 斷裂的患者。所有的患者經(jīng)受用于肩袖修復(fù)或者肩峰下減壓的手術(shù)，在手術(shù)期間，將肌腱組 織從肌腱的遠(yuǎn)端斷裂邊緣切除并且立即地轉(zhuǎn)移至包含DMEM F12(Lonza，U.K.)的無菌管中 用于說明。從2名年齡為70-72歲的女性捐獻(xiàn)者中獲得用于該研究的源自肌腱的細(xì)胞。單獨 地使用來自每個捐獻(xiàn)者的細(xì)胞。
[0147] 源自肌腱的細(xì)胞的分離和培養(yǎng)
[0148] 在無菌條件下將肌腱樣品切割成統(tǒng)一的小塊并且轉(zhuǎn)移至補充有生長培養(yǎng)基的6孔 板(〇)?^即，1].5.4.)。使用的生長培養(yǎng)基是包含50%的胎牛血清$85,8丨 〇%^1].1(.)以及 1 %的青霉素-鏈霉素溶液的DMEM Fl2。在標(biāo)準(zhǔn)條件(37°C，5%C02)下溫育板并且每2-3天更 換生長培養(yǎng)基。一旦細(xì)胞已經(jīng)從外植體迀移，在大約7天之后，利用包含10%FBS的DMEM F12 更新培養(yǎng)基。在這些條件下維持培養(yǎng)物直至孔達(dá)到匯合。然后將細(xì)胞刮去并且在相同的條 件下在IOcm的皮氏培養(yǎng)皿(Greiner ,Germany)中繼代以允許增殖。對于所有的實驗，為了保 持一致，并且為了避免在傳代5代之后描述的表型偏移（Poulsen et al.，2011;Yao et al .，2006)，使用第二次傳代的源自肌腱的細(xì)胞。
[0149] 在材料上的細(xì)胞接種
[0150] 為了評估在靜電紡絲貼片上的生長，使用如先前所描述的a I amar BI u e檢驗 (Hakimi et al.，2012)。簡言之，將靜電紡絲貼片切割成一定尺寸并且懸浮在24孔cell crown插入物(Sigma)中。將這些放置在12孔(Corning)中，使用70%乙醇滅菌并且在無菌條 件下在40°C中干燥過夜。然后將在2代中的源自肌腱的細(xì)胞接種至包含靜電紡絲貼片的插 入物中并且允許粘附至少12小時。
[0151] 監(jiān)測貼片上的細(xì)胞生長
[0152] 在選定時間點，將具有貼片的cell crowns轉(zhuǎn)移至新鮮的包含具有5%alamarBlue 的完全培養(yǎng)基(AbD Ser〇tec，U.K.)的孔板中。為了不包括粘附至聚苯乙烯孔的細(xì)胞并且排 他地測量粘附至貼片的細(xì)胞的代謝，在每個時間點將貼片轉(zhuǎn)移至新鮮的孔中。在兩個小時 的溫育之后，將來自每個孔的兩份的1〇〇μ1的培養(yǎng)基樣品轉(zhuǎn)移至白色的96孔板(Corning)用 于在SpectraMax Gemini酶標(biāo)儀(Molecular Devices，υ·Κ·)中分析，其中在544nm的刺激波 長和590nm的發(fā)射波長下熒光測量。將剩余的alamarBlue培養(yǎng)基除去并且利用新鮮的標(biāo)準(zhǔn) 培養(yǎng)基更換。
[0153] 調(diào)節(jié)的PBS對細(xì)胞生長的影響
[0154] 為了監(jiān)測暴露至材料的影響，將在10mg/mL的濃度下的PD0、PCL和PGA(由于它快速 退化，將后者用作對照）在70%乙醇中滅菌2小時，干燥并且在無菌的I 3BS中在37°C、5%⑶2 下溫育1個月。在溫育一個月之后，一式三份地將6xl03個細(xì)胞接種至96孔板中。允許細(xì)胞粘 附過夜，并且在12小時之后，將IOul的經(jīng)材料調(diào)節(jié)的PBS添加到每個孔，導(dǎo)致0.5mg/ml的最 終濃度。在5天的暴露之后，測量增殖。
[0155] 熒光顯微術(shù)
[0156] 為了使用焚光顯微術(shù)形象化細(xì)胞，將構(gòu)造物固定在10%的福爾馬林（Fisher Scientif ic)中5分鐘并且使用0.1 %的Triton-X(Sigma-Aldrich)滲透5分鐘。因此，根據(jù)制 造商的說明（分子探針），使用羅丹明鬼筆環(huán)肽（Irwit r〇gen，UK)和DAPI核復(fù)染劑(4'，6_二 脒基-2-苯基吲哚）對細(xì)胞染色。使用熒光顯微鏡或者共聚焦顯微鏡(Zeiss Axio Imager Ml或Zeiss LSM710NL0)將樣品形象化。
[0157] 基因表達(dá)
[0158] 使用Gentle Macs組織裂解器（Milteny Biotec，UK)在ImL的組織裂解液， TRIzo丨?（3丨8!11&41(^(*，0(^611]1〇中裂解支架。隨后均質(zhì)化，將樣品在4°(：下在12,000 Xg下離心10min。將樣品在室溫下溫育并且添加200μ1的氯仿，劇烈振蕩15秒，并且在4°C下 在12，000g下離心15min。將上面的水相(~50%的總體積)轉(zhuǎn)移至另一管中。使用100%的異 丙醇將RNA沉淀10min，隨后在4°C下在12,000\ 8下離心101^11。然后利用11111的70%乙醇將 RNA顆粒洗滌。最后，將提取的RNA溶解于不含RNase的水中并且洗脫。使用第一鏈cDNA合成 試劑盒(First Strand cDNA Synthesis Kit)(Roche,Germany)按照生產(chǎn)商的協(xié)議將Iyg的 RNA轉(zhuǎn)化成cDNA。使用具有ViiATMvl ·2軟件版本(Applied Biosystems，USA)的ViiA7(Life Technologies)，使用Sybr Green(AB applied biosystems powerSYBR)以及QuantiTect引 物檢驗，根據(jù)制造商的說明（QIAGEN)，進(jìn)行實時qPCR(Real-time qPCR)。對于使用Sybr green的相對定量，循環(huán)條件是默認(rèn)參數(shù)。將未處理的細(xì)胞用作對照并且將GAPDH用作持家 基因。以相對表達(dá)(RE)來分析數(shù)據(jù)。
[0159] 體內(nèi)研究
[0160] 該研究是在總公司許可下并且根據(jù)組織機構(gòu)準(zhǔn)則進(jìn)行的。將六十只Lewis大鼠分 成4個組，其中從它的插入處將閃下肌外科地橫切3mm。利用編織的和靜電紡絲的聚二噁烷 酮貼片和5-0聚丙烯縫線修復(fù)肌腱。薇喬和Silk貼片或者簡單的聚丙烯縫線修復(fù)用作對比 物。使動物在1、2、4、6和12周時犧牲以檢查移植物的生物相容性。使用免疫組織化學(xué)檢查巨 噬細(xì)胞亞群并且使用蘇木素伊紅染色評估異體巨細(xì)胞并且二者都利用具有設(shè)定顯著性在P 〈0.05的單向ANOVA進(jìn)行分析。利用半定量分析仔細(xì)檢查關(guān)節(jié)軟骨。將Hind手掌炎癥性指數(shù) 用于測定系統(tǒng)效果。
[0161] 通過多層貼片的細(xì)胞迀移
[0162] 為了證實分層技術(shù)提供對多層靜電紡絲材料的孔隙率的控制，將細(xì)胞接種至三種 不同的懸浮在如以上描述的cell crowns中的靜電紡絲片上。該不同的材料是：
[0163] 1.多孔網(wǎng)格結(jié)構(gòu)的單片
[0164] 2.使用厚的、無孔的密集的PCL片結(jié)合的多層(4層）網(wǎng)格結(jié)構(gòu)一利用溫和的壓力將 層保持在一起同時在80°C施加熱處理1分鐘。
[0165] 3.使用精細(xì)的、多孔的PCL片結(jié)合的多層(4層)網(wǎng)格結(jié)構(gòu)。
[0166] 將大約5xl04個細(xì)胞直接接種至每個插入物上。將12孔板(Corning)涂覆有血纖蛋 白凝膠（由25μ1的10mg/ml纖維蛋白原以及2μ1的100u/ml的來自牛血漿的凝血酶(二者都是 Sigma-Aldrich)制備），作為化學(xué)誘導(dǎo)劑以誘導(dǎo)細(xì)胞迀移通過靜電紡絲貼片。然后將插入物 轉(zhuǎn)移至包含血纖蛋白、布滿生長培養(yǎng)基的孔中并且溫育5天。此后，如以上描述進(jìn)行 alamarBlue檢驗以測量在膜上的細(xì)胞生長并且使用ESEM評估兩側(cè)上的細(xì)胞存在。
[0167] ESEM
[0168] 將樣品切割并且使用碳粘合盤將樣品安裝在鋁粧上。然后在必要時，使用 Cressington 208HR派射鍍敷器(Vortex Control Systems，TX，USA)利用金或者鉬涂覆樣 品并且使用掃描電子顯微鏡得到支架的高分辨率圖像。
[0169]統(tǒng)計分析
[0170] 將數(shù)據(jù)表示為平均值土SEM。由GraphPad Prism軟件版本5生成曲線圖。利用 GraphPad Pr ism軟件進(jìn)行統(tǒng)計分析。對于所有的體外粘合測試，進(jìn)行至少兩組獨立的實驗 并且確定平均值。對于所有的研究，使用具有Tukey事后檢驗的單向ANOVA測試以檢查多個 組之間的統(tǒng)計學(xué)差異。使用未配對的t檢驗以檢查兩個獨立的組之間的統(tǒng)計學(xué)差異。當(dāng)獲得 <0.05的P值時，認(rèn)為獲得的結(jié)果是有意義的。
[0171] 結(jié)果
[0172]多層貼片的制造
[0173]我們的方法（圖la)涉及使用靜電紡絲熱塑性粘結(jié)劑的靜電紡絲和非靜電紡絲片 的分層。與普遍用于紡織工業(yè)的熱塑性片或粉末相比，靜電紡絲墊的使用使得能夠與最小 數(shù)量的聚合物均勻粘結(jié)，以及控制孔隙率。對于呈現(xiàn)在此的特定原型，將靜電紡絲聚已酸內(nèi) 酯(PCL)層放置在靜電紡絲PDO墊(E)與編織的roo織物(W)之間。使該構(gòu)造在80°C下經(jīng)受熱 處理。在此溫度下，PCL層熔解但是roo組件保持完好，這是由于roo更高的熔融溫度(PCL Tm =65 °C ; PDO Tm= 110 °C)。在凝固之后，恪融的PCL層充當(dāng)粘合劑，截留PDO纖維。得到的織物 (圖ID和E)是編織物和靜電紡絲組件的層狀復(fù)合物，通過精細(xì)的、熔融的PCL膜將其分隔。值 得指出的是，靜電紡絲的對齊的PDO纖維呈現(xiàn)出卷曲的、肌腱類形態(tài)（圖1H)。使用空氣驅(qū)動 的靜電紡絲，利用一些有目的地制造，已經(jīng)先前報道了卷曲的納米纖維，以及在標(biāo)準(zhǔn)的靜電 紡絲之后自發(fā)地自卷曲。如在本文呈現(xiàn)的圖像（圖1)中可以看出，與先前報道的更加盤繞 的、斷裂的外觀相比，PDO對齊的墊呈現(xiàn)出靈巧的自卷曲效果，保持總的對齊的以及高度組 織化的外觀。重要地，該粘結(jié)方法是非破壞性的，并且制造后的靜電紡絲側(cè)的顯微照片（圖 1F)示出了已經(jīng)保持了原始的對齊的/卷曲的圖案。
[0174] 新型多層貼片的形態(tài)
[0175] 參照圖2，SEM圖像示出了組裝的構(gòu)造，使用PCL作為熱響應(yīng)膠液，其中編織的單纖 絲層良好地粘合至納米纖絲的靜電紡絲組件。參照圖3，ESEM圖像示出了在組裝之前的貼片 的靜電紡絲roo板組件(a)以及編織的roo單纖絲組件(B)的大體外觀。
[0176] 機械研究：
[0177] 為了測定分層和粘結(jié)對支架的機械特性的影響，使用Zwick拉伸試驗機(5kN)以及 Deben拉伸實驗臺（600N)進(jìn)行了拉伸和縫線保留測試。計算了層狀支架和它的組件的拉伸 強度、％破壞應(yīng)變和楊氏模量。正如所料，與靜電紡絲層其自身相比，編織物和靜電紡絲層 的組合產(chǎn)生了更強的支架(至少20倍，圖5a)。而且，其確定粘結(jié)過程沒有降低編織物PDO層 的強度(63.72± 10.56MPa)。組裝貼片的最大應(yīng)力(65.76± 10.32MPa)不是顯著不同于任一 的編織組件(錯誤！沒有找到參考來源。b、c)。然后進(jìn)行實驗以更好地匹配層狀支架和人類 肌腱之間的縫線拉出（圖5d-f)。將編織圖案'平紋'（P，圖5g)以及'斜紋'（T，圖51)相比較， 發(fā)現(xiàn)在這些編織物之間的極限拉伸強度不是顯著不同的（65.76± 10.32以及73.9±8.79)， 但是通過斜紋編織的縫線保留是顯著更高的（167±34)。該斜紋編織層能夠承受超過用于 人類岡下肌肌腱所報道的那些的力度(極限應(yīng)力= 15_30MPa并且在最大收縮期間力度~ 196N(55,56))。改變編織圖案以及成功地匹配支架至期望組織和應(yīng)用的機械特性的能力保 持了開發(fā)另外的原型的潛在性。
[0178] 如在圖6中示出的，可以通過將一些層粘著在一起來增加靜電紡絲組件的機械特 性。在1個層、4個層和8個層的支架之間，最大應(yīng)力值是顯著不同的。而且，4個層的支架示出 了最高的破壞應(yīng)變（％)。在圖7中示出了 1個層、4個層和8個層的靜電紡絲支架的平均厚度。
[0179] 貼片上的細(xì)胞生長以及材料的細(xì)胞毒性
[0180] 參照圖8,示出了在21天內(nèi)在單層和多層roo支架上源自肌腱的細(xì)胞的生長，其是 使用AB(n = 3)測量的。在多層和單層的構(gòu)造之間的細(xì)胞生長(相對于第1天)上不存在顯著 性差異。因此，堆疊靜電紡絲層沒有改變細(xì)胞增長的方式以及其上的存活。
[0181] 參照圖9，源自肌腱的細(xì)胞至PDO和PCL的粘合顯示，在接種之后24小時，在粘附至 這些材料的活細(xì)胞中不存在統(tǒng)計學(xué)差異。使用AlamarBlue監(jiān)測粘合。因此，堆疊靜電紡絲層 沒有改變細(xì)胞粘附至它們的方式。
[0182] 參照圖10，顯示了在14天內(nèi)的源自肌腱的細(xì)胞在PCL和PDO支架上的生長，其是使 用AB(n = 4)測量的。在這兩種材料之間的細(xì)胞生長(相對于第1天)上不存在統(tǒng)計學(xué)差異。這 支持了以下提議:PDO和PCL是類似相容的，而且將PCL添加至PDO構(gòu)造(為了生成多層)不應(yīng) 該改變細(xì)胞與支架相互作用的方式。
[0183] 參照圖11，暴露于PCL、PDO和PGA的細(xì)胞示出了至這些靜電紡絲材料的不同反應(yīng)。 雖然與I 3BS對照相比，暴露于PGA的細(xì)胞示出了降低的細(xì)胞生長，但是在暴露于PCL和TOO調(diào) 節(jié)的PBS的細(xì)胞中不存在生長抑制。使PBS調(diào)節(jié)1個月并且將細(xì)胞暴露于最大值為0.5mg/ml 的材料。這表明，與較快降解的聚合物如PGA相比，對于源自肌腱的細(xì)胞，PDO和PCL是相容的 并且是非毒性的。
[0184] 組件層對體外細(xì)胞行為的影響
[0185] 在進(jìn)一步的研究中，就細(xì)胞粘附和生長而言，在一系列的研究中評估了靜電紡絲 組件的貢獻(xiàn)，其中將編織物層其自身(W)與具有對齊的靜電紡絲墊的完全層狀的支架(W+E) 相比。這些研究示出了，在這兩者基底上活細(xì)胞粘附并且增殖，但是在第1天和第7天的時間 點，在靜電紡絲組件上的細(xì)胞數(shù)量顯著更高（圖12a和b)。通過在接種之后的1小時、3小時和 24小時的不同表面上的細(xì)胞的SEM顯微照片進(jìn)一步證實了這種趨勢。該圖像證實了更加迅 速的截留以及在靜電紡絲表面上的細(xì)胞變扁平。粘附至編織物結(jié)構(gòu)的細(xì)胞趨向卷繞細(xì)纖絲 或者習(xí)慣于在由編織方法在細(xì)纖絲之間形成的巢和間隙中（圖12c)。相反，粘附至靜電紡絲 層的細(xì)胞呈現(xiàn)出均勻的分布和墊的覆蓋，并且看起來嵌入在靜電紡絲基質(zhì)中。在培養(yǎng)3天之 后使用細(xì)胞骨架的熒光圖像的細(xì)胞尺寸的定量（圖12c_g)證實了添加靜電紡絲層調(diào)整細(xì)胞 長度、寬度和定向。與編織層相比，在靜電紡絲表面上的細(xì)胞顯著地是更長、更窄以及更加 定向的（圖12c-g)，盡管在編織組件上存在一定程度的定向，但這可能是由于來自擠出過程 的凹槽(在圖13a中可見）。長期培養(yǎng)物的顯微照片(2、4、和8周，圖13b)示出了對于層狀支架 和編織組件兩者在細(xì)胞覆蓋度上的逐漸增加，同時細(xì)胞在編織墊上形成松散網(wǎng)狀以及在靜 電紡絲組件上形成密集的、良好嵌入陣列。直到第4周，對齊的靜電紡絲墊仍是可見的并且 顯示出良好排序的對齊形態(tài)。在第8周時，似乎是，在編織層上的細(xì)胞網(wǎng)狀以更加可見的方 式擴張以覆蓋間隙。
[0186] 通過多層網(wǎng)格貼片的細(xì)胞迀移
[0187] 為了證實分層技術(shù)的靈活性，以及其保存PDO靜電紡絲材料的形態(tài)和孔隙率的事 實，將細(xì)胞接種在由靜電紡絲網(wǎng)格制備的4層構(gòu)造上。圖14表明，根據(jù)在熱處理之前存在于 層之間的PCL膠液的量，可以將支架材料調(diào)節(jié)至多孔的或者無孔的(子圖14B和C)。為了使支 架的層之間高效粘合，僅需要少量的PCL。
[0188] 組件層對細(xì)胞表型的影響
[0189] 觀察到對齊的靜電紡絲層的添加調(diào)整細(xì)胞形狀是與細(xì)胞表型高度有關(guān)的，該觀察 促使對是否在細(xì)胞表型上存在任何影響進(jìn)行調(diào)查。使用實時PCR測量十種不同基因的RNA表 達(dá)(圖16)。選擇標(biāo)記物以體現(xiàn)對細(xì)胞外基質(zhì)生產(chǎn)(膠原I和膠原III)、細(xì)胞外周基質(zhì)(膠原VI 和原纖蛋白1)、細(xì)胞-基質(zhì)粘合(纖連蛋白和整聯(lián)蛋白m)、以及形狀的標(biāo)記物(β-肌動蛋白） 和細(xì)胞-細(xì)胞接觸(鈣粘著蛋白11)的可能影響。對于單層，膠原I、膠原VI、纖連蛋白和整聯(lián) 蛋白m是在基礎(chǔ)水平并且在編織組件和層狀支架上生長的群體之間不存在顯著性差異。在 層狀支架上膠原I的相對表達(dá)是稍高而不是顯著更高。測量膠原III、原纖蛋白Ι、β-肌動蛋 白和鈣粘蛋白11的表達(dá)中的顯著性差異，并且觀察到這四種基因在層狀支架上明顯是更高 度表達(dá)的。
[0190] 體內(nèi)的生物相容性和細(xì)胞浸潤(cell infiltration)
[0191] 評估移植于大鼠肩部之后的貼片的生物相容性和細(xì)胞浸潤。進(jìn)行這些動物研究以 證實層狀設(shè)計的安全性而不是功效。在1、2、4、6和12周的時期，進(jìn)行組裝貼片的初步體內(nèi)評 估。圖17示出了直接將貼片放置在大鼠肩部中的閃下肌上。在一般性檢查之后，注意到所有 的動物具有圍繞修復(fù)肌腱的纖維囊，其直至第2周增加至一定大小然后逐漸降低。還注意 到，在整段研究的時期內(nèi)，移植物保持完好。沒有發(fā)生層的分層或者分離。在隨后第6周和第 12周的時間點，存在緊密粘合至材料的纖維組織，并且在一般性檢查和掃描電子顯微術(shù)上 編織圖案不是可見的（圖17)。外植支架的機械評估顯示了直到第2周顯著的初始強度降低 并且此后直到第8周機械強度增加（圖17)，這表明顯著的組織長入或者新組織形成。
[0192] 層狀支架以及包圍組織的組織切片證實了異體響應(yīng)的程度以及細(xì)胞浸潤至貼片 中的程度。將僅用不可降解的聚丙烯的縫線修復(fù)用作陰性對照，并且將用編織薇喬墊 (polygalactin 910)的修復(fù)用作陽性對照。蘇木精-伊紅染色的截面（圖18、圖19和圖20)證 實了，在支架的靜電紡絲側(cè)上，細(xì)胞在多捆蒼白的纖維(可能是靜電紡絲材料）內(nèi)以良好定 向陣列伸長(在第1周最可見）。在第4周之后這些相對組織化的組織看起來更厚并且更加明 顯，盡管在這個時間點難以區(qū)分任何蒼白的靜電紡絲類纖維。在第6周和第12周的時間點， 在支架附近仍存在清晰的良好定向的細(xì)胞的陣列。為了多核異體巨細(xì)胞(FBGC)的形成也檢 查了組織切片。在第4周，相比于僅縫線的對照，在實驗貼片周圍存在更高數(shù)量的FBGC(圖 21)，但是在所有的其他時間點，F(xiàn)BGC水平是與僅縫線的對照是可比的。觀察到在第4周時 FBGC增加，并行的是靜電紡絲組件逐漸消失，其在第6周時在組織中僅僅稀疏可見。在12周 的時期內(nèi)，相比于陽性對照(薇喬），層狀支架周圍的FBGC數(shù)量是降低的。還進(jìn)行實驗以表征 修復(fù)部位周圍的巨噬細(xì)胞存在和亞型。在圖22中呈現(xiàn)了對于可誘導(dǎo)的一氧化氮合酶誘導(dǎo)同 工型（iNOS)、巨噬細(xì)胞亞型Ml (與感染有關(guān)的殺傷巨噬細(xì)胞)和甘露糖的標(biāo)記物、巨噬細(xì)胞 亞型M2(與傷口愈合有關(guān))的標(biāo)記物的染色的組織切片。與陽性對照周圍兩種巨噬細(xì)胞亞型 升高的比例相比，這些標(biāo)記物的評估顯示了實驗組和陰性對照之間的相似的Ml和M2與計數(shù) 細(xì)胞的總數(shù)的比例（圖21)。
[0193] 在圖23中呈現(xiàn)了基于一般性觀察以及組織學(xué)觀察的在體內(nèi)對于層狀支架的組織 反應(yīng)的總覽。
[0194] 討論
[0195] 在本文中呈現(xiàn)的研究中，已經(jīng)測試了為提供機械強度和生物引導(dǎo)而設(shè)計的多層新 型貼片。貼片的兩個組件是由聚二噁烷酮(PDO)、通過水解而降解的生物相容的聚合物制 備。使用傳統(tǒng)的織機由單纖絲或者靜電紡絲紗線組裝編織組件。使用靜電紡絲形成非編織 組件，從而生成高孔隙度的結(jié)構(gòu)，該結(jié)構(gòu)允許細(xì)胞和蛋白質(zhì)溶液的有效截留。靜電紡絲還允 許在貼片生產(chǎn)期間生物活性因子(如生長因子或者維生素）的截留，從而將活性成分合并在 纖維內(nèi)。
[0196] 放置在編織層和非編織層之間的粘合層，是由另一生物相容和生物可降解的聚合 物，聚已酸內(nèi)酯(PCL)制備的。在約80°C下進(jìn)行熱處理期間，PCL熔融(Tm = 65°C )同時TOO保 持完好(Tm= 110°C )。這允許將來自兩個PDO組件的纖維粘結(jié)至PCL層，PCL層在凝固之后充 當(dāng)粘合劑。
[0197] 在該研究中，已經(jīng)顯示，改變粘合PCL層的厚度和圖案導(dǎo)致多孔結(jié)構(gòu)或者無孔結(jié) 構(gòu)。例如，使用精細(xì)的靜電紡絲的PCL片粘附一些靜電紡絲roo的層，如果足夠薄的話，粘結(jié) 的PCL將保留roo構(gòu)造的初始的多孔形態(tài)。
[0198] 機械測試清楚地顯示了編織組件的重要性，其比靜電紡絲組件強大于20倍。
[0199] 以上呈現(xiàn)的結(jié)果表明，細(xì)胞可以迀移穿過這種多層的構(gòu)造，而且最外層的表面外 觀是保持完好的，最外層可以用作用于肌腱治愈的引導(dǎo)模板。
[0200] 還顯示，PCL組件和PDO組件兩者是可相容的，并且存在相似的細(xì)胞粘附以及細(xì)胞 生長，從而最小化改變對組合這兩種組件的更加復(fù)雜結(jié)構(gòu)的細(xì)胞響應(yīng)的風(fēng)險。
[0201] 在本文中呈現(xiàn)的結(jié)果確認(rèn)了這種預(yù)測的穩(wěn)定性，示出了在體外直至第8周在該構(gòu) 造上良好的細(xì)胞存活以及在體外直至第12周良好的完整性和組織整合，其中該構(gòu)造看起來 是完好的并且在該時間段內(nèi)沒有可見的層的分層或者分離發(fā)生。
[0202] 結(jié)論
[0203]呈現(xiàn)了粘結(jié)用于組織工程的醫(yī)用紡織品的不同層的新型方法。這種粘合方法是生 物相容的，最小化對納米圖案(如靜電紡絲表面)的破壞并且使得能夠通過控制粘合層的形 態(tài)來控制孔隙率。還已經(jīng)呈現(xiàn)了使用這種方法生產(chǎn)的肌腱修復(fù)貼片的原型。
[0204]在該實施例中，將穩(wěn)固的編織組件(其會為治愈肌腱提供機械支撐)與精細(xì)的納米 結(jié)構(gòu)的片(其對于細(xì)胞是高度誘導(dǎo)性的）組合。結(jié)果表明，得到的材料保持了強度、安全性和 納米圖案，并且對于肩袖中肌腱斷裂的加強可以是有用的。
[0205] 參考文獻(xiàn)
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[0213] Derwin，k;Baker，A;Spragg，RK;Le igh，D·R;Iannott i J.P, Commercial extracellular matrix scaffolds for rotator cuff tendon repair Biomechanical， biochemical,and cellular properties，J Bone Joint Surg Am,2006 DecOl;88(12): 2665-2672.doi:10.2106/JBJS.E.01307.
【主權(quán)項】
1. 一種用于組織修復(fù)或者傷口敷料的支架，包括： 材料層； 聚合物纖維層；以及 所述材料層和所述聚合物纖維層之間的粘合組件，其中，所述粘合組件包含與所述材 料層和所述聚合物纖維層相比具有較低的熔融溫度(Tm)的材料。2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的支架，其中，所述支架是生物可降解的。3. 根據(jù)權(quán)利要求1或權(quán)利要求3所述的支架，其中，將所述材料層和所述聚合物纖維層 粘結(jié)至所述粘合組件并且經(jīng)由所述粘合組件粘結(jié)。4. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述聚合物纖維層包含靜電紡絲的聚合 物或者由靜電紡絲的聚合物組成。5. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述材料層包含靜電紡絲的聚合物或者 由靜電紡絲的聚合物組成。6. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述粘合組件包含靜電紡絲的聚合物或 者由靜電紡絲的聚合物組成。7. 根據(jù)權(quán)利要求4至6中任一項所述的支架，其中，所述靜電紡絲的聚合物包含熱塑性 聚合物。8. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述支架是生物相容的。9. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述支架是合成的。10. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述材料層和/或所述聚合物纖維層包 含生物相容的聚合物。11. 根據(jù)權(quán)利要求9所述的支架，其中，所述生物相容的聚合物包含聚二噁烷酮(PDO)。12. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述材料層和/或所述聚合物纖維層具 有至少約70°C的熔融溫度(Tm)。13. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述材料層包含編織組件或者由編織組 件組成;并且可選地所述編織組件是由單纖絲、纖維或者紗線形成。14. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的支架，其中，所述單纖絲、纖維或者紗線是由紡絲并且可選 地由靜電紡絲形成。15. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述聚合物纖維層和/或所述粘合組件 是由纖維形成。16. 根據(jù)權(quán)利要求15所述的支架，其中，所述纖維是由紡絲并且可選地由靜電紡絲形 成。17. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述聚合物纖維層是多孔的。18. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述材料層和非編織的纖維組件包含基 本上相同的聚合物。19. 根據(jù)權(quán)利要求1至12和15至18中任一項所述的支架，其中，所述材料層包含聚合物 纖維層或者由聚合物纖維層組成;和/或其中，所述材料層和所述聚合物纖維層包含基本上 相同的結(jié)構(gòu)和/或材料。20. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述粘合組件具有小于約70°C的熔融溫 度（Tm)。21. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述粘合組件包含生物相容的聚合物。22. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述粘合組件包含聚已酸內(nèi)酯(PCL)。23. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述支架包括所述材料層和/或所述聚 合物纖維層中的兩個或更多個層。24. 根據(jù)權(quán)利要求23所述的支架，其中，由在所述材料層和/或所述聚合物纖維層之間 的粘合組件粘結(jié)每個層。25. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述支架包含分散或者浸漬其中的或者 涂覆或接種于其上的一種或多種試劑。26. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述支架的厚度在約50μηι至約2cm之間。27. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述支架具有至少30MPa的拉伸強度和/ 或至少25%的斷裂應(yīng)變。28. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述支架包含細(xì)胞。29. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述粘合組件包含靜電紡絲至網(wǎng)格中的 聚合物纖維。30. 根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，其中，所述粘合組件的降解速率可以小于/慢 于所述聚合物纖維層和/或所述材料層的降解速率。31. -種根據(jù)任一前述權(quán)利要求所述的支架，用作藥物。32. 根據(jù)權(quán)利要求31所使用的支架，用于修復(fù)或者替換損傷或者退化的肌腱、韌帶、骨 和/或軟骨，或者用于傷口敷料。33. 根據(jù)權(quán)利要求1至28中任一項所述的支架作為過濾器的用途。34. -種治療需要修復(fù)或者替換損傷或者退化的肌腱、韌帶、骨和/或軟骨的病癥的方 法，包括使用根據(jù)權(quán)利要求1至28中任一項所述的支架修復(fù)、補充或者替換組織。35. -種治療傷口的方法，包括在所述傷口上應(yīng)用根據(jù)權(quán)利要求1至28中任一項所述的 支架。36. -種生產(chǎn)用于組織修復(fù)的支架的方法，包括以下步驟： 利用在材料層和聚合物纖維層之間的粘合組件將所述材料層層壓至所述聚合物纖維 層上以形成層狀材料；以及 將所述層狀材料加熱至高于所述粘合組件的熔融溫度的溫度，并且然后將所述層狀材 料冷卻至低于所述粘合組件的熔融溫度的溫度，從而將所述層狀材料粘結(jié)在一起以形成生 物可降解的支架。37. 根據(jù)權(quán)利要求36所述的方法，其中，在所述加熱和所述冷卻期間，將壓力施加至所 述層狀材料以便將所述層擠壓在一起。38. 根據(jù)權(quán)利要求36或者權(quán)利要求37所述的方法，其中，將所述層狀材料加熱至約60°C 至約100 °C的溫度。39. 根據(jù)權(quán)利要求36至38中任一項所述的方法，其中，在冷卻之前，將所述層狀材料加 熱至少約30秒。40. 根據(jù)權(quán)利要求36至39中任一項所述的方法，其中，所述支架浸漬、接種或者涂覆有 另外的試劑和/或細(xì)胞。41. 根據(jù)權(quán)利要求36至40中任一項所述的方法，其中，所述材料層包括編織組件或者由 編織組件組成，所述編織組件是通過將纖維、紗線、細(xì)線或者單纖絲編織成編織物如平紋編 織物提供。42. 根據(jù)權(quán)利要求41中任一項所述的方法，其中，所述編織組件的所述纖維、紗線、細(xì)線 或者單纖絲是由紡絲并且可選地由靜電紡絲形成。43. 根據(jù)權(quán)利要求36或42中任一項所述的方法，其中，所述聚合物纖維層和/或所述粘 合組件是由紡絲并且可選地由靜電紡絲形成。44. 根據(jù)權(quán)利要求43所述的方法，其中，所述靜電紡絲是在網(wǎng)格上。45. 根據(jù)權(quán)利要求42或44中任一項所述的方法，其中，在紡絲過程期間，將另外的試劑 合并在編織組件的纖維、紗線、細(xì)線或者單纖絲中。46. 根據(jù)權(quán)利要求43至45中任一項所述的方法，其中，在紡絲過程期間，將另外的試劑 合并在非編織的聚合物組件和/或所述粘合組件中。47. 根據(jù)權(quán)利要求36至45中任一項所述的方法，其中，所述材料層、和/或所述聚合物纖 維層是由roo形成。48. 根據(jù)權(quán)利要求36至47中任一項所述的方法，其中，所述粘合組件是由PCL形成。 49. PCL用于將材料層粘合至聚合物纖維層的用途，其中，與所述材料層和/或所述聚合 物纖維層相比，所述PCL具有較低的熔融溫度(Tm)。50. -種支架貼片，包括根據(jù)權(quán)利要求1至28中任一項所述的支架。51. -種支架，基本上如在本文中描述的并且可選地參照附圖。52. -種生產(chǎn)基本上如在本文中描述的并且可選地參照附圖的支架的方法。53. 基本上如在本文中描述的并且可選地參照附圖的支架的用途。54. -種基本上如在本文中描述的并且可選地參照附圖的支架貼片。
【文檔編號】A61L27/56GK105979977SQ201480065916
【公開日】2016年9月28日
【申請日】2014年10月2日
【發(fā)明人】奧斯納特·哈基米, 皮埃爾-亞歷克西·穆蒂, 納西姆·扎爾加·巴博爾達(dá)什蒂, 安德魯·卡爾
【申請人】牛津大學(xué)科技創(chuàng)新有限公司