具有仿生功能界面骨軟骨復合組織一體化工程支架的制作方法

專利名稱：具有仿生功能界面骨軟骨復合組織一體化工程支架的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種用于修復人體關節骨軟骨缺損的組織工程支架，尤其是具有仿生功能界面骨軟骨復合組織一體化工程支架。
背景技術：
創傷、感染及退變等導致的可動關節端骨軟骨缺損是骨科臨床常見疾病，常表現為頑固性疼痛、關節活動障礙，嚴重者可喪失運動功能。據統計，美國關節骨軟骨缺損的發病率約為1.5‰～3‰，我國是其5～6倍。由于關節軟骨沒有血管、神經和淋巴系統，直徑超過2mm～4mm的骨軟骨缺損幾乎不能完全修復。現有治療方法均存在明顯缺陷，且難以使其真正達到自然修復再生。關節清理術暫時緩解癥狀，不能阻止病程發展；關節融合術、關節切除成形術使關節功能嚴重喪失；人工關節置換術存在遠期骨溶解和假體松動等問題；關節鏡下骨軟骨塊移植術，自體移植造成供區缺損且來源有限、異體移植則存在排斥反應及潛在傳染疾病等弊端。組織工程技術的迅速發展，為關節骨軟骨缺損的再生修復提供了新策略。
國內外對骨軟骨復合組織的構建研究日趨重視。常用構建策略可分為2類(1)分層構建分層構建是研究者最先采用的構建策略，即分別構建軟骨和骨組織，然后用可吸收線縫合或纖維蛋白膠粘合等方式將兩者接合成一個整體，體外繼續培養一段時間或不進行培養直接植入體內修復缺損。Schaefer等將新生牛股骨髁來源的軟骨細胞接種于聚乙交酯(PGA)非編織纖維網狀支架構建軟骨，將尺骨骨膜來源的成骨細胞接種于聚丙交酯-聚乙交酯共聚物(PLGA)和聚乙二醇(PEG)的混合物(80∶20)構建軟骨下骨；兩者按促進成軟骨和成骨條件單獨培養1周或4周，然后用可吸收線將兩者縫合體外繼續共培養4周，形態學檢測顯示兩者結合形成了骨軟骨復合組織，動物實驗表明軟骨下骨與周圍宿主骨整合良好，但構建的軟骨與周圍宿主軟骨整合欠佳。Alhadlaq等利用雙丙稀酸聚乙醇脂(PEGDA)分別構建軟骨和骨組織，然后采用紫外光聚合方法使兩種組織的支架材料聚合成為一個整體后用于體內實驗，術后12周檢測發現在相應區域有軟骨樣或骨樣組織形成，但組織間未形成潮線結構；國內曹誼林、胡蘊玉等有類似研究；(2)一體構建首先制備成分與結構相同或不同的一體化骨軟骨復合支架，然后在軟骨區域接種成軟骨性種子細胞，成骨區域接種或不接種成骨性種子細胞，構建骨軟骨復合組織。Guoping Chen等用膠原海綿制作軟骨支架，聚丙交酯-聚乙交酯共聚物(PLGA)和膠原構成骨支架，兩層之間由膠原海綿連接；然后將狗MSCs接種于雙相支架，體外培養一周植入體內修復狗膝關節骨軟骨缺損，術后4個月組織學檢測結果表明，修復組織分別形成軟骨和骨，但機械性能較差。Sherwood等用TheriFormTM三維打印技術制作由不同成分構成的一體化骨軟骨復合支架，軟骨部分由D，L-PLGA/l-PLA構成，孔隙率90％，呈柱狀，內有交錯通道；骨部由L-PLGA/TCP構成，孔隙率55％，呈cloverleaf(四葉苜蓿)形，在軟骨和骨交界區材料和孔隙率呈梯度改變。軟骨支架接種軟骨細胞，骨部不接種細胞體外培養6周，組化檢測表明有軟骨部有軟骨形成，骨部力學性能與人新鮮松質骨強度相似。國內王迎軍、張人佶等有相關研究。采用組織工程技術再造細胞成分單一的骨或軟骨組織獲得廣泛成功，部分成果已進入臨床應用。工程化骨軟骨復合組織的再造研究起步稍晚，但進展迅猛，從構建可行性初探到動物實驗研究取得了階段性成果；再造組織質量缺陷、移植物與宿主整合欠佳及缺乏相應的機械功能是限制其臨床應用的主要瓶頸。
人體關節骨軟骨復合組織是組成和結構極為復雜的功能組織，理想的工程化骨軟骨復合體構建策略不是將再造的軟骨和骨組織簡單地縫合或粘合在一起，具有功能界面的一體化三維支架構建是決定成敗的關鍵。因此，構建仿生功能界面(鈣化層結構)的設想勢必解決再造組織質量缺陷、移植物與宿主整合欠佳等問題，這是因為(1)通過仿生鈣化層特殊界面結構可以將軟骨牢固地固定在軟骨下骨上，防止植入體內后軟骨從軟骨下骨上脫離體，從而有利于移植物與宿主界面整合。(2)利用鈣化層結構致密性使植入體內的骨軟骨復合組織象宿主一樣自然分為氧和營養豐富的成骨微環境、氧和營養缺乏的成軟骨微環境，防止植入細胞在成骨性和成軟骨性支架間遷移，促進特定區域細胞利用各自微環境向特定方向增殖、分化。
以往研究多采用層壓、熔融鑄形及纖維粘結等傳統方法制作骨軟骨復合支架，工藝復雜、重復性較差，難以實現產業化生產；并且制造的三維支架形狀規則，常為長方形或圓柱形，難以滿足形狀多變的骨軟骨缺損。近年來三維打印技術逐漸成熟并在單一組織工程骨和軟骨構建中試用，采用該技術不但可以實現骨軟骨復合支架一體化制造，同時還可以使其具有臨床需要的特定解剖外形和內部空間結構，更為優越是制備支架的同時可以將細胞接種于支架多孔內。支架材料選擇和修飾是制備骨軟骨復合支架的另一重要因素，理想的支架材料應具有良好的生物相容性，利于細胞粘附、增生和分化；可降解吸收性，通過人工調控可以使其降解吸收速度與體內新生組織生長速度相匹配；良好的機械特性，能滿足植入部位的力學要求。
現有技術構建的骨軟骨復合組織缺乏理想的功能界面；存在再造組織質量缺陷、移植物與宿主整合欠佳及機械強度較差等問題，不能滿足臨床修復關節骨軟骨缺損需要。

發明內容
本發明針對現有技術構建的骨軟骨復合組織缺乏理想的功能界面；存在再造組織質量缺陷、移植物與宿主整合欠佳及機械強度較差等問題，提供一種具有良好的生物相容性、可控降解性和足夠機械強度及具有仿生功能界面的骨軟骨復合組織一體化工程支架。采用本發明支架結合種子細胞制備技術、雙相凝膠接種技術及組織塊體外培養技術可以構建出能夠滿足臨床需要的工程化骨軟骨復合修復組織。
本發明的技術方案具有仿生功能界面骨軟骨復合組織一體化工程支架，其特征在于該支架自上至下由軟骨層、鈣化層和軟骨下骨層三部分組成，各層具有不同的組成成分和內部空間結構，各層之間借助鈣化層特殊組成和結構緊密連接。(1)軟骨層由II型膠原和殼聚糖組成，II型膠原重量比為80％～90％、殼聚糖重量比為10％～20％；上表面平整、下表面呈波浪狀與鈣化層的上表面相匹配，波高為50μm～80μm、波寬為200μm～300μm；厚度為3mm～5mm；孔隙率為85％～90％、孔徑為100μm～150μm、孔通率為100％；(2)鈣化層由II型膠原和羥基磷灰石組成，II型膠原重量比為60％～70％、羥基磷灰石重量比為30％～40％；上表面呈波浪狀與軟骨層的下表面相匹配；下表面呈凸凹不平梳齒狀與軟骨下骨上表面相錨合，梳齒呈圓錐狀，錐高為250μm～300μm、錐底直徑為200μm～250μm；厚度為50μm～350μm、結構致密。(3)軟骨下骨層由I型膠原和羥基磷灰石組成，I型膠原重量比為70％～80％、羥基磷灰石重量比為20％～30％；上表面呈凸凹不平梳齒狀與鈣化層下表面相錨合；下表面也呈梳齒狀利用植入體內與宿主界面穩固錨合，錐高為1mm～2mm、錐底直徑為2mm～3mm；厚度為8mm～10mm；孔隙率為55％～60％、孔徑為200μm～500μm、孔通率為100％。
本發明采用三維打印技術依照仿生學原理研制的具有功能界面骨軟骨復合組織一體化工程支架，具有以下特點1、結構--功能特點(1)軟骨層支架具有適合軟骨細胞增殖、分化的內部空間結構；(2)軟骨下骨層支架具有適合成骨細胞增殖、分化的內部空間結構；(3)利用鈣化層凸凹不平的界面結構增加支架間的連接面積和連接強度，將軟骨支架牢固地錨合在軟骨下骨上，植入體內后利于組織間應力分散，防止組織間分層。利用鈣化層致密結構阻止植入細胞在成骨性和成軟骨性支架間遷移，利于特定區域的細胞利用各自微環境向特定方向增殖、分化，從而加強移植物與宿主之間的界面整合。
2、組成--功能特點(1)選用II型膠原和殼聚糖作為軟骨層支架材料，一方面仿生材料具有良好的生物相容性利于軟骨細胞粘附、增生和分化；另一方面可以通過控制II型膠原和殼聚糖的組成比例來調控軟骨支架的降解速度和機械強度；(2)選用I型膠原和羥基磷灰石作為軟骨下骨層支架材料，一方面有利于成骨細胞粘附、增生和分化；另一方面可以增加支架的機械強度；(3)選用II型膠原和羥基磷灰石作為鈣化層支架材料，使界面組成同時具有與軟骨相同的II型膠原和與軟骨下骨相同的羥基磷灰石，即加強了組織間的連接強度，同時避免因不同組織伸縮性和溶脹性不同導致的界面分離。(4)通過人工調控仿生材料的組成及比例，實現支架機械強度和降解吸收速度的可控性，使其具有良好的機械特性，移植到患者體內后能夠承受正常狀態的應力作用，滿足植入部位的力學要求；使其降解吸收速度與宿主體內新生組織生長速度相匹配。


下面結合附圖對本發明作進一步的說明圖1是本發明支架結構示意圖(剖視)；圖2是本發明支架第二種實施例結構示意圖(剖視)；
具體實施例方式
如圖1中，1-軟骨層，2-鈣化層，3-軟骨下骨層，4-孔隙，本發明一體化工程支架，從上至下由軟骨層1、鈣化層2和軟骨下骨層3組成，軟骨層1與鈣化層2之間、鈣化層2和軟骨下骨層3之間有機連接，軟骨層1和軟骨下骨層3借助鈣化層2特殊組成和結構緊密連接，相互之間有機連接，各層之間不存在界線，只是各層之間的結構、組成成分不同。軟骨層1的組成材料為醫用II型膠原和殼聚糖；II型膠原重量比為80％～90％、殼聚糖重量比為10％～20％，II型膠原/殼聚糖以共價鍵形式連接；鈣化層2的組成材料為醫用II型膠原和羥基磷灰石，II型膠原重量比為60％～70％，羥基磷灰石重量比為30％～40％，II型膠原/羥基磷灰石之間以共價鍵形式連接；軟骨下骨層3的組成材料為醫用I型膠原和羥基磷灰石，I型膠原重量比為70％～80％，羥基磷灰石重量比為20％～30％，I型膠原/羥基磷灰石之間以共價鍵形式連接；羥基磷灰石可采用南京海泰納米材料有限公司生產的產品，醫用I型膠原和II型膠原可采用四川銘讓科技有限公司生產的產品；殼聚糖可以從美國sigma公司購買。在軟骨層1和軟骨下骨層3內都設置有一個以上的多個孔隙4，孔隙4的孔徑一般在100μm～500μm，軟骨層1的孔徑一般在100μm～150μm之間，其孔隙4的孔隙率在85％～90％之間，孔通率為100％；軟骨下骨層3的孔徑一般在200μm～500μm之間，其孔隙4的孔隙率在55％～60％，孔通率為100％。
為了使支架植入體內后能夠與骨軟骨缺損周邊宿主完全整合，其外形設計通常與人體骨軟骨缺損部位相匹配，軟骨層1的厚度一般為3mm～5mm；鈣化層2的結構致密、厚度一般為50μm～350μm；軟骨下骨層3的厚度一般為8mm～10mm，新穎之處在于將軟骨下骨支架與宿主骨的連接面設計成稀疏的梳齒狀，此種結構設計增加了移植物與宿主骨部的連接面積，加強了連接強度，從而有利于移植物的牢固固定。
如圖2中，本發明支架第二種實施例結構，軟骨層1與鈣化層2之間、鈣化層2和軟骨下骨層3之間的連接界面的形狀，軟骨層1的上界面是平面，軟骨層1的下界面是波浪狀；鈣化層2的上界面(與軟骨層1的下界面相連接的面)是與軟骨層1的下界面相吻合的波浪狀，鈣化層2的下界面(與軟骨下骨層3的上界面相連接的面)是梳齒狀；軟骨下骨層3的上界面是與鈣化層2的下界面相吻合的梳齒狀，軟骨下骨層3的下界面為梳齒狀。上述的軟骨層1的下界面、鈣化層2的上界面的波浪狀，可以是有規律的正弦波形狀，波高為50μm～80μm、波寬為200μm～300μm；也可以是沒有規律的波浪狀；軟骨下骨層3上表面呈凸凹不平梳齒狀，與鈣化層2的下表面相錨合，梳齒可以是有規律的圓錐狀，錐高為250μm～300μm、錐底直徑為200μm～250μm，也可以是沒有規律的鋸齒狀；軟骨下骨層3的下表面呈稀疏的梳齒狀，便于植入體內后與宿主骨界面穩固錨合，錐高為1～2mm、錐底直徑為2mm～3mm。
實際中，軟骨層1的上、下界面的形狀，鈣化層2的上、下界面的形狀，軟骨下骨層3的上、下界面的形狀，根據實際需要，可以有多種，本領域的技術人員根據本啟示，不需花費創造性的勞動就可以得到。
實際中，除了上述所選用的仿生材料外，制作工程化骨軟骨復合組織一體化支架還可以選用其他天然材料與人工合成材料。(1)軟骨層支架可以選擇天然材料有脫細胞的軟骨基質材料、甲殼素、藻酸鈣、纖維蛋白、透明質酸等；可以選擇的人工合成的有機高分子材料包括脂肪族聚酯[聚丙交酯(PLA)、PGA、PLGA等]、聚酸酐、聚原酸酯、聚醚[PEG、聚丙二醇(PPG)]等；還可以是上述天然材料與人工合成有機高分子材料復合起來形成的新材料。(2)鈣化層和軟骨下骨支架可以選擇的天然材料包括各種經過物理、化學處理的天然骨組織(異種骨和同種異體骨，如陶瓷化、凍干骨、脫鈣骨、脫鈣骨基質、脫蛋白骨等)、天然珊瑚及珊瑚人工骨等；可以選擇的人工合成材料包括陶瓷材料，如磷酸三鈣(TCP)、雙相鈣磷陶瓷(BCP)、生物活性玻璃陶瓷(BGC)等；有機高分子材料，如脂肪族聚酯[聚丙交酯(PLA)、PGA、PLGA等]、聚酸酐、聚原酸酯、聚醚[PEG、聚丙二醇(PPG)]等；還可以是上述天然材料與人工合成有機高分子材料復合起來形成的新材料。本領域的技術人員根據本啟示，不需花費創造性的勞動就可以得到。
實際中，軟骨層1的組成材料中的II型膠原蛋白和殼聚糖，鈣化層2的組成材料中的醫用II型膠原蛋白和羥基磷灰石，軟骨下骨層3的組成材料中的醫用I型膠原蛋白和羥基磷灰石，其配比范圍不限于前述的比例范圍，可以有多種其他配比，如軟骨層1的II型膠原(醫用)重量比可達99.99％，鈣化層2的組成材料中的醫用II型膠原蛋白重量比可達90％甚至更高，軟骨下骨層3的組成材料I型膠原重量比可達90％甚至更高，都可根據實際需要進行調整。如選用其他復合材料，其配比與上述公開的比例也基本相似，還可根據實際需要進行調整。本領域的技術人員根據本啟示，不需花費創造性的勞動就可以得到。
實際中，所選生物材料除了上述的以共價鍵形式連接以外，制作時也可用粘結劑將軟骨層1的醫用II型膠原與殼聚糖復合體干粉進行粘結；制作時將鈣化層的醫用II型膠原和羥基磷灰石復合體干粉用粘結劑粘結而連接；將軟骨下骨層的醫用I型膠原和羥基磷灰石復合體干粉用粘結劑粘結而連接；如選用其他復合材料方法相同。粘結劑可選用現有的產品，如北京福愛樂科技發展有限公司生產的福愛樂醫用劑粘膠或北京瞬康科技發展有限公司生產的瞬康醫用劑粘膠。
本發明支架的制造過程1、根據人體正常關節骨軟骨復合組織的超微結構相關數據及以往對單一組織工程軟骨和骨構建研究結果，設計并制定構建骨軟骨復合支架所需相關參數包括各層支架的厚度、形狀及內部孔隙率、孔徑和孔通率等(詳見本發明的技術方案)，然后應用計算機輔助設計軟件(CAD)制作骨軟骨復合組織一體化支架模型。本發明所用的計算機輔助設計軟件(CAD)，是一種現有技術，本領域的技術人員根據本文披露的內容，能夠設計或編制出該設計軟件，該設計軟件不屬于本發明的保護范圍，在此不做詳述。
2、按照仿生學原理確定支架各層的組成成分和比例(詳見本發明的技術方案)，從生物材料公司獲得醫用I型、II型膠原(四川銘讓生物科技有限公司研制)；殼聚糖(美國sigma公司生產)和羥基磷灰石(南京海泰納米材料有限公司生產)。采用交聯、礦化及噴霧干燥技術對選定生物材料進行修飾、制成膠原/殼聚糖、膠原/羥基磷灰石微聚體干粉，膠原/殼聚糖和膠原/羥基磷灰石之間以共價鍵形式連接。其共價鍵形式連接結構、方法等，具體可參見名稱為“一種用于引導組織再生的復合膜制備方法”、專利申請號為03150163.X，名稱為“多孔膠原復合納米羥基磷灰石人工骨的制備方法”、專利申請號為200510107942.0的中國發明專利申請文件，以及名稱為“復合血管生產素的肝素化膠原/殼聚糖多孔支架的制備方法”、專利申請號為200510060749.3，以及名稱為“膠原-殼聚糖和硅橡膠雙層皮膚再生支架及其制作方法”、專利申請號為200510061872.的中國發明專利申請文件，公開了膠原/殼聚糖、膠原/羥基磷灰石的共價鍵形式連接結構。上述內容不作為本發明的保護范圍，在此不進行詳述。
3、將設計好的CAD模型轉化成快速成型文件格式輸入三維打印機，采用紫外線、戊二醛等理化交聯方法將微聚體干粉在三維打印機的幫助下按設計方案粘結成具有功能界面的骨軟骨復合組織一體化工程支架。打印完成后去離子水反復漂洗，低溫凍干，X-射線消毒后密封低溫儲存。用三維打印技術制作本發明的支架，軟骨層1與鈣化層2之間、鈣化層2和軟骨下骨層3之間不存在界線，只是各層之間的結構、組成成分不同。該制備過程采用的三維打印技術，是一種現有技術，可參閱名稱為“三維打印成型設備及方法”、專利申請號為200510029726.9的中國發明專利申請文件，或參閱名稱為“一種制作三維物體和支撐的打印成型方法”、專利申請號為200610038580.9的中國發明專利申請文件4、依據ISO10993系列標準，采用SEM、XRD、FTIR、力學實驗、降解性試驗、細胞毒性試驗、遺傳毒性試驗等方法對支架的形態結構、力學性能、生物安全性和降解吸收性等理化性能進行檢測。檢測結果證明本發明的骨軟骨復合組織工程支架具有設計要求的內部空間結構和組成比例；具有良好的組織相容性和生物安全性，利于細胞粘附、增生；具有良好的機械強度，能夠滿足植入部位的力學要求；具有可控降解吸收性，通過人工調控可以使其降解吸收速度與體內新生組織生長速度相匹配。
5、采用該支架結合種子細胞制備技術、雙相凝膠接種技術及組織塊體外培養技術構建工程化骨軟骨復合組織；大動物(豬)體內植入修復實驗結果表明采用本發明的骨軟骨復合組織工程支架構建的工程化骨軟骨復合組織植入體內后與周圍正常組織完全整合，降解時間與周圍新生組織生長速度基本匹配；修復組織軟骨部分具有類似天然關節軟骨的生物學特性、軟骨下骨部分能夠在較短時間內與宿主骨組織產生骨性結合。
權利要求
1.具有仿生功能界面骨軟骨復合組織一體化工程支架，其特征在于從上至下由軟骨層(1)、鈣化層(2)和軟骨下骨層(3)組成，軟骨層(1)與鈣化層(2)之間、鈣化層(2)和軟骨下骨層(3)之間有機連接；軟骨層(1)的組成材料為II型膠原和殼聚糖，II型膠原/殼聚糖以共價鍵形式連接；鈣化層(2)的組成材料為II型膠原和羥基磷灰石，II型膠原/羥基磷灰石以共價鍵形式連接；軟骨下骨層(3)的組成材料為I型膠原和羥基磷灰石，I型膠原/羥基磷灰石以共價鍵形式連接；在軟骨層(1)和軟骨下骨層(3)內都設置有一個以上的孔隙(4)，孔隙(4)的孔徑為100μm～500μm。
2.根據權利要求1所述的具有仿生功能界面骨軟骨復合組織一體化工程支架，其特征在于軟骨層(1)中的II型膠原重量比為80％～90％，殼聚糖重量比為10％～20％。
3.根據權利要求1所述的具有仿生功能界面骨軟骨復合組織一體化工程支架，其特征在于在鈣化層(2)中，II型膠原重量比為60％～70％，羥基磷灰石重量比為30％～40％。
4.根據權利要求1所述的具有仿生功能界面骨軟骨復合組織一體化工程支架，其特征在于在軟骨下骨層(3)中，I型膠原重量比為70％～80％，羥基磷灰石重量比為20％～30％。
5.根據權利要求1至4任一所述的具有仿生功能界面骨軟骨復合組織一體化工程支架，其特征在于軟骨層(1)的上界面是平面，軟骨層(1)的下界面是波浪狀，鈣化層(2)的上界面是與軟骨層(1)的下界面相吻合的波浪狀，波高為50μm～80、波寬為200μm～300μm；鈣化層(2)的下界面是梳齒狀，軟骨下骨層(3)的上界面是與鈣化層(2)的下界面相吻合的梳齒狀；梳齒是有規律的圓錐狀，錐高為250μm～300μm、錐底直徑為200μm～250μm；軟骨下骨層(3)的下表面呈梳齒狀，便于植入體內后與宿主骨界面穩固錨合。
6.根據權利要求1至4任一所述的具有仿生功能界面骨軟骨復合組織一體化工程支架，其特征在于軟骨層(1)孔隙(4)的孔徑在100μm～150μm之間，孔隙(4)的孔隙率在85％～90％之間，孔通率為100％。
7.根據權利要求1至4任一所述的具有仿生功能界面骨軟骨復合組織一體化工程支架，其特征在于軟骨下骨層(3)孔隙(4)的孔徑在150μm～500μm之間，孔隙(4)的孔隙率在55％～60％之間，孔通率為100％。
8.根據權利要求5所述的具有仿生功能界面骨軟骨復合組織一體化工程支架，其特征在于軟骨層(1)孔隙(4)的孔徑在100μm～150μmμm之間，孔隙(4)的孔隙率在85％～90％之間，孔通率為100％；軟骨下骨層(3)孔隙(4)的孔徑在150μm～500μm之間，孔隙(4)的孔隙率在55％～60％之間，孔通率為100％。
9.根據權利要求1至4任一所述的具有仿生功能界面骨軟骨復合組織一體化工程支架，其特征在于軟骨層(1)的厚度為3mm～5mm，鈣化層(2)的厚度為50μm～350μm，軟骨下骨層(3)的厚度為8mm～10mm。
全文摘要
本發明公開了一種具有仿生功能界面骨軟骨復合組織一體化工程支架，從上至下由軟骨層、鈣化層和軟骨下骨層組成，軟骨層與鈣化層之間、鈣化層和軟骨下骨層之間有機連接；軟骨層的組成材料為II型膠原和殼聚糖，II型膠原/殼聚糖以共價鍵形式連接；鈣化層的組成材料為II型膠原和羥基磷灰石，II型膠原/羥基磷灰石以共價鍵形式連接；軟骨下骨層的組成材料為I型膠原和羥基磷灰石，I型膠原/羥基磷灰石以共價鍵形式連接；在軟骨層和軟骨下骨層內都設置有一個以上的孔隙，孔隙的孔徑為100μm～500μm。本發明的支架，具有良好的生物相容性、可控降解性和足夠機械強度及具有仿生功能界面；移植到患者體內后能夠承受正常狀態的應力作用，滿足植入部位的力學要求；使其降解吸收速度與宿主體內新生組織生長速度相匹配。
文檔編號A61F2/30GK101020083SQ20071007826
公開日2007年8月22日 申請日期2007年3月8日 優先權日2007年3月8日
發明者王富友, 段小軍, 楊柳, 戴剛 申請人:中國人民解放軍第三軍醫大學第一附屬醫院