用于組織修復的復合材料的制作方法
相關申請的交叉引用
本申請是國際專利申請，基于35u.s.c.§119(e)，主張2014年8月15日提交的美國臨時專利申請us62/038,030的權益，該臨時專利申請名為《用于組織修復的復合材料》，且該臨時申請通過引用而以其整體并入本文。
本公開關于修復損失的軟組織體積、同時促進軟組織再生的復合材料及方法。
背景技術：
由創傷、腫瘤切除術、或先天畸形造成的軟組織缺損難以使用傳統手段治療。目前的療法，包括組織重整或組織移植，造成給位缺損。其它療法，如假體植入物，導致纖維化和封閉。現存的促進組織向內生長的策略也不適用于軟組織缺損的治療。目前的非細胞組成的基質導致扁平、纖維化的片狀組織而非理想重建所需的柔軟的三維組織。最后，雖然脂肪移植物可修復軟組織缺損，但其更廣泛的應用受限于易變的移植物存活率和有限的修復體積。理想的軟組織修復途徑將會激勵軟組織如體內脂肪組織的再生，隨后移植該組織以促進再生。但是，脂肪組織再生長需要適當的令細胞粘附、遷移、增殖、分化、及組成新組織的基質。多數原生細胞外基質(ecm)在該修整位缺失。因此，當使用基于脂肪組織的重建來修整軟組織缺損時，再創建合成基質變為基本任務，其中，該合成基質不僅立即修復所損失的組織體積，而且再次調整微環境、支持宿主細胞浸潤、并激勵軟組織再生。
水凝膠作為用于軟組織修復的纖維材料具有若干優點。但是，為了實現足夠的機械性質，往往需要更高的交聯密度。然而，在這些條件下，宿主組織細胞(如，脂肪祖細胞及內皮祖細胞)不能滲透及生長到該支架內。在可降解水凝膠的例子中，因為宿主組織的向內生長出現得太慢，或至少比該纖維材料的吸收慢一步，瘢痕和纖維組織的形式是典型的。
近年來，已經研發出官能化納米纖維用作ecm模擬物，以支持各種細胞活性。fda-認可的合成性生無可降解聚-α-酯類，如聚己內酯(pcl)或聚(丙交酯-共-乙交酯)(plga)可用來通過名為電紡的過程生成納米纖維。由于優異的生物相容性記錄，從這些聚合物制備的生物可降解手術縫合線和植入物已經廣泛用于臨床。已經研發出用于干細胞工程應用的各種不同直徑和形貌的納米纖維。然而，這些納米纖維并不具有宏觀結構，令它們難以用作3d支架。
考慮到與這些傳統方法和系統相關的各種問題，該領域仍然需要改善的解決手段來愈合軟組織缺損。本公開提供用于該需求的解決手段，該解決手段克服了該領域中關注的多個問題。
技術實現要素：
本發明基于，至少部分基于，具有聚合物纖維組分的支架復合物的鑒別，其中，該聚合物纖維組分具有改善的性質(如，改善的軟組織重建品質，如后文詳述)。一方面，本發明提供支架復合物，包括評價共價鏈接至水凝膠材料的直徑為約100nm至約8000nm的聚合物纖維，其中，該纖維與水凝膠材料的比，以組分質量為基準計，為約1:10至約10:1，或以濃度為基準計，該纖維與水凝膠材料的為約1至50mg/ml。
一種具體例中，該聚合物纖維包括生物相容性生物可降解聚酯。任選地，該聚合物纖維包括聚己內酯。
另一具體例中，該水凝膠材料以功能性網絡存在于該復合物中。
再一具體例中，纖維與無水性水凝膠材料的比為約1:10至約10:1。
另一具體例中，該聚合物纖維包括無紡聚合物纖維。
某些具體例中，該聚合物纖維包括電紡聚己內酯纖維。任選地，該聚合物纖維包括合成性聚合物材料，該合成性聚合物材料包含聚(乳酸-共-乙醇酸)、聚乳酸、及/或聚己內酯、或其組合。
一種具體例中，該復合物配制為實質上生物相容。任選地，該聚合物纖維包括生物性聚合物材料，該生物性聚合物材料包括絲、膠原、殼聚糖、及/或其組合。
一種具體例中，該水凝膠材料包括透明質酸。任選地，該水凝膠材料包括聚乙二醇、膠原、葡聚糖、彈性蛋白、藻朊酸鹽、纖維蛋白、藻朊酸鹽、透明質酸、聚乙烯醇、其衍生物、或其組合。
某些具體例中，該水凝膠材料包括經加工的組織細胞外基質。
一種具體例中，該經加工的組織細胞外基質源自脂肪組織。
另一具體例中，該支架復合物包括無紡聚己內酯纖維。
一種具體例中，該水凝膠材料包括實質上覆蓋該聚己內酯纖維至少一部分外表面的透明質酸。
某些具體例中，該水凝膠材料結合至該聚合物纖維的外表面。
另一具體例中，該支架復合物進一步包括以足以引入聚合物纖維與水凝膠材料間結合的量存在的交聯部分。
某些具體例中，該支架復合物包括存在于該支架復合物表面上或表面內的復數個孔，其中，該孔以每cm2表面至少約50孔的濃度存在，以及，至少80％的孔在該表面上的平均孔直徑為至少約5微米。
再一具體例中，該支架復合物進一步包括以足以引入該聚己內酯纖維與透明質酸間結合的量存在的交聯部分。
任選地，當被植入人類對象體內存在的靶標組織內時，該支架復合物促進組織生長和細胞浸潤。
某些具體例中，當被植入人體組織內時，該支架復合物是實質上生物可降解的。
一種具體例中，當被植入人體組織內時，該支架復合物是實質上生物不可降解的。
另一具體例中，該支架復合物進一步包括選自細胞、小分子、核酸、及多肽的治療劑。
另一方面，本發明提供包括本發明的支架復合物的可植入生物材料。
某些具體例中，該可植入材料是實質上非細胞組成的及/或實質上不含多肽。
一種具體例中，該可植入材料配制為用于注射給藥。
另一具體例中，該可植入材料配制為用于皮下給藥。
再一方面，本發明提供含有本發明的可植入材料的試劑盒。
又一方面，本發明提供用于在進行外科手術的對象體內維持組織形狀的醫療裝置，該裝置包括本發明的支架復合物及/或可植入材料，該支架復合物或可植入生物材料的量為，當給藥至該對象時，有效供給組織形狀的維持。
另一方面，本發明提供制備用于組織或軟骨修整的植入物的方法，該方法包括下述步驟：提供非細胞組成的三維支架，該支架包括取向為生產復數個孔的聚合物纖維，其中，該聚合物纖維的至少一部分交聯至其它聚己內酯纖維；將包括水凝膠材料的組合物置于該聚合物纖維上，以形成復合物；以及，令該復合物反應或安定化，以形成安定的植入物，從而制備該植入物。
任選地，該組織包括軟組織。
再一方面，本發明提供用于組織或軟骨修整的植入物的方法，該方法包括下述步驟：提供非細胞組成的三維支架，該支架包括取向為生產復數個孔的聚合物纖維；將包括水凝膠材料的組合物置于該聚合物纖維上，以形成復合物；以及，令該復合物反應或安定化，以形成安定的植入物，其中，該聚合物纖維的至少一部分交聯至該水凝膠材料。
某些具體例中，該三維支架包括反應性聚己內酯纖維。
再一方面，本發明提供用于組織或軟骨修整的植入物的方法，該方法包括下述步驟：提供非細胞組成的三維支架，該支架包括取向為生產復數個孔的聚合物纖維；將包括水凝膠材料的組合物置于該聚合物纖維上，以形成復合物；以及，令該復合物反應或安定化，以形成安定的植入物，其中，該聚合物纖維的至少一部分交聯至該水凝膠材料。
另一方面，本發明提供解決由創傷或外科手術造成的組織缺損的方法，該方法包括擴張該組織，其中，擴張該組織包括將有效量的本發明的支架復合物植入該組織內，從而擴張該組織。
另一方面，本發明提供減輕或反轉由于老齡化相關的疾病、病變或病癥造成的組織缺損的方法，該方法包括擴張包括該組織的組織，其中，擴張該組合包括將有效量的本發明的支架復合物植入該組織內，從而擴張該組織。
任選地，該組織缺損包括胸膜組織、肌肉組織、皮膚、或其組合。
至少一方面，本發明提供復合材料，該復合材料包括凝膠及至少一種置于該凝膠內的納米結構。該凝膠可以是水凝膠或任何其它適當凝膠。該納米結構可以是納米纖維或任何其它適當的納米結構。該納米結構可以共價鏈接至該凝膠。該納米結構可由聚己內酯(pcl)或任何其它適當材料作成。
至少另一方面，本發明提供愈合軟組織缺損的方法，該方法包含將復合材料施加至軟組織缺損，其中，該復合材料包括凝膠及置于該凝膠內的納米結構。
又一方面，本發明提供制造用于愈合軟組織缺損的復合材料的方法，該方法包括提供凝膠，以及將納米纖維置于該凝膠內。
在適用或未具體否定的情況下，本文中揭示的任一具體例應視為能與任何其它一種或多種具體例合并，即使該一種或多種具體例是在本發明的不同方面中揭示的。
這些和其它具體例由下述詳細說明書揭露且涵蓋，或自后者明確可見。
附圖說明
以實施例途徑給出而非欲將本發明唯一性限制為所揭示的具體具體例的下述詳細說明書，最好可聯合附圖進行理解。
圖1a是根據本公開的一種復合材料具體例結構的例示性說明，顯示置于凝膠中的納米結構，以及，特別地，該納米結構至該凝膠中官能團的共價連接。
圖1b顯示完全腫脹的圖1中例示性說明的復合物的光顯微鏡圖像。
圖1c是經水合的圖1中例示性說明的復合物的宏觀外觀圖像。
圖1d顯示經脫水的圖1中例示性說明的復合物的掃描電鏡(sem)圖像，表明與ecm的超微結構相似性。
圖2a描述圖1復合物對單獨使用的ha水凝膠繪制的應力應變曲線，表明在相同交聯密度下，比水凝膠改善的彈性模量。
圖2b描述疲勞測試，顯示圖2a的復合物具體例維持與規則性水凝膠相似程度的機械完整性的魯棒性。
圖3a和3b顯示在納米纖維-ha水凝膠復合物中培養4天的asc的熒光圖像(圖3a)和與相襯圖像的疊加(圖3b)。
圖3c和3d顯示在規則性ha水凝膠中培養4天的asc的熒光圖像(圖3c)和與相襯圖像的疊加(圖3d)。
圖4a和4b顯示從球狀體沿著對齊的650-nm納米纖維遷移的對比asc的熒光圖像(圖4a)及與相襯圖像的疊加(圖4b)。
圖5a是顯示在鼠鼠蹊部脂肪墊下原位的納米纖維-水凝膠復合物外觀的照片。
圖5b顯示植入2周后收獲的復合物周圍組織切片的h&e染色圖像。
圖5c顯示4周時從復合物-組織界面收集的組織切片的h&e染色圖像，顯示細胞浸潤。
圖6a描述聚己內酯(pcl)纖維-ha水凝膠復合物的合成式。
圖6b描述在pcl纖維與ha鏈網之間具有界面結合的復合物結構的例示性示意圖。
圖6c描述顯示新鮮制備的具有相同維度的筒狀纖維-ha水凝膠復合物(左)和ha水凝膠(右)的通常外觀的光學圖像(比例尺＝5mm)。
圖6d描述同一組樣品在凍干并再水化之后的光學圖像。
圖6e描述ha水凝膠的橫截面的sem圖像(比例尺＝40μm)。
圖6f描述pcl纖維-ha水凝膠復合物的橫截面的sem圖像(比例尺＝100μm)。
圖6g描述去細胞化的原生脂肪組織的橫截面的sem圖像(比例尺＝10μm)。
圖7a描述纖維直徑和界面結合對ha水凝膠的增強壓縮模量的效果。基于4.5mg/ml的ha制備ha水凝膠和復合物。在50％應變下測量應力值。*p<0.05(學生-t測試(student-ttest))。
圖7b描述纖維直徑和界面結合對peg水凝膠的增強壓縮模量的效果。基于30mg/ml的pegsh和20mg/ml的pegda制備peg水凝膠，且使用1.0-μmpcl纖維來合成該纖維-peg水凝膠復合物。在50％應變下測量應力值。*p<0.05(學生-t測試)。
圖8a描述界面結合密度和纖維直徑對ha水凝膠的增強剪切儲存模量的效果。*p<0.05(學生-t測試)。
圖8b描述界面結合密度和纖維直徑對peg水凝膠的增強剪切儲存模量的效果。在1-hz頻率下測量剪切儲存模量的值。*p<0.05(學生-t測試)。
圖8c描述界面結合密度和纖維直徑對ha水凝膠的增強剪切儲存模量的效果。在1-hz頻率下測量剪切儲存模量的值。*p<0.05(學生-t測試)。
圖8d描述界面結合密度和纖維直徑對ha水凝膠的增強剪切儲存模量的效果。在1-hz頻率下測量剪切儲存模量的值。*p<0.05(學生-t測試)。
圖9a描述纖維載荷量對ha水凝膠的剪切儲存模量的效果。使用10mg/ml的ha合成該ha水凝膠和復合物。在1-hz頻率下測量剪切儲存模量。藍箭頭表明用于sh基團與(da+mal)基團的摩爾比為1至2的兩種復合物的條件。*p<0.05(學生-t測試)。
圖9b描述纖維載荷量對ha水凝膠的剪切儲存模量的效果。使用4.5mg/ml的ha合成該ha水凝膠和復合物。在1-hz頻率下測量剪切儲存模量。藍箭頭表明用于sh基團與(da+mal)基團的摩爾比為1至2的兩種復合物的條件。*p<0.05(學生-t測試)。
圖10a描述不同頻率下該纖維-ha水凝膠復合物的機械強度。對照剪切載荷的不同頻率，測量該ha水凝膠和復合物的剪切儲存模量。
圖10b描述不同再水化下該纖維-ha水凝膠復合物的機械強度。比較該復合物再水化之前和之后的壓縮應力(應變＝40％)。
圖10c描述不同循環載荷下該纖維-ha水凝膠復合物的機械強度。對照循環載荷，測量ha水凝膠和相應復合物的壓縮模量(應變＝25％)。
圖11a說明，第27天，人脂肪源干細胞(hasc)在ha水凝膠中的遷移能力。選擇展現約1.9kpa的類似壓縮模量的ha水凝膠對照和兩種復合物。分別使用alexa
圖11b說明，第27天，人脂肪源干細胞(hasc)在納米纖維-ha水凝膠中的遷移能力。選擇展現約1.9kpa的類似壓縮模量的ha水凝膠對照和兩種復合物。分別使用alexa
圖11c說明，第27天，人脂肪源干細胞(hasc)在rgd-納米纖維-ha水凝膠中的遷移能力。選擇展現約1.9kpa的類似壓縮模量的ha水凝膠對照和兩種復合物。分別使用alexa
圖11d說明，第27天，人脂肪源干細胞(hasc)在rgd-納米纖維-ha水凝膠中的遷移能力。選擇展現約1.9kpa的類似壓縮模量的ha水凝膠對照和兩種復合物。(d)和(e)中的黃箭頭表明粘合到纖維或纖維簇上的細胞。分別使用alexa
圖11e說明，第27天，人脂肪源干細胞(hasc)在納米纖維-ha水凝膠中的遷移能力。選擇展現約1.9kpa的類似壓縮模量的ha水凝膠對照和兩種復合物。(d)和(e)中的黃箭頭表明粘合到纖維或纖維簇上的細胞。分別使用alexa
圖11f描述人脂肪源干細胞(hasc)的遷移能力。顯示hasc球狀體在pcl纖維與ha鏈網間界面結合的復合物結構中的例示性示意圖。
圖12a描述由植入的纖維-ha水凝膠復合物及ha水凝膠介導的30天內組織再生。顯示該復合物在植入鼠蹊部脂肪墊下之前(插圖)和之后的宏觀圖像(比例尺＝2mm)。白星表明所植入的基質。
圖12b描述由植入的纖維-ha水凝膠復合物及ha水凝膠介導的30天內組織再生。顯示該ha水凝膠在植入鼠蹊部脂肪墊下之前(插圖)和之后的宏觀圖像(比例尺＝2mm)。白星表明所植入的基質。
圖12c描述由植入的纖維-ha水凝膠復合物及ha水凝膠介導的30天內組織再生。顯示(i)原生脂肪組織、(ii)sham術后愈合的組織、(iii、v)該纖維-ha水凝膠植入組織、及(iv、vi)該ha水凝膠在植入后第14天和第30天的h&e和masson’s三色染色圖像。這些圖像中，h＝ha水凝膠，c＝纖維-ha水凝膠復合物，b＝棕色脂肪組織，黃箭頭＝血管。比例尺＝200μm。
圖12d描述由植入的纖維-ha水凝膠復合物及ha水凝膠介導的30天內組織再生。顯示(i)原生脂肪組織、(ii)sham術后愈合的組織、(iii、v)該纖維-ha水凝膠植入組織、及(iv、vi)該ha水凝膠在植入后第14天和第30天的h&e和masson’s三色染色圖像。這些圖像中，h＝ha水凝膠，c＝纖維-ha水凝膠復合物，b＝棕色脂肪組織，黃箭頭＝血管。比例尺＝200μm。來自masson’s三色染色的藍色表明所檢查組織中的總膠原。這些圖像中，h＝ha水凝膠，c＝纖維-ha水凝膠復合物，b＝棕色脂肪組織，黃箭頭＝血管。比例尺＝200μm。
圖13a描述制備具有經paa-接枝方法進行表面改性的具有mal的纖維的示意圖。
圖13b描述，使用3和10％(v/v)的丙烯酸進行paa-接枝后，纖維上羧基的平均密度(*p<0.05，n＝6)。
圖14描述使用4.5mg/mlha-sh制備的具有各種sh與da摩爾比的ha水凝膠的剪切儲存模量。
圖15a描述從各種量的纖維制備的纖維-ha水凝膠復合物的剪切儲存模量。纖維的平均直徑為686nm，纖維上mal表面密度為100nmol/mg，且使用4.5mg/ml的ha-sh和5mg/ml的pegda制備該復合物。藍箭頭表明sh基團與(da+mal)基團的摩爾比為1至2。*p<0.05(n＝3)。
圖15b描述具有各種纖維載荷量的纖維-peg水凝膠復合物的剪切儲存模量。*p<0.05(n＝3)。
圖16描述，基于ha水凝膠和納米纖維-ha水凝膠復合物橫截面的sem圖像，評估其平均孔尺寸(*p<0.05)。
圖17a描述，第14天，通過該纖維-ha水凝膠復合物的細胞浸潤及組織向內生長。以h&e染色所切片組織內的總膠原(藍)。標記：c＝纖維-ha水凝膠復合物，黃箭頭＝血管。比例尺＝50μm。
圖17b描述，第14天，通過該纖維-ha水凝膠復合物的細胞浸潤及組織向內生長。以masson’s三色染色所切片組織內的總膠原(藍)。標記：c＝纖維-ha水凝膠復合物，黃箭頭＝血管。比例尺＝50μm。
圖17c描述，第30天，通過該纖維-ha水凝膠復合物的細胞浸潤及組織向內生長。以h&e色染色所切片組織內的總膠原(藍)。標記：c＝纖維-ha水凝膠復合物，黃箭頭＝血管。比例尺＝50μm。
圖17d描述，第30天，通過該纖維-ha水凝膠復合物的細胞浸潤及組織向內生長。以masson’s三色染色所切片組織內的總膠原(藍)。標記：c＝纖維-ha水凝膠復合物，黃箭頭＝血管。比例尺＝50μm。
圖18描述去細胞脂肪組織(上排)和纖維-ha水凝膠復合物(下排)的橫截面的sem圖像。
圖19a描述，第4天，hasc在ha水凝膠(g’＝24.85μ2.92pa)中的遷移能力。使用2.5mg/ml的ha-sh和5.0mg/ml的pegda加工該ha水凝膠。比例尺＝100μm。
圖19b描述，第4天，hasc在1.0-μm纖維-ha水凝膠復合物中的遷移能力(g’＝32.29μ2.16pa)。使用2.5mg/ml的ha、5.0mg/ml的pegda和10mg/ml纖維加工該復合物。比例尺＝100μm。
圖19c描述，第4天，hasc在286-nm纖維-ha水凝膠復合物中的遷移能力(g’39.56μ1.26pa)。使用2.5mg/ml的ha、5.0mg/ml的pegda和10mg/ml纖維加工該復合物。比例尺＝100μm。
圖20a描述注射制劑。該纖維-水凝膠復合物可配制為用于注射。
圖20b描述，該可注射復合物在注射后立即安定。
圖20c描述，該可注射復合物在水中保持非色散性且保持形狀及體積。
圖20d描述，第30天，通過該可注射纖維-ha水凝膠復合物的細胞浸潤及組織向內生長，顯示大量的細胞重構和脂肪細胞形成。以h&e染色所切片的組織。標記：c＝纖維-ha水凝膠復合物。
具體實施方式
本發明關于包含水凝膠及納米結構的復合材料，該復合材料用于軟組織的修復方法中。本發明還關于使用包含水凝膠及置于該水凝膠內的納米結構的組合物來修整或重建軟組織的方法。本發明在其它方面還關于加工用于軟組織修復的組合物的方法，其中，該組合物包含水凝膠及置于該水凝膠內的納米結構。
下文是本發明的詳細說明書，提供給該領域技術人員以幫助他們實踐本發明。該領域技術人員可對本文中揭示的具體例做出修飾和變更，而不背離本發明的精神或范疇。除非明確否定，本文中使用的全部科技術語具有本發明所屬領域技術人員所一般理解的相同意義。本發明說明書中使用的術語僅用于揭示具體具體例，而非限制本發明。本文中述及的全部出版物、專利申請案、專利、圖式和其它參考文獻通過引用而以其整體明確地并入本文。
盡管與本文中所揭示的相似或等同的任何方法和材料也可用于本發明的實踐或測試中，但優選現在所揭示的方法和材料。本文中述及的全部出版物通過引用而并入本文，以揭露和揭示與所引用出版物相關聯的方法及/或材料。
除非定義否定，本文中使用的全部科技術語均具有本發明所屬領域技術人員所一般理解的相同意義。其整體內容通過引用并入本文的下述參考文獻，對技術人員提供本發明所使用的多數術語的通常定義(除非本文中定義否定)：singleton等人編纂的《微生物學與分子生物學詞典(第二版)》(dictionaryofmicrobiologyandmolecularbiology,2nded.1994)；《劍橋科技詞典》(thecambridgedictionaryofscienceandtechnology,walkered.,1988)；《遺傳學詞匯》(theglossaryofgenetics,5thed.,r.riegeretal.(eds.),springerverlag(1991))；以及hale&marham編纂的《柯林斯生物學詞典》(harpercollinsdictionaryofbiology(1991))。通常，本文中揭示的或固有的分子生物學方法的過程等是該領域使用的一般方法。可寫標準技術可在參考手冊如sambrook等人在2000年編纂的《分子克隆——實驗室手冊(第三版)》(molecularcloning--alaboratorymanual,thirdedition,coldspringharborlaboratories)；以及ausubel等人在1994年編纂的《分子生物學當前技術》(currentprotocolsinmolecularbiology,johnwiley&sons,new-york)中發現。
除非明確否定，下述術語具有其下方所述的意義。但應理解，該領域技術人員所已知或理解的其它意義也是可能的，且該其它意義處于本發明范疇內。本文中述及的全部出版物、專利申請案、專利和其它參考文獻通過引用而以其整體并入本文。如果發生沖突，以本發明為準，包括定義。此外，該材料、方法、及實施例僅做例示性說明用而非限制。
定義
本文中，“支架復合物”包括兩種組分的任何共價關聯，該兩種組分為：聚合物纖維及水凝膠材料。該支架復合物含有“功能性網絡”的聚合物纖維和水凝膠材料，意為組分之間的相互反應造成化學、生物化學、生物物理學、物理學、或生理學益處。此外，功能性網絡可包括額外組分，包括細胞、生物學材料(如，多肽、核酸、脂質、碳水化合物)、治療性化合物、合成性分子等。某些具體例中，當植入人類對象體內存在的靶標組織內時，該支架復合物促進組織生長及細胞浸潤。
本文中，術語“水凝膠”是“凝膠”的一種類型，指代水可膨脹的聚合物基質，由通過共價或非共價交聯保持在一起的大分子(如，親水聚合物、疏水聚合物、其摻混物)的三維網組成，可吸收大量的水(如，50％、60％70％、80％、90％、95％、96％、97％、98％、99％或大于99％每單位非水分子)以形成彈性凝膠。該聚合物基質可使用任何適當的合成性或天然聚合物材料形成。本文中，術語“凝膠”指代固體三維網狀，其跨越液體介質之體積并通過表面張力效應令其入陷。這一內部網狀結構可從物理結合(物理凝膠)或化學結合(化學凝膠)、以及在該延伸流體內保持完整的晶體或其它連接獲得。事實上，任何流體可用作延伸劑，包括水(水凝膠)、油、及空氣(氣凝膠)。以重量和體積兩者計，凝膠的組合物中大部分為流體，因此凝膠展現與構建它們的液體相似的密度。水凝膠是一種使用水作為液體介質的凝膠類型。
“疏水性”和“親水性”聚合物是基于聚合物在100％相對濕度下吸收的水蒸氣的量而定義的。根據該分類法，在100％相對濕度(“rh”)，疏水性聚合物僅吸收最高1％的水，而中等親水性聚合物吸收1至10％的水，親水性聚合物能吸收超過10％的水，且吸濕性聚合物吸收超過20％的水。“水可膨脹”聚合物是下述聚合物：當浸沒在水性介質中時，該聚合物吸收的水的量超過其自身重量的至少50％。
本文中，術語“交聯的”指代含有分子間及/或分子內交聯的組合物且無論該交聯以共價或非共價接合方式出現，且可指向或包括交聯劑。“非共價”接合包括氫鍵接合和靜電(離子性)接合兩種。
術語“聚合物”包括直鏈和支鏈聚合物結構，也涵蓋交聯聚合物和共聚物(可經或未經交聯)，因此包括嵌段共聚物、交替共聚物、隨機共聚物等。本文中指代為“寡聚物”的那些化合物為分子量低于約1000da的聚合物，優選低于約800da。聚合物和寡聚物可以是天然出現的或從合成性來源獲得。
軟組織修復
每一年，由腫瘤切除術、創傷、老化、或先天畸形導致的毀滅性軟組織損失影響數百萬人。包括皮膚、脂肪及肌肉的組織的損失，導致難以通過傳統手段治療的主要功能性和美觀性干擾。作為實例，每一年美國均實施超過300,000例部分乳房切除術，導致來自乳房軟組織損失的丑陋胸部傷疤。現有的用于軟組織修復的可選手段具有顯著弊。自體組織瓣移植需要在漫長的手術過程中從身體的另一部位移除軟組織，在給位留下缺陷{lotempio2010.plasticandreconstructivesurgery,126(2),393–401；patel2012.annalsofplasticsurgery,69(2),139–144}。假體植入物易引發排異反應，導致纖維化和封閉{calobrace2014plasticandreconstructivesurgery,134(1suppl),6s–11；tsoi2014.plasticandreconstructivesurgery,133(2),234–249}。涉及置換在抽脂術過程中收獲的脂肪細胞的脂肪移植，被限制為小體積且受限于極差的移植物存活率{kakagia2014surgicalinnovation,21(3),327–336；largo2014britishjournalofplasticsurgery,67(4),437–448}。最終，可使用可注射的水凝膠軟組織填料，但這些僅適用于較小缺損且它們提供的體積修復是暫時的{young2011.actabiomaterialia,7(3),1040–1049；varma2014actabiomaterialia,10(12),4996–5004}。已經提出新一代組織工程解決方法，該方法的焦點在使用水凝膠支架作為模板來再生軟組織，如重建位的脂肪組織。
當前使用的軟組織修復的組織工程途徑
脂肪源干細胞(asc)已經被鑒別為處于環繞軟組織缺損的創面床內{salibian2013archivesofplasticsurgery40.6:666-675}。當得到適當的基質微環境支持時，它們可分化為軟組織如脂肪。因此，使用功能性材料填充該修整位的策略，具有令使用該內源性asc再生新組織成為可能的潛力。由于水凝膠的與軟組織相似的三維(3d)天性和彈性的性質，已經廣泛研究它們作為支架基質用于組織缺損的再生。已經使用各種方法來生成具有與原生脂肪組織相似的模量(～2kpa)的水凝膠支架{alkhouli2013americanjournalofphysiology.endocrinologyandmetabolism,305(12),e1427–35；sommer2013actabiomaterialia9.11(2013):9036-9048}，同時對抗來自周邊組織的物理學應力而維持該支架的體積和形狀。這需要更高的交聯密度和更小的平均孔尺寸{ryu2011biomacromolecules12.7(2011):2653-2659；khetan2013naturematerials,12(5),458–465；li2014journalofneurotrauma,31(16),1431–1438}，導致細胞浸潤低且再生極差。水凝膠支架促進細胞浸潤的能力是成功修復軟組織的關鍵。血管浸潤的缺乏是大體積脂肪移植和其它組織工程學嘗試失敗的原因。當前可獲得的材料無一可填充軟組織缺損中的體積損失并同時促進早期血管化及asc分化以再生軟組織。
水凝膠基質
過去幾年中，li和wen已經研發了與層粘連蛋白源環狀肽(ccrrikvavwlc，10μm)接合的透明質酸(ha)水凝膠，該水凝膠具有優化的用于干細胞移植的孔尺寸和模量(10至100pa)。它們已經顯示，這一水凝膠支持強健神經干細胞(nsc)遷移及神經突從所分化的細胞萌芽{li2014journalofneurotrauma,31(16),1431–1438}。在用于外傷性腦損傷的大鼠受控皮質傷害(cci)模型中，當在cci傷害后第3天注射時，這一水凝膠在移植后4周至6個月，促進填充該損害位的顯著的脈管系統網形成(>10mm)。這一改善的血管形成歸功于這一水凝膠維持并呈現組織分泌的生長因子特別是血管內皮生長因子(vegf)的能力。文獻報道也透露，具有3至10個二糖單元的小ha降解片段是內皮細胞增殖、遷移、小管形成、及血管形成的強力調節子{slevin2002journalofbiologicalchemistry,277(43),41046–41059}。在近期的研究中，測試了這一ha水凝膠在cci傷害后在腦損傷位中輸送人胚胎組織源nsc球狀體的有效性。這一ha水凝膠在移植后在該支架基質內產生強健的血管形成。再生的血管生長入該損傷內且穿透所植入的基質，并且支持該神經元祖細胞的存活和生長。即使這些研究并非用于脂肪組織再生，但這些結果確證了這一優化的ha水凝膠組合物在促進宿主血管向內生長的獨特能力。更重要的是，該水凝膠基質足夠多孔，以允許在該水凝膠基質內進行強烈的細胞遷移。但是，由于周圍脂肪組織的模量比植入位高了超過10倍，這一ha水凝膠的機械性質不足以高至維持植入位的整體性，因此不能直接用于軟組織修復。增加交聯密度以改善其模量將令其難以進行細胞浸潤及遷移。需要新策略以增加該機械性質而不顯著降低大塊水凝膠的平均孔尺寸。提供含有經加工的組織細胞外基質及/或從后者分離的物質的水凝膠材料，該組織細胞外基質例如源自脂肪組織及/或從脂肪組織衍生的細胞外基質。
支架復合物
本文提供適用于醫療裝置的支架復合物，該醫療裝置被并入例如通過注射或植入給藥該復合物的人類對象的組織內。該支架復合物含有聚合物纖維，通常，該聚合物纖維的平均直徑為約10nm至約10,000nm，如約100nm至約8000nm，或約150nm至約5,000nm，或約100、150、200、250、300、350、400、450、500、600、700、800、900、1,000、1,500、2,000、2,500、3,000、3,500、4,000、4,500、5,000、5,500、6,000、6,500、7,000、7,500、或8,000。如本文中提供的，可通過該領域任何已知手段測定聚合物纖維與水凝膠材料的比。例如，以組分質量為基準計，該聚合物纖維與水凝膠材料的比為約1:100至約100:1，如約1:50至約50:1，或1:10至約10:1，如1:5至約5:1，如約1:3至約3:1。聚合物纖維與水凝膠材料的比也提供為以濃度為基準計，給定重量的聚合物纖維每體積如水凝膠材料。例如，該濃度為約1至50mg/ml。水凝膠材料通常置于聚合物纖維上，如結合至該聚合物纖維的外表面(或一個外表面上，取決于組成及形狀)。該支架復合物通常并非均勻固體材料。反之，支架復合物含有存在于該支架復合物上或內的復數個孔。該孔的存在、尺寸、分布、頻次及其它參數可在創建該支架復合物的過程中調整。孔尺寸可從小于約1微米至最大100微米，包括1、2、3、45、10、15、20、30、40、50、6070、80、90或100微米，且其尺寸可以是窄幅的，如至少40％、如50％、60％、70％、80％、90％、95％或超過95％的孔具有所希望的尺寸或處于所希望的尺寸范圍內。
本發明的支架復合物適用于并入人類對象的組織內，因此，它們通常是“生物相容的”，意指能與生物系統(如，人體內發現的)相互反應而不在其內部及/或附近誘發病理生理學響應。一些具體例中，為了長久保持在組織內而提供支架復合物。或者，支架復合物暫時保持在人體內，并提供為實質上生物可降解。優選地，聚合物纖維含有生物相容性生物可降解聚酯。在一優選的具體例中，聚合物纖維含有聚己內酯。
如本文中提供的，該含有聚合物纖維和水凝膠的復合物的相互反應的優選形式包括交聯部分，該交聯部分通常以足以誘發聚合物纖維與水凝膠材料之間結合如誘發聚己內酯纖維與透明質酸之間交聯的量存在。
用于軟組織修復的支架設計
復合物概念已經廣泛用作材料增強機制。例如，將羥磷灰石顆粒加入水凝膠內可增加其剛度{wu2008materialschemistryandphysics107.2(2008):364-369}，且使用細長顆粒時，該復合物拉伸模量增加更多{yusong2007journalofmaterialsscience,42(13),5129–5134}。由于電紡納米纖維網片的相貌與原生ecm類似，前者已經廣泛用作組織工程學基底。尤其有趣的是，脂肪組織的去細胞化ecm是天然高纖維性且多孔的(圖6g){young2011.actabiomaterialia,7(3),1040–1049}。若干近期研究已經通過將片段化聚丙交酯(pla)或殼聚糖纖維引入聚乙二醇(peg)、聚丙烯酰胺、或藻朊酸鹽水凝膠中而嘗試概括該纖維性組分{coburn2011smartstructuresandsystems,7(3),213；#37；zhou2011colloidsandsurfacesb:biointerfaces,84(1),155–162；shin2015journalof材料schemistry}。將該片段化纖維與水凝膠前體溶液混合，在凝膠化過程中并入水凝膠內以創建3d架構。這些包埋有纖維的水凝膠已經顯示比相應水凝膠改善的機械性質。但是，尚未有在體內測試宿主細胞浸潤的報導。此外，這些水凝膠不可降解且需要粘合配體進行脂肪細胞粘附和分化。
納米纖維-水凝膠復合物設計
為了實現纖維增強效果同時維持水凝膠相中的高孔隙率，提供比其它支架優異的性質的電紡纖維-水凝膠復合物。摻混納米纖維與水凝膠基質之后，先前報導{coburn2011smartstructuresandsystems,7(3),213}且引入本文的是纖維表面與水凝膠交聯網之間的界面結合(圖6)。這一復合物設計不僅允許更強的來自該固體纖維組分的機械增強性，而且允許獨立調整該水凝膠相的整體機械性質和平均孔尺寸/孔隙率，令優化的細胞浸潤性質和結構整體性稱為可能。進一步預期，可采用纖維作為用于asc和內皮祖細胞的優選的細胞粘附基底，從而作為支持細胞遷移和asc分化的引導。
創新
某些方面，關鍵創新為具有納米纖維表面與水凝膠網絡紙巾的界面結合的納米纖維r-水凝膠組合物(圖6a)。這一工程化的富惡化為具有徹底改善該水凝膠的機械性質而不顯著降低該水凝膠相平均孔尺寸的潛力。界面結合的引用可提供比僅進行兩種組分物理摻混優異的機械強化效果。該研究將制訂使用電紡聚己內酯(pcl)纖維-ha水凝膠復合物可得到的與摻混物相對照的機械性質(壓縮模量和剪切模量)范圍。第二創先是這一納米纖維-水凝膠復合物修復軟組織缺損的示范。初步表征表明，該復合物具有與脂肪組織相同的結構特征(圖6){christman,2012us20120264190a1；young2011.actabiomaterialia,7(3),1040–1049}。猜測這一復合物提供對于軟組織再生很重要的結構整體性和機械性質。該研究還表明，復合物與水凝膠相比的多功能性和效率。
這一項目的成功完成將提供用于修復缺失軟組織體積的現成的解決手段，特別是用于較大缺損，其中，構建血管網絡、維持組織修整位整體性、促進細胞遷移和構成、以及復原宿主細胞，對于可持續性組織修復都是至關緊要的。大量關于本復合物設計中使用的材料組分即ha水凝膠和生物可降解聚酯纖維的臨床應用記錄，連同組織相容性的這些初始數據一起，暗示用于臨床應用的優異的組織相容性和直截了當的監管審批可路徑。
特征
一些具體例中，本發明提供水凝膠組分中納米纖維與聚合物網之間的界面結合。這對于“真實”復合物的形成是重要的。這表明將這些纖維與水凝膠摻混并不提供相同程度的機械增強。也有使用納米纖維-水凝膠摻混物的先前報導。換句話說，界面結合是這一新產品與該領域其它產品的重要分別。此外，該界面結合可包括如本手稿中顯示的共價鍵，以及二級結合如氫鍵和靜電荷相互作用。
這也是該領域首次說明各向同性增強的工作，該復合物在全部取向都進行強化，如替代任何形狀的體積缺損所需要的。使用納米纖維墊和少量對準細絲的設計是天然各向異性的。這一設計能形成各向同性成材料和各向異性材料。
對于指示某些方面，本文中存在的工作設計了用于形成待成為水凝膠網的復合物的組分，其中，該水凝膠網具有足夠孔尺寸和孔隙率以用于細胞遷移和宿主細胞向內生長，且納米纖維松散地包括直徑為50nm至10μm范圍的聚合物纖維。
凝膠/水凝膠組分
本發明的水凝膠復合物可包括任何類型的適當水凝膠組分。本發明預期包括任何適當凝膠組分的納米結構/凝膠復合物，包括該領域已知的任何適當的水凝膠組分。該凝膠及/或水凝膠可由任何適當的合成性材料或天然材料形成。
例如，該凝膠及/或水凝膠的聚合物組分可包含纖維素酯類，如醋酸纖維素、醋丙酸纖維素(cap)、醋丁酸纖維素(cab)、丙酸纖維素(cp)、丁酸纖維素(cb)、丙丁酸纖維素(cpb)、二醋酸纖維素(cda)、三醋酸纖維素(cta)等。這些纖維素酯類揭示于us1,698,049、us1,683,347、us1,880,808、us1,880,560、us1,984,147、us2,129,052、及us3,617,201中，且可使用該領域已知技術制備或商購。可商購的適用于本文的纖維素酯類包括ca320、ca398、cab381、cab551、cab553、cap482、cap504，全部可自伊士曼化學公司(eastmanchemicalcompany,kingsport,tenn)獲得。這些纖維素酯類典型具有約10,000至約75,000之間的數均分子量。
該纖維素酯類可包含纖維素與纖維素酯單體單元的混合物；例如，可商購的醋丁酸纖維素含有醋酸纖維素單體單元以及丁酸纖維素單體單元和未酯化的纖維素單元。
本發明的凝膠/水凝膠也可由其它水可膨脹聚合物如丙烯酸酯聚合物組成，通常由丙烯酸、甲基丙烯酸、丙烯酸甲酯、丙烯酸乙酯、甲基丙烯酸甲酯、甲基丙烯酸乙酯、及/或其它乙烯基單體。適當的丙烯酸酯聚合物是那些可在商品名“eudragit”下從德國羅姆藥廠(rohmpharma(germany))購得的共聚物，如前文所述。eudragit系列e、l、s、rl、rs和ne共聚物可作為溶解于有機溶劑中的形式、水性分散液、或干粉而獲得。優選的丙烯酸酯聚合物是甲基丙烯酸與甲基丙烯酸甲酯的共聚物，如eudragitl和eudragits系列聚合物。特別優選的此類共聚物是eudragitl-30d-55和eudragitl-100-55(后一種共聚物是eudragitl-30d-55的噴干形式，可使用水復原)。eudragitl-30d-55和eudragitl-100-55共聚物的分子量為大約135,000da，游離羧基與酯基的比為大約1:1。該共聚物通常不可溶于ph低于5.5的水性流體。另一特別適當的甲基丙烯酸-甲基丙烯酸甲酯共聚物是eudragits-100，它與eudragitl-30d-55的區別在于前者的游離羧基與酯基的比為大約1:2。eudragits-100在ph低于5.5的情況下不可溶，但與eudragitl-30d-55不同，在ph為5.5至7.0的水性流體中微溶。這一共聚物在ph為7.0及以上的液體中可溶。也可使用eudragitl-100，其具有界于eudragitl-30d-55與eudragits-100之間的ph依賴性溶解性，在ph低于6.0的情況下不可溶。該領域技術人員應知悉，eudragitl-30d-55、l-100-55、l-100、和s-100可替換為其它可接受的具有類似的ph依賴性溶解度特征的聚合物。
本文中揭示的任何凝膠/水凝膠組合物均可改性，以令其含有活性劑，并因此在施加至體表(如，組織修復位)時作為活性劑輸送系統，而該組合物與體表是活性劑運輸的關系。“載荷”活性劑釋放入本發明的水凝膠組合物中牽涉經由膨脹控制機制的水的吸收和該劑的吸收。可采用含有活性劑的水凝膠組合物，例如，透皮藥物輸送系統、傷口敷料、外用藥物制劑、植入的藥物輸送系統、口服劑型等形式。
可并入本發明水凝膠內并全身輸送(如，使用適用于藥物的全身性給藥的透皮、口服、或其它劑型)的適當的活性劑包括，但不限于：興奮劑；止痛劑；麻醉劑；抗關節炎劑；呼吸系統藥物，包括鎮喘劑；抗癌劑，包括抗腫瘤藥物；抗膽堿能藥；抗痙攣藥；抗抑郁藥；抗糖尿病劑；止瀉劑；抗蠕蟲藥；抗組胺藥；抗高血脂劑；抗高血壓劑；抗感染劑，如抗生素和抗病毒劑；抗炎劑；抗偏頭痛制劑；抗嘔吐劑；抗帕金森病藥物；止癢藥；抗精神病藥；退熱藥；抗痙攣藥；抗結核劑；抗潰瘍劑；抗病毒劑；抗焦慮藥；食欲抑制劑；注意力缺失癥(add)和注意力缺失性多動癥(adhd)藥物；心血管制劑，包括鈣通道阻斷劑、抗心絞痛劑、中樞神經系統(cns)劑、β-阻斷劑和抗心律失常劑；中樞神經系統刺激劑；咳嗽和感冒制劑，包括減充血劑；利尿劑；基因性材料；草藥；激素藥物(hormonolytics)；安眠藥；降血糖劑；免疫抑制劑；白三烯抑制劑；有絲分裂抑制劑；肌肉松弛劑；麻醉藥品拮抗劑；尼古丁；營養劑，如維生素、必需氨基酸和脂肪酸；眼藥，如抗青光眼劑；抗副交感神經藥；肽藥物；精神振奮藥物；鎮靜劑；甾體，包括孕激素、雌激素、皮質類固醇、雄激素和合成代謝劑；戒煙劑；擬交感神經藥；鎮定劑；和血管舒張藥，包括通常的冠狀動脈舒張藥、外周血管舒張藥和腦血管舒張藥。可與本發明的黏合劑組合物合用的具體活性劑包括，而不限于，新煙堿、辣椒素、硝酸異山梨酯、氨基斯的明、硝化甘油、異搏定(verapamil)、心得安、斯拉柏林(silabolin)、foridone、氯壓定、金雀花堿、芬納西泮(phenazepam)、硝苯地平、fluacizin、和柳丁氨醇。
對于外用藥物給藥及/或含藥襯墊(如，含藥物的腳墊)，舉例而言，適當的活性劑包括下列：
抑菌劑和殺菌劑：適當的抑菌劑和殺菌劑包括，例如：鹵素化合物，如碘、碘聚維酮絡合物(即，pvp與碘的絡合物，也指代為“聚維酮”并可在商品名betadine下從purduefrederick獲得)、碘化物鹽、氯胺、氯己定、及次氯酸鈉；銀及含銀化合物，如磺胺嘧啶、銀蛋白質乙酰單寧酸鹽、硝酸銀、醋酸因、乳酸銀、硫酸銀和氯化銀；有機錫化合物，如苯甲酸三-正丁基錫；鋅和鋅鹽；氧化劑，如過氧化氫和高錳酸鉀；芳基汞化合物，如硼酸苯基汞或汞溴紅；烷基汞化合物，如硫柳汞；酚類，如百里香酚、鄰苯基苯酚、2-芐基-4-氯苯酚、六氯酚和己基間苯二酚；和有機氮化合物，如8-羥基喹啉、氯喹那多、氯碘羥喹、依沙吖啶、海克替啶、洗必泰、及安巴腙。
抗生素：適當的抗生素包括，但不限于，潔霉素家族抗生素(指代一類最初從林可鏈霉菌回收的抗生素)、四環素家族抗生素(指代一類最初從金色鏈霉菌回收的抗生素)、及基于硫的康生物，即磺胺類。例示性潔霉素加送抗生素包括潔霉素、克林霉素、在例如us3,475,407、us3,509,127、us3,544,551和us3,513,155中揭示的相關化合物、及其藥物可接受的鹽和酯。例示性四環素家族抗生素包括四環素本身、氯四環素、氧四環素、四環霉素、地美環素、氫吡四環素、甲烯土霉素、強力霉素(doxycycline)、及其藥物可接受的鹽和酯，特別是酸加成鹽如鹽酸鹽。例示性基于硫的抗生素包括，但不限于，磺酰胺類、磺乙酰胺、苯酰磺胺、磺胺嘧啶、磺胺多辛、磺胺甲基嘧啶、磺胺甲嘧啶、磺胺甲二唑、磺胺甲惡唑、及其藥物可接受的鹽和酯，如磺乙酰胺鈉。
止痛劑：適當的止痛劑是局部麻醉劑，包括但不限于，乙酰胺基丁香酚、醋酸阿法多龍、阿法沙龍、優卡因(amucaine)、阿莫拉酮、阿米卡因、丁氧普魯卡因、杯托卡因、苯柳胺酯(biphenamine)、丁哌卡因、burethamine、布他卡因、butaben、布坦卡因(butanilicaine)、丁柳妥(buthalital)、丁氧卡因(butoxycaine)、卡替卡因(carticaine)、2-氯普魯卡因、辛可卡因、cocaethylene、可卡因、環甲卡因(cyclomethycaine)、二丁卡因、二甲異喹(dimethisoquin)、二甲卡因(dimethocaine)、diperadon、達克羅寧、脫水芽子堿、芽子堿、氨基苯甲酸乙酯、氯乙烷、依替卡因、乙苯二惡哌啶、β-優卡因、尤普羅辛、非那可明、福嗎卡因、環己烯巴比妥、己基卡因(hexylcaine)、羥孕酮(hydroxydione)、羥基普魯卡因、羥丁卡因、對氨基苯甲酸異丁酯、氯胺酮、亮氨卡因(leucinocainemesylate)、左沙屈爾、利多卡因、馬比佛卡因、美普卡因(meprylcaine)、metabutoxycaine、美索比妥、氯甲烷、咪達唑侖、賣替卡因(myrtecaine)、納依卡因、奧塔卡因、俄妥卡因、羥乙卡因、對乙氧卡因、芬那卡因、苯環己哌啶、苯酚、哌羅卡因、匹多卡因(piridocaine)、聚多卡醇、丙瑪卡因、丙胺卡因、普魯卡因、丙泮尼地、丙泮卡因(propanocaine)、丙美卡因、丙哌卡因(propipocaine)、異丙酚、丙氧卡因、假可卡因、吡咯卡因、利索卡因、水楊醇、丁卡因、硫稀比妥(thialbarbital)、thimylal、硫仲丁比妥鈉(thiobutabarbital)、硫噴妥鈉、托利卡因、美索卡因、佐拉敏(zolamine)、及其組合。丁卡因、利多卡因和丙胺卡因是本文中優選的止痛劑。
可使用本發明的水凝膠組合物作為藥物輸送系統輸送的其它外用劑包括下列：抗真菌劑，如十一碳烯酸、托萘酯、咪康唑、灰黃霉素、酮康唑、環匹羅司、克霉唑和氯二甲苯酚；角質軟化劑，如水楊酸、乳酸和尿素；起皰劑，如斑蝥素；抗痤瘡劑，如有機過氧化物(如，過氧化苯甲酰)、類維生素a(如，視黃酸、阿達帕林、及他扎羅丁)、磺胺類(如，磺乙酰胺鈉)、間苯二酚、皮質類固醇(如，去炎松)、α-羥基酸(如，乳酸和乙醇酸)、α-酮酸(如，乙醛酸)、及具體指明用于治療痤瘡的抗菌劑，包括壬二酸、克林霉素、紅霉素、甲氯環素、米諾環素、那氟沙星(nadifloxacin)、頭孢氨芐、去氧環素(doxycycline)、及氧氟沙星；皮膚光亮和增白劑，如氫醌、曲酸、乙醇酸及其它α-羥基酸、artocarpin、和某些有機過氧化物；用于治療疣的藥劑，包括水楊酸、咪喹莫特、二硝基氯苯、二丁基方酸、鬼臼酯、足葉草毒素、斑蝥、三氯乙酸、博來霉素、西多福韋、阿德福韋、及其類似物；以及抗炎劑，如皮質類固醇和非甾體抗炎藥(nsaids)，其中，該nsaids包括酮基布洛芬、氟比洛芬、布洛芬、萘普生、非諾洛芬、苯惡洛芬、吲哚洛芬、吡洛芬、卡洛芬、惡丙嗪、普拉洛芬、舒洛芬、阿明洛芬、butibufen、芬布芬(fenbufen)、和噻洛芬酸(tiaprofenicacid)。
對于傷口敷料，適當的活性劑是那些可用于治療傷口的，且包括但不限于，抑菌和殺菌化合物、抗生素、止痛劑、血管舒張劑、組織愈合增強劑、氨基酸、蛋白質、蛋白水解酶、細胞因子、和多肽生長因子。
對于一些活性劑的外用和透皮給藥以及在傷口敷料中，將滲透增強劑并入該水凝膠組合物中以提升該劑進入或通過皮膚的速率是必需的或是所希望的。適當的增強劑包括，例如下列：亞砜類，如二甲基亞砜(dmso)和癸基甲基亞砜；醚類，如二乙二醇單乙醚(可作為transcutol商購)和二乙二醇單甲醚；表面活性劑，如月桂酸鈉、十二烷基硫酸鈉、十六烷基三甲基溴化銨、苯扎氯銨、泊洛沙姆(231、182、184)、吐溫(20、40、60、80)和卵磷脂(us4,783,450)；1-取代的氮雜環庚-2-酮類，特別是1-正十二烷基氮雜-環庚-2-酮(可在商標azone下從nelsonresearch&developmentco.,irvine,calif.購得；見us3,989,816、us4,316,893、us4,405,616和us4,557,934)；醇類，如乙醇、丙醇、辛醇、癸醇、苯甲醇等；脂肪酸類，如月桂酸、油酸和戊酸；脂肪酸酯類，如肉豆蔻酸異丙酯、棕櫚樹異丙酯、丙酸甲酯、和油酸乙酯；多元醇類及其酯類，如丙二醇、乙二醇、甘油、丁二醇、聚乙二醇、和聚乙二醇單月桂酸酯(pegml；見us4,568,343)；酰胺類和其它含氮化合物，如尿素、二甲基乙酰胺(dma)、二甲基甲酰胺(dmf)、2-吡咯烷酮、1-甲基-2-吡咯烷酮、乙醇胺、二乙醇胺和三乙醇胺；萜烯類；烷酮；以及有機酸類，特別是水楊酸和水楊酸鹽、檸檬酸和琥珀酸。也可使用兩種或多種增強劑的混合物。
某些其它具體例中，本發明的包含凝膠(如，水凝膠組分)和納米結構的復合組合物也可包含額外的人選添加組分。這些組分是該領域已知的且可包括，例如，填料、防腐劑、ph調節劑、軟化劑、增稠劑、顏料、染料、折射顆粒、安定劑、增韌劑、減粘劑、藥學劑(如，抗生素、血管生成促進劑、抗真菌劑、免疫抑制劑、抗體等)、以及滲透增強劑。這些添加劑及其用量可以令它們不顯著干擾水凝膠組合物的所希望的理化性質的方式而選擇。
當該黏合劑位于皮膚上或其它體表時，較佳可并入吸收劑填料以控制水合程度。此類填料可包括微晶纖維素、云母、乳糖、高嶺土、甘露醇、膠體氧化硅、氧化鋁、氧化鋅、氧化鈦、硅酸鎂、硅酸鎂鋁、疏水性淀粉、硫酸鈣、硬脂酸鈣、磷酸鈣、磷酸二氫鈣、紡織和無紡紙、以及棉材料。其它適當的填料是惰性的，即實質上非吸附劑，且包括，例如，聚乙烯、聚丙烯、聚氨酯-聚醚酰胺共聚物、聚酯和聚酯共聚物、尼龍、和嫘縈。
該組合物也可包括一種或多種防腐劑。防腐劑包括，舉例而言，對氯間苯酚、苯乙醇、苯氧乙醇、氯丁醇、4-羥基苯甲酸甲酯、4-羥基苯甲酸丙酯、苯扎氯銨、氯化十六烷基吡啶鎓、氯己定二醋酸鹽或葡萄糖酸鹽、及丙二醇。
該組合物也可包括ph調節化合物。可用作ph調節劑的化合物包括，但不限于，甘油緩沖劑、檸檬酸鹽緩沖劑、硼酸鹽緩沖劑、磷酸鹽緩沖劑、或檸檬酸-磷酸鹽緩沖劑，可采用ph調節化合物以確保該水凝膠組合物的ph與個體的體表相匹配。
該組合物也可包括適當的軟化劑。適當的軟化劑包括檸檬酸酯類，如檸檬酸三乙酯或乙酰檸檬酸三乙酯；酒石酸酯類，如酒石酸二丁酯；甘油酯類，如二醋酸甘油酯和三醋酸甘油酯；鄰苯二甲酸酯類，如鄰苯二甲酸二丁酯和鄰苯二甲酸二乙酯；及/或親水性表面活性劑，優選親水性非離子表面活性劑，如糖的部分脂肪酸酯類、聚乙二醇脂肪酸酯類、聚乙二醇脂肪醇醚類、和聚乙二醇脫水山梨醇脂肪酸酯類。
該組合物也可包括增稠劑。本文中優選的增稠劑是天然化合物或其衍生物，且包括，例如：膠原；半乳甘露聚糖；淀粉；淀粉衍生物和水解物；纖維素衍生物如甲基纖維素、羥丙基纖維素、羥乙基纖維素、及羥丙基甲基纖維素；膠體硅酸；以及糖類如乳糖、蔗糖、果糖和葡萄糖。也可使用合成增稠劑如聚乙烯醇、乙烯基吡咯烷酮-醋酸乙烯酯共聚物、聚乙二醇、及聚丙二醇。
某些具體例中，本發明的包含水凝膠和納米結構的水凝膠組合物復合物進一步包含促進血管生成的組分。在本發明之前，用以實現臨床相關軟組織再生的挑戰是所再生的組織優選應換以新的血管。因此，任何促進軟組織再生的材料優選海英鼓勵血管生成。一種用以實現這一目標的途徑是通過使用含有肝素的水凝膠組分，該組分可用作生長因子結合位點以富集并保持促進血管生成和組織形成的生長因子。
多個其它具體例中，本發明的復合材料可基于作為該水凝膠材料的透明質酸(ha)。ha是非硫酸化的具有二糖重復單元的線性多糖，形成該水凝膠組分。ha也是人體組織內細胞外基質的非免疫原性的天然組分，且在沒學和重建過程中廣泛用作真皮填料。
通過原生透明質酸酶促進ha的分解，該酶的表達在組織損壞及發炎區域增加。重要的是，研究已經顯示，具有3至10個二糖單元的ha降解小片段是內皮細胞增殖、遷移、管形成、及血管生成的潛在調節子。ha的這些生物學功能被認為是經由cd44以牽涉ras和pkc的途徑介導的。使用抗-cd44抗體阻滯cd44/ha相互反應，在體外降低了人微脈管內皮細胞的增殖和遷移。ha水凝膠已經作為用于多種細胞和組織傷害模型中細胞輸送的潛在基質而被探究。這些水凝膠可用作細胞的保護和支持之間，且可降低瘢痕形成。因此，據信ha通過促進細胞浸潤并促進血管生成而在提升組織再生方面扮演關鍵角色。
首先，該材料具有三維整體性以及與原生脂肪組織類似的一致性。這使得其可直接用于損失軟組織體積的修復。其次，該材料優選可與復數撓性納米纖維共同放置，可用作用于脂肪細胞和內皮細胞祖細胞的遷移的基底。第三，該材料具有足夠孔隙率，以允許這些前體細胞快速浸潤并遷移至該支架內而非形成環繞該支架的纖維囊。第四，該ha水凝膠組分提供可壓縮性和體積膨脹，同時也提供重要的血管生成線索。第五，該納米纖維和水凝膠組分是生物可降解的，允許它們被所再生的軟組織替換。第六，全部組分材料在眾多fda許可的裝置中具有高安全記錄，潛在地降低臨床應用的監管障礙。
本發明的凝膠/水凝膠/納米結構復合物也可包括組織修整劑，如大量生長因子，包括表皮生長因子(edf)、pdgf、及神經生長因子(ngf's)。例如，該組合物可包括egf。當允許實驗小鼠舔舐自身時，小鼠皮膚上的傷口似乎愈合更快，于此觀察之后，發現了表皮生長因子(egf)。由于唾液中的一些防腐劑(如，溶菌酶)的存在，這一發現并不簡單。一種具體的生長因子，現在稱為egf，顯示對此負責。egf與尿抑胃激素相同，且具有血管生成性質。轉變生長因子-α(tgf-α)非常相似，結合至相同受體，甚至在刺激表皮細胞再生(上皮形成)中更有效。
因此，本發明的包含egf/tgf的水凝膠較佳可用于加速傷口和燒傷的愈合、減少瘢痕瘤疤痕形成(尤其用于燒傷)、皮膚移植敷料中、及慢性腿部潰瘍的治療中。
可用于本發明的組織修整劑包括大量生長因子，包括表皮生長因子(edf)、pdgf、及神經生長因子(ngf's)。通常，促生長激素將影響1至4種組織。從此類蛋白質研發的多數產品均以一種或另一種傷口修整位目標，但存在其它適應癥。一些最重要的組織生長因子進一步揭示如下。
本發明的凝膠/納米結構組合物也可包括一種或多種可用于本發明的組織修整方法和其它應用中的生長因子。
例如，本發明預期在本發明的組成物中包括pdgf。血小板源生長因子(pdgf)是用于幾乎全部源自間葉細胞的細胞即血液細胞、肌肉細胞、骨骼細胞、軟骨細胞、和結締組織細胞的有絲分裂原。它是糖蛋白二聚體，以aa或bb同源二聚體形式或ab異源二聚體形式存在。就多數生長因子而言，pdgf現在被認為是更大的因子家族中的成員。除了pdgf，該家族包括同源二聚體因子血管內皮生長因子(vegf)和胎盤生長因子(pigf)；vegf/pigf異源二聚體；及結締組織生長因子(ctgf)，一種由人血管內皮細胞和纖維母細胞分泌的pdgf樣因子。連同ngf、tgf-β和糖蛋白技術如人絨毛促性腺素(hcg)，pdgf現在被歸類為半胱氨酸結生長因子超家族的成員。這些因子全部可與本發明的水凝膠協同使用。
pdgf是在血液凝結進程中由血小板產生并釋放。它只是源自這些細胞的生長因子之一。pdgf將纖維母細胞和白血球吸引至損傷位，也刺激替換結締組織(主要是纖維母細胞和平滑肌細胞)的生長。它刺激多種細胞包括那些生產膠原的細胞的細胞分裂，因此激勵血管生成。它還刺激有絲分裂發生、血管收縮、趨藥性、酶活性、和鈣動員。
血小板源生長因子可用來在使用本發明組合物的某些治療過程中修復骨骼和軟組織再生長，以及用來加速急慢性傷口的愈合過程。據此，本發明的水凝膠/納米結構組合物較佳可包含血小板源生長因子混合物。
舉例而言，本發明的水凝膠/納米結構組合物可在基因治療中用于pdgf基因的局部輸送。將編碼質粒dna的pdgf并入該水凝膠基質中，起源于環繞傷口的活體組織的肉芽組織纖維母細胞增殖且遷移入該基質內，扮演質粒基因轉移和表達的靶標。
本發明的水凝膠/納米結構組合物也可包括vegf以促進血管生成。血管內皮生長因子(vegf，也稱為血管通透因子)是另一種血管生長因子，而且是多功能血管生成細胞因子。它通過在微管水平刺激內皮細胞的增殖，造成它們遷移并改變它們的基因表達，對血管生成(血管生長)產生間接和直接貢獻。vegf也令這些內皮細胞變得高通透，造成它們將血漿蛋白釋放至血管空間之外，從而造成該區域內的變化，對血管生成起作用。
本發明的組合物也可包括fgf。實際上，纖維母細胞生長因子(fgf)是至少191418kd肽的家族，屬于肝素結合生長因子家族，而且可以引起所培養的纖維母細胞和血管內皮細胞的有絲分裂。它們在體內造成血管生成，且這一血管生成活性通過tnf而得以提升。fgf's可以與egf相似的方式使用。bfgf，也稱為fgf-2，牽涉入控制人巨核細胞生成中，且fgf已經顯示在刺激內皮細胞形成及幫助結締組織修整中有效。
水凝膠/納米結構組合物也可包含角質形成細胞生長因子(kgf)，也稱為fgf-7，用于傷口愈合及牽涉內皮細胞毀壞的其它病變中。
轉化生長因子(tgf's)具有轉化多種細胞系的能力，以及，舉例而言，可賦予該能力以在培養基中生長超過所限制的世代數目、在多層而非單層中生長、以及反常染色體組型的攫取。tgf家族存在只是5個成員，兩個被最廣泛研究的是tgf-α和tgf-β。前者是促進纖維母細胞和內皮細胞的有絲分裂、生成血管、并促進骨骼吸收。組合物也可包括tgf。tgf-β是細胞調控的通常中介物和細胞生長的強力抑制劑，并抑制多種細胞類型的增殖。tgf-β可抵消其它肽生長因子的促有絲分裂效果，也可意指多種腫瘤細胞系的生長。tgf-β也具有促有絲分裂效果，并且促進纖維母細胞中的膠原形成。本發明的水凝膠的適應癥包括慢性皮膚潰瘍，如糖尿病患者的神經營養性腳潰瘍。其它領域包括傷口愈合、骨骼修整、及免疫抑制性疾病。
舉例而言，本發明的水凝膠/納米結構組合物可用來攜帶適當的細胞。這些細胞可僅在將該凝膠施加至傷口或其它適當區域之前并入該凝膠，以最大化效能。適當的細胞包括自體纖維母細胞和角化細胞，它們主要對真皮和表皮形成產生響應。各自包含一種細胞類型的獨立凝膠可連續施加或一起施加，或一種凝膠可包含兩種細胞類型，但這通常非優選。
本發明的水凝膠/納米結構組合物可有用地包含諸如膠原。但此形式的膠原不太可能具有有用的結構功能，它主要在蛋白水解活性不可思議的高時用作犧牲蛋白，從而幫助防止諸如健康組織的浸漬。
水凝膠/納米結構組合物也可包括某些酶。酶用于急慢性傷口的清創術中。清創術是從傷口移除無法存活的組織和異物，并且是傷口修正過程中天然出現的事件。在炎性期過程中，中性粒細胞和巨噬細胞消解并移除傷口區域的“用過的”血小板、細胞屑、和無血管的損傷組織。但是，隨著大量受損組織的蓄積，這一天然進程變得不堪重負且不足夠。隨后，壞死組織在傷口處的堆積需要相當大的吞噬需求并阻礙傷口愈合。因此，壞死組織的清創是典型療法的特定目標和優化傷口管理的重要組成部分。
舉例而言，可將酶并入本發明的外用水凝膠中以提供清創術的選擇性方法。適當的酶可源自各種來源，如磷蝦、螃蟹、木瓜、牛提取物和可商購的細菌，適當的酶包括膠原酶、木瓜蛋白酶/尿素、以及溶纖酶與去氧核糖核酸酶的組合。
用于本發明中的酶通常以下述兩種途徑之一工作：通過直接消解腐肉組分(如，纖維蛋白、細菌、白血球、細胞屑、漿液滲出物、dna)；或通過溶解將無血管組織固定在下層傷口床的膠原“錨”。
若需要，本發明的水凝膠可包含達金溶液(dakin'ssolution)，通常發揮抗微生物效果和氣味控制。作為清創劑，因為其細胞毒性的性質，達金溶液是非選擇性的。達金溶液令蛋白質變性，使其更容易從傷口移除。腐肉的松動也有助于通過其它方法進行的清創。如果目標是清創，包含達金溶液的水凝膠可每天改變兩次。受傷皮膚的包含應通常由例如藥膏、液體皮膚阻擋膜敷料、或固體皮膚阻擋片提供。
本發明的凝膠可通過任何適當方法輸送，如經由注射器或波紋管包(單劑輸送系統)或多劑系統如加壓輸送系統或經由“罐內包”類型的系統輸送(如，wo98/32675中的系統)。波紋管包的實例顯示于第2082665號英國公開設計中。
如是，本發明也延伸至包含根據本發明的凝膠的單劑輸送系統，用于傷口的處置。本發明也延伸至包含根據本發明的凝膠的加壓輸送系統，以及放入能在從其釋放壓力時形成噴霧的氣溶膠容器中的根據本發明的加壓水凝膠。使用此類輸送手段，令該凝膠被輸送至通過直接施加難以到達的患者部位，如患者躺倒時的患者背部。
某些具體例中，對于在生物醫學電極和其它電療法情境中的用途，即，將電極或其它導電元件粘附至身體表面時，較佳使得本發明的水凝膠組合物導電。例如，該水凝膠組合物可用來將經皮神經刺激電極、電外科學返回電極、或ekg電極顛覆至患者皮膚或粘膜組織。這些應用牽涉該水凝膠組合物的改性以含有導電物質。適當的導電物質是離子性導電的電解質，特別是那些通常用于制造用于施加至皮膚或其它身體表面的導電性黏合劑的物質，且包括可離子化的無機鹽、有機化合物、或兩者的組合。離子性導電的電解質的實例包括，但不限于，硫酸銨、醋酸銨、醋酸單乙醇胺、醋酸二乙醇胺、乳酸鈉、檸檬酸鈉、醋酸鎂、硫酸鎂、醋酸鈉、氯化鈣、氯化鎂、硫酸鈣、氯化鋰、高氯酸鋰、檸檬酸鈉和氯化鉀，以及氧化還原電對如亞鐵鹽與鐵鹽如硫酸鹽和葡糖酸鹽的混合物。優選的鹽式氯化鉀、氯化鈉、硫酸鎂、和醋酸鎂，且對于ekg應用，氯化鉀是最優選的。盡管幾乎任何量的電解質均可存在于本發明的組合物中，但優選任何電解質存在的濃度范圍是該水凝膠組合物的約0.1至約15wt.％。nielsen等人在us5,846,558中揭示的用于制作生物醫學電極的過程可能適合與本發明的水凝膠組合物合用，而該專利的公開內容通過關于制造細節的引用而并入本文。也可其它適當的制作過程，如該領域技術人員所明了的。
交聯
對于某些應用，特別是當希望高凝聚強度時，本發明的凝膠/水凝膠的聚合物可以經共價交聯。本公開預期，該凝膠/水凝膠組分的聚合物之間的交聯可以是所希望的，而且本發明復合材料的凝膠/水凝膠的聚合物與該納米結構組分之間的交聯也可以是所希望的。本發明預期任何用于將聚合物彼此交聯以及將凝膠/水凝膠與本發明納米結構組分交聯的適當手段。該凝膠/水凝膠聚合物可以共價交聯至其它聚合物，或交聯至該納米結構，該交聯可以是分子內交聯或分子間交聯或通過共價鍵交聯。在前一種情況下，不存在該聚合物彼此之間或該聚合物與納米結構之間的共價鍵；而在后一種情況下，存在將該聚合物彼此結合或將該聚合物結合至納米結構的共價交聯。可使用任何適當手段形成該交聯，包括使用熱、輻射或化學固化(交聯)劑。交聯程度應足以消除或至少最小化在壓縮下的冷流動。交聯也包括使用第三分子，用于交聯過程中的“交聯劑”。
對于熱交聯，使用自由基聚合反應引發劑，且可以是任何傳統上用于乙烯基聚合反應的已知生成自由基的引發劑。優選的引發劑是有機過氧化物和偶氮化合物，用量通常為可聚合材料的約0.01wt％至15wt％，優選0.05wt％至10wt％，更優選約0.1wt％至約5wt％，且最優選約0.5wt％至約4wt％。適當的有機過氧化物包括過氧化二烷基，如過氧化叔丁基和2,2-雙(叔丁過氧基)丙烷；過氧化二芳基，如過氧化苯甲酰和過氧化乙酰；過酸酯，如過氧苯甲酸叔丁酯和2-乙基過氧己酸叔丁酯；過二碳酸酯，如過氧二碳酸二-十六烷基酯和過氧二碳酸二環己酯；酮過氧化物，如過氧化環己酮和過氧化甲乙酮；以及氫過氧化物，如氫過氧化異丙苯和氫過氧化叔丁基。適當的偶氮化合物包括偶氮雙異丁腈和偶氮雙(2,4-二甲基戊腈)。熱交聯的溫度將取決于實際組分且可由該領域技術人員輕易推導出，但典型為約80℃至約200℃的范圍。
也可使用輻射，典型在光引發劑的存在下，實施交聯。該輻射可以是紫外、α、β、γ、電子束、及x射線輻射，但優選紫外輻射。可用的光敏劑是“氫抽取”類型的三重敏化劑，且包括二苯甲酮及經取代的二苯甲酮以及苯乙酮，如芐基二甲基縮酮、4-芳氧基二苯甲酮(abp)、1-羥基-環己基苯基酮、2,2-二乙氧基苯乙酮、及2,2-二甲氧基-2-苯基苯乙酮；經取代的α-酮醇，如2-甲基-2-羥基苯丙酮；苯偶姻醚類，如苯偶姻甲醚和苯偶姻異丙醚；經取代的苯偶姻醚類，如茴香偶姻甲醚(anisoinmethylether)；芳香族磺酰氯，如2-萘磺酰氯；光活性肟類，如1-苯基-1,2-丙二酮-2-(o-乙氧基-羰基)-肟；噻噸酮類，包括經烷基和鹵素取代的噻噸酮類，如2-異丙基噻噸酮、2-氯噻噸酮、2,4-二甲基噻噸酮、2,4-二氯噻噸酮、和2,4-二乙基噻噸酮；以及酰基膦氧化物。本文中使用的輻射優選具有200至800nm，優選200至500nm的波長，且在大部分情況下，低強度紫外光足以誘發交聯。但是，使用氫抽取類型的光敏劑，可能必需高強度uv曝光來實現足夠的交聯。該曝光可由汞燈處理器如可從ppg、fusion、xenon等獲得的那些。也可通過使用γ輻射或電子束照射而誘發交聯。用以有效交聯的適宜照射參數即輻射類型和劑量，是該領域技術人員所熟知的。
適當的化學固化劑，也指代為化學交聯“促進劑”，包括而不限于，聚硫醇，如2,2-二巰基二乙醚、二季戊四硫醇六(3-巰基丙酸酯)、亞乙基雙(3-巰基醋酸酯)、季戊四硫醇四(3-巰基丙酸酯)、季戊四硫醇四硫代乙醇酸酯、聚乙二醇二巰基醋酸酯、聚乙二醇二(3-巰基丙酸酯)、三羥甲基乙烷三(3-巰基丙酸酯)、三羥甲基乙烷三硫代乙醇酸酯、三羥甲基丙烷三(3-巰基丙酸酯)、三羥甲基丙烷三硫代乙醇酸酯、二硫代乙烷、二硫代丙烷、三硫代丙烷、及1,6-己二硫醇。將該交聯促進劑加入未交聯的親水聚合物中，以促進其共價交聯；或加入未交聯的親水聚合物與互補寡聚物中，以提供兩種組分之間的交聯。
也可在與互補寡聚物混合之前將該聚合物及/或納米結構交聯。這種情況下，優選通過將該聚合物的單體性前體與多官能組分混合并共聚而以交聯形式合成該聚合物。單體性前體和相應聚合產物的實例如下：用于聚(n-乙烯基酰胺)產物的n-乙烯基酰胺前體；用于聚(n-烷基丙烯酰胺)產物的n-烷基丙烯酰胺；用于聚丙烯酸產物的丙烯酸；用于聚甲基丙烯酸產物的甲基丙烯酸；用于聚丙烯腈產物的丙烯腈；以及用于聚(乙烯基吡咯烷酮)(pvp)產物的n-乙烯基吡咯烷酮(nvp)。聚合反應可在本體中、懸浮液中、溶液中、或乳液中進行。優選溶液聚合，且特優選極性有機溶劑如乙酸乙酯和低級烷醇(如，乙醇、異丙醇等)。對于親水性乙烯基聚合物的制備，合成將典型在上文揭示的自由基引發劑的存在下經由自由基聚合而發生。該多官能共單體包括，例如，雙丙烯酰胺、二醇如丁二醇和己二醇的丙烯酸酯或甲基丙烯酸酯(優選1,6-己二醇二丙烯酸酯)、其它丙烯酸酯如季戊四醇四丙烯酸酯、1,2-乙二醇二丙烯酸酯、和1,12-十二烷二醇二丙烯酸酯。其它可用的多官能交聯單體包括寡聚性和聚合性多官能(甲基)丙烯酸酯，如聚環氧乙烷二丙烯酸酯或聚環氧乙烷二甲基丙烯酸酯；聚乙烯性交聯劑，如經取代和未取代的二乙烯基苯；以及二官能尿烷丙烯酸酯，如ebecryl270和ebecryl230(重均分子量分別為1500和5000的丙烯酸酯化尿烷，兩者均可從ucbofsmyrna,ga.獲得)；及其組合。若采用化學交聯劑，則其量優選為令該交聯劑與親水聚合物的重量比為約1:100至1:5的范圍。所需要，將化學交聯與輻射固化合用以實現更高的交聯密度。
納米結構
本發明的納米結構組分可以是任何適當的形式，包括纖維、細絲、網片、分枝細絲或網、片、或成形件。該納米結構也可包含任何適當的化學官能團，以促進本發明水凝膠的納米結構與聚合物之間的共價或非共價交聯。制作并官能化納米材料的方法、技術和材料是該領域熟知的。
某些具體例中，使用微加工方法來制作本發明的納米結構。在多個具體例中，所揭露的裝置可使用任何適當的微加工技術組裝及/或制造。這些方法和技術在該領域廣為人知。
可用于制作本文中揭示的納米結構的微加工過程包括平板印刷；蝕刻技術，如激光蝕刻、等離子體蝕刻、光刻、或化學蝕刻如濕化學、干、和光刻膠移除；或通過固體自由形式技術，包括三維打印(3dp)、立體平板印刷(sla)、選擇性激光燒結(sls)、彈道顆粒制造(bpm)和融合沉積建模(fdm)；通過顯微機械加工；硅的熱氧化；電鍍和無電鍍；擴散過程，如硼、磷、砷、和銻擴散；離子植入；膜沉積，如蒸發(細絲、電子束、閃光、遮蔽和階梯覆蓋)、濺射、化學氣相沉積(cvd)、外延生長(氣相、液相、和分子束)、電鍍、絲網印刷、層壓；或其組合。見jaeger的《微電子加工入門》(introductiontomicroelectronicfabrication(addison-wesleypublishingco.,readingmass.1988))；runyan等人的《半導體集成電路加工技術》(semiconductorintegratedcircuitprocessingtechnology(addison-wesleypublishingco.,readingmass.1990))；proceedingsoftheieeemicroelectromechanicalsystemsconference1987-1998；rai-choudhury編纂的《顯微光刻法手冊》(handbookofmicrolithography,micromachiningµfabrication(spieopticalengineeringpress,bellingham,wash.1997))。用作模具的材料的選擇決定了表面如何被配置為形成分支結構。
例如，可使用采用源自半導體工業的光刻過程和方法的用于加工微電子機械系統(microelectromechanicalsystems,mems)的該領域最新技術。更近期研發的方法包括“軟光刻”(whitesidesetal,angewchem.inted,37；550-575,(1998))和微流體構造(u.s.pat.no.6,488,872,beebeetal.,nature；404:588-59(2000))。聚合物微裝置加工的綜述和其它討論包括madou,m.j.fundamentalsofmicrofabrication:thescienceofminiaturization；2nded.；crcpress:bocaraton,1997；becker,h.,andlocascio,l.e."polymermicrofluidicdevices."talanta,56(2):267-287,2002；quake,s.r.,andscherer,a."frommicro-tonanofabricationwithsoftmaterials."science,290(5496):1536-1540,2000；以及whitesides,g.m.,andstroock,a.d."flexiblemethodsformicrofluidics."physicstoday,54(6):42-48,2001，各自通過引用而并入本文。
也可通過電紡(也指代為電紡)加工本發明的納米結構。能形成纖維的液體及/或溶液電紡技術，是熟知的且已經揭示于大量專利中，如us4,043,331和us5,522,879。電紡過程通常牽涉將液體引入電場內，因此該液體被導致生產纖維。這些纖維通常在吸引電位被拉出為導體而收集。在液體轉化為纖維的過程中，該纖維硬化及/或干燥。這一硬化及/或干燥可由該液體的冷卻造成，即，在該情況下該液體于室溫正常為固體；通過溶劑的蒸發造成，如通過脫水造成(物理引發的硬化)；或通過固化機制造成(化學引發的硬化)。
典型地，電紡的過程已經被引導朝向使用纖維以創建墊或其它無紡材料，例如，在us4,043,331中揭示的。直徑為50nm至5微米范圍內的納米纖維可被電紡為無紡或對準的納米纖維網。由于纖維直徑小，電紡的紡織品具有非常高的表面積和小的孔尺寸。這些形狀令電紡纖維織物稱為大量應用的備選，該應用包括膜、組織支架、及其它生物醫學應用。
電紡的纖維可生產為具有非常細的直徑。影響電紡纖維直徑、一致性和均勻度的參數包括形成該纖維的組合中的聚合物材料和交聯劑濃度(載荷)、所施加的電壓、收集針的距離。根據本發明的一種具體例，納米纖維的直徑為約1nm至約100μm的范圍。其它具體例中，該納米纖維的直徑為約1nm至約1000nm的范圍。再者，該納米纖維可具有至少約10至約至少100的縱橫比。應領會，因為該纖維的直徑非常小，該纖維的每單位體積具有高的表面積。這一高的表面積與質量比允許形成纖維的溶液或液體從液體或溶劑化纖維形成材料在一秒加工內轉化為固體納米纖維。
用以形成本發明的納米纖維/納米結構的聚合物材料可從任何能與該交聯劑相容的纖維成形材料中選擇。依據所打算的應用，該纖維成形聚合物材料可以是親水、疏水或兩親的。據此，該纖維成形聚合物材料可以是熱響應聚合物材料。
合成或天然的、生物可降解或生物不可降解的聚合物可形成本發明的納米纖維/納米結構。“合成聚合物”指代合成性制備的聚合物，且包括非天然出現的單體性單元。例如，合成聚合物可包括非天然單體性單元，如丙烯酸酯或丙烯酰胺單元。合成聚合物典型通過傳統聚合反應如加成聚合、縮合聚合、或自由基聚合而形成。合成聚合物也可包括具有與非天然單體單元(例如，合成肽、核苷酸、和糖衍生物)合用的天然單體性單元如天然出現的肽、核苷酸和糖單體性單元的那些。這些類型的合成性聚合物可通過標準合成技術如固相合成、或重組(當允許時)而生產。
“天然聚合物”指代其聚合物骨架由天然單體性單元組成的天然的、重組制備的、或車程制備的聚合物。一些例子中，該天然聚合物可經改性、加工、衍生、或反向處理以改變該天然聚合物的化學及/或物理性質。這些例子中，術語“天然聚合物”將被改性，以反映該天然聚合物的變化(例如，“衍生的天然聚合物”或“去糖基的天然聚合物”)。
例如，納米纖維材料可包括加成聚合物和縮合聚合物兩種材料，如聚烯烴、聚縮醛、聚酰胺、聚酯、纖維素醚和酯、聚亞烷基硫醚、聚芳醚、聚砜、改性聚砜聚合物、及其混合物。這些范類中的例示性材料包括聚乙烯、聚(ε-己內酯)、聚乳酸酯、聚乙交酯、聚丙烯、聚氯乙烯、聚甲基丙烯酸甲酯(及其它丙烯酸樹脂)、聚苯乙烯及其共聚物(包括aba類型的嵌段共聚物)、聚偏氟乙烯、聚偏氯乙烯、更種水解程度(87％至99.5％)的聚乙烯醇，該聚合物可為交聯形式和非交聯形式。例示性加成聚合物傾向于類似玻璃(tg高于室溫)。這是聚氯乙烯和聚甲基丙烯酸甲酯、聚苯乙烯聚合物組合物、或聚偏氟乙烯與聚乙烯醇材料的合金或低結晶度材料的例子。
本發明的一些具體例中，該納米纖維/納米結構材料是聚酰胺縮合聚合物。在更具體的具體例中，該聚酰胺縮合聚合物是尼龍聚合物。術語“尼龍”是全部長鏈合成聚酰胺的通用名。另一尼龍可通過ε-己內酰胺在少量水的存在下的縮聚反應而制作。這一反應形成尼龍-6(由環狀內酰胺也稱為ε-氨基己酸制作)，其是線性聚酰胺。再者，也預期尼龍共聚物。共聚物可通過下述制作：將各種二胺化合物、各種二酸化合物、與各種環狀內酰胺結構合并為反應混合物，隨后形成聚酰胺結構的具有隨機定位的單體性材料的尼龍。例如，尼龍6,6-6,10材料是從六亞甲基二胺與c6及c10摻混二酸制造的一種尼龍。尼龍6-6,6-6,10是通過ε-氨基己酸、六亞甲基二胺與c6及c10摻混二酸制造的一種尼龍。
嵌段共聚物也可用作納米纖維材料。在制備用于納米纖維制劑的組合物中，可選擇溶劑系統，故兩個前段均可溶于該溶劑。一個實例是二氯甲烷溶液中的aba(苯乙烯-ep-苯乙烯)或ab(苯乙烯-ep)聚合物。該嵌段共聚物的實例是kraton類型的ab和aba嵌段共聚物，包括苯乙烯/丁二烯和苯乙烯/氫化丁二烯(乙烯-丙烯)；pebax類型的ε-己內酰胺/環氧乙烷；以及sympatex類型的聚酯/環氧乙烷、和環氧乙烷與異氰酸酯的聚氨酯。
加成聚合物如聚偏氟乙烯、間同立構聚苯乙烯、聚苯乙烯與六氟丙烯的共聚物、聚乙烯醇、聚醋酸乙烯酯、無定形加成聚合物如聚丙烯腈及其與丙烯酸和甲基丙烯酸酯的共聚物、聚苯乙烯、聚氯乙烯及其各種共聚物、聚甲基丙烯酸甲酯及其各種共聚物，可相對溶液地進行溶液紡，蓋因它們在低壓低溫下可溶。高結晶度聚合物如聚乙烯和聚丙烯如進行溶液紡，通常需要更高溫度和高壓溶劑。
納米纖維也可由包含兩種或多種聚合物材料的聚合物組合物形成，該聚合物組合物的形式為聚合物混合物、合金形式、或交聯化學鍵合結構。可摻混兩種相關的聚合物材料，以提供具備有利性質的納米纖維。例如，高分子量聚氯乙烯可與低分子量聚氯乙烯摻混。同樣，高分子量尼龍材料可與低分子量尼龍材料摻混。再者，可摻混同一聚合物屬的相異品種。例如，高分子量苯乙烯材料可與低分子量高抗沖聚苯乙烯摻混。尼龍-6材料可與尼龍共聚物如尼龍-6；6,6；6,10共聚物摻混。再者，具有低水解程度的聚乙烯醇如87％水解的聚乙烯醇可與水解程度為98至99.9％或更高之間的完全或超水解聚乙烯醇摻混。可使用適宜的交聯機制將混合物中的全部這些材料交聯。尼龍可使用能與酰胺鏈接中的氮反應的交聯劑交聯。聚乙烯醇材料可使用可與羥基反應的材料交聯，該可與羥基反應的材料為，如單醛如甲醛、脲、三聚氰胺-甲醛樹脂及其類似物、硼酸、及其它無機化合物、二醛、二酸、尿烷、環氧、及其它已知交聯劑。交聯劑反應并在聚合物鏈之間形成共價鍵，以實質上改善分子量、耐化學性、整體強度、及對機械降解的耐性。
生物可降解聚合物也可用于本發明納米結構的制備中。已經作為生物可降解材料研究的合成聚合物類別的實例包括聚酯、聚酰胺、聚氨酯、聚原酸酯、聚己內酯(pcl)、聚亞胺基碳酸酯、脂肪族碳酸酯、聚磷腈、聚酸酐、及其共聚物。可用于與例如可植入醫學裝置聯系的生無可降解材料的實例包括聚丙交酯、聚乙交酯、聚二氧六環酮、聚(丙交酯-共-乙交酯)、聚(乙交酯-共-局二氧六環酮)、聚酸酐、聚(乙交酯-共-碳酸-1,3-丙二酯)、及聚(乙交酯-共-己內酯)。也可使用這些聚合物與其它生物可降解聚合物的摻混物。
一些具體例中，該納米纖維是生物不可降解的聚合物。生物不可降解的聚合物指代通常不能經非酶、水解、或酶降解方式降解。例如，生物不可降解的聚合物對可能由蛋白酶造成的降解具有耐性。生物不可降解的聚合物可包括天然共聚物或合成共聚物。
在形成納米纖維的組合物中內含交聯劑，允許該納米纖維與廣泛的支持表面相容。該交聯劑可單獨使用或與其它材料合用，以提供所希望的表面特征。
適當的交聯劑包括單體性材料(小分子材料)或聚合性材料，具有至少兩種能在經受能量源如輻射能、電能或熱能處理時與其它材料形成共價鍵的潛在反應性可活化基團。通常，潛在反應性可活化基團是響應具體施加的外部能力或刺激而生成活性部位，結果共價鍵合至相鄰化學結構的化學個體。潛在反應性基團是那些在存儲條件下保留其共價鍵，但在通過外部能量源活化時與其它分子形成共價鍵的那些基團。一些具體例中，潛在反應性基團形成活性部位如自由基。當吸收外部施加的電能、電化學能、或熱能時，這些自由基可包括氮烯、卡賓、或酮的激發態。已知的或可商購的潛在反應性基團的多個實例報導于us4,973,493、us5,258,041、us5,563,056、us5,637,460、或us6,278,018中。
例如，可使用可從aldrichchemicals、produitschimiquesauxiliairesetdesyntheses,(longjumeau,france)、shin-nakamarachemical、midorichemicalsco.,ltd.、或panchims.a.(france)商購的基于三氯甲基三嗪的多官能光交聯劑。該八種化合物包括2,4,6-叁(三氯甲基)-1,3,5-三嗪、2-(甲基)-4,6-雙(三氯甲基)-1,3,5-三嗪、2-(4-甲氧基萘基l)-4,6-雙(三氯甲基)-1,3,5-三嗪、2-(4-乙氧基萘基)-4,6-雙(三氯甲基)-1,3,5-三嗪、4-(4-羧基萘基)-2,6-雙(三氯甲基)-1,3,5-三嗪、2-(4-甲氧基苯基)-4,6-雙(三氯甲基)-1,3,5-三嗪、2-(1-乙烯基-2-2'-呋喃基)-4,6-雙(三氯甲基)-1,3,5-三嗪和2-(4-甲氧基苯乙烯基)-4,6-雙(三氯甲基)-1,3,5-三嗪。
使用方法和例示性具體例
本發明的凝膠/水凝膠/納米結構組合物較佳可用于大量組織修補狀況以及其它應用中，如提供導尿管及其它手術裝置和植入物上的涂層。本發明的凝膠/水凝膠/納米結構組合物也可用來輸送本文中揭示的活性劑，如抗生素、生長因子、及免疫抑制劑。
某些具體例中，本發明提供愈合軟組織缺損的方法，包含將復合材料施加至軟組織缺損處，其中，該復合材料包括凝膠和置于該凝膠內的納米結構。
應知悉，本文所揭示的水凝膠/納米結構組合物的優勢性質包括下述能力：1)提供容易的表征和質控；2)與現有組織基質整合；3)直接并入新鮮形成的基質中；4)直接包括細胞和生物活性因子；5)維持生物相容性；6)控制生物吸收；7)由于該納米結構造成的更高結構剛度而容易澆鑄入復雜的解剖形狀中；以及8)展現原生組織如關節軟骨的機械性質。
一種應用中，本發明的水凝膠/納米結構復合組合物可用來修補軟骨組織。當前基于生物學的軟骨修補手術過程包括自體軟骨細胞移植、鉆孔、磨損軟骨成形術、微骨折、及鑲嵌關節成形術。這些過程全部進治療病灶關節軟骨傷害，而不治療軟骨剝蝕表面如重度骨關節炎和類風濕性關節炎中可見者。又，它們使用軟骨組織栓或從患者獲取的擴充軟骨細胞來填充軟骨缺損。這些組織或軟骨細胞被預期通過完整合成從頭合成材料如新鮮合成的透明軟骨而填充該缺損，而該從頭合成材料已經整合入現有軟骨基質中且具有正常軟骨的生物機械性質。但是，此類過程全部促進修繕組織(纖維軟骨)而非真實透明軟骨的形成，對纖維軟骨造成進一步的機械損害，令關節更易罹患骨關節炎。再者，內源性軟骨作為修補材料的可應用性受其自身風險的獲得性和患者發病率的控制極大。因為來自牽涉討論的證據，本文中揭露的所得水凝膠/納米結構組合物提出用于對患有軟骨退化性疾病的患者的有希望的新療法中的實際材料。
如本文中揭示的，本發明的水凝膠/納米結構組合物可制備為具有適用于任何數目的合成組織移植或增加以及其它臨床應用的廣泛可變性質。如已經揭示的，本發明的材料可用來修補作為傷害或疾病結果而產生的軟骨缺損。可如是修補的由于傷害造成的缺損可以是體育或事故相關的，且可僅牽涉表面軟骨層，或可包括下方的軟骨下骨。可使用本文揭示的組合物修補的由于疾病造成的缺損包括從骨關節炎和類風濕性關節炎獲得的那些。無論來自傷害或疾病，該缺損可以是成熟軟骨或生長板軟骨。用于合成性生長板軟骨的水凝膠配方可能需要內含未取代的支架材料以允許生長過程中該生物材料的受控生物吸收。
可使用本文中揭示的水凝膠/納米結構組合物的另一領域是頭頸部軟骨質組織以及軟組織的修補、重建或增加。生物材料用于軟組織增加和頭頸部重建的可應用性在造型和重建手術領域保持根本性挑戰。已經進行大量調查研究來研發具有適宜生物相容性和使用壽命的材料。這一研究的成果不令人期待。當置于免疫活性動物體內時，由于框架被吸收，當前推薦材料的結構完整性已經顯示失敗。再者，盡管傳統合成材料具有優異的壽命，但它們存在某些不可避免的缺點。例如，聚硅酮具有安全性和長期免疫相關效果方面的擔憂。合成聚合物ptfe(gortex)和硅橡膠(silastic)具有較低的組織反應性但不具有組織整合性，且可能表現對于異體感染和排異的長期風險。所揭示的用于本應用的材料將可用來制備用于頭頸部軟組織缺損的增加或修補的合成性軟組織支架材料。特別地，該非炎性、非免疫原性、且可制備為具有適宜程度的粘彈性(見本文中說明)的水凝膠/納米結構組合物，將會用作有效的可植入支架材料。
此外，舉例而言，本發明的水凝膠/納米結構組合物可用作新穎的、生物相容性和生物依從性材料，以制備頻繁用于頭頸部重建過程而修補由于創傷或先天下畸形造成的軟骨質或骨質二次缺損的軟骨植入物。用于耳朵的具體應用包括耳成形術和耳重建，該手術一般用來修補由創傷、贅生物(即，鱗狀細胞癌、基底細胞癌、及黑素瘤)、及先天性缺損如小耳癥造成的軟骨質缺損。用于鼻子的具體應用包括鼻和鼻中隔的美容和重建過程。鼻梁墊高、鼻尖、鼻背和鼻翼移植頻繁用于美容性鼻整形術中。創傷、贅生物、自體免疫疾病如魏格納肉芽腫(wegenersgranulomatosis)、或先天性缺損后的鼻部重建需要用于修補的軟骨。隔膜穿孔難以管理且一般是失敗的治療方式。對于這些應用，由于自體或供體軟骨一般不可用，因此軟骨移植是理想的。具體用于喉部的應用包括喉氣管重建，對于兒童來說一般需要獲取不無發病率的肋軟骨。耳軟骨和中隔軟骨一般不適用于本應用。基于調整水凝膠合成的參數如反應劑濃度、取代率、和交聯率，從本文中揭露的水凝膠制備的合成性軟骨質材料可合成為適應前述各應用。一般實施喉氣管重建治療由于聲門下或氣管狹窄造成的氣道縮小。該致病源可以是創傷的(即，插管創傷、或氣管切開)或先天的。除了眾多顱面應用之外，其它可能性包括墊下巴和豐頰，以及用于下眼瞼的外翻修補。應注意，這些應用可能不需要具有關節軟骨的嚴格機械性質的軟骨。內含細胞群落或生物活性劑也可以是所希望的。
本文中揭示的水凝膠/納米結構組合物也可用于鼻腔的修補和縮小，正常在過度侵略性手術切除術之后進行，以防止液體在鼻道中的慢性淤積，而該淤積導致感染和結殼。另一有希望的應用是兒童和成人的喉氣管重建，例如，作為由手術如心血管手術過程中插管導致的喉氣管傷害的結果。本文中揭示的水凝膠/納米結構組合物也可用來提供環狀軟骨環替換件，以在用于治療癌癥的頸切除后保護頸動脈，即，本發明的組合物可放置于該頸動脈與皮膚之間作為保護性屏障，用來令頸動脈對抗皮膚屏障的損失。作為被切除伸進的神經元群落恢復過程中的保護性涂層，纖維組織往往比防止其最終形成的神經元群落恢復更快。本發明的水凝膠/納米結構組合物預鑄管內神經末端的配置將會不包括從群落恢復位點形成的纖維組織。
本發明的水凝膠/納米結構組合物也可用于修補任何內部或外部器官的軟組織缺損。例如，除了眾多顱面應用之外，本發明的材料可用于墊下巴和豐頰，以及用于下眼瞼的外翻修補。對于除頭頸部之外的美容性和重建性目標，例如用作豐胸的乳房植入物，用作傷口密封劑，用以例如填充乳腺或頸部淋巴結移除(如，由于癌癥)后留下的空洞，用以密封淋巴及減輕流體至切除位內的不受控制的滲漏，而該滲漏可導致感染和其它并發癥。
除了上述應用之外，本文中揭示的水凝膠/納米結構組合物可用于其它組織工程應用中，以生產合成性矯形組織，包括但不限于，骨、腱、韌帶、半月板和椎間盤，使用與上文揭示者相似的策略和方法用于合成人造形式的軟骨。該水凝膠/納米結構組合物也可用來制作合成性非矯形組織，包括但不限于，聲帶、玻璃體、心臟瓣膜、肝臟、胰腺和腎臟，使用與上文揭示者相似的策略和方法用于合成人造形式的軟骨。
可使用本文中揭露的水凝膠/納米結構組合物的另一領域是胃腸道應用，其中，必需處理或預防腹內或胃腸道器官內的疤痕組織或狹窄的形成。已經存在大量處于臨床和fda許可各階段的產品，通常定義為“水凝膠”，它們設計或傾向于可用于瘢痕形成及/或狹窄形成的治療和預防中。本發明的材料比其它已知水凝膠杰出，其中，本文中揭示的材料可包括納米結構，該納米結構可對水凝膠材料提供支持、形狀和強度。本文中揭露的水凝膠/納米結構組合物可用于與已知水凝膠所使用或傾向于使用的相似應用中，包括下列：胃腸道的狹窄或瘢痕形成的治療。該治療牽涉將水凝膠材料注射至預期狹窄位點以防止瘢痕形成，或注射至治療后的現存下站位點以擴增該變窄的gi道以預防瘢痕形成的再次出現。
本發明的材料也可用于食管狹窄的治療。食道狹窄是胃食管反流疾病(gerd)的常見并發癥。gerd是由回流至食道內并傷害食道襯細胞的酸、膽酸和其它傷害性胃內容物造成的。大約7到23％的gerd患者發展處食道狹窄或食道的纖維狀瘢痕形成。食道瘢痕形成也可通過用來治療巴雷斯特食道癥(barrett'sesophagus)的消融療法造成。該消融療法的主要并發癥為，消融性傷害延伸過伸，以至于進入食道壁內并導致食道瘢痕或狹窄。食道狹窄阻礙正常吞咽，并且是患者發病的主要肇因。本文中揭示的材料可用來治療或預防緣于gerd、巴雷斯特食道癥、和食道消融療法的食道狹窄。
本發明的復合材料也可用于克羅恩病的治療。克羅恩病造成阻擋或縮窄腸內腔的狹窄或瘢痕，妨礙正常的腸功能。本發明的材料可用來治療或預防此類狹窄。
該復合材料也可用于治療原發性硬化性膽管炎(psc)的方法中。psc是肝臟膽管的罕見疾病。該膽管在肝臟內形成分支網絡，并經由兩個主要分支離開肝臟，該兩個主要分支合并為將肝臟和膽囊內的膽汁抽入十二指腸的膽總管。該膽管的直徑非常窄，正常在其最大最末端部分測得最大僅為2mm，但它們仍必須每天正常地將幾升膽汁從肝臟抽入十二指腸內。這些導管的任何阻斷均可導致稱為黃疸的嚴重情況，這使得眾多毒素特別是血紅蛋白分解產物在身體內蓄積。psc是肝臟內膽管及上述連接肝臟與小腸的肝外膽管的瘢痕形成或狹窄疾病。psc的膽管狹窄可使用本發明的水凝膠/納米結構組合物治療或預防。
本發明的復合材料也可用來治療慢性胰腺炎。慢性胰腺炎是胰腺的慢性炎性疾病，可能是胰腺管的瘢痕或狹窄的并發癥。這些狹窄阻斷了胰液的滲漏，而正常情況下胰液必須通過導管或滲漏管系統離開胰腺并進入小腸內。胰液含有眾多消化酶和其它對于正常消化和營養吸收重要的元素。由慢性胰腺炎造成的胰腺管的阻斷或縮窄可導致嚴重的并發癥，其中，胰腺自消化并形成威脅生命的腹部感染和/或膿腫。慢性胰腺炎的胰腺管狹窄可使用本發明的水凝膠治療或預防。
本發明揭示的組合物也可用于治療膽石癥誘發的導管和胰腺管狹窄。膽石癥是很常見的病變，其主要并發癥為膽管狹窄和胰腺管狹窄的形成，可使用用于治療缺血性腸病的該水凝膠治療或預防。當腸道的血液供應被損害時，該腸道被證實形成了瘢痕或狹窄。被損害的血流稱為缺血，可由多種途徑造成，包括心血管疾病、動脈粥樣硬化、低血壓、血容量減少、腎病或肝病引發的低白蛋白血癥、血管炎、藥物引發的疾病等。全部這些致病源的末期結果可導致腸道狹窄，其阻斷腸并妨礙其正常功能。本發明的水凝膠/納米結構復合物可用來治療或預防缺血性腸狹窄。
本發明的組合物也可用于治療輻射引發的腸狹窄。癌癥的輻射療法與大量發病有關，其中重要的是腸狹窄的形成。本發明的水凝膠復合物可用來治療或預防輻射引發的腸狹窄。
除了制作合成組織或修補原生組織外，本文揭露的水凝膠/納米結構復合物也可用來提供用于待用于手術或體內移植中的非生物結構或裝置的涂層，該非生物結構或裝置是例如手術器械或陶瓷或金屬假肢。該涂層將提供該非生物裝置材料與活體組織之間的屏障。水凝膠作為屏障用于非生物裝置的角色包括但不限于：1)預防非生物裝置表面上大分子及/或細胞的吸收，該吸收可能導致該裝置表面的蛋白質污垢或血栓形成；2)令由非生物相容性材料制作的裝置呈現非毒性、非炎性、非免疫原性、生物相容性的表面；3)與裝置功能的相容性，該功能為例如對于葡萄糖傳感器的葡萄糖擴散、對于壓力傳感器的機械力的傳送、或人工血管或血管內支架的內皮化；4)提升裝置功能，如向基于mems的人造腎元中的現有屏障提供電荷屏障；5)并入陷于水性、生理學相容性環境中的不同細胞群落的非生物裝置；以及6)內含藥物或生物活性因子如生長因子、抗病毒劑、抗生素、或設計為鼓勵該裝置進行血管生成、上皮形成或內皮化的粘附分子。
基于前文，本發明的水凝膠/納米結構復合物可用來向多種可植入裝置提供不會引起過敏的涂層，該裝置包括用于糖尿病關聯的可植入葡萄糖傳感器。此外，該水凝膠/納米結構復合物可用來提供：用于研發基于mems的人造腎元的電荷屏障；能夠并入基于mems的人造腎元設計的其內部包埋腎細胞如足狀突細胞的水性、生理學相容性環境；以及，用于可植入mems裝置的涂層，該裝置設計為用于多種目標，該目標包括但不限于，藥物輸送、機械傳感、以及作為生物檢測系統。
所揭露的水凝膠/納米結構復合物，特別是基于透明質酸的水凝膠，也可共價接合至硅基結構，如通過酪胺的伯胺的第一共價接合而結合至硅表面，以提供涂覆有羥基苯基的表面化學。這可使用與用以將已經使用游離胺改性的dna結合至硅表面相同的化學手段。隨后，通過以上文揭示的其優選交聯模式使用的相同過氧化物酶驅動化學，將該基于ha的水凝膠共價偶合至該涂覆有羥基苯基的表面。
該水凝膠/納米結構復合物也可用于涂覆非生物心血管裝置，如導管、心臟瓣膜、及人工血管。這些將會包括由傳統上因為其生物學不相容性而不使用的材料制作，但具有比當前使用的那些裝置杰出的設計特征。生物活性因子將并入水凝膠中，以促進該水凝膠的內皮化或上皮形成，以及因此而來的植入裝置的內皮化或上皮形成。
盡管本文中已經揭示本發明的水凝膠/納米結構復合物的具體實例，但這些具體用途并非意欲限制。本發明的水凝膠/納米結構復合物可用于通常用于已知水凝膠的應用，特別地，可用于身體內任何位置軟組織的修補及/或再生。
現在對圖式做出說明，其中，相似的參考數字確定相似的揭露主體的結構特征或方面。為了解釋和例示性說明而非限制，根據本公開的生物可降解復合物具體例的例示性說明圖顯示于圖1a中，且通常通常參考字符100標注。本文中揭示的系統和方法可用來提升軟組織缺損的愈合。
通常參照圖1a至1d，生物可降解復合物100可包括納米纖維101增強的凝膠103，其合并了凝膠103及納米纖維101的優點。凝膠103可包括任何適當的材料，例如但不限于，水凝膠。納米纖維101可使用任何適當的納米材料制作，如聚己內酯(pcl)或任何其它適當的材料，且可為任何適當的性質及/或尺寸。復合物100包括高孔隙率(如，用以介導細胞粘附和遷移)，同時維持足夠的機械性質(如，用以維持剛度和組織支持)。
至少一些具體例中，納米纖維101共價接合至水凝膠103，形成一個或多個聚合物鏈。水凝膠103至納米纖維101的共價結合可導致具有比單獨使用或簡單摻混使用該構建材料杰出的理想性質組合集合的材料。
圖2a說明圖1復合物具體例相對于單獨使用的ha水凝膠的應力應變曲線，顯現比相同交聯密度的水凝膠改善的彈性模量。如圖中所示，所測試復合物100(4.5mg/mlha、10mg/mlpeg-da、6.75mg/mlpcl纖維)的彈性模量為750pa，而單獨使用的相同密度水凝膠的彈性模量則為320pa。圖2b說明疲勞試驗，顯示圖1中例示性說明的復合物維持與規則水凝膠相似的機械完整性的魯棒性。
參照圖3a至3b，顯示復合物100支持脂肪組織源干細胞(asc)遷移。gfp標記的來自抽脂手術抽出物的asc生長為球狀體，并隨后種植于復合物或水凝膠中。
圖3a和3b顯示在納米纖維-ha水凝膠復合物中培養4天的asc的熒光(圖3a)和與相襯圖像的疊加(圖3b)。細胞向外遷移延伸的長過程和軌跡。反之，圖3c和3d中顯示的在單獨的ha水凝膠中培養的asc并不顯示顯著的細胞遷移。
圖4a和4b顯示從球狀體沿著對準的650-nm納米纖維101遷移的對比asc的熒光(圖4a)和與相襯圖像的疊加(圖4b)，顯示它們對于納米纖維101的存在的強力遷移響應。
[實施例]
實施例1：納米纖維-水凝膠復合物的制備
通過電紡pcl(聚己內酯，80k，來自sigmaaldrich)生產納米纖維。將納米纖維紡為隨機網片。紡紗參數為pcl在90％/1％w/wdcm-dmf中的10％wt溶液，以0.6ml/hr的流速通過與靶標金屬板相距15cm的27gauge鈍針。針電壓為+10kv，靶標板具有電壓為-3kv的負偏壓。每圈紡紗1ml的溶液。
隨后使用多步驟過程令該纖維官能化。簡言之，等離子體處理該纖維以令該纖維表面上具有反應性基團，丙烯酸通過uv光引發而接合至該反應性基團。隨后令丙烯酸酯基與edc和重氮胺(diazimine)反應以形成伯胺。這些胺可隨后與smcc反應以粘附馬來酰亞胺基，而馬來酰亞胺基可輕易地與水凝膠中的硫醇基團反應。
將官能化的纖維網片切割為60mg或更小的碎片。將60mg樣品浸泡于乙醇中，隨后加入已經使用液氮部分填充的陶瓷研缽內。該纖維樣品將變得非常硬。將該樣品保持為足夠涼以維持剛度，用剪刀將纖維片切割為約5mmx5mm的碎片。當整片被切割后，使用研缽和研杵研磨約20min，保持該研缽部分地填充有液氮。隨后將纖維漿料傾入乙醇中。將約1mg表面活性劑加入該漿料中，以幫助預防纖維纏繞。將該懸浮液以300g離心min，丟棄上清液。令纖維干燥過夜。隨后將纖維稱重放入第二離心管內，故可得到纖維的精確濃度。隨后將纖維浸泡于乙醇中消毒，離心，丟棄上清液，令其在生物安全柜中干燥過夜。隨后將纖維再次以所希望的濃度懸浮于去離子水中，該濃度一般為15mg/ml。
為了形成水凝膠復合物，使用1ml的該纖維懸浮液來再水化1小瓶的glycosil透明質酸，得到含有15mg/ml纖維和10mg/ml透明質酸的溶液。向900μl這一溶液中加入100μl的10％peg-da原液，以給出下述最終濃度：13.6mg/ml纖維、9mg/ml透明質酸、和10mg/mlpeg-da。這是用于初始體內實施例的配方，但通過改變構建濃度已經制作其它配方。
與不具纖維的透明水凝膠不同，所得復合物顏色為奶白色(圖1c)。該復合凝膠維持其形狀，且具有良好的可操作性，而單獨的水凝膠組更傾向于撕裂。該纖維在水凝膠中是分散的，且長度為幾十至幾百微米的范圍(圖1b)。斷裂的凍干樣品復合物的橫截面的sem顯示了纖維與水凝膠組分之間的緊密聯系，以及分散纖維的高密度(圖1d)。
材料和方法
材料
從esibio(alameda,ca)購買經硫醇化的透明質酸(ha)。從laysanbio,inc(arab,al)購買聚乙二醇二丙烯酸酯。從sigma獲得下列：聚(ε-己內酯)、乙胺-馬來酰亞胺、丙烯酸、甲苯胺藍、o,n-羥基琥珀酰亞胺(nhs)、半胱氨酸、牛血清白蛋白(bsa)、醋酸和tritontmx-100。從英杰生物科技公司(invitrogenlifetechnologies)購買杜爾貝科氏改性伊戈爾介質(dulbecco’smodifiedeaglemedium,dmem)、胎牛血清(fbs)、青霉素/鏈霉素、alexa
方法
用于流變學實驗的pcl納米纖維的電紡：
為了制造兩種不同直徑的pcl纖維，分別在二氯甲烷與二甲基甲酰胺的混合物(9:1，v/v)中和氯仿與甲醇的混合物(3:1，v/v)中制備11.0和8.5％(w/v)的pcl溶液。將每一均質pcl溶液置于具有27g金屬針的注射器內。隨后，使用下述參數實施電紡：1.0ml/h的喂料速率，對金屬針施加15kv的正電壓，以及針端與地面的距離為12cm。使用場發射掃描電鏡(fesem，jeol6700f)觀察纖維形貌，并使用imagej軟件(usnationalinstitutesofhealth,bethesda,md)以fesem圖像測量纖維直徑。
體內復合物的電紡：
紡紗條件：在二氯甲烷與二甲基甲酰胺的溶劑混合物(9:1,w/w)中的16％w/vpcl(95％45.000mnpcl，5％80,000mnpcl，兩者均來自sigma)。該纖維通過與接地輪表面相距10cm的以1000rpm旋轉的27gauge鈍針以5.25ml/hr的速率紡紗。所施加的電壓為15kv，且電紡泵以2mm/sec速率橫跨85mm的行進距離來回往復進行光柵掃描140次(約4小時)。隨后，經纖維片切割為直徑14cm的個體片材，進行官能化。
使用mal制備表面官能化的纖維：
為了使用mal進行纖維表面的官能化，根據文獻使用小改性通過接枝聚丙烯酸(paa)而向纖維表面引入羧基[interfacefocus2011,1,725-733]。簡而言之，在室溫于280mmhg氧氣氛中等離子體處理纖維10min，以向纖維表面引入自由基。隨后將處于10ml的3或10％(v/v)丙烯酸的0.5mmnaio3溶液中的70mg纖維在uv(36mw/cm2,dymax光固化系統5000flood,torrington,ct)中暴露90s，進行paa在纖維表面上的光聚合(paa-纖維)。將paa-纖維在室溫孵化20min后，使用20ml去離子水洗滌paa-纖維三次以移除未反應的丙烯酸。完全空氣干燥paa-纖維后，通過甲苯胺藍o(tbo)檢驗來測定paa-纖維上的羧基密度，該檢驗假設tbo與纖維上的羧基以1:1摩爾比反應[jbiomedmaterres2003,67,1093-1104]。簡而言之，在浸泡20μl的50％(v/v)的乙醇之后，將paa-纖維(1x1cm2)完全浸沒于1ml的溶解在0.1mmnaoh(ph10)中的0.5mmtbo溶液中，并在溫和震蕩下載室溫反應5h。使用0.1mmnaoh(ph10)洗滌之后，使用1ml的50％(v/v)醋酸在劇烈震蕩下于室溫令表面上吸附tbo的paa-纖維解吸1h。隨后，使用酶標儀(biotecksynergy2,winooski,vt)在633nm測量上清液的光密度。使用溶解于50％(v/v)醋酸中的tbo作為標樣。
使用低溫研磨機(freezer/mill6770,spexsampleprep,metuchen,nj)使用下述參數研磨paa-纖維以制備纖維片段：10循環研磨1min，且在液氮中冷卻3min。將paa-纖維片段收集在50-ml錐形試管中之后，將paa-纖維片段完全分散于10ml的異丙醇與去離子水混合物(1:1，v/v)中，以使用氨基乙基-mal改性纖維表面。簡而言之，將paa-纖維加入nhs和edc，以活化纖維上paa的羧基。羧基與nhs和edc的摩爾比分別為1至4和4。在溫和震蕩下于室溫實施該活化。1h后，將氨基乙基-mal加入羧基被活化的纖維中，其中，羧基與氨基乙基-mal的摩爾比為1至2。隨后在溫和震蕩下于室溫實施反應12h。表面以mal官能化的纖維在使用蒸餾水洗滌三次后，凍干該纖維。這里，纖維上mal的密度假設為纖維表面上的全部羧基被mal完全取代。
纖維-ha水凝膠復合物的制備：
對于制備纖維-ha水凝膠復合物，將硫醇化的ha及pegda完全溶解于pbs(ph7.4)，濃度分別為所希望的12.5mg/ml和100mg/ml。將具有所希望的25mg/ml濃度的mal-纖維完全分散于pbs(ph7.4)中。隨后，依次加入納米纖維懸浮液、ha、peg-da、及pbs，以達到配方所希望的最終濃度。均質混合該復合物前體溶液后，對于流變研究，將100μl的復合物前體溶液傾入模具(φ＝8mm)內，并于37℃孵化2h進行凝膠化。對于壓縮研究，將200μl的前體溶液加入筒狀聚四氟乙烯(teflon)模具(φ＝6.35mm，h＝6.35mm)內，并入上文所述孵化。為了使用fesem觀察纖維-ha水凝膠復合物和ha水凝膠的形貌，通過在臨界點干燥(samdri-795,tousimis,rockvillle,md)或化學干燥(hdms)之前的系列乙醇洗滌(10min，各自以50％、70％、80％、90％、100％、及100％乙醇洗滌)將復合物和ha水凝膠脫水。該樣品在液氮中冷凍斷裂，以顯示內部的孔結構。該結構濺射涂覆10-nm層的鉑(hummer6.2濺射系統,anatechuda,hayward,ca)，隨后使用場發射sem(jeol6700f,tokyojapan)成像。
對于用于動物體內研究的復合物的制備，將硫醇化的ha在pbs中重建至12.5mg/ml。將peg-da以100mg/ml溶解于pbs中。將mal-纖維以25mg/ml再次懸浮于無菌pbs中。該纖維首先與ha合并，令其反應10min，之后與peg-da合并以獲得所希望的最終濃度。隨后，立即將該懸浮液用移液管吸取入筒狀teflon模具(mcmaster-carr,robbinsville,nj)中，吸取體積300μl，獲得直徑為11.125mm且高度為3mm的筒狀模塑件作為體內研究的樣品。隨后將凝膠置于37℃孵化器中膠凝過夜。
為了證實ha與纖維上mal之間界面結合的效果，使用半胱氨酸淬滅纖維上的mal，以制備經淬滅的纖維-ha水凝膠復合物。簡而言之，將1mg纖維分散于1ml的半胱氨酸pbs(ph8.0)溶液中，令mal與半胱氨酸的摩爾比為1至2。在溫和震蕩下于室溫將mal淬滅12h后，以1ml蒸餾水洗滌mal被淬滅的纖維5次，以移除未反應的半胱氨酸，并凍干。
纖維-ha水凝膠復合物的機械性質：
壓縮測試。使用移液管將水凝膠前體懸浮液吸取入筒狀teflon模具(mcmaster-carr,robbinsville,nj)中，吸取體積為200μl，獲得直徑為6.35mm且高度為6.35mm的筒狀模塑件進行壓縮測試。隨后將凝膠置于37℃孵化器中膠凝過夜。將凝膠從其模具中移除，立即使用elf3200系列的enduratec機械測試儀(series,boseelectroforce,edenprairie,mn)經由兩片平行班之間的無約束單軸壓縮進行測試。樣品被壓縮至50％應變，從應力應變曲線中10％至20％應變的直線部分的斜率測定彈性模量。每一樣品測試三次，每組測試三個樣品，測定平均壓縮模量。為了測量再水化的纖維-ha水凝膠復合物的壓縮模量，將該復合物凍干，并使用1ml的pbs(ph7.4)在37℃再水化24h。對于疲勞測試，該壓縮樣品以0.1hz從0％至25％應變重復循環。
流變測試。使用具有平行板(φ＝8mm)的振蕩流變儀(ares-g2rheometer,tainstruments,newcastle,de)測量多種纖維-ha復合物的剪切儲存模量(g’)。采用振蕩掃頻來監控從1hz至10hz且在10％的恒定應變下g’的變化。
纖維-ha水凝膠復合物中hasc的遷移：
在含有10％fbs、1％青霉素/鏈霉素、及1ng/mlbfgf的高葡萄糖dmem中培養人脂肪源干細胞(hasc)。為了最佳生長，培養基每周交換三次。為了制備hasc球狀體，將50μl的hasc溶液(5.6x105細胞/ml)傾入所澆鑄的微模塑瓊脂糖凝膠(
將ha和pegda完全溶解于pbs(ph7.4)中，ha的最終濃度為4.5和2.5mg/ml，而pegda的最終濃度為5.0mg/ml。將預先以20μl的50％(v/v)乙醇潤濕的纖維完全分散于pegda中，最終濃度為10.0mg/ml，隨后將ha加入纖維與pegda的混合物中。將30μl的復合物前體溶液傾入96孔組織培養板的各孔內，并在37℃孵化以交聯1h，從而避免在組織培養板表面上達到hasc球狀體。隨后，將具有3至5個hasc球狀體的50μl復合物前體溶液傾入各孔內。在37℃交聯1h后，將200μl新鮮培養基加入各孔內，每兩天交換一次培養基。為了觀察從該復合物內的hasc球狀體遷移的細胞，分別使用alexa
纖維-水凝膠復合物的體內效能：
將硫醇化的ha在pbs中重建至12.5mg/ml。將該peg-da以100mg/ml溶解于pbs中。將mal-纖維以25mg/ml再次懸浮于無菌pbs中。該纖維首先與ha溶液合并，令其反應10min，之后與peg-da合并，以獲得所希望的最終濃度。隨后，立即使用移液管將該懸浮液吸取至筒狀teflon模具(mcmaster-carr,robbinsville,nj)內，吸取體積為300μl，筒狀模具直徑為11.125mm且高度為3mm。隨后將該凝膠置于37℃孵化器內膠凝過夜。選擇兩種配方以匹配脂肪組織的2kpa硬度。單獨使用ha的配方為10mg/mlpeg-da和9mg/mlha-sh，而ha-纖維復合物配方為5mg/mlpeg-da、5mg/mlha-sh、及12.5mg/ml分散的納米纖維。
為了研究該復合納米材料支架的生物相容性，將它們植入sprague-dawley大鼠的鼠蹊部脂肪墊下，觀察長度隨時間的變化。在揮發性麻醉下，在緊鄰鼠蹊部折痕的兩側作出1cm切口。進行皮下組織的鈍器解剖后，暴露鼠蹊部脂肪墊。通過使用電烙器的細致止血和飼養血管的小心觀察令其升高。將支架植入動物右側脂肪墊下方。左側不接收植入物，且用作假手術對照。兩側切口均以標準層狀縫合封閉。觀察動物7、14、30、及90天。在采集的時間點，犧牲動物，暴露具有和不具有支架的鼠蹊部脂肪墊并以4％pfa固化。將試樣嵌入并切片，用于標準蘇木精和曙紅染色。
統計分析
全部結果表達為均值和標準偏差。通過實施單程anova使用sigmaplot12.0軟件(spss)測定兩組之間的統計顯著性，認為p值<0.05是統計顯著的。
本文預期制作本文中揭露的復合物100的實施形式的任何其它適當方法。
實施例2：納米纖維-水凝膠復合物的壓縮測試
對于壓縮測試，形成纖維-水凝膠的直徑為8.5mm且高度約4mm的筒狀樣品，令其在37℃磨具中固化過夜。使用boseenduratecelf3200(edenprairie,mn)經壓縮測試而測定彈性模量。樣品進行兩塊平行板之間的單軸壓縮，壓縮至50％應變。通過測量初始線性區域的斜率來測定彈性模量。測試兩個樣品組，兩組具有相同的水凝膠配方，分別具有及不具有纖維。使用4.5mg/ml的硫醇化透明質酸(gylcosanglycosil)和10mg/mlpeg-da(聚乙二醇二丙烯酸酯，分子量3350)形成僅包含水凝膠的樣品。纖維-水凝膠復合物組具有相同的水凝膠濃度，但額外具有6.75mg/ml的pcl納米纖維，且該納米纖維使用馬來酰亞胺基進行表面官能化，能輕易與該硫醇化的透明質酸反應。
圖2a中可見代表性應力應變軌跡。僅包含水凝膠的組的彈性模量為320pa，而纖維-水凝膠復合物的彈性模量更高，為750pa。該纖維-水凝膠復合物的增加的硬度可見于每一應變值對應的更高應力值中。官能化納米纖維的存在極大增加了該材料的強度和硬度。因此，該復合物的整體結構可具有與靶標組織匹配的硬度，而與不利用納米纖維而實現相同硬度所需的密度相比，該水凝膠組分的交聯密度可以更低。這應導致更佳的對于給定植入物硬度的細胞響應。
隨后，經由以0.1hz重復壓縮至25％應變(20次循環)測試樣品組。代表性軌跡可見于圖2b中。這顯示，水凝膠和復合物可忍受重復壓縮，且該復合物比無纖維組的硬度更持久。
實施例3：細胞與材料的相互作用
為了測試細胞對于復合物水凝膠的響應，在各種具有和不具有纖維的水凝膠配方中測試脂肪源干細胞(asc)的遷移潛力。
轉染asc以表達gfp，隨后通過將細胞在由微組織模具制作的藻朊酸鹽模具中種植過夜而將該asc形成為球狀體簇。由于球狀體是獨特的點源且從球狀體遷移的細胞可輕易測量，因此將該細胞作為球狀體種植以更好地評估細胞運動性。將該球狀體混入水凝膠內，之后使用移液管吸取入96孔板內，令其固化。隨后在后續幾天中成像該細胞并觀察其遷移。由于各自增加的孔尺寸，隨著透明質酸和peg-da濃度的減少，細胞能逐漸遷移得更遠。在相同的水凝膠密度(4.5mg/ml透明質酸和2.5mg/mlpeg-da)下，細胞在具有分散納米纖維的樣品(12mg/ml，圖3a和3b)中比在不具有納米纖維的樣品(如圖3c和3d中所示)中更能遷移。這表明，官能化納米纖維的存在不僅改善了納米纖維的機械性質，而且有助于改善細胞遷移。
為了明確證明asc受到納米纖維的存在的強烈影響，在對準的無水凝膠的納米纖維片上培養asc球狀體。96小時后，細胞(圖3c和3d中的綠色)明顯沿著該對準的納米纖維的相同軸遷移出球狀體(顯示于圖3d中)。
實施例4：納米纖維-水凝膠復合物的組織相容性
為了研究該復合納米材料支架的生物相容性，將它們植入sprague-dawley大鼠的鼠蹊部脂肪墊下，觀察長度隨時間的變化。在揮發性麻醉下，在緊鄰鼠蹊部折痕的兩側作出1cm切口。
圖5a是顯示納米纖維-水凝膠復合物在大鼠的鼠蹊部脂肪墊下原位外觀的照片。圖5b顯示植入2周后獲取的復合物周圍組織切片的h&e染色圖像。顯示，嗜曙紅葉、深粉色染色的間充質細胞遷移入納米材料(染色為淺粉色)中。
圖5c顯示在第4周采集自復合物-組織界面的組織切片的h&e染色圖像，該圖像顯示細胞浸潤。使用曙紅將環繞植入位點的間質組織染色為深粉色。納米材料呈現淺粉色。浸潤粉色間質細胞可見于界面處，且推定為具有明顯圓形液泡的脂肪細胞。
進行皮下組織的鈍器解剖后，暴露鼠蹊部脂肪墊。通過使用電烙器的細致止血和飼養血管的小心觀察令其升高。將支架植入動物右側脂肪墊下方。左側不接收植入物，且用作假手術對照。兩側切口均以標準層狀縫合封閉。觀察動物2、4、及6周。在采集的時間點，犧牲動物，暴露具有和不具有支架的鼠蹊部脂肪墊并以4％pfa固化。將試樣嵌入并切片，用于標準蘇木精和曙紅染色。在早期時間點(2周)，發現來自傷口床的間質細胞浸潤該材料，表明該材料具有足夠的孔隙率，令原生細胞向內生長稱為可能(圖5b中的深粉色染色)。
甚至在不存在外源性生長因子的情況下實現了重要的細胞向內生長。浸潤細胞而不是僅環繞細胞的材料的存在，將這一復合納米材料與目前使用的其它異質成形材料區分開來。后一種材料通過纖維囊被隔離，且因此對于軟組織修復是不希望的。在晚期時間點(4周)，細胞向內生長甚至更明顯具有液泡區域的外觀，其可代表初期的脂肪細胞分化(圖5c中的深粉色染色和明顯圓形)。
實施例5：纖維-ha水凝膠復合物的設計
纖維可形成纖維狀架構，該架構一般可見于原生細胞外基質中，有助于遷移和增強水凝膠的初始低機械性質。通過引入水凝膠與纖維間的界面結合(圖6a、圖6b)，該復合物得以強化而不減小平均孔尺寸和孔隙率(圖6)，而該減小將顯著阻礙細胞遷移。還預計，可通過控制水凝膠與纖維表面間的界面結合密度而調整機械性質。這里，使用馬來酰亞胺(mal)制備表面官能化的纖維，以引入與硫醇化透明質酸的界面結合(ha-sh)(圖6)。使用o2等離子體處理電紡聚(ε-己內酯)(pcl)纖維的表面，以在接枝聚丙烯酸(paa)之前將自由基引入纖維表面上。通過偶聯劑nhs和edc活化羧基，隨后n-(2-氨基乙基)馬來酰亞胺與經活化的羧基反應(圖13)。接著，將mal官能化的纖維引入由ha-sh及pegda構成的水凝膠前體溶液中，用來加工纖維-水凝膠復合物。采用ha的巰基通過與纖維上的mal基團和peg交聯劑的da基團反應來形成凝膠。有趣的是，與具有相同交聯密度的ha水凝膠的橫截面相比，纖維-水凝膠復合物的橫截面顯示具有高孔隙率的纖維狀3d結構(圖6)。所得復合物顯示納米纖維橫跨該復合物寬度和高度的均勻分布，令各向同性增強成為可能。又，再水化的纖維-ha水凝膠復合物顯示99.34％的凍干后體積恢復，而ha水凝膠顯示70.17％的體積恢復(圖6d)。
實施例6：纖維-ha水凝膠復合物的壓縮模量
首先，證實當以摩爾計的反應性基團相等時，該復合物具有其最大硬度(在剪切下)。ha上的巰基可與納米纖維的mal基團或peg-da上的丙烯酸酯基團反應，因此當sh與(da+mal)的摩爾比約為1比1時，該凝膠顯示最優的剪切儲存模量。因此，對于全部后續研究維持這一比值。該凝膠進行無側限壓縮測試，以評估ha水凝膠及纖維-ha水凝膠復合物的彈性模量(圖7)。該官能化納米纖維的增強效果可見于當應變至50％時的壓縮應力中(圖7a)。1.0-μm纖維組的壓縮應力比僅水凝膠組高3.1倍，顯示機械增強的效果。該286-nm纖維組顯示甚至更顯著的增強效果，在50％應變的壓縮應力比僅水凝膠組高4.2倍。有趣的是，當在凝膠化之前淬滅馬來酰亞胺基團時，286-nm纖維的硬化效果被極大地降低至僅1.3倍于水凝膠，確認纖維與水凝膠的界面結合對于官能化纖維的增強效果是關鍵。此外，當未在形成復合物之前官能化286-nm纖維時，該增強效果消失，導致復合物勉強比單獨的水凝膠硬。當通過配制具有更高濃度ha和peg-da的復合物來配制更硬的凝膠時，可見相同的增強效果(圖7)。該界面結合也顯示該復合物凝膠硬化中的劑量響應，隨著加至納米纖維表面的馬來酰亞胺基團逐漸增加，導致逐漸更硬的材料，提供該界面結合的重要性的更多證據。還測試該復合物在脫水和再水化之前和之后的機械性質的改變。在壓縮下對具有和不具有兩種不同馬來酰亞胺的官能性納米纖維的凝膠進行機械測試。隨后凍干凝膠，令其完全再水化，并再次測試壓縮。全部樣品在再水化之后維持其硬度，表明該復合物可能作為凍干產品而適用于臨床用途。雖然單獨的ha凝膠看起來似乎維持了其硬度，但不同于含有凝膠的組，該凝膠本身在脫水-再水化過程中具有顯著壓緊。該復合物凝膠也進行循環荷載，以測試疲勞效果，代表性軌跡顯示于圖10中。重復荷載至25％應變，該復合物凝膠隨時間流逝維持了其硬度，且一直比單獨的水凝膠硬。
實施例7：纖維-ha水凝膠復合物的剪切儲存模量
除了更高的壓縮模量外，該纖維-ha水凝膠復合物顯示顯著高于單獨的ha水凝膠的剪切儲存模量(圖8a)。使用286-nm纖維的復合物的剪切儲存模量比使用686-nm纖維的復合物高(圖8c)。也證實，通過增加286-nm纖維上的馬來酰亞胺表面密度，增加了該復合物的剪切儲存模量，與牙髓測試下的模量相似(圖8d)。通過引入其表面上具有62nmol/mgmal的纖維，該復合物顯示其剪切儲存模量比單獨的ha水凝膠增加1.3倍。此外，使用其表面上具有147nmol/mgmal的纖維的復合物的剪切儲存模量比具有62nmol/mgmal組的模量增加了1.8倍，顯示了明顯的劑量響應，該響應對應于纖維上的mal表面密度增加2.4倍。當在凝膠化之前淬滅纖維上的mal基團時，剪切儲存模量比未淬滅的纖維相應地降低，與壓縮測試中所見相似。此外，當頻率增加至10hz時，復合物的剪切儲存模量得以維持，同時，單獨的ha水凝膠以及具有經淬滅纖維的復合物在10hz均顯示不同于1hz時的剪切儲存模量。物理無論纖維的表面積(直徑)如何，復合物的剪切儲存模量隨著纖維上mal表面密度的增加而增加，表明先前觀察到的纖維直徑對于硬度的效果可能是馬來酰亞胺密度的函數(圖8d)。從mal表面密度與剪切儲存模量之間的關聯獲得r2＝0.93的線性回歸。此外，該復合物顯示對于纖維載荷的劑量響應，該復合物的剪切儲存模量隨著官能化纖維與水凝膠組分的重量比的增加而增加(圖9)。
實施例8：纖維-ha水凝膠復合物中細胞的體外遷移
假設纖維-ha水凝膠復合物比ha水凝膠提高細胞遷移，原因為(i)該復合物具有更大的孔尺寸和更高的孔隙率，當它們具有相同的機械性質時，提供用于細胞遷移的空間性；以及(ii)該復合物中的模擬ecm的纖維架構令其固有地引導細胞遷移。因此，對于證明當前假設，將人脂肪源干細胞(hasc)的球狀體作為模型細胞植入ha水凝膠和復合物內部并模擬組織塊，隨后將hasc培養27天(圖11)。選擇asc的緣由是它們存在于脂肪組織中且在血管生成和脂肪細胞形成中均重要。盡管該些復合物的楊氏模量為與ha水凝膠相似的1.9kpa，但該復合物的孔尺寸比ha水凝膠大2.08倍(圖16)。因此，清楚地觀察到，因為更大的孔能適應容納細胞的遷移，hasc三維地遷移至該復合物內部(圖11b至11e)，同時hasc維持其球狀體形狀而無任何細胞遷移入ha水凝膠中(圖11a)。特別地，當使用細胞粘附肽rgd改性該復合物的纖維時，細胞遷移得以顯著提升(圖11c)。但是，在體內設定中，因子從局部環境擴散入該復合物內應提供額外的粘合線索，以減小這一差異。一些例子中，由于pcl纖維之間的疏水作用，部分纖維輕微成簇，且觀察到細胞體優先吸引該復合物內的纖維簇(圖11d和11e)。此外，在相同的ha和peg-da濃度(圖19)，該復合物顯示比無纖維組提升的細胞遷移，顯示，無論孔隙率如何，該納米纖維本身將會固有地幫助引導細胞遷移。
實施例9：組織響應和宿主組織浸潤
為了確定這些復合植入物的治療性潛力，在大鼠脂肪墊模型中進行該復合植入物的體內測試。配制各植入物組的配方，以實現該復合物凝膠與靶標脂肪組織相同的初始2kpa硬度。因此，單獨使用ha凝膠的植入物配方具有更高的硫醇化ha濃度和peg-da濃度，以匹配該纖維復合物組的硬度。盡管濃度更高，單獨使用ha的植入物仍不能在研究進程中維持其形狀和體積。在4周后的總體觀察下，取出單獨使用ha的植入物，其體積顯著變小。考慮到它們的總體外觀和它們對于浸潤的組織學缺失，單獨使用ha的系統不能被優化為能夠鼓勵細胞浸潤并維持預設形狀。但是，在90天體內測試后的總體觀察下，纖維-凝膠復合植入物良好地維持了其初始形狀。但是，引人注目的是，在組織學觀察下，該復合物已經被如此徹底地浸潤，以至于植入物與原生組織間的邊界已經變得難以確定。
已經研發路易斯鼠(lewisrats)體內的軟組織缺損模型，其中，使用顯微手術暴露并抬起鼠蹊部脂肪墊，并將預先成形的復合物置于脂肪墊下。這一良好定義的模型對于涵蓋aim3假設的全部元素和服從r21研究的規格是理想的。雖然這并未直接表明此復合物用于修復大缺損的能力，當將建立原理證明并證實該復合物設計的全部基本功能，且為用來測試大多數臨床相關模型中大缺損修復的較大動物模型奠定基礎。
在預備研究中，以相似模量將pcl納米纖維-ha水凝膠復合物和ha水凝膠植入8至12周齡雄性路易斯鼠(每一時間點，n＝3)的鼠蹊部脂肪墊下。在移植后14天和30天，ha水凝膠組和復合物組均顯示良好的組織相容性(圖12，pod14，在pod30具有相似的觀察結果。pod＝手術后日期)。在pod30的組織學并不顯示比假手術組更高水平的炎性響應。h&e和masson’s三色染色顯示原生脂肪穿過該復合物的分隔作用和細胞浸潤、周界附近的毛細管形成、及原生脂肪的腺體以及脂肪細胞部分的再生(圖12)。另一方面，ha水凝膠對照組缺乏細胞浸潤并形成薄片纖維組織和異體響應。這一ha水凝膠制備為2kpa，以確保足夠的機械性質。這一結果突出了支架孔隙率對于細胞浸潤的重要性。
在早期時間點(2周)，發現來自傷口床的間充質細胞浸潤該材料，表示該材料具有足以令原生細胞向內生長稱為可能的孔隙率(圖12中的深紫色染色)。重要的是，甚至在不存在外源性生長因子下實現細胞的向內生長。細胞浸潤材料而非僅環繞該材料的存在，將此復合納米材料與目前使用的其它異質成形材料區分開來。后一種材料通過纖維囊被隔離，并因此對于軟組織修復較不合適。在晚期時間點(4周)，細胞向內生長甚至更明顯，具有可能表示初期脂肪細胞分化的液泡外觀。
實施例10：肝素化制劑
還使用接合至透明質酸的肝素制備了復合制劑。與上述預先形成的支架同樣進程該制劑的體內測試。在第7、14、30、和90天收獲組織(n＝3)。多數相關生長因子具有肝素結合域，如bfgf、pdgf、和vegf。所接合的肝素可服務于兩個目的；首先，其可結合可能存在于注射位點的多數外源性生長因子，并用作再生組織的局部蓄積池和吸引線索。其次，該肝素化的制劑可用來預載荷具有生長因子的支架，以更好地加強再生。在第7和14天，肝素化的支架顯示比未肝素化復合支架提升的血管生成，但第30和90天的結果相近。
實施例11：可注射制劑
水凝膠-納米纖維復合也配制為可注射制劑。將200μl與用于體內的預先形成的復合物相同的組成(5mg/ml硫醇化ha、5mg/mlpeg-da、12.5mg/ml纖維)混合，并令其在注射器中部分固化8至10min。此時，該復合物是粘稠的可流動液體，其可通過外科手術針注射(圖20)。注射后，當該復合物翻轉時維持其形狀，且當浸沒于水中時是非色散性的、維持形狀、且不膨脹/低膨脹的。為了測試該可注射復合物的生物相容性，隨后通過21-gauge針將該懸浮液注射入鼠蹊部脂肪墊。隨后，在第7、14、30、和90天收獲組織(n＝3)，并進行與前述實施例相同的分析。該復合物在第30天表明廣泛的細胞重塑，同時維持體積且不造成纖維囊化。在該復合材料中清晰可見早期脂肪細胞的發展。
實施例12：實施例5至11的討論
由于水凝膠的促進細胞遷移的3d水合環境和高孔隙率，水凝膠作為用于組織缺損再生的填充材料已經被廣泛研究。但是，由于水凝膠可被體液和內部及外部應力輕易地降解和崩潰，水凝膠的相對弱的機械性質不足以在組織再生的整個期間內維持其體積，因此水凝膠已經被證明是大體積缺損的極差替代物。為了改善水凝膠的機械性質，該領域已經采用的主要策略為(i)增加水凝膠前體的濃度，(ii)增加水凝膠內部交聯網絡的密度，以及(iii)引入增強材料，如通過包埋羥磷灰石顆粒或與纖維片層壓[materchemphysics,2008,107,364-369；biomaterials2006,27,505-518；actabiomaterialia2010,6,1992-2002]。不幸的是，這些非常強化的策略固有地降低所得水凝膠的平均孔尺寸和孔隙率，防止細胞遷移進入這些水凝膠的可能性。因此，尋找通過仍將維持允許快速細胞浸潤的高孔隙率的新機制來強化水凝膠的方法。通過引入將強化整體水凝膠復合物同時保留盡可能完整的水凝膠相(包括孔隙率)的官能化納米纖維而設計復合材料。因為兩個關鍵因素，所得纖維-水凝膠復合物比先前軟組織復合物有所改善。首先，需要將該納米纖維以高載荷水平均勻地分散于水凝膠內，以實現各向同性強化。該組織工程學領域已經使用纖維平片或墊形式的電紡納米纖維。隨后，通過使用水凝膠前體溶液浸漬該墊，將這些制作為復合物。
這極大地約束了納米纖維在整個水凝膠中的分散，且將該復合物的幾何形狀限制為2d片狀或管狀。盡管這些幾何形狀可用于某些應用如神經修整或傷口敷料中，但它們是用于修整大體積缺損的極差選擇。通過低溫球磨該纖維片，可能將平均纖維長度減小至足夠短的長度，該長度令它們保留在水性溶液中的懸浮液中。因此，隨后使用移液管將該樣品輕易地吸取至水凝膠前體溶液內，創建納米纖維片段在整個水凝膠內的均勻懸浮液，之后凝膠化。隨后，該溶液可直接用作可注射制劑，或加至模具中以形成任何幾何形狀的支架凝膠，不同于大多數電紡納米纖維篩網的受限的平面幾何形狀。分散于水凝膠內的纖維的復合結構也概況了細胞外基質的纖維性架構(圖6g)，提供可輔助該復合物內細胞遷移的粘附位點。
其次，將納米纖維簡單分散于水凝膠內足以形成強健的復合物。這些數據表明，僅包括該納米纖維本身提供了對于該復合物彈性模量的非常小的改善，且改善僅在引入界面結合時出現。因為無法在水凝膠與纖維組分之間形成強健鏈接，水和水凝膠組分可滑動越過纖維組分而不將載荷轉移至更硬的材料，因此界面結合是必需的。此外，此類不相干材料間的界面可導致層離和復合物的失敗。再者，pcl的初始疏水性令其難以分散于水性溶液中，因為纖維優先聚集在一起并形成從懸浮液中沉降的凝塊。等離子體處理和后續的使用羧酸基團和氨基進行的官能化，極大增加了纖維的親水性并允許分散。僅在纖維表面上馬來酰亞胺基與透明質酸分子上巰基之間出現界面結合時，出現機械性質的急劇增加。這一共價強度結合在壓縮或拉伸過程中將載荷更有效地轉移至纖維，導致更硬、更強健的材料。而且，該復合物顯示彈性模量隨著馬來酰亞胺基密度增加而增加的強烈傾向，強調其在強化機制上的首要性，以及該增強的可調特性。
本研究中，認為通過各種因素調節纖維-水凝膠復合物的機械性質是可能的，該因素包括纖維的總表面積、纖維表面上官能性馬來酰亞胺基的密度、及載荷于水凝膠內的纖維的量。首先，具有較小直徑的纖維的復合物顯示比具有較大直徑的纖維的復合物更高的壓縮模量和剪切儲存模量(圖7a和圖8c)。同樣，在文獻中，使用戊二醛進行等離子體活化的單一超高分子量聚乙烯(uhmwpe)纖維(～25μm)，顯示其在聚乙烯醇水凝膠中的界面剪切強度比uhmwpe纖維束中的界面剪切強度60增加約2.36倍[actabiomaterialia2014,10,3581-3589]。因此，減少纖維直徑并因此增加纖維比表面積可有效改善復合物的機械性質，這是可能的。但是，每一纖維組具有略微不同的纖維上mal表面密度(約10至15nmol/mg)，因此，不能最后確定這僅是纖維表面積的效果。因此，其次，使用直徑相同但纖維上mal表面密度不同的纖維來加工復合物(圖8)。復合物的壓縮模量和剪切儲存模量隨著纖維上mal表面密度的增加而增加。證實，通過使用paa步驟(纖維上羧基)但不采用進一步的mal接合步驟進行改性的纖維，通過不具界面結合的復合物僅顯示其壓縮模量的略微提升(圖7)。通過在凝膠化之前使用半胱氨酸淬滅纖維上的mal基團，額外證實了界面結合的重要性。半胱氨酸接合至馬來酰亞胺基，并阻止纖維與水凝膠之間的界面結合，由于纖維被同樣處理為界面結合基團，這剛好令我們分離界面結合的效果。有趣的是，具有mal被淬滅的纖維的復合物的機械性質被劇烈削弱(圖7a和圖8b)，且當ha的濃度為10mg/ml時，mal被淬滅的纖維組顯示比單獨使用ha水凝膠組更低的壓縮模量(圖7)。可能mal被淬滅的纖維通過纖維與水凝膠界面處的早期層離而弱化了整體復合物，如先前研究中所見[actabiomaterialia2014,10,3581-3589]。又，與由一種組分構成的或在凝膠化過程中無任何相異物質的純水凝膠相比，不具官能團的纖維可能作為抑制凝膠化的相異物質而起作用[jmcb2015,doi:10.1039/c3tb21830a,journalofbiomedicalmaterialsresearchparta2010,95(2),564-573]。此外，通過具有不同mal表面密度的復合物，驗證了剪切儲存模量與界面結合密度之間的關系(圖8c)。這些研究提供了強有力的證據證明，水凝膠的機械性質將通過界面結合而得以增強和調節。第三，復合物的剪切儲存模量隨著纖維與水凝膠的重量比的增加而得以提升(圖9)。從而證實，該重量比是可用來調整纖維-水凝膠復合物的機械性質的另一變量。但是在這里證實，隨著纖維載荷的增加，在重量比大于0.6時，該剪切儲存模量的增加開始趨于平緩，甚至略微下降。這一飽和效應的一種可能性可為，通過如何令過量的具有mal的纖維與更多的ha巰基反應，防止它們與用于凝膠化的pegda反應，從而減小復合物界面結合的密度。考慮到使用等摩爾量的ha-sh與pegda的各官能團以及使用過量的ha-sh或da來降低剪切儲存模量，獲得了ha水凝膠的最高剪切儲存模量(圖14a)，隨著纖維的量的增加，纖維上過量的mal將會中斷復合物內sh至da的結合。
通常，植入的生物材料必須抵抗組織缺損再生過程中的無數內部和外部應力。盡管該應力并不嚴重也不連續，仍在重復條件及高頻率(10hz)下實施抗應力測試，以模擬該應力(圖10和圖8)。在重復壓縮應變過程中，ha水凝膠和纖維-ha水凝膠復合物均抵抗而未對其機械強度造成任何損害或降低。注意，具有界面結合的復合物在10hz頻率維持其剪切儲存模量，而ha水凝膠和不具界面結合的復合物在10hz的剪切儲存模量被削弱。這一趨勢表明，與所分散纖維的界面結合對于該復合物機械性質的增強是關鍵。此外，纖維-ha復合物在進行凍干和后續再水化后維持其維度和楊氏模量，而單獨的ha凝膠在相同過程下基本萎縮(圖6c和圖10)。這一在脫水和再水化后對形狀、體積和硬度的維持，是這一技術用于臨床的重要特征，蓋因具有復合物的凍干形式將會令該商品更容易消毒和儲存。
對于軟組織修復，理想的植入支架將會立即填充缺損空洞，但也將用作身體自身細胞在該支架內生長、增殖和分化為適宜組織表型的基底，最終以正常的健康組織替換該人造支架。因此，相關細胞將能遷移入水凝膠或復合物支架內以確定相關細胞類型在該支架內遷移的潛力極其重要，將hasc球狀體種植在ha水凝膠和纖維-ha水凝膠復合物內，并評估它們的細胞遷移。因為ha水凝膠太軟而無法作為用于細胞遷移的牽引力，hasc不會在單獨的ha水凝膠內遷移(圖11a)[biomaterials2015,42,134-143]。有趣的是，盡管復合物的剪切儲存模量與ha水凝膠類似，但hasc能顯著地遷移遠離復合物內的球狀體(圖11)。一個假設為，與脂肪組織的原生ecm的原纖維組分類似，復合物內的纖維可能提供粘附位點以引導細胞遷移。先前已經表明，對準的和隨機的纖維將是多種細胞類型的細胞粘附、增殖、分化、和遷移的關節因素[biomaterials2005,26,2537-2547/2006,27,6043-6051/2009,30,556-564/2010,31,9031-9039,actabiomaterialia2013,9,7727-7736]。尤其觀察到，細胞將纖維認作引導基質，蓋因它們的細胞骨架與下方纖維對準并追隨下方纖維[biomaterials2006,30,6043-6051/2009,30,556-564]。但是，復合物內纖維的直徑并不影響遷移中的細胞，因為無論在具有1000-nm或286-nm納米纖維的復合物中，它們都堅定地遷移(圖19)。
在小型測試和體外細胞培養中可見的孔隙率效果和細胞遷移效果轉化為該復合物體內測試過程中的深刻差異。配置為模擬脂肪的2kpa硬度且不具纖維的水凝膠具有的孔隙率太低而無法進行細胞浸潤。該細胞響應將水凝膠與厚層膠原隔離，從而缺乏異體響應中典型的浸潤或重塑。但是，納米纖維-水凝膠復合物具有足夠孔隙率，以促進細胞向內生長、血管化、和細胞重塑而無異體響應。這提供如下預期：終將以身體自身組織永久性填充身體內的大體積缺損。使用可注射制劑的結果甚至更明確，其可形成與宿主組織的更緊界面，且顯示堅定的脂肪生成的跡象。
結論：
官能化納米纖維在水凝膠內的分散，形成具有兩種組分的組合強度的復合物結構。納米纖維與水凝膠組分之間的界面結合，對于制作強健的、同時維持高孔隙率和孔尺寸以促進組織和細胞向內生長的復合物是關鍵。通過改變纖維直徑、纖維載荷水平、馬來酰亞胺密度水平、和水凝膠組分的載荷水平，可輕易調節所得復合物的性質。這允許在目標整體硬度下實現更低交聯和更高孔隙率，增加細胞浸潤和后續的組織重塑。該纖維本身也可通過提供類似于原生ecm中可見者的粘附位點，而直接改善細胞遷移。可調節所得復合植入物以匹配原生脂肪組織的硬度，仍維持用于細胞浸潤和重塑的滲透性。這一新穎的復合物強度足以立即填充任何形狀的大體積缺損。隨后，該復合物用作令身體自身細胞浸潤入該復合物中、形成血管且分化為細胞如脂肪細胞的寬容性支架,。該支架將在組織重塑過程中緩慢降解，直至初始的缺損孔洞被正常的健康組織完全替代。該復合機構具有極大的重建潛能和美容外科潛能。
等効者
應理解，本文中揭示的詳細實施例和具體例是通過僅用于例示性說明目的的實施例途徑給出的，且決不應認為限制本發明。該領域技術人員可鑒于此而做出各種修飾或改變，且該修飾或改變包括于本發明精神及權限范圍內且被認為處于權利要求書的范疇內。例如，可變更成分的相對數量以優化所希望的效果，可加入額外的成分，及/或所揭示的一種或多種成分可經類似成分替代。與本發明的系統、方法及過程相關的其它優勢特征及功能性可從權利要求書明確獲知。此外，使用不超過常規實驗的手段，該領域技術人員應確認或能夠探知，本文中揭示的本發明具體具體例的眾多等同形式。這些等同形式傾向于為權利要求書所涵蓋。
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