膠原支架、具有其的醫用植入物以及使用方法
【專利說明】膠原支架、具有其的醫用植入物以及使用方法
[0001]本申請為2007年6月22日提交的發明名稱為“膠原支架、具有其的醫用植入物以及使用方法”的PCT申請PCT/US2007/014650的分案申請，所述PCT申請進入中國國家階段的日期為2009年2月20日，申請號為200780031074.X。
[0002]與相關申請的交叉引用
[0003]本申請要求2006年6月22日提交的美國臨時申請序列號N0.60/805，495的權益，該申請通過引用整體并入本文，包括任何數字、表、核酸序列、氨基酸序列和圖。
[0004]政府支持
[0005]本申請是在Nat1nalInstitutes of Health Grant N0.1R01 EB001640-01 的政府支持下進行的。政府享有本發明的某些權利。
技術領域
[0006]本發明涉及可植入的生物傳感器和醫用設備(device)。更具體地，本發明涉及用于可植入的傳感器和/或其它醫用設備的膠原支架覆蓋物(covering)，以促進生物適合性。
【背景技術】
[0007]可長期植入的設備可能引起組織創傷或組織對異物的應答導致的炎癥和/或纖維化。見，例如 Reichert 等人,Handbook of B1material Evaluat1n,第 28 章B1sensors,第439-460 頁，(Von Re cum A.,編輯)(1999) ;Wisniewski 等人，J Anal Chem
2000；366(6-7)(第 611-621 頁)。
[0008]植入的設備還可能導致其它不想要的生物反應。例如，近來研究者已經指出，藥物包覆的支架可能導致不利反應，這在一些患者中造成血凝塊形成。見Lagerqvist等人,Long-Term Outcomes with Drug-Eluting Stents versus Bare-Metal Stents inSweden, New England Jnl.0f Medicine, 2007 年 3 月 8 日。
[0009]可能產生(invoke)不想要的生物反應的其它可長期植入的設備是生物傳感器。例如，為了保持接近正常的血葡萄糖水平(70-120mg/dL)，糖尿病患者廣泛使用無需處方出售的葡萄糖計，這需要一天數次刺手指來取血樣。自我檢測血葡萄糖(SMBG)的疼痛(Lee等人，2005)、不便以及不適通常是有效的患者依從和最優的糖尿病管理的阻礙。過去20年間，已經研究了多種類型的連續的葡萄糖監測系統，包括植入皮下組織的傳感器(Moussy等人,1993 ；Johnson 等人,1992 ；Koudelka 等人,1991 ；Bindra 等人,1991 ；Pickup 等人,1989 ；Shichiri等人,1986 ;和Ertefai等人,1989)、植入血管床的傳感器(Armour等人，1990 ；Frost等人，2002)以及在使用微滲析設備取樣的組織液中測定葡萄糖濃度(Ash等人,1992 ；Meyerhoff等人,1992 ；Moscone等人,1992)。雖然已經報道了對可植入的葡萄糖傳感器的若干研究，但人們認為，這些生物傳感器都無法令人信賴地在長期植入期間連續監測葡萄糖水平。傳感器功能的進行性喪失部分由于生物淤積，部分由于異物應答，例如炎癥、纖維化，以及維管結構的喪失而發生(Reichert等人，1992 ；Reichert等人，1999 ；Sharkawy等人，2007)。一些研究者已經改良了傳感器的表面，以降低體內的膜生物淤積。在降低蛋白質吸附的手段中，Quinn等人，1995使用了處于聚羥基乙基異丁烯酸酯(PHEMA)基質中的聚(乙二醇)(PEG)。鑒于PEG鏈趨向于與膜表面垂直豎立，它們提供了富含水的相，這抵擋了很多蛋白質分子的結合。Rigby等人，1995和Reddy等人，1997通過使用金剛石樣碳一一所謂的“惰性”材料來降低了蛋白質吸附。Shichiri等人，1988將藻酸鹽/聚賴氨酸凝膠層摻入到傳感器上。Shaw等人，1991報道了包覆有PHEMA/PU(聚氨基甲酸酯)的生物傳感器的生物適合性的提高。Wilkins等人，1995和Moussy等人引入了 NAF10N(全氟磺酸)膜(杜邦(Du Pont))，來降低傳感器表面的“生物淤積”，以及降低來自尿酸鹽和抗壞血酸鹽的干擾(Moussy 等人,1993 ；Moussy 等人,1994a ；Moussy 等人,1994b ；Moussy等人，1994c)。Armour等人，1990用經交聯的清蛋白來包覆它們的傳感器尖端，Kerner等人，1993開發了包覆有纖維素的傳感器，以提高傳感器的血相容性。但是人們認為，這些手段都不能令人滿意地用于長期穩定的葡萄糖監測。
[0010]膠原及其衍生的基質具有低抗原性、生物可降解性及良好的機械、止血和細胞結合性質，從而在生物醫藥領域(包括組織工程)廣泛用作為天然聚合物(Sheu等人，2001 ;Pieper 等人,2002 ；Chvapil 等人,1973 ；Pachence 等人,1996 ;和 Lee 等人,2001)。為設計出在開發用于生物醫藥工程的先進生物材料中使用膠原的策略，通常需要采用化學或物理交聯策略賦予對酶促(膠原酶)降解的抗性和機械強度。有若干種策略可用于對基于膠原的生物材料進行交聯。戊二醛(GA)是用于基于膠原的生物材料的最廣泛使用的交聯劑(Sheu等人，2001 ；Barbani等人，1995)。但是，GA及其反應產物與體內細胞毒性相關，這是因為交聯副產物的存在以及與GA相連的膠原肽在酶促降解期間的釋放(Huang-Lee等人,1990 ；van Luyn 等人,1992)導致的。
[0011]為了避免體內細胞毒性以及與GA交聯的膠原的隨后鈣化，已經針對作為潛在的膠原交聯劑來檢查了若干種備選的化合物(Khor等人，1997 ；Sung等人，1996)，例如聚環氧化物(polyepoxy)、1，6-己二異氰酸酯(HDMI)、1-乙基_3_(3_ 二甲基氨基-丙基)碳二亞胺(EDC)和紫外(UV)或γ-射線照射。Koob等人近來描述了一種用于用去甲二氫愈創木酸(NDGA)(具有抗氧化劑性質的植物化合物)來交聯I型膠原纖維的工藝(Koob等人，2002a ；Koob 等人，2002b ；Koob 等人，2001a ;和 Koob 等人，2001b)。Koob 等人顯示，NDGA顯著改善了合成的膠原纖維的機械性質。此外，他們還顯示，體內六周期間，經NDGA交聯的膠原纖維并不引發異物(foreign body)應答，它們也不會刺激免疫反應。
[0012]交聯的程度和對交聯劑的選擇還影響支架的孔隙率和孔徑，并且可能影響纖維囊的厚度、血管密度和三維有孔支架中血管的位置(Jos印h等人，2004)。大孔支架(超過60微米的孔徑)允許毛細管的深度穿過，并且支持細胞外基質(ECM)。Sharkawy等人，1997顯示，在大鼠中皮下植入四周后，經包裹的無孔植入物出現異物應答中典型的經良好組織的膠原基質，而有孔的聚乙烯醇(PVA)植入物則產生較少的纖維性和血管化的組織囊。
【發明內容】
[0013]本發明的實施方式提供了用于醫用設備的生物適合的膠原覆蓋物，以提供提高的生物適合性和/或降低的不良反應風險。本發明的實施方式可特別適合作為用于可長期植入的醫用設備的覆蓋物和/或支架。
[0014]一些實施方式涉及不可降解的、生物適合的、三維有孔膠原支架。這些支架可在用于植入體內的設備和/或傳感器上形成或被放到其上和/或在其周圍制備。本發明的一些特別的實施方式是可植入的葡萄糖傳感器，在其外部表面上具有有孔膠原支架。本發明的包含膠原支架的傳感器可具有提高的生物適合性，這通過在刺激血管發生的同時降低組織反應來實現。
[0015]本發明的其它一些實施方式涉及制備膠原支架的方法。可通過使用冷凍干燥方法，以及用不同濃度的至少一種戊二醛(GA)、1_乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳二亞胺(EDAC)和/或去甲二氫愈創木酸(NDGA)溶液對其進行交聯，來制造三維有孔膠原支架。
[0016]本發明的一種實施方式涉及生物適合的膠原支架和/或包覆物(coating)，用于與可在人或動物體內或組織內植入的設備一起使用，其中，所述支架或包覆物包含插入所述支架或包覆物中的聚合物。
[0017]本發明的一種實施方式還涉及制備用于植入人或動物體內或組織內的設備的方法，所述方法包括:將生物適合的膠原支架或包覆物放到所述設備上，其中，所述支架或包覆物包含插入所述支架或包覆物中的聚合物。
[0018]本發明的一種實施方式還涉及提供具有生物適合的膠原包覆物或支架的可植入設備的方法，所述方法包括:
[0019]a)將可植入的設備結構與含膠原的溶液相接觸；
[0020]b)干燥所述結構上的所述膠原溶液；以及
[0021]c)將所述結構的所述膠原包埋在聚合物基質中。
[0022]本發明的一種實施方式還涉及具有增強的生物適合性的、用于植入人或動物體內或組織內的設備，其中，所述設備包含生物適合的膠原支架和/或包覆物，所述支架和/或包覆物包含插入所述支架或包覆物中的聚合物。
【附圖說明】
[0023]圖1是根據本發明實施方式的、示例性的葡萄糖電極的傳感元件的示意圖，所述元件包覆有支架。
[0024]圖2A-2B是根據本發明實施方式的、GA(圖2A)和NDGA(圖2B)交聯膠原支架的化學機制的示意性闡述。
[0025]圖3A-3C是掃描電子顯微照片(SEM)，其顯示了根據本發明的實施方式的示例性膠原支架的SEM形態。通過SEM來測定膠原支架的孔徑。圖3A顯示了沒有交聯的膠原支架(200X ；25.0kV);圖3B顯示了用GA交聯的膠原支架(200X ;25.0kV);圖3(:顯示了用NDGA交聯的膠原支架(200X ;25.0kV)。
[0026]圖4是經GA和NDGA交聯的支架的吸水程度)和交聯程度)的柱狀圖，其顯示了根據本發明的實施方式的經GA和NDGA交聯的支架的容積性質(bulk property)。結果以均值土 SD(n = 3)來顯示。
[0027]圖5是％ (原重量)對膠原酶處理時間(周)的柱狀圖，其顯示了經GA和NDGA交聯的支架在體外的膠原酶抗性。結果以均值土SD(n = 3)來顯示。
[0028]圖6A-6D是SEM，其顯示了體外降解研究后支架的SEM形態。圖6A顯示了兩周膠原酶處理后的經NDGA交聯的支架(200X ；25.0kV);圖6B顯示了兩周膠原酶處理后的經GA交聯的支架(200X ;25.0kV);圖6C顯示了四周膠原酶處理后的經NDGA交聯的支架(200X ;25.0kV);圖6D顯示了四周膠原酶處理后的經GA交聯的支架(200X ；25.0kV)。
[0029]圖7A-7F是顯示經GA和NDGA交聯的支架在大鼠皮下組織中的體內穩定性的數碼照片。圖7A-7C:植入兩周后；圖7A顯示了經NDGA交聯的支架；圖7B顯示了經GA交聯的支架；圖7C (左側)顯示了經NDGA交聯的支架；圖7C (右側)顯示了經GA交聯的支架。圖7D-7F:植入四周后；圖70顯示了經NDGA交聯的；圖7E顯示了經GA交聯的支架；圖7?(左偵D顯示了經NDGA交聯的支架；圖7F(右側)顯示了經GA交聯的支架。
[0030]圖8A-8D是可植入的葡萄糖傳感元件的光顯微數碼圖片(圖8A顯示了未被包覆的傳感器；圖8B顯示了包覆有支架的傳感器)和支架區域的SEM形態(圖8C顯示了表面；圖8D顯示了橫截面)。
[0031]圖9是電流(nA)對時間(分鐘)的圖，其顯示了葡萄糖傳感器從5mM到15mM葡萄糖濃度的電流計應答曲線(應答曲線1 -未被包覆的傳感器；應答曲線2 -包覆有經GA交聯的支架；以及應答曲線3 -包覆有經NDGA交聯的支架)。T95%被定義為最大電流改變(I15--15J的95%處的時間。
[0032]圖10是電流(nA)對葡萄糖濃度(mM)的圖，其顯示了未被包覆的和經膠原支架包覆的葡萄糖傳感器的電流計應答(2-30mM葡萄糖)。對照(無支架)以實心方塊顯示；gGA交聯的支架以實心圓圈顯示；SNDGA交聯的支架以實心三角來顯示。結果以均值土SD(n=3)來顯示。
[0033]圖11是靈敏度的改變(％ )對浸漬循環(dipping cycle)數的圖，其顯示了支架厚度對于葡萄糖傳感器靈敏度的影響。結果以均值土SD(n = 3)來顯示。
[0034]圖12A-12L是隨時間采集的數碼圖，其顯示了生物傳感器的炎癥應答(直接植入-組織測定)。圖12A-12F顯示了經GA交聯的支架:圖12A(3天)；圖12B(7天)；圖12C(14 天)；圖 12D(21 天)；圖 12E(28 天)；圖 12F(49 天)。圖 12G-12L 顯示了經 NDGA 交聯的支架:圖12G(