《植入物.pdf》由会员分享，可在线阅读，更多相关《植入物.pdf（22页珍藏版）》请在专利查询网上搜索。
1、(10)申请公布号 (43)申请公布日 (21)申请号 201380035760.X (22)申请日 2013.07.05 2009145 2012.07.06 NL A61L 27/18(2006.01) A61L 27/50(2006.01) A61L 27/56(2006.01) (71)申请人 埃克赛尔蒂斯有限公司 地址 荷兰埃因霍温 (72)发明人 T莱福瑞杰森 A莱达古玛 MAJ科克斯 (74)专利代理机构 北京市中咨律师事务所 11247 代理人 陈润杰 黄革生 (54) 发明名称 植入物 (57) 摘要 自20世纪90年代早期起， 医学的一个相对新 领域是再生医学的领域。再生医。
2、学是创立活的功 能组织以修复、 替换或恢复由于年龄、 疾病、 损伤 或先天性缺陷丧失的组织或器官结构和功能的过 程。 这种医学领域使用新方法， 包括(干)细胞疗 法、 对医疗设备和组织工程学的开发。 本发明涉及 再生医学领域且涉及包含基质材料的植入物、 用 于制备包含基质材料的植入物的方法。本发明还 涉及卷曲植入物。 (30)优先权数据 (85)PCT国际申请进入国家阶段日 2015.01.05 (86)PCT国际申请的申请数据 PCT/NL2013/050500 2013.07.05 (87)PCT国际申请的公布数据 WO2014/007631 EN 2014.01.09 (51)Int.C。
3、l. (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 权利要求书2页 说明书10页 附图9页 (10)申请公布号 CN 104507509 A (43)申请公布日 2015.04.08 CN 104507509 A 1/2 页 2 1.包含基质材料的植入物， 所述基质材料包含一种或多种超分子化合物， 其中所述基 质材料包含纤维状网络且其具有至少 60孔隙率， 优选 70至 90的孔隙率。 2.根据权利要求 1 的植入物， 其中所述植入物为心血管植入物且优选植入物选自 ( 血 液 ) 脉管、 心脏瓣膜、 心血管补丁或瓣膜导管。 3.根据权利要求1或2的植入物， 其中所述植入物通过至少。
4、一种支撑结构强化， 优选所 述至少一种支撑结构选自强化环、 缝合环或支架体结构， 并且优选是生物可降解的， 优选所 述植入物由强化基质材料组成。 4.根据前述权利要求中一项或多项的植入物， 其中所述基质材料是生物可降解的。 5.根据前述权利要求中一项或多项的植入物， 其中所述基质材料由纤维状网络组成， 优选所述纤维状网络由电纺纤维组成。 6.根据前述权利要求中一项或多项的植入物， 其中所述基质材料由一种或多种超分子 化合物组成。 7.根据前述权利要求任一项的植入物， 其中所述一种或多种超分子化合物具有包含以 下或由以下组成的骨架 ： 聚已酸内酯 (PCL) 或 PCL、 己内酯、 聚乳酸和 /。
5、 或乳酸的组合。 8.根据权利要求 7 的植入物， 其中所述超分子化合物还包含一个或多个选自 Upy( 脲 基 - 嘧啶酮 ) 和 / 或双脲的基团。 9.根据权利要求8的植入物， 其中所述一种或多种超分子化合物至少包含PCL UPy， 优 选所述基质材料由 PCL UPy 组成。 10.根据权利要求 5-8 中任意一项或多项的植入物， 其中所述纤维状网络包含纳米纤 维和 / 或微纤维， 优选所述纤维的直径为 3 至 20 微米、 优选 5 至 10 微米的范围。 11.根据前述权利要求中任意一项或多项的植入物， 其中所述基质材料包含直径在 1-300 微米范围、 优选 5-100 微米范围的。
6、孔。 12.根据前述权利要求中任意一项或多项的植入物， 其中所述基质材料具有 0.1-50MPa、 优选 0.1-10.0MPa 范围的线性弹性刚度。 13.根据前述权利要求中任意一项或多项的植入物， 具有至少 30、 优选至少 45、 更 优选至少 60的 ( 线性 ) 弹性阶段。 14.根据前述权利要求 5-13 中任意一项或多项的植入物， 其中所述纤维具有优选的取 向方向， 优选所述优选的纤维排列是沿圆周方向的。 15.根据前述权利要求中任意一项或多项的植入物， 其中优选纤维方向和垂直于优选 纤维方向之间的线性弹性刚度比率为至少 2:1， 优选为至少 4:1， 更优选为至少 10:1， 。
7、甚至 更优选为至少 50:1。 16.根据前述权利要求中任意一项或多项的植入物， 其中所述植入物还包含生物活性 化合物和 / 或造影剂。 17.用于制备具有包含一种或多种超分子化合物的基质材料的植入物的方法， 其中所 述基质材料具有至少 60孔隙率， 更优选 70至 90孔隙率， 所述方法包括以下步骤 ： - 提供模具 ： - 借助于一种或多种超分子化合物的电纺将所述基质材料应用至模具， 从而获得植入 物 ； 和 - 分离所述植入物和模具。 权 利 要 求 书 CN 104507509 A 2 2/2 页 3 18.根据权利要求 17 的方法， 还包括向所述植入物提供至少一种支撑结构的步骤。 。
8、19.卷曲植入物， 可通过将根据前述权利要求 1-16 中任意一项或多项的植入物卷曲而 获得。 20.根据权利要求 19 的卷曲植入物， 其中所述卷曲植入物的直径尺寸相较于未卷曲植 入物的体积为 20或更小。 21.用于使患者的组织生长的方法， 包括将根据前述权利要求 1-16 中任一项或根据权 利要求 19 的植入物植入患者中的步骤。 权 利 要 求 书 CN 104507509 A 3 1/10 页 4 植入物 0001 本发明涉及包含基质材料的植入物， 以及用于制备包含基质材料的植入物的方 法。本发明还涉及卷曲植入物。 0002 自 20 世纪 90 年代早期起， 医学的一个相对新领域是。
9、再生医学领域。再生医学是 创立活的功能组织以修复、 替换或恢复由于年龄、 疾病、 损伤或先天性缺陷丧失的组织或器 官结构和功能的过程。这种医学领域使用新方法， 包括 ( 干 ) 细胞疗法、 对医疗设备和组织 工程学的开发。 0003 近年来， 我们医疗保健的持续改进已导致急剧人口变化， 例如群体的平均年龄的 增加。这些人口变化正引起与老化相关的疾病如心血管疾病的流行率增加。很多这些疾病 由人体中特定细胞类型的丧失或功能紊乱引起， 导致永久损害组织和器官。 0004 在全世界范围内， 心血管疾病是死亡最大的病因之一。治疗至少一些这些疾病的 一种方法是借助组织工程学。组织工程学可用于替换心血管组织。
10、， 如动脉和心脏瓣膜。目 前所用的心血管替代品由于凝聚、 感染、 降解和无生长可能性而遭遇风险。组织工程学使 用患者的自身细胞和生物可降解的聚合物支架以使自体组织能够生长、 适应和修复。为 了确保适当的细胞和组织生长， 支架必须为高孔隙度的并且匹配组织的机械性质。电纺 (electrospinning) 是使用高电压静电场生产聚合物纳米纤维的一项技术。其产生由与组 织的胞外基质类似的纳米纤维组成的高孔隙度材料。 组织工程学可例如用于冠状动脉旁路 移植、 心脏瓣膜置换术、 针对透析患者的 AV 分流术。 0005 在手术领域， 微创手术是优选的。 然而， 组织工程化构建体经常仅可经由普通外科 手。
11、术而植入， 因为构建体不能被压缩成足够小的尺寸以利于微创手术。目前可将一些人工 心脏瓣膜卷曲至 18French(6mm) 的直径， 从而允许经由小的外周切口 ( 例如经股动脉或经 颈静脉 ) 植入。然而， 需要置换瓣膜的很多年长患者还遭受狭窄且由此变窄的动脉， 这目前 将它们从非常优选的微创手术中排除。可卷曲的直径降低 1 或 2French 已经意味着可治疗 患者数量的显著增加。 0006 组织工程学的技术由构建用于疾病组织的替代品 ( 例如生物替代品 ) 组成。组织 工程学使用天然或聚合支架， 它们提供机械支撑且促进由于外伤或疾病丧失的细胞的再生 长。支架是用于在其回收期间支撑材料 ( 。
12、例如组织 ) 的临时结构。 0007 聚合支架可由生物相容性、 无毒聚合物构建。对用于制备支架的聚合物和技术的 选择影响支架所展现出的机械性质。 0008 在 Bouten 等人， Advanced Drug Delivery Reviews,2011， 第 63 卷， 第 221-241 页 的出版物中， 合成聚合物已表明是用于瓣膜和血管组织工程化的良好底物。对于心脏的组 织工程学， 最常用的生物可降解的合成支架材料为聚乙醇酸 (PGA)、 聚乳酸 (PLA)、 聚羟基 丁酸酯 (PHB)、 - 聚已酸内酯 (PCL) 或其共聚物。还未公开使用所述合成支架材料的功能 植入物。 0009 在由。
13、Dankers等人Nature Materials,2005， 第4卷， 第568-574页的出版物中， 显 示包含 2- 脲基 -41H- 嘧啶酮 (Upy) 聚合物的溶液浇铸聚合物膜当在体内研究时是无毒 的。然而， 未显示 UPy 聚合物作为心血管植入物支架的用途。 说 明 书 CN 104507509 A 4 2/10 页 5 0010 为了获得组织工程化构建体， 支架可在植入之前用适当细胞体外预接种。在大部 分情况下， 随着新形成的组织的形成和重塑的进行， 支架的降解应缓慢且稳定地发生， 仅留 下新的健康组织在后面。降解是指材料分解成较小部分， 例如可例如借助尿液排泄而从体 内消除的化。
14、学化合物和 / 或元素。 0011 使组织构建体体外生长的缺点是必须无菌地进行包括生长和植入的整个操作， 使 其成为昂贵且费力的操作。 而且， 对活组织的监管准则很复杂， 导致较长且昂贵的产品批准 过程。 0012 另一选择是在植入之前用细胞接种植入物。 该方法需要从受试者收集细胞以接受 植入物， 任选地使细胞体外生长， 且于构建体中接种细胞， 然后植入。该方法具有与先前所 述方法相同的负面影响。 0013 本发明的目的是提供可经由微创手术植入的植入物。 0014 本发明的目的是提供体内重生组织的植入物。 0015 本发明的进一步目的是克服上文提及的与现有技术相关的缺点中的一种或多种。 001。
15、6 通过本发明已达成一种或多种上述目的。 令人惊讶地是， 发明人已发现 ： 上述目的 用包含一种或多种超分子化合物的植入物达成， 且其中基质材料包含纤维状网络且具有至 少 60的孔隙率、 优选 70 -90之间的孔隙率。 0017 在下列描述中且参考附图， 更详细地阐述本发明， 在附图中 ： 0018 图 1 示出心脏瓣膜小叶的天然纤维取向 (Sauren(1981)。 0019 图 2 示出血管中的螺旋纤维取向 (Holzapfel,J.Bast.,2000)。 0020 图 3 示出在系统性条件下对 PCL- 双脲 (bisurea) 瓣膜在 120/80mmHg 进行瓣膜测 试的结果， 。
16、示出 20 小时的稳定性能。 0021 图 4 示出在瓣膜试验 20 小时 (R11020) 中、 在系统性条件开始时 ( 两个上图 ) 和 20 小时后 ( 两个下图 )PCL- 双脲瓣膜的图片。 0022 图 5 示出在系统性条件下对 PCL 瓣膜在 50/25mmHg 进行瓣膜试验的结果， 显示性 能在数小时内下降。 0023 图 6 示出在瓣膜试验 20 小时 (R11020) 中、 在 50/25mmHg 开始 ( 两个上图 ) 和 20 小时后 ( 两个下图 )PCL 瓣膜的图片。 0024 图 7 示出瓣膜测试设置的照片 (a) 和示意性概述 (b)。 0025 图 8 示出 P。
17、CL 和 PCL 双脲电纺支架沿着 ( 第一图 ) 和垂直于 ( 第二图 ) 主要纤维 方向的单轴拉伸试验结果。 0026 图 9A 示出对 PCL 和 PCL 双脲的单轴疲劳试验 (10 ,2Hz) 的结果。图 9B 示出使 用 PCL 双脲和 PCL UPy 植入物进行的管道疲劳测试的比较结果。 0027 图 10 示出对电纺心脏瓣膜植入物的卷曲试验的结果。 0028 图 11 示出 3D 电纺心脏瓣膜的不同卷曲状态。 0029 图 12 示出在 3D 电纺心脏瓣膜的卷曲的不同阶段后的支架体 (stent)。 0030 图 13 示出绵羊模型中 PCL- 双脲植入物的 DAPI 染色的两张。
18、图片。 0031 图 14 示出 PCL 和 PCL- 双脲基质的两个 SEM 图像。 0032 在本发明描述和所附权利要求中， 使用下列术语， 对它们解释如下。 0033 除非另有说明， 否则 “聚合物” 旨在还包括均聚物、 共聚物或超分子聚合物。 说 明 书 CN 104507509 A 5 3/10 页 6 0034 “超分子聚合物” 是通过可逆的且高度定向的次级相互作用聚集在一起， 在稀释和 浓缩溶液中以及在主体中产生聚合性质的单体单元的聚合阵列。 超分子聚合物的单体单元 自身不具有化学片段重复。超分子键合的定向性和强度是这些系统的重要特征， 它们可被 视为聚合物并且根据聚合物物理的既。
19、有理论而表现。 0035 本申请中 “超分子单体化合物” 是由于可逆的且高度定向的次级相互作用 ( 与其 它超分子单体化合物 ) 形成超分子聚合物的化合物。 0036 超分子聚合物因此由单体组成， 其单体的设计方式使得它们自主自组装成所需聚 合结构。这与常规聚合反应形成对比， 其中单体经由共价键连接。作为自组装的结果， 获得 较高 ( 高得多 ) 的实际分子质量 (virtual molecular mass) 的材料。超分子聚合物的实 例已描述于例如 Science,1997,278,1601 中。 0037 “造影剂” 是用于在医学成像中增强结构或流体在体内的对比度的物质。 0038 “支。
20、架” 是用于在形成和 / 或回收所述材料期间支撑材料 ( 例如组织 ) 的临时结 构。 0039 “结构组分” 是支架中预期用于提供结构性质的部分。 0040 “成像组分” 是支架中预期用于提供成像性质的部分。 0041 “生物活性组分” 是支架中预期用于提供生物活性的部分。 0042 “基质” 是细胞在其上发生生长的材料。 0043 植入物是可替换机能障碍的或损伤的生物结构、 支撑损伤的生物结构、 覆盖损伤 的生物结构或增强现有生物结构的医疗设备。 0044 聚合物的骨架是骨架链 ( 也称为主链 )， 其是一起创建聚合物的连续链的一系列 共价键合的原子。 0045 “孔隙率” 例如通过水银孔。
21、隙度测量法、 流体入侵和重量分析法来测量。 “孔径” 是 基质材料中开口 ( 孔 ) 的平均尺寸。说明书中提及的孔隙率如下测量 ： 0046 支架重量使用天平进行测量。还测量尺寸 ( 对于管而言为长度和厚度， 对于片材 而言为长度、 宽度和厚度 )。孔隙率使用下列公式计算 ： 0047 孔隙率 (1- 支架密度 / 聚合物密度 )x 100 0048 其中聚合物密度根据所用聚合物而变， 且支架密度被计算为支架重量 / 支架体 积。 0049 所谓 “孔” 意指基质材料中纤维间的空间 ( 即孔径 )。孔径和孔隙率是影响细胞的 连接、 增殖、 迁移和 / 或分化的支架的性质。 0050 微创手术是。
22、侵入性低于开放手术的手术 ( 外科手术或以其它方式 )。 0051 令人惊讶地， 发明人已发现 ： 用包含孔隙率为至少 60的基质材料的植入物达到 上述目的。所述植入物可用微创手术植入于受试者 ( 也称为植入物的受者 ) 中。由于孔隙 率为至少 60， 则植入物可被压缩以使植入物的尺寸最小化 ( 也被称为卷曲 )。因为植入 物的尺寸减小， 所以需要较小开口用于植入， 从而对植入物受者造成较低不适并使受者的 恢复时间最小化。优选孔隙率为 70至 90。此外具有此类孔隙率的纤维结构能使营养 物扩散至基质中以及能使细胞向内生长和 / 或浸润至基质中。 0052 发明人已发现， 他们可解决目前与例如人。
23、工心脏瓣膜的微创植入相关的主要限制 之一， 方式是使其卷曲至比现有经导管心脏瓣膜更小的尺寸。 说 明 书 CN 104507509 A 6 4/10 页 7 0053 在本发明的实施方案中， 植入物为心血管植入物， 且优选植入物选自 ( 血液 ) 脉 管、 心脏瓣膜、 心血管补丁或瓣膜导管。对于受者而言有利的是， 根据本发明的植入物可通 过微创手术植入。对于这些植入物， 仅需制备微小切口以便有助于植入。优选经由小切口 将植入物应用于对象(即患者)。 由于植入物的高孔隙率， 从完全展开的构型至完全卷曲的 构型以及从完全卷曲的构型至完全展开的构型， 植入物的直径尺寸可减小至少 5 倍。 0054 。
24、在本发明的实施方案中， 植入物被至少一种支撑结构强化， 优选所述至少一种支 撑结构选自强化环、 缝合环或支架体结构， 并且优选是生物可降解的， 优选植入物由强化的 基质材料组成。 支撑结构的存在可例如旨在增强植入物， 能使植入物在微创手术期间卷曲， 能使植入物在准确的解剖位置固定或能使植入物用针重复刺穿。 适合的支撑结构为本领域 中众所周知的那些， 并且例如用于人工心脏瓣膜或用作冠状动脉支架体或其它类型动脉的 支架体。强化例如记载于 US 4,626,255、 US 6,338,740、 US2004/0148018、 US 3,570,014 和 US 4,084,268 中。 0055 在。
25、本发明的实施方案中， 植入物具有由纤维状网络组成的基质材料。所述纤维状 网络由纤维制得。纤维能使植入物具有良好的结构完整性， 而保持其孔隙率和孔。优选纤 维状网络为电纺纤维。 电纺为使用金属靶或模具的技术， 具有扁平、 板样形式或复杂三维形 式， 取决于所需的预成型。 借助于电磁场使聚合物纤维沉积于该模具上。 聚合物纤维由一种 或多种聚合物于一种或多种溶剂中的溶液产生。 该电纺技术在本领域中是已知的并且将不 在本说明书中进一步详细说明。在荷兰专利 NL 1026076( 对应于 US2008/0131965) 中， 公 开了借助于聚合物微纤维的电纺进行制品的制备。 在开发此类产品中使用的电纺设。
26、置是气 候控制的并且还允许控制旋转区域、 喷嘴速度、 收集器旋转和应用较小负电压 ( 至多 -4kV) 的可能性。湿度、 温度和其它上文提及的因素可单独或组合使用以改变电纺纤维的各种特 征。这些包括但可不限于纤维形态学、 纤维直径、 纤维和孔径分布、 孔隙率和支架厚度。 0056 在本发明的实施方案中， 基质材料的纤维由一种或多种超分子聚合物组成。通过 使用这些类型的聚合物， 发明人已发现， 植入物可植入于受试者中而不需在植入之前用细 胞接种植入物。 通过使用超分子化合物， 发明人观察到细胞在植入物上和植入物中连接、 浸 润并体内生长， 同时植入物实现要替换或修复的组织的功能。 因此， 可将植。
27、入物直接植入于 患者中。直接植入支架的优势是减少生成时间和成本， 支架可被储存延长的时段并且其作 为医疗设备是合格的， 意味着可以更快速获得监管机构的批准。 因此， 体外使组织构建体生 长或接种细胞的一种或多种重要缺点被克服， 同时保持再生的优势和希望， 仅留下新的健 康组织。 0057 在本发明的实施方案中， 植入物是生物可降解的。这能使植入物在植入体内后降 解。因此， 植入物随着时间推移被组织替换。优势是植入物无需通过外科手术去除， 以防止 接受植入物的患者进一步不适。 0058 发明人发现， 如果一种或多种超分子化合物具有包含以下或由以下组成的骨架 ： 聚已酸内酯(PCL)或者PCL、 。
28、己内酯、 聚乳酸和/或乳酸的组合， 则获得非常好的关于植入物 的结构特征和关于生物降解性结果。 0059 在本发明的实施方案中， 植入物具有包含一种或多种超分子化合物的基质材料， 其中一种或多种超分子化合物还包含一种或多种选自 Upy( 脲基 - 嘧啶酮 ) 和 / 或双脲的 基团。含有 UPy 基团的聚已酸内酯聚合物例如公开于专利申请 EP 1687378 中。优选超分 说 明 书 CN 104507509 A 7 5/10 页 8 子化合物为 PCL- 双脲 ( 也被称为 PCLbu)。本发明人已发现， 利用这些化合物， 可获得关于 植入物中组织的体内生长以及对于植入物的结构特征的良好结果。
29、。用 PCL- 双脲获得良好 结果。 0060 在实施方案中， 一种或多种超分子化合物包含至少 PCL UPy， 优选基质材料由 PCL UPy 组成。用 PCL-UPy 获得尤其良好的结果。 0061 用于制备 PCL 双脲的方法可记载于例如由 E.Wisse 的 “Biomaterials by the supermolecular control of namofibers” ， ISBN:978-90-386-1094-8 第 2 章。具有丁基 间隔子的 PCL- 双脲的化学式示于下式 I 中。可选地， 还可以不使用间隔子或使用另一烷基 间隔子例如己基间隔子。 PCL用作软嵌段， 而脲。
30、基团构成硬嵌段。 硬嵌段之间的氢键导致可 逆的物理连接。 0062 0063 其中 p 和 n 为整数， 且 p 和 n1。可改变 p 和 n 值以获得不同的 PCL 双脲制剂， 其 可能导致不同性质。 P值取决于聚己内酯二醇的起始分子量， 而n值涉及PCL双脲的链延伸 数量。优选 n 值可为 440 的范围。 0064 用于制备 PCL Upy 的方法可记载于例如由 E.Wisse 的 “Biomaterials by the supramolecular control of nanofibers” ， ISBN:978-90-386-1094-8 第 6 章。PCL-UPy 聚 合物可被。
31、制备成例如包含脲氢键合基团 (Upy-U 1) 或尿烷氢键合基团 (Upy-U 2)。 0065 0066 在本发明的实施方案中， 纤维状网络包含纳米纤维和 / 或微纤维， 优选微纤维 的直径为 3 至 20 微米、 优选为 5 至 10 微米的范围。该直径的优势为植入物优异的机械 和结构稳定性， 同时提供足够多孔以使细胞向内生长的显微结构 (Balguid,Strategies to optimize engineered tissue towards native human aortic valves,PhD thesis Eindhoven University of Technolo。
32、gy,2008,ISBN 978-90-386-1185-3)。 0067 纳米纤维为直径低于 1 微米的纤维。微纤维和纳米纤维的直径可以通过在显微镜 下测量直径而获得。 0068 在本发明的实施方案中， 基质材料包含具有直径为 1-300 微米范围内且优选为 说 明 书 CN 104507509 A 8 6/10 页 9 5-100微米范围内的孔。 这些孔径的优势在于其允许要培养的细胞通过， 因此允许细胞良好 地浸润至预成型的完整厚度， 而这是确保在完整预成型中形成组织所需要的。对孔径的要 求取决于要培养的细胞的尺寸并且可根据该尺寸进行选择。 人细胞的尺寸一般大于动物细 胞的尺寸， 因此当使。
33、用动物或人细胞时最优选孔径之间存在差异。 0069 在本发明的一个优选实施方案中， 基质材料形成的层具有至少 100m、 最大 3000m 的厚度， 优选厚度为 200 至 1000m。在植入物由基质材料组成的情况下， 植入物 具有至少 100m、 最大 3000m 的厚度， 优选厚度为 200 至 1000m。发明人已发现， 以所 定义的厚度下， 获得具有良好结构性质的植入物， 从而这些植入物当植入于受试者中时可 实现所需功能， 同时导致组织生长以及获得良好质量的组织。 0070 在本发明的实施方案中， 植入物具有在 0.1-50MPa、 优选 0.1-10MPa 范围内的线性 弹性刚度。 。
34、发明人已发现， 这些范围提供强度和柔性的组合， 这是承受人心血管系统的血液 动力学所必须的。 先前公布的对于天然和组织工程化材料的结果也报道了该范围内的刚度 值(Non-invasive assessment of leaflet deformation and mechanical properties in heart valve tissue engineering， Kortsmit,ISBN:978-90-386-2002-2(2009),Stradins 等人 (2004),Clark,(1973)。 0071 在本发明的实施方案中， 植入物具有至少 30、 优选至少 45、 最优。
35、选至少 60 的 ( 线性 ) 弹性阶段 (elastic regime)( 线性弹性刚度已使用标准单轴拉伸试验进行测量 (对于描述， 参见ISO 13934-1:1999Textiles-纤维织物的拉伸性质部分1 ： 使用带状法 测定最大力和在最大力时的延伸率 )。这确保根据本发明的植入物在生理应变 (strain) 区内不显示塑性变形或破损 ( 在体内施加于植入物上的应变 )。例如， 对于天然心脏瓣膜， 已报道生理应变为60(Billiar&Sacks,(2000),Driessen等人， 2005)。 现有人造生物 瓣膜未能符合这些值， 显示在经戊二醛处理的猪瓣膜的舒张压增压期间最大应变。
36、在周向和 径向方向分别为 2-4和 3-10 (Adamczyk&Vesely， 2002)， 以及心脏瓣膜小叶中的平均应 变值为 4-10 (Sun 等人， 2005)。此外， 由于化学交联， 化学固定的各向异性组织被描述为 变得比新鲜组织更各向同性(Zioupos等人， 1994)以及具有较低顺应性(Broom等人， 1982 ； Schoen等人,1997 ； Billiar&Sacks,2000)。 显示在单轴拉伸试验中具有较短弹性阶段的商 购可得聚合物还显示在体外瓣膜试验设置中性能不足。因此， 对于在体内使用的植入物以 及实现要替换或修复组织的功能而言， 扩展的弹性阶段是重要的。 0。
37、072 在本发明的植入物实施方案中， ( 基质材料的 ) 纤维具有优选的取向方向。优选 地， 植入物中的纤维以如下方式排列 ： 当植入植入物时纤维以大致上与血流垂直的方向排 列。 0073 优选地， 优选的纤维排列沿植入物虚轴的圆周方向， 其中在管状植入物的情况下 轴指向血流的方向。在心脏瓣膜小叶的情况下， 纤维优选以与如图 1 中描述的方式相同的 方式排列。 0074 此类取向可在制备植入物 ( 即用电纺 ) 期间被引入。此类纤维结构模拟天然组织 中的天然纤维排列， 例如天然心脏瓣膜中的吊床样胶原架构 ( 如在图 1 中所述， Sauren 等 人 1981) 和天然动脉中的螺旋胶原纤维取向。
38、 ( 如在图 2 中所述， 由 Holzapfel(2000)。 0075 通过模拟天然环境的胞外基质， 可使组织生长成具有良好的结构性质， 最终朝天 然样架构发展。 说 明 书 CN 104507509 A 9 7/10 页 10 0076 在本发明的实施方案中， 在优选纤维方向上的刚度和垂直于优选纤维方向的刚度 之间的线性弹性刚度比率为至少 2:1， 优选为至少 4:1， 更优选为至少 10:1， 甚至更优选为 至少 50:1。具有此类比率的植入物具有良好的结构性质， 同时仍提供供细胞在模拟天然环 境上生长的基质。 0077 在本发明的实施方案中， 植入物还包含生物活性化合物和 / 或造影。
39、剂。为了监测 植入物体内降解如何快速地进行以及为了判断组织工程学手术的最终成功， 可使造影剂存 在于植入物中。 例如， 所述造影剂可在相关临床成像技术中可见， 所述临床成像技术如计算 机断层摄影术 (CT)、 磁共振成像 (MRI) 和 / 或使用超声用于成像目的的超声诊断学 ( 或超 声检查法 )。优选的造影剂描述于申请号为 10193654 的欧洲专利申请中， 具有低于 40、 优选低于 20、 更优选低于 0的玻璃化转变温度 (Tg) 的氟化聚合物在 19F 磁共振成像 (MRI)中作为成像标记物或造影剂。 基于聚合物的总质量， 氟(19F)在氟化聚合物中的量优 选为至少 5wt。所述氟。
40、化聚合物包含至少一种选自下组的聚合物 ： ( 全 ) 氟化聚醚、 ( 全 ) 氟化聚酯、 (全)氟化聚(甲基)丙烯酸酯和(全)氟化多晶硅(polysilicone)， 优选(全) 氟醚。所述聚合物可掺入构成纤维状网络的聚合物中。可选地， 聚合物单独地存在于纤维 状网络中。 0078 可加入生物活性化合物以例如促进细胞浸润、 保留、 分化和增殖， 以及组织形成和 重塑。 0079 本发明还涉及用于制备具有包含一种或多种超分子化合物的基质材料的植入物， 优选如上所述的植入物的方法， 其中基质材料具有 60孔隙率， 优选 70 至 90孔隙率之 间， 所述方法包括以下步骤 ： 0080 - 提供模具。
41、 ； 0081 - 借助于一种或多种超分子化合物的电纺将基质材料应用于模具 ； 和 0082 - 从所述模具分离基质材料。 0083 所获得的植入物具有如上所述的相同优势。在本发明的实施方案中， 该方法还包 括向植入物或基质材料提供至少一种支撑结构的步骤。 0084 本发明还涉及卷曲的植入物， 优选如先前所述的根据本发明的植入物， 其可被卷 曲成相较于植入物在卷曲前(未卷曲)的直径为至多20的直径尺寸。 这能使植入物通过 微创手术容易提供。进一步的优势为 ： 由于植入物可被卷曲成其起始直径尺寸的 20， 所 以可将其提供至目前排除经由微创手术接受植入物的受试者， 因为例如他们的动脉太狭窄 以使。
42、根据现有技术的卷曲植入物不能通过。优选所述卷曲植入物为心脏瓣膜植入物。对根 据本发明的植入物的卷曲通过本领域已知方法实现。在实施例中给出卷曲的实例。 0085 本发明还涉及用于使瓣膜生长的方法， 包括向受试者(患者)提供植入物、 优选根 据本发明的植入物的步骤。所述植入物优选为根据本发明的植入物。该步骤的前面可以为 在受试者皮肤中制作切口的步骤。 0086 在将所述植入物植入于患者 ( 人或动物 ) 中后， 所述植入物能够在植入后和在细 胞向内生长发生之前发挥作用 ( 作为要生长的组织 )， 并且其中细胞向内生长在植入后发 生且所述基质材料随着时间而降解。 0087 将通过下列非限制性实例进一。
43、步阐述本发明。 所附权利要求还形成本申请描述的 一部分。 说 明 书 CN 104507509 A 10 8/10 页 11 实施例 0088 实施例 1 0089 植入物根据下列方法制备。将所需量的 PCL、 PCL 双脲或 PCL UPy 溶解于适当的溶 剂 / 溶剂混合物中， 搅拌直至溶解。将所得溶液以恒定流速 ( 随着时间而变的流动也是可 能的， 并将产生具有不同性质的支架 ) 递送至可带电的喷嘴， 通常， 这使用注射泵进行。将 高电压施加于喷嘴。 使用的电压差(正电压和负电压的组合)为10-20kV， 尽管以其它电压 生成纤维是可能的。放置通常呈圆筒形式的旋转收集器。将收集器连接于地。
44、面或负端子。 旋转速度通常为 100rpm。将纤维沉积于收集器上。所生成的植入物的长度和厚度受流动、 电压、 收集器旋转速度、 扫描和喷嘴速度影响。 在达到所需厚度后， 停止旋转且移除收集器。 将收集器中的植入物真空干燥， 退火(-37)过夜。 经由收集器、 通过将植入物浸泡于温水 (-37 ) 中来去除植入物， 尽管其它去除方法也可以。电纺纤维网格的 SEM 图像示于图 14 中。 0090 实施例 2 0091 根据 ISO5840:2005 测试根据实施例 1 方法获得的植入物。借助模拟循环系统、 通 过荷载生理上相关流动和压力来评估瓣膜植入物的血液动力学性能。图 7 示出使用的模拟 循。
45、环的图像。 安装于该模拟循环中的瓣膜或者经受肺动脉压力和流动或者经受主动脉压力 和流动。 实验中使用的流体为生理盐水溶液。 在上文所示的模拟循环系统中， 循环流体被计 算机 (PC) 控制活塞泵 (P) 替换。将活塞连接于伺服电机 (SM) 系统， 其受运动控制板控制。 活塞通过模型二尖瓣(MV)从储库填充左室腔(LV ； VLV1L)， 随后将流体通过动脉阀(AV) 喷射到 WindKessel(WK) 模型中， 该 WK 模型由两个电阻 (R1 和 R2) 和合规箱 (compliance tank)(C ； VC2L)组成。 流体从Windkessel模型通过硅胶管的一部分流回到储库。 。
46、通过动 脉阀的脉动流通过流量计 (Flow Meter)(FM1) 来测量。此外， 借助于 WindKessel 的硅胶管 出口上的钳式(Clamp-On)流量传感器(FM2)记录平均心输出量(Cardiac Output)。 使用压 力传感器记录心室压和动脉压(Pv和Pa)， 将压力传感器连接于桥式放大器(Picas,Peekel Instruments)。通过数据 - 采集板记录信号并将信号储存于 PC 的硬盘上。将内窥镜引入 体动脉， 高速彩色摄像机连接于内窥镜(M5)以在整个心搏周期以200Hz的帧速捕获瓣膜动 力学。随时间监测瓣膜压力和流动以评估瓣膜官能度。 0092 由 PCLbu。
47、 和 PCL 制备的瓣膜以 120/80mmHg 经受系统性条件 20 小时。所获得的结 果清楚显示 ： PCLbu( 图 3 和 4) 植入物具有比 PCL 植入物 ( 图 5 和 6) 更好的结果。 0093 图 4 和 6 的图片显示在试验开始时开放 ( 左上图片 ) 和闭合 ( 右上图片 ) 构型的 瓣膜以及 20 小时后开放 ( 左下图片 ) 和闭合 ( 右下图片 ) 的瓣膜。所测试的瓣膜的图片 清楚地显示 ： PCL 瓣膜受到损伤， 而 PCLbu 瓣膜在很大程度上保持未损伤。 0094 实施例 3 单轴拉伸试验 0095 将Zwick拉伸阶段连接于测量模块， 所述测量模块连接于P。
48、C。 必要准备后， 该系统 可用来检索例如生物组织条带的应力 - 应变特征。首先， 在拉伸阶段中利用两个夹钳固定 样品的两侧。 PC中的软件触发拉伸阶段， 从而拉伸样品。 在此拉伸期间， 记录位移和力， 随后 储存于TRA文件中。 根据补充有样本尺寸的该文件， 可使用Matlab.RT(干)、 grip-to-grip 分离 9mm， 延伸率 9mm/min， 20N 称重传感器来确定机械参数 ( 杨氏模量， 极限拉伸强度 说 明 书 CN 104507509 A 11 9/10 页 12 / 应变 )。 0096 使用宽度和厚度计算杨氏模量 Pa， 其是条带刚度的量度。 0097 ( 方程 。
49、1) 0098 FN 表示 “力” 且 lm 表示样品的长度 ( 长度 mm*10-3)。 0099 AOm2 指示样品在测试之前的横截面积 ( 宽度 mm* 厚度 mm*10-6)。 0100 图 8 示出 PCL 和 PCL- 双脲电纺支架沿着 ( 左侧 ) 和垂直于 ( 右侧 ) 主要纤维方 向的单轴拉伸试验结果， 显示弹性阶段 ( 直线 ) 在 2 种材料之间的明显差异。对于 PCL， 观 察到约 10应变的塑性变形和破损低于 15应变 ( 垂直 )。对于 PCL- 双脲， 在相同条件下 观察到在生理应变区 (11 天 )， 对于 PCL 双脲瓣膜观察到无疲劳损伤 ( 图 9A)。 0104 B) 导管疲劳试。