CN101305052B - 互穿网络和相关方法及组合物 - Google Patents

互穿网络和相关方法及组合物 Download PDF

Info

Publication number
CN101305052B
CN101305052B CN200680041970XA CN200680041970A CN101305052B CN 101305052 B CN101305052 B CN 101305052B CN 200680041970X A CN200680041970X A CN 200680041970XA CN 200680041970 A CN200680041970 A CN 200680041970A CN 101305052 B CN101305052 B CN 101305052B
Authority
CN
China
Prior art keywords
collagen
hydrogel
hydrogel material
polymer
ipn
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
CN200680041970XA
Other languages
English (en)
Other versions
CN101305052A (zh
Inventor
梅·格里菲思
李凤富
刘文广
梅尔达迪·拉法特
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
University of Ottawa
Ottawa Health Research Institute
Original Assignee
University of Ottawa
Ottawa Health Research Institute
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by University of Ottawa, Ottawa Health Research Institute filed Critical University of Ottawa
Publication of CN101305052A publication Critical patent/CN101305052A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN101305052B publication Critical patent/CN101305052B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/52—Hydrogels or hydrocolloids
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L101/00—Compositions of unspecified macromolecular compounds
    • C08L101/12—Compositions of unspecified macromolecular compounds characterised by physical features, e.g. anisotropy, viscosity or electrical conductivity
    • C08L101/14—Compositions of unspecified macromolecular compounds characterised by physical features, e.g. anisotropy, viscosity or electrical conductivity the macromolecular compounds being water soluble or water swellable, e.g. aqueous gels
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K47/00—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient
    • A61K47/30—Macromolecular organic or inorganic compounds, e.g. inorganic polyphosphates
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A61K9/0012—Galenical forms characterised by the site of application
    • A61K9/0048—Eye, e.g. artificial tears
    • A61K9/0051—Ocular inserts, ocular implants
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14—Macromolecular materials
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08F—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED BY REACTIONS ONLY INVOLVING CARBON-TO-CARBON UNSATURATED BONDS
    • C08F283/00—Macromolecular compounds obtained by polymerising monomers on to polymers provided for in subclass C08G
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08F—MACROMOLECULAR COMPOUNDS OBTAINED BY REACTIONS ONLY INVOLVING CARBON-TO-CARBON UNSATURATED BONDS
    • C08F283/00—Macromolecular compounds obtained by polymerising monomers on to polymers provided for in subclass C08G
    • C08F283/06—Macromolecular compounds obtained by polymerising monomers on to polymers provided for in subclass C08G on to polyethers, polyoxymethylenes or polyacetals
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08H—DERIVATIVES OF NATURAL MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08H1/00—Macromolecular products derived from proteins
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08J—WORKING-UP; GENERAL PROCESSES OF COMPOUNDING; AFTER-TREATMENT NOT COVERED BY SUBCLASSES C08B, C08C, C08F, C08G or C08H
    • C08J3/00—Processes of treating or compounding macromolecular substances
    • C08J3/24—Crosslinking, e.g. vulcanising, of macromolecules
    • C08J3/246—Intercrosslinking of at least two polymers
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L33/00—Compositions of homopolymers or copolymers of compounds having one or more unsaturated aliphatic radicals, each having only one carbon-to-carbon double bond, and only one being terminated by only one carboxyl radical, or of salts, anhydrides, esters, amides, imides or nitriles thereof; Compositions of derivatives of such polymers
    • C08L33/04—Homopolymers or copolymers of esters
    • C08L33/14—Homopolymers or copolymers of esters of esters containing halogen, nitrogen, sulfur, or oxygen atoms in addition to the carboxy oxygen
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L5/00—Compositions of polysaccharides or of their derivatives not provided for in groups C08L1/00 or C08L3/00
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L5/00—Compositions of polysaccharides or of their derivatives not provided for in groups C08L1/00 or C08L3/00
    • C08L5/04—Alginic acid; Derivatives thereof
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L5/00—Compositions of polysaccharides or of their derivatives not provided for in groups C08L1/00 or C08L3/00
    • C08L5/08—Chitin; Chondroitin sulfate; Hyaluronic acid; Derivatives thereof
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L89/00—Compositions of proteins; Compositions of derivatives thereof
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L89/00—Compositions of proteins; Compositions of derivatives thereof
    • C08L89/04—Products derived from waste materials, e.g. horn, hoof or hair
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L89/00—Compositions of proteins; Compositions of derivatives thereof
    • C08L89/04—Products derived from waste materials, e.g. horn, hoof or hair
    • C08L89/06—Products derived from waste materials, e.g. horn, hoof or hair derived from leather or skin, e.g. gelatin
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K47/00—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient
    • A61K47/30—Macromolecular organic or inorganic compounds, e.g. inorganic polyphosphates
    • A61K47/36—Polysaccharides; Derivatives thereof, e.g. gums, starch, alginate, dextrin, hyaluronic acid, chitosan, inulin, agar or pectin
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K47/00—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient
    • A61K47/30—Macromolecular organic or inorganic compounds, e.g. inorganic polyphosphates
    • A61K47/42—Proteins; Polypeptides; Degradation products thereof; Derivatives thereof, e.g. albumin, gelatin or zein
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A61K9/06—Ointments; Bases therefor; Other semi-solid forms, e.g. creams, sticks, gels
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08J—WORKING-UP; GENERAL PROCESSES OF COMPOUNDING; AFTER-TREATMENT NOT COVERED BY SUBCLASSES C08B, C08C, C08F, C08G or C08H
    • C08J2300/00—Characterised by the use of unspecified polymers
    • C08J2300/16—Biodegradable polymers
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L2205/00—Polymer mixtures characterised by other features
    • C08L2205/04—Polymer mixtures characterised by other features containing interpenetrating networks

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Polymers & Plastics (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Dispersion Chemistry (AREA)
  • Pharmacology & Pharmacy (AREA)
  • Ophthalmology & Optometry (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Materials Engineering (AREA)
  • Inorganic Chemistry (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Compositions Of Macromolecular Compounds (AREA)
  • Graft Or Block Polymers (AREA)
  • Addition Polymer Or Copolymer, Post-Treatments, Or Chemical Modifications (AREA)
  • Prostheses (AREA)
  • Processes Of Treating Macromolecular Substances (AREA)
  • Medicinal Preparation (AREA)

Abstract

本发明提供互穿聚合网络(IPNs)及相关方法和组合物。本发明的水凝胶材料包含两个或更多个聚合物网络的互穿网络，其中聚合物网络中至少一个基于生物聚合物。还提供了制备水凝胶材料的方法，其包括：将第一聚合物网络和第二聚合物网络组合，其中第一聚合物网络或第二聚合物网络基于生物聚合物。本发明还公开了由IPN水凝胶材料制得的装置和其用途。

Description

互穿网络和相关方法及组合物
发明领域
本发明涉及包含互穿聚合网络(interpenetrating polymeric network)的水凝胶(hydrogel)材料。更具体地，本发明涉及包含互穿聚合网络的水凝胶材料和其用途，以及由该水凝胶材料制造的装置，该互穿聚合网络中至少组分网络基于生物聚合物。
发明背景
组织工程是快速发展的领域，其包含许多旨在取代或恢复组织和器官功能的技术。组织工程中的关键目的是通过利用可整合到现存组织中的材料使缺陷组织再生，从而恢复正常的组织功能。因此组织工程需要能够支持细胞过度生长(over-growth)、向内生长(in-growth)或包裹(encapsulation)，和在很多情况下支持神经再生的材料。
美国专利No.5,716,633描述了促进上皮细胞生长的胶原-水凝胶，其通过在38℃于隐形眼镜模子中使用过硫酸铵和偏硫酸氢钠(sodiummetabisulfate)作为自由基引发剂由胶原(～0.12-0.14％(w/w))和甲基丙烯酸2-羟乙酯(HEMA)制得。使用乙二醇二甲基丙烯酸酯作为交联剂以仅仅交联HEMA。在此专利中，胶原浓度非常低，而且胶原未交联。在这样的体系中，胶原能被滤出(leach out)到周围的水介质中。
美国专利No.4,388,428描述了作为隐形眼镜材料的生物稳定的水凝胶，由胶原和烯式不饱和化合物及交联剂组成，所述交联剂例如经60Co辐照的N-异丙基丙烯酰胺和N，N-亚甲基双丙烯酰胺。胶原与合成聚合物之间存在一些键合。最后的胶原含量为约7％w/w。在此凝胶体系中，只有烯式不饱和化合物得到有效交联；通过1.0Mrd总剂量的γ辐照来仅仅轻微地交联了胶原。
美国专利No.4,452,929描述了水性涂层组合物，其中在最终的胶原-烯式不饱和化合物水凝胶中胶原的浓度为约1.5％。
已报道了增强视力的眼科材料的例子，所述材料当被移植时是不能生物降解的且允许角膜细胞和神经的再生。但是，尽管有这些性质，这些材料还缺少弹性(elasticity)和最适宜的韧性(toughness)以手术过程中容易操作，特别是在未达最佳标准的(suboptimal)条件下，如在发展中国家中。
因而，仍需要可用于眼科装置且具有手术过程中操作所需的弹性和韧性的材料。
提供该背景信息是为了公开本申请人认为与本发明可能有关的信息。未必意欲也不应理解为承认任何前述信息构成针对本发明的现有技术。
发明概述
本发明的目的是提供互穿聚合网络(IPNs)及相关方法和组合物。
依照本发明的一个方面，提供了包含两个或更多个聚合物网络的互穿网络的水凝胶材料，其中聚合物网络中的至少一个基于生物聚合物。
依照本发明的另一个方面，提供了制造本发明的水凝胶材料的方法，该方法包括将第一聚合网络与第二聚合网络组合，其中第一聚合网络或第二聚合网络基于生物聚合物。
依照本发明的另一个方面，提供了用于制造本发明的水凝胶材料的试剂盒(kit)，该试剂盒包括(i)两个或更多个聚合网络的互穿聚合网络，其中聚合网络中的至少一个是基于生物聚合物的；和(ii)制造它的说明书。
依照本发明的另一个方面，提供了由IPN水凝胶材料制得的装置及它们的制造方法，所述装置包括但不限于植入物(implant)(如角膜植入物)、角膜外置物(corneal onlays)、神经导管(nerve conduit)、血管、药物递送装置和导管(catheters)、治疗镜(therapeutic lens)、眼内镜(intraocular lens)。
附图简述
图1是根据本发明的一个实施方式的NiColl20/MPC IPN水凝胶的照片。
图2图示了根据本发明的具体实施方式的两种IPN的力学性质(强度、伸长和韧性)；
图3图示了与对照-I、对照-II、人角膜和兔角膜相比IPN-I和IPN-II的光学性质(％光透射率(％light transmission))。
图4图示了人上皮细胞在(a)IPN-I和(b)IPN-II水凝胶上的生长。
图5图示了IPN-II(EP10-11)水凝胶的表面上的神经生长。
图6是胶原-合成共聚IPN的照片。
图7是通过板层角膜移植术(lamellar keratoplasty)(局部层移植(partialthickness graft))植入Yucatan小种猪(mini-pig)的角膜的上述聚合物(EP10-11)的照片。
图8显示了基于硫酸软骨素的材料将内皮祖细胞(endothelial progenitorcell)(EPCs)运送至肌肉试验系统并获得将标记的EPCs(标记为绿色)经血管发生而参入血管，(A)在大鼠缺血后肢的骨骼肌中的EPCs(绿色标记的)的注射点(箭头)，(B)EPCs(箭头)从注入基质迁移到组织的放大图，(C)在血管组织中观察到EPCs(箭头)。
图9图示了与对照-1、对照-2、HPN-1(IPN-I)和HPN-2(IPN-II)相比HPN-3至HPN-5材料的力学性质(强度、伸长和韧性)；
图10图示了与HPN-1(IPN-I)、HPN-2(IPN-II)、人角膜和兔角膜相比HPN-3和HPN-7的光学性质(％光透射率)。
图11显示了接种后第6天人上皮细胞在(a)培养皿对照表面，(a)HPN-3水凝胶，(b)HPN-4水凝胶和(c)HPN-5水凝胶上的生长；
图12图示了具有不同的胶原对DMA比的水凝胶的最大强度，以kPa表示(±标准偏差)；
图13图示了对于各种胶原对DMA比的水凝胶的百分比破坏应变(percent breaking strain)(±标准偏差)；
图14图示了胶原对DMA比的模量，以kPa表示(±标准偏差)；
图15图示了胶原-DMA水凝胶的白光透射率；
图16显示了上皮细胞在胶原-DMA(3∶1w/w)水凝胶上的体外生长，第3天的光学图象显示了细胞融合；和
图17为藻酸盐(alginate)微球的扫描电子显微照片图像(平均直径300微米)。
图18图示了胶原和IPN水凝胶的体外生物降解。
图19显示了IPN(右侧栏)与交联的重组人胶原(中间栏)的对比，左侧栏显示未经处理的对照。
图19显示了在手术后6个月时与一组典型的未处理的、对侧的(contralateral)、对照角膜相比典型植入物的体内共聚焦图像。(EDC/NHS)交联的重组人胶原和医学级猪胶原-MPC IPNs都显示了神经在基质和上皮下神经网络中的再生(箭头)。
图20显示了藻酸盐-接枝在等经离子体处理的(plasma treated)胶原/壳聚糖IPN上对上皮粘连增殖的影响。A组：射频功率(RFP)＝0w；B组：RFP＝40w；C组：RFP＝100w。蓝条：0％藻酸盐；绿条：1％藻酸盐；橙条：5％。
发明详述
定义 除非另有定义，本文使用的所有技术和科学术语都具有与本发明所属领域的技术人员通常理解的相同的含义。
本文所用的术语“水凝胶”指交联的聚合材料，其显示在水或含水溶液中膨胀而不溶解的能力，并在其结构内保持显著部分的水或含水溶液。
本文所用的术语“聚合物”指由连接在一起的各个单体组成的分子。在本发明的上下文中，聚合物可包含“端对端(end-to-end)”连接以形成线性分子的单体，或可包括互相连接形成分支结构的单体。
本文所用的术语“生物-聚合物”指天然存在的聚合物。天然存在的聚合物包括，但不限于蛋白质和碳水化合物。术语“生物-聚合物”还包括天然存在的聚合物的衍生(derivatised)形式，其经过修饰以便于交联到本发明的合成聚合物。
本文所用的术语“合成聚合物”指非天然存在并通过化学或重组合成产生的聚合物。
本文所用的术语“互穿网络”或“IPN”指互穿聚合网络，其是两个或多个聚合物的组合其中每个聚合物形成网络。网络间存在缠结(entanglement)和相互作用。当在溶剂中膨胀时，没有一个聚合物会溶解于该溶剂中。
本文所用的“光学清晰的(optically clear)”指至少85％的白光透射率。在某些实施方案中，“光学清晰的”指与健康角膜相当的光学清晰度，例如具有超过90％的白光透射率和不足3％的散射。
本文所用的“角膜外置物(corneal onlay)”是眼科植入物或装置，其以一定大小和形状成形从而置于眼睛(例如人或动物的眼睛)的上皮或上皮细胞层与鲍曼氏膜(Bowman’s membrane)之间。与此相比，隐形眼镜被设置以置于眼的上皮上。角膜外置物可完全置于鲍曼氏膜上，或者它可包括延伸入鲍曼氏膜的一或多个部分。这些部分构成该装置的次要部分，如少于该装置面积或体积的50％。
本文所用的“角膜内置物(corneal inlay)”是被设置以置于眼的基质中的装置或植入物。可通过形成基质内的瓣(flap)或口袋而将角膜内置物置于基质内。角膜内置物置于眼的鲍曼氏膜下面。
本文所用的“全层(full-thickness)角膜植入物”指设置以替换眼睛的全部或部分不健康角膜的装置，其位于眼睛房水(aqueous humour)之前。
IPN水凝胶材料
本发明的IPN水凝胶材料包括适用于各种应用的IPN，这些应用包括但不限于临床、治疗、预防或美容应用。IPN水凝胶材料可用于在需要它的受试者中取代、恢复和/或者增加组织和/或器官功能。
本发明的IPN水凝胶材料的特征在于低细胞毒性或无细胞毒性、促进细胞和/或神经生长的能力、和/或成型性(moldability)。该材料还具有充分的机械和结构性质从而允许操作、移植等，其可包括缝合和安装后的损耗(wearand tear)。依照本发明的一个实施方式，使用模子制得由IPN水凝胶材料制造的装置。这样的装置包括但不限于模制的眼科外置物和植入物，它们被成型为所需的尺寸和形状。
依照本发明的具体的非限制性实例，将IPN材料用于眼科装置，其中此材料为安装所述装置的个体提供了一个或多个下列益处：(i)所需的折射率，(ii)所需的光学清晰度(对于可见光，光透射和光散射等于或优于具有相当厚度的健康人角膜材料)，(iii)所需的光强度，如视力增强的光强度，(iv)增强的舒适性，(v)增强的角膜的和上皮的健康，和(vi)治疗益处，例如在眼的疾病、病症或外伤的治疗中的治疗益处。依照该实施方式，本发明的材料可制成透明的或光学清晰的。还可模制该材料以包含视力矫正曲率(visioncorrective curvature)。
本发明的材料适用于眼科装置，部分地，因为它是(i)可成型的，如可模制的，以形成具有可接受的光强度的基质，(ii)有效促进神经穿过所述装置和/或在所述装置上的生长，并且(iii)可制成光学清晰的或视觉透明的。当所述装置是角膜外置物时，该装置有效促进在所述装置前表面上的上皮再形成(re-epithelialization)。
可制造本发明的IPN材料以允许其特定的应用所需的气体或营养物的扩散。例如，在角膜外置物的情况下，制备所述外置物的材料提供或允许鲍曼氏膜和上皮之间的气体和营养物交换，以维持存活的、全功能的上皮。这样的营养物包括葡萄糖和促进或增强细胞如上皮细胞的存活、生长和分化的因子或试剂。所述交换应相当于或优于健康人角膜的交换。可使用常用的技术监测所述材料对营养物和/或药物的透过性。另外，营养物和/或药物穿过所述材料的运动不应使所述材料的光学性质显著改变。所述外置物或透镜体(lenticles)是完全生物相容的，可使上皮与所述外置物迅速粘着，并允许神经支配(nerve innervation)和敏感性(例如接触敏感性)的恢复。
本发明的IPN水凝胶材料包括两个或更多个聚合网络的组合。聚合网络中的至少一个由生物-聚合物形成。第二个聚合物网络由合成聚合物或第二生物-聚合物形成。该材料可包括第三个或更多个由连续的IPN形成的聚合网络。例如，IPN材料与交联剂可以在第三种单体中溶胀从而在固化后形成另外的网络。第三种单体可以与第一种或第二种单体相同。
生物-聚合物
生物-聚合物是天然存在的聚合物和它们的衍生物，如蛋白质和碳水化合物。根据本发明，该材料包括网络形式的生物-聚合物或其衍生形式。用于本发明的合适的生物-聚合物的实例包括但不限于：胶原(包括I、II、III、IV、V和VI型)、变性的胶原(或明胶)、重组胶原、纤维蛋白-纤维蛋白原、弹性蛋白、糖蛋白、多糖(诸如但不限于藻酸盐、壳聚糖、N-羧甲基壳聚糖、O-羧甲基壳聚糖、N，O-羧甲基壳聚糖、透明质酸、硫酸软骨素和糖胺聚糖(或蛋白聚糖))、氧化多糖(诸如但不限于氧化硫酸软骨素、氧化藻酸盐和氧化透明质酸)。
用于本发明的合适的生物-聚合物可购自各种商业来源或可通过标准技术从天然来源制备。
基于下列的一个或多个性质选择生物-聚合物或其衍生物：(1)所述生物-聚合物是生物相容的并任选地促进细胞粘着和生长和/或促进神经生长；(2)所述生物-聚合物含有反应基团，所述反应基团能通过多种交联剂交联而形成IPN的一个组分，所述交联剂例如，但不限于EDC/NHS化学；(3)所述生物-聚合物能经由螯合离子交联以形成水凝胶，即网络的一个组分，或者通过pH或温度而物理交联。在一实例中，通过将Ca2+加入藻酸盐水溶液中而将藻酸盐交联形成水凝胶；(4)可选择衍生的生物-聚合物，例如氧化的多糖(氧化的硫酸软骨素含有醛基)，以交联另一生物-聚合物(如胶原)而形成IPN的一个组分；(5)所述生物-聚合物可与合成聚合物形成用于眼科装置用途的透明IPN。然而，也可将不透明IPN用于其它应用中，如巩膜斑(sclerapatch)或用于其它组织工程领域。
合成聚合物
形成合成聚合物的单体包括但不限于，例如各种烷基丙烯酰胺、水溶性聚乙二醇二丙烯酸酯、丙烯酸和它的衍生物、丙烯酸烷基酯(alkyl acylate)、甲基丙烯酸(methylacrylic acid)和它的衍生物、甲基丙烯酸烷基酯、甲基丙烯酸2-羟基乙酯、2-甲基丙烯酰氧乙基磷酸胆碱(2-methacryloyloxyethylphosphorylcholine)、乙烯基咯烷酮、糖单体(此处指可聚合的单体，其是衍生的单糖或衍生的寡糖，例如，甲基丙烯酸糖基氧乙基酯和2-甲基丙烯酰氧乙基葡糖苷)。所得的聚合物应该是生物相容的、生物安全的且易与生物-聚合物混溶的。
起始单体是亲水的且通常包含可聚合的双键。在某些情况下如当蛋白质作为生物聚合物诸如使用胶原作为其它组分以形成IPN时，聚合应发生在低于约37℃，或低于该蛋白的变性温度的温度。
生物活性剂
可制造本发明的IPN水凝胶材料以包含一种或多种生物活性剂。基于该材料的应用选择适当的生物活性剂或试剂组合。可掺入材料中的生物活性剂的非限制性实例包括，例如，生长因子、类视黄醇(retinoids)、酶、细胞粘附因子、细胞外基质糖蛋白(如层粘连蛋白(laminin)、纤连蛋白(fibronectin)、生腱蛋白(tenascin)等)、激素、成骨因子、细胞因子、抗体、抗原和其它生物活性蛋白，某些药物化合物以及肽，源自生物活性蛋白质的片段或基序(motifs)。生物活性剂还包括抗菌剂和抗病毒剂。
制备基于IPN的水凝胶材料的方法
如上所讨论，IPN是互穿聚合网络。在罐(pot)中顺序加入反应物，且交联反应同时发生。例如制备NiColl/MPC IPN(实施例I)：通过EDC/NHS交联胶原而形成一个聚合网络；通过PEG-二丙烯酸酯交联MPC而形成另一个聚合网络。这两聚合网络互相贯穿形成IPN。将单体和聚合物及交联剂的相对量控制在一定范围内以制得热力学相容的互穿聚合物网络，这对于装置的机械性能和任选地光学性能是重要的。一个组分过量可导致大尺寸的微域(micro domain)，引起明显的相分离，其损害了装置的性能。因而选择IPN中的组分的量应首先满足IPN的基本要求。可调整组分的比例从而制得用于眼科应用的透明IPN。也可调整组分的比例以满足最终水凝胶的力学性能。
测试基于IPN的水凝胶材料
依照本发明，为了适用于组织工程目的的体内植入，加入或没有加入生物活性剂的水凝胶材料必须在生理温度保持其形式，充分坚固地用于操作和缝合，基本上不溶于水，支持细胞的生长，且用作血管、导管或用于白内障手术的眼内镜是惰性的。所述材料能支持神经生长也是理想的。容易理解的是，对于某些专门的应用，所述材料可能需要其它特性。例如，对于外科目的，该材料可能需要是相对柔性的(flexible)并且足够强以支持使用缝线和针的外科手术操作，且对于眼科应用诸如角膜修复或置换，该材料的光学透明度(optical clarity)将是重要的。选择IPN材料的组分和它们的相对量从而提供所需的特性。
物理/化学测试
当用于组织工程应用时，材料必须显示出所需的机械性能以防止材料用于外科手术时被撕裂或破裂，并一旦就位(in place)就为在该材料内/或该材料的周围的细胞生长提供足够的支持。材料抵抗剪切力和撕裂的能力与其内在机械强度，材料的形式和厚度以及所施加的压力(tension)有关。
可通过利用两对镊子以相反的方向对试样施力来粗略地确定材料耐受剪切力或撕裂的能力。或者，可使用合适的工具来定量测定材料耐受剪切力的能力。用于该目的的张力计是商业上可得到的，例如来自MTS、Instron和Cole Parmer。
为进行测试，可将材料形成片并切成适当大小的条。或者，可将材料模制成用于组织工程目的所需的形状并可测试整个成型的材料。为计算可拉伸强度(tensile strength)，将该材料的破裂或“断裂(failure)”时的力除以测试样品的横截面积，得到以力(N)/单位面积表示的值。该材料的硬度(模量)可从应力/应变(stess/strain)曲线的线性部分的斜率算出。应变是在测试过程中长度的实时变化除以测试开始前测试样品的初始长度。破裂时的强度是测试样品在破裂时的最终长度减去初始测试样品的长度，除以此初始长度。
本领域熟练技术人员应理解的是，由于水凝胶的柔软性以及含水组分在受夹时渗出，难以从水凝胶获得有意义的拉伸数据。例如，可通过对成型的材料样品使用缝合拉开测定来获得水凝胶中拉伸强度的定量表征。通常，将缝合线置于离测试样品的边缘约2mm处，并测量为扯裂穿过样品的缝合线而需要施加的峰值力。例如，对于用于眼科应用的成型为人角膜的形状和厚度的材料的测试样品，可将两条完全相对的缝合线插入该材料中，这是眼部植入手术所需的第一步。这两条缝合线可随后以约10mm/min在适宜的仪器例如Instron Tensile Tester上拉开。计算该材料破裂时的强度，以及断裂伸长率和弹性模量(见例如，Zeng等，J.Biomech.，34：533-537(2001))。本领域熟练技术人员应理解的是，对于用于手术用途的材料，材料无需与哺乳动物组织一样强(即具有相同的抗撕裂能力)。在这些应用中，材料强度的决定因素是它是否是由仔细的和有经验的医师在适当位置进行缝合。
如需要，可利用标准技术测定水凝胶材料的低临界会溶温度(LCST)。例如，可通过以约0.2℃每分钟加热基质样品并目测浊点来计算LCST(见例如H.Uludag等，J.Appl.Polym.Sci.75：583-592(2000))。
可通过如下方法来测定材料的渗透性：使用标准技术例如使用渗透性小室(permeability cell)和/或原子力显微镜的PBS渗透性评估来评估材料的葡萄糖渗透性系数和/或平均孔径。
也可利用测定透射和散射的定制的仪器测定用于眼科应用的材料的光透射和光散射(见例如，Priest和Munger，Invest.Ophthalmol.Vis.Sci.39：S352(1998))。
体外测试
容易理解的是，该材料必须是非细胞毒性的或最低限度/可接受细胞毒性的并且是生物相容的以适于体内使用。可利用标准技术来评估该材料的细胞毒性，所述标准技术例如用于筛选诱变活性的Ames检测，用于筛选材料在哺乳动物细胞系中诱导基因突变的能力的小鼠淋巴瘤检测，体外染色体异常检测，其使用例如中国仓鼠卵巢细胞(CHO)来筛选由基质诱导的任何DNA重排或损伤。其它检测包括姊妹染色单体检测，其测定由基质诱导的染色体臂之间的任何交换；以及体外小鼠微核检测，其测定对染色体或对有丝分裂纺锤体的任何损害。这些以及其它标准检测的规程是本领域已知的，例如，参见OECD Guidelines for the Testing of Chemicals和由ISO开发的规程。
也可使用标准技术体外评估材料支持细胞生长的能力。例如，可将来自适当的细胞系的细胞(如人上皮细胞)直接接种在该材料上或该材料周围的适当支持物上。在合适的培养基的存在下生长适当时间长度后，对该材料进行共聚焦显微术和组织学检测以确定细胞是否生长在材料表面上和/或生长在材料中。
也可在体外评估该材料支持神经细胞向内生长的能力。例如，可将神经源(如背根神经节)包埋入材料周围的适当支持物中或直接插入该材料中。合适的支持物的实例可为基于软胶原的凝胶。然后可将来自适当细胞系的细胞直接接种在该材料上或该材料周围适当的支持物上，并可将材料在合适培养基的存在下保温预定的时间长度。检测该材料的神经生长将显示该材料支持神经向内生长的能力，所述检测直接进行和/或在神经特异性标记物存在下进行，例如通过免疫荧光法使用神经特异性荧光标记物和共聚焦显微术进行。
在评估材料支持细胞生长能力的实验中，可将生长补充物(growthsupplements)加入培养基，加入材料和加入两者。所用的具体生长补充物将取决于被评估的细胞的类型(例如，考虑水凝胶材料的预期应用)，并可由本领域熟练技术人员容易测定。例如，神经细胞的合适的补充物包括层粘连蛋白、乙酸视黄酯、视黄酸和神经细胞的神经生长因子。
体内测试
为检测该材料的生物相容性以及其支持细胞在体内生长的能力，可将该材料移植到用于免疫原性、炎症、释放和降解研究以及测定细胞生长的适当动物模型中。合适的对照动物可包括在评估中。合适的对照的实例包括，例如，没有经过手术的(unoperated)动物，接受了来自供体动物的类似大小的同种异体植入物的动物和/或接受了与标准的、接受的植入材料类似大小的植入物的动物。
在移植后的各个阶段，可进行活组织检查(biopsies)来评估在植入物表面和/或在植入物中的细胞生长，并可用组织学检测和免疫组织化学技术来确定神经向内生长是否出现以及炎性或免疫细胞是否存在于植入物的位点。例如，可使用本领域已知的各种细胞特异性染色来评估存在的细胞的类型以及各种细胞特异性抗体，例如可用于显示神经细胞的存在或不存在的抗神经丝抗体。此外，利用标准技术测定神经动作电位(nerve action potential)将提供神经是否有功能的指示。可使用体内共聚焦显微检查来在选定的术后时间监测动物中的细胞和神经生长。适当的时候，可通过本领域已知的技术，例如使用触觉测量计(esthesiometer)测定触觉敏感性。触觉敏感性的恢复显示有功能的神经的再生。
应用
本发明提供了一种IPN水凝胶材料，其是生物相容的和非细胞毒性的(或最低限度细胞毒性的)，且因此适合用作使体内组织再生的支架。例如，可将该材料用于植入患者体内来取代已经被破坏或去除的组织，用于伤口覆盖，作为组织封闭剂或粘合剂，作为皮肤代替品或角膜代替品，或者作为角膜贴面(corneal veneer)。该材料可在移植前模制成适当的形状，例如其可被预成型以填满组织被破坏或去除而留下的空间。该材料还可用作无需允许组织再生的支持物/支架，例如当其用作眼内镜或治疗镜时可以是理想的。
此外，本发明的IPN水凝胶材料可用于，例如i)使用角膜植入物移植；ii)通过角膜内置物、外置物、可植入的隐形眼镜、IOLs的屈光矫正(refractivecorrection)；iii)白内障手术-IOLs；iv)皮肤再造；任选地与纤维蛋白组合(以经由血管发生引起血管向内生长)；v)递送用于刺激干细胞生长和分化的药物、肽或生长因子(本发明的材料的此用途的具体实例包括，作为用于眼睛的绷带隐形眼镜或植入物，或者在抗衰老或再生应用(整容手术)中用于去除皱纹的比单独的胶原更长寿命的美容填料。在此点上，检测显示大鼠30天后的皮下的生物相容性和稳定性)，vi)递送基因工程细胞，如在血友病A的治疗中产生用于递送系统的因子VIII的骨髓干细胞；vii)神经支架，特别是加固纤维时；和viii)当需要支架时植入其它器官或组织中-例如心脏补片(cardiac patches)和软骨置换(cartilage replacement)。
虽然此应用主要涉及水凝胶材料，对于技术人员显然的是可将所述材料用作再造皮肤、心脏补片、包囊用于植入的基因工程细胞(例如用于血友病的产生因子VIII的细胞)和神经再造的基材。对于这些其它组织工程/再生医学应用，可加入生物活性因子、生长因子的组合、肽以区分这些基材。
在本发明的一个实施方式中，将所述材料预制成用于组织工程目的的适当形状。在另一实施方式中，将所述材料预制成全层人工角膜或者适用于角膜贴面的部分层材料。
依照本发明的另一实施方式，提供包含含有本发明的材料的主体的装置，当该装置置于个体内时所述材料有效促进了穿过主体的神经生长。例如当置于个体的眼内，所述材料能促进穿过主体的神经生长，从而允许接受一个或多个装置的角膜保持它们的触觉敏感性。在具体的实例中，其中该装置是用于置于个体眼内的眼科装置，该主体可成形以具有光学强度。因而，该主体可理解为透镜体。如本文所讨论的，可对该眼科装置进行设置，如尺寸化和成型，以成为角膜外置物、角膜内置物、或全层角膜植入物。在某些实施方式中，该眼科装置是不具有光学强度的屈光误差矫正装置。例如，依照本公开的屈光误差矫正装置可理解为能置于患者的角膜上皮和鲍曼氏膜之间，或患者的角膜基质内的空白(blanks)。
所述材料也可用作递送系统来将生物活性剂递送到患者体内的特定区域。一旦进入体内，生物活性剂例如通过扩散控制的工艺从所述材料中释放，或如果生物活性剂与所述材料共价结合，则通过从所述材料中酶、化学、或物理裂解并随后通过扩散控制的工艺释放。或者，生物活性剂可在所述材料内发挥其作用。
在本发明一实施方式中，将生物合成材料用作人工角膜。对于这种应用，将所述材料预制成全层人工角膜或者作为适用于角膜贴面的部分层材料。依照该实施方式，设计水凝胶以使其具有高的光透射和低的光散射。
试剂盒
本发明还涉及包含所述水凝胶材料的试剂盒。试剂盒包含“成品(ready-made)”形式的所述材料，并且它们可包含制备该材料所需的适当比例的各种组分。试剂盒可任选地还包含一种或多种生物活性剂。试剂盒可还包含使用说明，一种或多种合适的溶剂，用于辅助将最终材料组分注入或置于动物体内的一种或多种器具(例如注射器、吸液管、镊子、滴眼器(eyedropper)或类似的医药上允许的递送媒介物)，或它们的组合。试剂盒的各个成分可包装在分开的容器中。试剂盒还可包含管理生物产品的制备、使用或销售的政府机构规定的形式的注意事项(notice)，其反映了所述机构对用于人或动物应用的制备、使用或销售的许可。
为更好理解本文所述的发明，给出以下实施例。应理解这些实施例仅用于说明。因此，它们不应以任何方式限制本发明的范围。
实施例
实施例I-NiColl/MPC IPNs水凝胶
材料.Nippon胶原(猪皮)；0.625M吗啉代乙磺酸[MES，含茜素红S(Aalizarin Red S)pH指示剂(6.5mg/100ml水)]；1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳化二亚胺HCl(EDC)，N-羟基-琥珀酰亚胺(NHS)。MPC(2-甲基丙烯酰氧乙基磷酸胆碱)购自Biocompatibles International PLC(UK)。NaOH溶液(2N)；PEG-二丙烯酸酯(Mw＝575Da)；和过硫酸铵(APS)及N，N，N’，N’-四甲基乙二胺(TEMED)购自Sigma-Aldrich。
制备NiColl/MPC IPNs水凝胶.首先，在冰水浴中在连着塑料三通(Tee)的两个注射器中混合0.3ml的13.7wt％Nippon胶原溶液和0.1ml的0.625MMES。随后，将12.9mg的MPC(胶原对MPC的比为4∶1w/w)溶解于0.25ml的MES中，用100μl微量注射器将其中0.2ml注射到上面的混合物中。接着，用500μl微量注射器按对MPC的重量比为1∶2注射4.6μl的PEG-二丙烯酸酯。除非另外指出，PEG-二丙烯酸酯对MPC的比固定为1∶2。然后彻底混合该溶液。接着，经100μl微量注射器注入25μl的2％APS和TEMED溶液(溶于MES中)，然后按对胶原NH2的摩尔比为3∶3∶1注入57μl的EDC/NHS溶液(溶于MES中)。对于本研究还将EDC对胶原的比保持恒定。使用NaOH(2N)将pH调节至约5。将此均质的混合物浇铸到玻璃模具中，并室温100％湿度中保温16小时。将所得的模子转移至37℃的恒温箱中5小时，用于后固化(post-curing)。使用与此相同的方法制备具有胶原对MPC的比为1∶1、2∶1和3∶1的IPNs，表示为NiColl/MPC IPNs水凝胶。
如本实施例所用，术语NiColl/MPC IPN4-3，NiColl/MPC IPN3-3、NiColl/MPC IPN2-3和NiColl/MPC IPN1-3表示来自13.7％Nippon胶原，胶原：MPC的比分别为4/1、3/1、2/1和1/1的IPN凝胶。
表征
折射率(RI).使用VEE GEE折射计测定样品的RI。
光透射.使用定制设计的仪器来测量样品在白光、450nm、500nm、550nm、600nm和650nm的波长时的光透射。
机械性能.使用Instron机电检测器(型号3340)测定样品的应力、断裂应变和模量。样品尺寸为5mmx5mmx0.5mm。
水容量.根据下式计算样品的水含量：
(W-W0)/W％
其中W0和W分别表示干燥样品和溶胀样品的重量。
结果
折射率
表1列出了胶原水凝胶的折射率值。
表1.IPNI样品的RI
Figure S200680041970XD00141
*表示平均值±标准偏差(S.D.)
光透射
表2总结了光透射结果。
表2.光透射
Figure S200680041970XD00142
Figure S200680041970XD00151
NiColl/MPC IPN1-3已变为不透明的。
机械性能
表3示出了IPN样品的力学性能。NiColl/MPC IPN4-3显示了高至360KPa的断裂应力(break stress)。
表3.力学性能
Figure S200680041970XD00152
平衡水含量
还测量了胶原凝胶的平衡水含量(表4)
表4.平衡水含量
生物相容性试验
体外生物相容性试验显示上述IPN水凝胶很好地促进了上皮细胞生长，且比对照(培养平板)更大程度地促进上皮细胞生长。
体内研究表明含IPN的胶原/MCP支持神经生长。
图19显示了与一组典型的未处理的对侧的对照角膜相比，典型植入物在手术6个月后体内共聚焦图像。(EDC/NHS)交联的重组人胶原和医药级猪胶原-MPC IPN都显示神经在基质和上皮下神经网络中的再生(箭头)。这比较了IPN(右侧栏)与交联的重组人胶原(中间栏)和左手栏未处理的对照。这些结果显示虽然IPN是显著的合成组分，但在允许神经再生方面IPN同单独的胶原(即完全天然聚合物)一样有效。
参考文献
1.Schrader ME and Loeb GL(Eds)，Modern approaches to wettabilty：theory and applications，Plenum Press，New York，pp 231-248(1992).
2.Konno T，Hasuda H，Ishihara K，Ito Y.Photo-immobilization of aphospholipid  polymer for surface modification.Biomaterials 2005，26：1381-1388.
3.Lewis AL，Crosslinkable coatings from phosphorylcholine-basedpolymers.Biomaterials 2001，22：99-111.
实施例II-NiColl/MPC IPNs水凝胶
进行本研究以表明通过以1.5的EDC/Coll-NH2比将胶原溶液的浓度从13.7％增加到20％来改变按实施例1所制得的IPN的特性的能力。另外，使用不含pH指示剂的MES。
材料.Nippon胶原(猪皮)；0.625M吗啉代乙磺酸[MES，不含pH指示剂]；1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳化二亚胺HCl(EDC)，N-羟基-琥珀酰亚胺(NHS)。MPC购自Biocompatibles International PLC(UK)。NaOH溶液(2N)；PEG-二丙烯酸酯(Mw＝575Da)；过硫酸铵(APS)；及N，N，N’，N’-四甲基乙二胺(TEMED)由Sigma-Aldrich提供。
制备NiColl/MPC IPNs水凝胶.
首先，在冰水浴中在连着塑料三通的两个注射器中混合0.3ml的20.0wt％Nippon胶原溶液和0.1ml的MES(0.625M)。接着，将12.9mg的MPC(胶原对MPC的比为4/1w/w)溶解于0.25ml的MES中，用100μl的微量注射器将其中0.2ml注射到上面的混合物中。接着，用500μl的微量注射器按对MPC的重量比为1∶2注射4.6μl的PEG-二丙烯酸酯。彻底混合该溶液。接着，经100μl微量注射器注入25μl的2％APS和TEMED溶液(溶于MES中)，然后按对胶原-NH2的摩尔比为1.5∶1.5∶1注入86μl的EDC/NHS溶液(溶于MES中)。将此均质的混合物浇铸到玻璃模具或塑料模具(厚度500μm)中，并室温100％湿度中保温16小时。将所得的模子转移至37℃的恒温箱中5小时，用于后固化。
如本文所用，NiColl20/MPC IPN指由20％胶原溶液制得的IPNs。
性能测量
折射率(RI).在VEE GEE折射计上测定样品的RI。
光透射.使用自己设计的仪器来测量水凝胶样品在白光、450nm、500nm、550nm、600nm和650nm波长时的透射。
机械性能.在Instron机电检测器(型号3340)上测定水凝胶样品的拉伸强度、断裂伸长和弹性模量。样品尺寸为5mm×5mm×0.5mm。
水含量.根据下式计算水凝胶的水含量(WA)：
(W-W0)/W×100％
其中W0和W分别表示干燥样品和溶胀样品的重量。
结果
折射率
由20％溶液制得的IPN水凝胶是澄清且均一的，(如图1所示)。折射率为约1.3519。
光透射
表5总结了光透射结果。
表5.光学性能
  波长：   白   450   500   550   600   650
  透射率(％)   87.9±2.2   81.1±2.2   83.1±2.2   83.2±2.2   84.9±2.2   86.6±2.2
机械性能
表6列出了凝胶的机械性能。与实施例1中制备的水凝胶相比，NiColl20/MPC IPN的拉伸强度和模量得到改善。重要的是，所述凝胶是柔韧的(flexible)但坚固的(hard)(例如，使用镊子不能将其破碎)。
表6.机械性能
Figure S200680041970XD00171
平衡水含量
平衡水含量为88.97％。
体外生物相容性试验显示NiColl20/MPC IPN水凝胶很好地促进了上皮细胞生长，且比对照(培养平板)更大程度地促进上皮细胞生长。
实施例III-用于增强视力的眼科装置的新型生物合成材料
本实施例中所述的组织工程材料是基本上坚固的可植入材料，其与先前已知的材料相比具有增强的韧性和弹性。尽管它们是基于胶原的，但它们也掺入了模仿人角膜中发现的天然细胞外基质分子(ECM)的仿生分子如壳聚糖，同时赋予显著增加的拉伸强度。另外，开发了混合交联系统(hybridcross-linking system)并用于胶原/壳聚糖支架的稳定化从而进一步增强材料的弹性和韧性。测试了这些增强材料的机械、光学和生物学性能。结果显示这些支架是坚韧的、弹性的、并在光学清晰度上优于人眼库角膜，且允许角膜细胞和神经的体外再生。
材料与方法
基材包括10％(w/v)不完全-胶原(atelo-collagen)I型和3％(w/v)壳聚糖的混合物。将由Nippon Ham(Japan)得到的冷冻干燥的猪胶原粉溶于冷水(无菌dd H2O)中，并在4℃搅拌得到10％(w/v)的浓度。还通过将壳聚糖粉末(由Fluka得到的MW 40000)溶解在0.2N盐酸(HCl)中并于4℃搅拌来制备3％(w/v)壳聚糖溶液。然后在交联前于注射器系统中按预定的比例混合这两种溶液从而制得均质的混合物。使用多种交联剂(即PEG二醛和EDC/NHS)开发具有特殊性能的互穿网络(IPNs)，该性能基于交联剂的类型和浓度和仿生组分(参见表7)。
基于胶原的角膜植入物(IPN-I)的制备.
通常，在Luer尖端玻璃注射器中将0.12ml的3％壳聚糖溶液加至0.6ml的10％胶原溶液中[壳聚糖∶胶原的摩尔比为0.5∶1]。再使用Tefzel三通件将该组合物与0.4ml的MES缓冲液混合。然后在约0℃-4℃将该混合物与溶于0.35ml的MES缓冲液中的EDC/NHS交联剂[3∶1摩尔当量比的EDC∶NH2(在胶原/壳聚糖中)和1∶1摩尔当量比的EDC∶NHS]混合而无气泡滞留(entrapment)。通过在第一和第二注射器间经三通反复抽吸(pumping)将所述组合物完全混合。
将每个基本上均质的溶液的等分试样立即分配至500微米的植入物模具中，并首先在室温固化16小时，再在37℃固化16小时，这两个温度都处于100％的湿度环境中。在浸渍于磷酸盐缓冲盐水(PBS)中2小时后，仔细地从它的模具中分离出每个最终的植入物样品。最后在20℃将交联的植入物水凝胶浸渍于PBS溶液(0.5％于PBS中，含1％氯仿)中以终止(terminate)任何的反应性残基并提取出反应副产物。
IPN-I(EP10-2)：
使用1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳化二亚胺(EDC)和N-羟基-琥珀酰亚胺(NHS)交联胶原/壳聚糖混合物。在约5的酸性pH将胶原/壳聚糖混合物和EDC/NHS交联剂混合在一起，同时使用2-(N-吗啉代)乙磺酸(MES)缓冲液防止pH的波动。经充分混合后，将混合的组合物的部分置于模具中，并允许其在模具中固化而形成网络。
基于胶原的角膜植入物(IPN-II)的制备.
在Luer尖端玻璃注射器中将0.02ml的3％壳聚糖溶液加至0.6ml的10％胶原溶液[壳聚糖∶胶原的摩尔比为0.1∶1]中。然后使用Tefzel三通件将该组合物与0.4ml的MES缓冲液混合。然后在约0℃-4℃将该混合物与溶于0.35ml MES缓冲液中的混合交联剂[0.25∶1摩尔当量比的PEG∶NH2，4.5∶1摩尔当量比的EDC∶NH2和1∶1摩尔当量比的EDC∶NHS]混合而无气泡滞留。通过在第一和第二注射器间经三通反复抽吸而将所述组合物完全混合。
将每个基本上均质的溶液的等分试样立即分配至500微米的植入物模具中，并首先在室温固化16小时，再在37℃固化16小时，这两个温度都处于100％的湿度环境中。在浸渍于磷酸盐缓冲盐水(PBS)中2小时后，仔细地从它的模具中分离出每个最终的植入物样品。最后在20℃将交联的植入物水凝胶浸渍于PBS溶液(0.5％于PBS中，含1％氯仿)中以终止任何的反应性残基并提取出反应副产物。
IPN-II(EP10-11)：
使用包含PEG-二丁基醛(MW 4132Da来自Nektar Inc.)、1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳化二亚胺(EDC)和N-羟基琥珀酰亚胺(NHS)的混合交联系统将胶原/壳聚糖混合物交联。在约5的酸性pH将胶原/壳聚糖混合物和PEG-EDC/NHS混合交联剂混合在一起，同时使用2-(N-吗啉代)乙磺酸(MES)缓冲液防止pH的波动。经充分混合后，将混合后的组合物的部分置于模具中，并允许其在模具中固化而形成IPN-II。
结果
使用混合交联制备的IPN水凝胶具有足够的机械或结构性能以承受操作、移植，其可包括缝合和安装后损耗。如图2所示，它们机械上强于先前报道的由EDC/NHS交联的10％胶原制得的眼科材料(对照1与对照2)。例如，当IPN-I和IPN-II与对照1和对照2分别相比时，极限拉伸强度和韧性显著地增强。
通常，拉伸强度的增强，特别是当由增加交联剂引起时，与极限伸长率的降低相关(参见图2中对比于对照I的IPN-I的值)。这可能是对聚合物网络的流动性的额外限制所带来的影响。对比于对照II和IPN-I未观察到IPN-II水凝胶的这种行为。IPN-II水凝胶的所有机械性能包括弹性均得到增强。这很可能是由于将壳聚糖和PEG掺入胶原支架时形成了IP网络。与EDC/NHS产生的零-长度交联(zero-length cross-link)相反，PEG能产生长交联。这使得胶原分子更自由地移动，导致更有弹性的支架。
如表7所总结和图3所示，IPN水凝胶是光学透明的。它们提供对可见光的理想的光学清晰度，等于或优于健康人角膜和兔角膜的光透射和光散射。这两种材料都是非细胞毒性的。如图4(a)和(b)所示它们允许角膜上皮细胞的再生。图5表明在IPN-II上的神经生长。该材料看起来是神经友好的且允许神经在水凝胶上且很可能穿过水凝胶生长。
Figure S200680041970XD00211
至于EP10-11，发现水凝胶对白蛋白和葡萄糖的渗透率分别为1.67×10(exp-7)和2.8×10(exp-6)。
还研究了EPl0-11水凝胶以表明生物相容性/稳定性。将植入物置于大鼠皮下30天以测定生物相容性以及稳定性。在3个样品之一中观察到免疫细胞的一些浸润(infiltration)，但30天后样品仍保持完好，显示了稳定性。
进行了多种实验来评定三种菌种(金黄色葡萄球菌(Staphylococcusaeureus)、肺炎链球菌(Streptococcus pneumonia)和绿脓假单胞菌(Pseudomonas aeurogenosa)的生长。制得的角膜基质是蛋白质胶原和合成的基于N-异丙基丙烯酰胺的聚合物的复合物，该复合物模制成与人角膜相同的曲率和尺寸，具有天然角膜的光学清晰度。首先将每个合成的角膜体外缝合到死人的角膜边缘中，并评定角膜的缝合能力和拉伸强度。使用不同相对百分比的水、胶原和聚合物来制造10种不同的角膜构建体。每个构建体复制三组每组5个，并对每组注射入100μl(0.1ml)的提及的细菌的一种。注射后，将角膜室温保温24-48小时，并评定细菌的生长。
结果：在基于EPl0-11的角膜构建体中观察到比来自眼库的人角膜中更低的细菌计数。
图7是通过板层角膜移植术(局部层移植)移植入Yucatan小种猪的角膜内的EPl0-11的照片。500μm、5mm直径的移植物置于猪的角膜内(猪角膜的平均厚度为约700-1000μm)。
实施例IV-胶原/PAA IPN水凝胶
材料.Nippon胶原(猪皮)；0.625M吗啉代乙磺酸[MES，含茜素红S pH指示剂(6.5mg/100ml水)]；1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳化二亚胺HCl(EDC)，N-羟基-琥珀酰亚胺(NHS)。丙烯酸(AA)购自Aldrich。PEG-二丙烯酸酯(Mw575)，过硫酸铵(APS)及N，N，N’，N’-四甲基乙二胺(TEMED)由Aldrich提供。
胶原/PAA IPNs水凝胶的制备.第一步，在冰水浴中在与塑料三通相连的两个注射器中将0.3ml的10.0wt％Nippon胶原溶液和0.1ml的MES(0.625M)混合。第二步，经100μl的微量注射器将30μl的AA(胶原对AA的比为1∶1w/w)注射到上面的混合物中。第三步，经50μl的微量注射器以对AA的重量比为1∶5注射5.0μl的PEG-二丙烯酸酯。除非另外指出，PEG-二丙烯酸酯对AA的比固定为1∶5。然后彻底混合该溶液。第四步，经100μl微量注射器注射25μl的2％APS和TEMED溶液(溶于MES中)，然后以对胶原NH2的摩尔比为6∶6∶1注射57μl的EDC/NHS溶液(溶于MES中)。对于此系列也将EDC对胶原的比保持恒定。将此均质的混合物浇铸到玻璃模具中，并在室温及100％湿度保持16小时。然后将模具转移至恒温箱中用于在37℃后-固化5小时。所得的水凝胶是坚固而透明的。
实施例V-将药物、生物活性因子递送至眼睛的系统的材料用于角膜的应用
已开发了掺有生物活性肽或生长因子的生物合成材料。这些材料主要用作角膜代替品，该角膜代替品已显示促进角膜细胞的再生和切断的角膜神经的再生长，特别是在掺入生物活性的YIGSR(层粘连蛋白)肽后(Li等2003，2005)。还能使材料适用于生长因子的递送(Klenker等2005)。
目的是开发能用于将生物活性因子治疗性递送至角膜的两种不同模式之一的材料：1)经由可植入的递送系统(例如贴面、外置物、内植物、薄层移植物)；和2)经由治疗隐形眼镜。
在1984年开发了作为角膜绷带透镜的胶原角膜护罩，目前出售用于在白内障和屈光手术、全层角膜成形术和外伤性上皮缺陷后的眼表面保护。它们由猪或牛的胶原制得，且目前可得到具有分解时间(dissolution times)为12、24和72小时的三种不同的胶原护罩。理论、实验和临床证据支持胶原角膜护罩作为药品递送装置的作用和在促进上皮和基质康复的作用。
但是，这些装置的缺点包括它们相对短的寿命。最长可使用时间至多是72小时。另外，它们本质上是不透明的且是视觉闭塞的。因此这样的装置看起来未获得广泛使用。
隐形眼镜装置，除了光学指示之外，在现代眼科实践中具有广泛的治疗应用，诸如用于减轻痛苦、机械保护和结构支持、药品递送等等。
这些完全合成的水凝胶透镜不是由天然生物材料组成的，因此不是完全生物相容的。与合成绷带隐形眼镜有关的并发症从轻微到严重。实例包括角膜生理变化，其可导致上皮的、基质的和内皮的损害(compromise)、透镜沉积、过敏性结膜炎、巨乳突结膜炎、外周浸润(peripheral infiltrates)、微生物角膜炎和新血管化。
因此高度生物相容的、适于长期佩戴的也可加载药物的治疗隐形眼镜是非常适宜的。可基于两个主要的材料组制得合适的透镜。
·壳聚糖-合成聚合物IPN水凝胶透镜
壳聚糖，甲壳类的外骨骼的主要组成成分，最近已经在医学和制药应用中受到大量关注。已报道它促进了伤口愈合并且还具有抑菌的作用。约20年前，建议将壳聚糖作为隐形眼镜制造的优良材料，但是这没有成功因为壳聚糖不溶于中性水且壳聚糖凝胶不具有良好的机械强度。
如本文所述，将壳聚糖和壳聚糖衍生物用于开发作为用于移植的角膜替代物使用的材料。发现这些材料用于水凝胶具有优良的机械强度和弹性。还对它们在动物中进行了体外和皮下测试，目前正在啮齿类和猪模型中在LKP手术中对它们进行测试。
治疗隐形眼镜装置开发
依照本发明的一个方面，用于治疗用途的高度生物相容的绷带隐形眼镜具有下列特征：
1.促进伤口愈合
2.抑菌
3.能加载多种药物，诸如用于神经营养性角膜炎治疗的NGF-beta
4.长期佩戴至2-3星期或甚至更长
5.透明的(＞90％光透射率，＜3％散射)-允许视觉
这通过使用生物合成聚合物来实现，所述生物合成聚合物通过形成互穿网络而将壳聚糖的生物学特性与合成水凝胶的机械性能组合。通过加入胶原可以增强这些材料的性能。胶原涉及来自提取的动物来源的糖蛋白(例如猪不完全胶原(ateocollagen)或重组人胶原诸如可从Fibrogen得到的I型和III型胶原)。另外，可使用先前开发的方法掺入多种生物活性因子(例如肽、生长因子或药物)。
制造方法
使用了水溶性的壳聚糖和部分羧甲基化的壳聚糖。使用了合成的单体或交联剂，例如丙烯酸、PEG-二丙烯酸酯、甲基丙烯酸和乙烯基吡咯烷酮等。
·基于胶原的生物合成透镜
现已开发了一系列具有88.9％水含量、1.35折射率和约88％光透射率的胶原-合成共聚合IPN(对于500μm厚样品；参见图6)。
这些水凝胶所达到的机械性能如下所示：
Figure S200680041970XD00251
例如通过提高折射率，提高光透射率，或通过改进机械强度可能进一步改进这些水凝胶的特性。为了改进机械强度，可使用更高浓度的组分诸如胶原和合成单体来形成IPN或者可将水凝胶浸渍于含一种或多种单体的溶液中以形成一个或多个另外的聚合网络，因而水凝胶的强度应得到增强。已发现所述材料作为皮下植入物在体外和体内是生物相容的；并可作为角膜替代物植入和作为基材用于掺入生物活性因子。
通过使用本文所述的材料，可能制得生物相容的且促进伤口愈合和/或抑菌的隐形眼镜。这样的隐形眼镜可包括各种负载药物、生物活性肽和/或生长因子如用于神经营养性角膜炎治疗的NGF。而且，可将胶原掺入这种壳聚糖-合成透镜以增强生物相容性和药物装载。制得的隐形眼镜可任选地适用于长期佩戴至2-3星期或更长。
实施例VI-用于眼睛前室和后室的粘合剂
为了修补贯通角膜伤口，如角膜破裂，缝合已是一种成功的方法。但是，缝合有着某些缺点，如延长的手术时间和对手术技术的要求。缝合还可引起严重的拓扑变形和高度的散光。松动的缝合可携带细菌并引起炎症和组织坏死。另外，缝合会造成显著的不适。此外，非可生物降解的缝合线需要去除，这延长了对病人的追踪观察。
可将在多种组织粘合剂中发现类似应用的粘合剂细分为合成粘合剂(如氰基丙烯酸酯衍生物)和生物粘合剂(如基于纤维蛋白的粘合剂)。氰基丙烯酸酯衍生物是具有非常高的拉伸强度的化合物，其一接触到碱性物质如水或血液就迅速聚合形成强的结合。因为它们是合成的且非可生物降解的，因此它们通常用在外表面上且可引起炎性异物反应(foreign body reaction)，包括新血管化和组织坏死。在眼科学中，尽管已将氰基丙烯酸酯衍生物在各种其他眼科手术中试用，氰基丙烯酸酯衍生物主要还是用于处理角膜穿孔和严重稀化(severe thinning)。
相比之下，基于纤维蛋白的粘合剂具有较低的拉伸强度和较慢的聚合，但它们是生物的且可生物降解的。它们可用于表面覆盖层下(如结膜、羊膜)并引起最小限度的炎症。这些粘合剂已用于眼科来治疗角膜稀化和穿孔、眼表面病症和青光眼。最近，基于纤维蛋白的粘合剂已用于实施无缝合线的板层角膜移植术和将羊膜连结至裸的巩膜。不幸的是，因为纤维蛋白胶使用人凝血酶，这种血产品仍带有从污染的供体汇集物传染和病毒传播的风险。此外，基于纤维蛋白的胶的制备和应用明显比氰基丙烯酸酯胶更复杂。
天然生物聚合物或它们的衍生物可用于制作制备生物相容的、生物可降解的、高拉伸强度的、无毒性的和安全的组织粘合剂。可使用两组分胶，其中可通过修饰侧基来调节胶凝速度。也可将药物、生物活性肽和生长因子掺入胶凝系统用于持续释放。另外，因为可控制胶凝速度以及粘度，也可将此系统用于递送干细胞和祖细胞。
组织粘合剂具有两个组分：1)氧化硫酸软骨素和2)水溶性壳聚糖。一经混和，这两组分就通过硫酸软骨素上的醛基和壳聚糖上的胺基之间的反应形成胶或凝胶。可通过调节硫酸软骨素的邻近羟基的氧化程度来调节胶凝速度。
也可将药物、生长因子(例如NGF-beta)和生物活性肽(如层粘连蛋白、纤连蛋白、协同的P物质(syngistic substance P)和IGF-样肽的组合)掺入凝胶系统中用于持续释放。
如图8所示，可使用基于硫酸软骨素的材料将内皮祖细胞(EPCs)递送至肌肉试验系统并经血管发生将标记的EPCs(在下图中标为绿色)掺入至血管中。图8图示了基于硫酸软骨素的材料将内皮祖细胞(EPCs)递送至肌肉试验系统并经血管发生将标记的EPCs(在下图中标为绿色)掺入至血管中。(A)EPCs(标为绿色)在大鼠缺血性后肢的骨骼肌中的注射部位(箭头)，(B)EPCs(箭头)从注射基质迁移到组织中的放大图像，(C)在血管结构内观察到EPCs(箭头)。
参考文献
Klenkler B.J.，Griffith M.，Becerril C.，West-Mays J.，Sheardown H.(2005)EGF-grafted PDMS surfaces in artificial cornea applications.Biomaterials 26：7286-7296.
Li，F.，Carlsson，D.J.，Lohmann，C.P.，Suuronen，E.J.，Vascotto，S.，Kobuch，K.，Sheardown，H.，Munger，M.and Griffith，M.(2003)Cellular and nerveregeneration within a biosynthetic extracellular matrix：corneal implantation.Proc.Natl.Acad.Sci.USA 100：15346-15351.
Li，F.，Griffith，M.，Li，Z.，Tanodekaew，S.，Sheardown，H.，Hakim，M.andCarlsson，D.J.(2005)Recruitment of multiple cell lines by collagen-syntheticcopolymer matrices in corneal regeneration.Biomaterials 26：3039-104.
实施例VII-具有12.1％w/w胶原的重组人III型胶原-MPC IPN
第一步，在冰水浴中在与塑料三通相连的两个注射器中将0.3ml的12.1wt％III型胶原溶液和0.1ml的MES(0.625M)混合。第二步，将50mg的MPC(胶原对MPC的比为1∶1w/w)溶解于0.138ml的MES中，用100μl的微量注射器将其中0.1ml注射到上面的混合物中。第三步，用100μl的微量注射器以对MPC的重量比为1∶2注射16μl的PEG-二丙烯酸酯(Mw＝575)。然后彻底混合该溶液。第四步，经100μl微量注射器注射25μl的2％APS和TEMED溶液(溶于MES中)，然后以对Coll-NH2的摩尔比为3∶3∶1注射57μl的EDC/NHS溶液(溶于MES中)。将此均质的混合物浇铸到玻璃模具或塑料模具(厚度500μm)中，并在室温及100％湿度维持16小时。然后将模具转移至恒温箱中用于在37℃后固化5小时。
所得的水凝胶是坚固且光学清晰的，然而相同条件下制备的Nippon胶原/MPC胶原是不透明的。rhc III型的优点在于它能在很大范围的pH和交联剂含量保持透明。
实施例VIII-胶原或胶原水凝胶
如实施例III中，与先前已知的材料相比，此部分所述的眼科材料是基本上坚固的具有增强的韧性和弹性的可植入材料。尽管它们是基于胶原的，但它们也掺入了模仿人角膜中发现的天然胞外基质分子(ECM)的仿生分子如壳聚糖，同时赋予显著增加的拉伸强度。另外，开发了交联系统并用于胶原和胶原/壳聚糖支架的稳定化从而进一步增强材料的弹性和韧性。测试了这些增强材料的机械、光学和生物学性能。结果显示支架是坚韧的、有弹性的、并在光学清晰度上优于人眼库角膜，且允许角膜细胞和神经的体外再生。
材料和一般方法
基材包括10％(w/v)不完全-胶原I型和3％(w/v)壳聚糖的混合物。将由Nippon Ham(日本)获得的冷冻干燥的猪胶原粉溶于冷水中(无菌dd H2O)，并在4℃搅拌得到10％(w/v)浓度。还通过将壳聚糖粉(MW 400000从Fluka获得)溶于0.2N盐酸(HCl)并在4℃搅拌来制备3％(w/v)壳聚糖溶液。在交联前将这两种溶液以预定比率于注射器系统中混合而制得均质的混合物。将多种交联剂，如PEG-二丁醛(MW 3400Da，来自Nektar Inc)和1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳化二亚胺(EDC)和N-羟基琥珀酰亚胺，用于开发具有特殊性能的互穿网络，该特殊性能基于交联剂和仿生组分的类型和浓度(参见表8)。
实施例IX-制备EDC/NHS和PEG-二丁醛交联的胶原水凝胶(HPN-3)
在Luer尖端玻璃注射器中使用Tefzel三通件将0.6ml的10％胶原溶液和0.4ml的MES缓冲液混合。在约0℃-4℃使用溶于0.35ml MES缓冲液中的包含PEG-二丁醛和EDC/NHS的交联系统[0.36∶1摩尔当量比的PEG∶NH2，5.4∶1摩尔当量比的EDC∶NH2和1∶1摩尔当量比的EDC∶NHS]将该胶原混合物交联而无气泡滞留。在交联反应过程中使用MES缓冲液保持pH为5。通过在第一和第二注射器之间经三通反复抽吸而将所述组合物完全混合。
将每个基本上均质的溶液的等分试样立即分配至500微米的植入物模具中，并首先在室温固化16小时，再在37℃固化16小时，这两个温度都处于100％湿度环境中以形成HPN-3。在浸渍于磷酸盐缓冲盐水(PBS)中2小时后，仔细地从它的模具中分离出每个最终的植入物样品。最后在20℃将交联的植入物水凝胶浸渍于PBS溶液(0.5％于PBS中，含1％氯仿)中以终止任何的反应性残基并提取出反应副产物。
实施例X-制备EDC/NHS和PEG-二丁醛交联的胶原-壳聚糖水凝胶 (HPN-4)
在Luer尖端玻璃注射器中将0.036ml的3％壳聚糖溶液加至0.6ml的15％胶原溶液中[壳聚糖∶胶原的摩尔比为0.01∶1]。然后使用Tefzel三通件将该组合物与0.4ml的MES缓冲液混合。在约0℃-4℃使用溶于0.35mlMES缓冲液中的包含PEG-二丁醛和EDC/NHS的杂合交联系统(hybridcross-linking system)[0.3∶1摩尔当量比的PEG∶NH2，4.5∶1摩尔当量比的EDC∶NH2和1∶1摩尔当量比的EDC∶NHS]将该胶原/壳聚糖混合物交联而无气泡滞留。在交联反应过程中使用MES缓冲液保持pH为5。通过在第一和第二注射器之间经三通反复抽吸而将所述组合物完全混合。
将每个基本上均质的溶液的等分试样立即分配至500微米的植入物模具中，并首先在室温固化16小时，再在37℃固化16小时，这两个温度都处于100％湿度环境中以形成HPN-4。在浸渍于磷酸盐缓冲盐水(PBS)中2小时后，仔细地从它的模具中分离出每个最终的植入物样品。最后在20℃将交联的植入物水凝胶浸渍于PBS溶液(0.5％于PBS中，含1％氯仿)中以终止任何的反应性残基并提取出反应副产物。
实施例XI-制备EDC/NHS和PEG-二丁醛交联的胶原水凝胶(HPN-5)
在Luer尖端玻璃注射器中使用Tefzel三通件将0.6ml的15％胶原溶液和0.4ml MES缓冲液混合。在约0℃-4℃使用溶于0.35ml MES缓冲液中的包含PEG-二丁醛和EDC/NHS的杂合交联系统[0.36∶1摩尔当量比的PEG∶NH2，5.4∶1摩尔当量比的EDC∶NH2和1∶1摩尔当量比的EDC∶NHS]该胶原混合物交联而无气泡滞留。在交联反应过程中使用MES缓冲液保持pH为5。通过在第一和第二注射器之间经三通反复抽吸而将所述组合物完全混合。
将每个基本上均质的溶液的等分试样立即分配至500微米的植入物模具中，并首先在室温固化16小时，再在37℃固化16小时，这两个温度都处于100％湿度环境中以形成HPN-5。在浸渍于磷酸盐缓冲盐水(PBS)中2小时后，仔细地从它的模具中分离出每个最终的植入物样品。最后在20℃将交联的植入物水凝胶浸渍于PBS溶液(0.5％于PBS中，含1％氯仿)中以终止任何的反应性残基并提取出反应副产物。
实施例XII-制备PEG-二丁醛交联的胶原水凝胶(HPN-6)
在Luer尖端玻璃注射器中使用Tefzel三通件将0.6ml的20％胶原溶液和0.4ml的MES缓冲液混合。在约0℃-4℃使用溶于0.35ml MES缓冲液中的PEG-二丁醛[1∶1摩尔当量比的PEG∶NH2]将该胶原混合物交联而无气泡滞留。在交联反应过程中使用MES缓冲液保持pH为5。通过在第一和第二注射器之间经三通反复抽吸而将所述组合物完全混合。
将每个基本上均质的溶液的等分试样立即分配至500微米的植入物模具中，并首先在室温固化16小时，再在37℃固化16小时，这两个温度都处于100％湿度环境中以形成HPN-6。在浸渍于磷酸盐缓冲盐水(PBS)中2小时后，仔细地从它的模具中分离出每个最终的植入物样品。最后在20℃将交联的植入物水凝胶浸渍于PBS溶液(0.5％于PBS中，含1％氯仿)中以终止任何的反应性残基并提取出反应副产物。
实施例XIII-制备PEG-二丁醛交联的胶原水凝胶(HPN-7)
通常，在Luer尖端玻璃注射器中使用Tefzel三通件将0.6ml的20％胶原溶液和0.4ml的MES缓冲液混合。在约0℃-4℃使用溶于0.35ml MES缓冲液中的PEG-二丁醛[2∶1摩尔当量比的PEG∶NH2]将该胶原混合物交联而无气泡滞留。在交联反应过程中使用MES缓冲液保持pH为5。通过在第一和第二注射器之间经三通反复抽吸而将所述组合物完全混合。
将每个基本上均质的溶液的等分试样立即分配至500微米的植入物模具中，并首先在室温固化16小时，再在37℃固化16小时，这两个温度都处于100％湿度环境中以形成HPN-7。在浸渍于磷酸盐缓冲盐水(PBS)中2小时后，仔细地从它的模具中分离出每个最终的植入物样品。最后在20℃时将交联的植入物水凝胶浸渍于PBS溶液(0.5％于PBS中，含1％氯仿)中以终止任何的反应性残基并提取出反应副产物。
表8.HPN材料和它们的对照的组成和性能
  配制物代码   胶原供应商，初始浓度 XL/胶原当量比   壳聚糖∶胶原摩尔当量比   最大应力(kPa)   最大应变(％)   韧性(kPa)   体外上皮细胞生长   ％光透射(白光)
HPN-3   Nippon Ham，10％   EDC∶NHS∶PEG∶NH25.4∶5.4∶0.4∶1 0 276±25 40±6.1 35±6 良好 98±0.9
HPN-4   Nippon Ham，15％   EDC∶NHS∶PEG∶NH24.5∶4.5∶0.3∶1 0.01∶1 69±12 105±9 30±2   中等至良好   90.4±0.5
HPN-5   Nippon Ham，15％   EDC∶NHS∶PEG∶NH25.4∶5.4∶0.4∶1 0 216±45 71.5±6.7 65±7 良好 51.4±1.9
HPN-6   Nippon Ham，20％   PEG∶NH21∶1 0 - - - 可降解的   97.5±1.0
HPN-7   Nippon Ham，20％   PEG∶NH22∶1 0 - - - 可降解的   98.6±0.4
对照1   Nippon Ham，10％   EDC∶NHS∶NH23∶3∶1 0 72±9 52±2.8 13.9±2 优异 99±0.2
对照2   Nippon Ham，10％   EDC∶NHS∶NH26∶6∶1 0 153±23 27±2.7 13.6±3 优异 99±0.5
实施例XIV：由重组人I型胶原和EDC/NHS制备的胶原基质
在注射器混合系统中无气泡载入重组人胶原I型溶液(12.7％w/w)的等分试样。经隔膜从第二注射器添加计算体积的EDC和NHS(都为10％w/v，EDC∶胶原-NH2比＝0.4∶1；EDC∶NHS比＝1∶1)，再在0℃彻底混合。将最终溶液迅速分置于玻璃盘上以形成平膜。在100％湿度固化该平膜(在21℃24小时然后在37℃24小时)。用新鲜PBS将该膜洗涤三次，然后储存于含1％氯仿的PBS中以保持无菌状态。以同样的方式制备具有其它EDC/Coll-NH2比的凝胶。
表9  I型重组胶原水凝胶的机械性能
Figure S200680041970XD00311
实施例XV：由重组人III型胶原和EDC/NHS制备的胶原基质
在注射器混合系统中无气泡载入重组人胶原III型溶液(12.7％w/w)的等分试样。经隔膜从第二注射器添加计算体积的EDC和NHS(都为10％wt/vol，EDC∶胶原-NH2比＝0.4∶1；EDC∶NHS比＝1∶1)，再在0℃彻底混合。将最终溶液迅速分置于玻璃盘上以形成平膜。在100％湿度固化该平膜(在21℃24小时然后在37℃24小时)。用新鲜PBS将该膜洗涤三次，然后储存于含1％氯仿的PBS中以保持无菌状态。以同样方式制备具有其它EDC/Coll-NH2比的凝胶。
表10  III型胶原凝胶的机械性能
Figure S200680041970XD00321
实施例XVI：由重组人I型和III型二元胶原(dual collagen)与 EDC/NHS制备的角膜基质
在注射器混合系统中无气泡载入重组人胶原I型溶液(12.7％w/w)的等分试样并称重。在同一注射器混合系统中载入等重量的重组人胶原III型溶液(12.7％w/w)的等分试样从而在注射器混合系统中得到胶原I型和III型溶液的50/50wt/wt％溶液。经隔膜从第二注射器添加计算体积的EDC和NHS(都为10％(w/v)，EDC∶NH2比＝0.4∶1；EDC∶NHS比＝1∶1)，再在0℃彻底混合。将最终溶液迅速分置于玻璃盘上以形成平膜。在100％湿度固化该平膜(21℃24小时然后在37℃24小时)。用新鲜PBS将该膜洗涤三次，然后储存于含1％氯仿的PBS中以保持无菌状态。最终凝胶的水含量是93.3％。
表11  1∶1w/w比的I-III型凝胶的机械性能
表12  胶原基质变性温度的DSC结果
  EDC/Coll-NH2   I型，T初始℃   I型，T最大℃   III型，T初始℃   III型，T最大℃
  0.3   46.15   47.9   55.3   57.32
  0.4   56.01   58.58   58.05   60.59
  0.5   55.22   56.77   58.63   61.72
  0.6   55.87   58.38
  0.7   52.4
  12.7％I型溶液   37.65   45.52
表13  最终胶原基质的水含量
  EDC/Coll-NH2   III型，平均％  III型，标准偏差  I型，平均％  I型，标准偏差
  0.3   91.4  3  85.9  0.96
  0.4   89.9  2.7  89.6  1.8
  0.5   90.5  0.5  89.9  0.61
  0.6   88.3  1.8
  0.7   89.6  4.7
实施例XVII：胶原-合成互穿聚合网络
材料
Nippon胶原(猪皮)；0.625M吗啉代乙磺酸[MES，含茜素红S pH指示剂(6.5mg/100ml水)]；1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳化二亚胺HCl(EDC)，N-羟基-琥珀酰亚胺(NHS)。NaOH溶液(2N)；PEG-二丙烯酸酯(Mw575)；和过硫酸铵(APS)及N，N，N’，N’-四甲基乙二胺(TEMED)购自Sigma-Aldrich。
N，N-二甲基丙烯酰胺(99％)购自Sigma-Aldrich。通过使用购自Sigma-Aldrich的抑制剂去除剂除去抑制剂。
Coll-DMA IPNs水凝胶的制备
第一步，在冰水浴中在与塑料三通相连的两个注射器中混合0.3ml的13.7wt％Nippon胶原溶液和0.3ml的MES(0.625M)。第二步，用50μl的微量注射器将14.2μl的DMA(胶原对DMA的比为3/1w/w)注入上面的混合物中。第三步，经100μl的微量注射器以对DMA的重量比为1∶2注射6.14μl的PEG-二丙烯酸酯(Mn＝575)。除非另外指出，PEG-二丙烯酸酯对DMA的比固定为1∶2。然后彻底混合该溶液。第四步，经100μl微量注射器注射相对于DMA为1％的APS和1％的TEMED溶液(溶于25μl MES中)，然后以EDC∶NHS∶Coll-NH2＝3∶3∶1的摩尔比注射57μl的EDC/NHS溶液(溶于MES中)。对于此系列也将EDC对胶原的比保持恒定。将此均质的混合物浇铸到玻璃模具中，并在室温及100％湿度维持16小时。然后将模具转移至恒温箱用于在37℃后固化5小时。以同样的方法制备了胶原对DMA比为1∶1、2∶1和4∶1的Coll-DMA IPNs水凝胶。
水凝胶的特性
图12、图13和图14显示了所有DMA∶胶原＝1∶1、1∶2、1∶3和1∶4(w/w)的凝胶的拉伸、应变和模量结果。
图15显示了胶原-DMA水凝胶的白光透射结果。对除1∶1外的所有比率的凝胶，白光透射率大于90％，相当于或优于人角膜。
胶原-DMA水凝胶是非常生物相容的且支持上皮细胞的过度生长(参见图16)。在3天培养中上皮细胞发生融合。
实施例XVIII：含生物活性剂的眼科装置
掺有生物活性剂如抗菌剂、抗病毒剂或生长因子如神经营养因子(neutrophic factors)的水凝胶材料构成了先进装置，该先进装置可用于例如角膜移植或者作为治疗透镜用于药物递送或者伤口愈合。待混入IPN水凝胶的抗菌肽的实例包括但不限于：
肽#1：
酸-CGSGSGGGZZQOZGOOZOOZGOOZGY-NH2
肽#2：
酸-GZZQOZGOOZOOZGOOZGYGGSGSGC-NH2
这些肽包含Giangaspero等报道的基本肽序列(basic peptide sequence)(Giangaspero，A.，Sandri，L.，and Tossi，A.，Amphipathic alpha helicalantimicrobial peptides.A systematic study of the effects of structural andphysical properties on biological activity.Eur.J.Biochem.268，5589-5600，2001)。或者，或此外，可将防卫素掺入角膜基质。
将生物活性剂掺入角膜基质的方法：
可使用下列方法：
1.吸附和释放
将IPN水凝胶材料加至生物活性剂饱和溶液中从而允许生物活性剂渗入角膜基质。一旦建立平衡，可将角膜基质用作接目绷带透镜(ocular bandagelen)或植入物。
2.在基质中/上化学接枝
本方法相似于上面的方法1，但使用一种(或多于一种)化学品来促进肽在IPN水凝胶材料中/上的化学键接。对于植入物和用于药物递送的绷带透镜，载有生物活性肽的角膜基质是良好的。
3.将生物活性剂混入亳微-或微球中和将毫微-或微球混入基质中
本方法产生具有生物活性剂延长释放的IPN水凝胶。对于植入物和用于药物递送的绷带透镜，所得的基质是良好的。图17为制成用于包囊生物活性剂的藻酸盐微球的扫描电子显微术(SEM)图像。在载入生物活性剂后，将这些微球掺入基质用于药物延长释放。
制造藻酸盐微球的方法，藻酸盐球是依照文献制备的(C.C.Ribeiro，C.C.Barrias，M.A.Barbosa Calcium phosphate-alginate microspheres as enzymedelivery matrices，Biomaterials 25 4363-4373，2004)。
实施例XIX：胶原-MPC IPN水凝胶的体外生物降解
步骤：
将50-80mg的水合的水凝胶置于含5ml 0.1M PBS(pH 7.4)的小瓶中，然后是加入60μl的1mg/ml胶原酶(溶组织梭菌(Clostridium histolyticum)，EC 3.4.24.3，SigmaChemical Co.)。然后将小瓶保温在37℃的恒温箱中，并在不同时间间隔取出凝胶擦去表面水再称重。基于起始溶胀重量来跟踪水凝胶残余重量的时程(time course)。对于每种水凝胶样品测试了3种样本。根据下式计算水凝胶的残余质量百分数：
残余质量％＝Wt/Wo
式中Wo为水凝胶的起始重量而Wt为水凝胶在每个时间点的重量。
结果和讨论
胶原和IPN水凝胶的体外生物降解的时程
如图18所示，用EDC/NHS交联的猪胶原水凝胶降解非常快。3小时后，它完全降解了。掺入MPC和PEG减缓了降解速度，IPN-4-1和IPN-3-1分别在10小时和15小时后完全降解。进一步增加水凝胶中的MPC含量，即对于IPN-2-1和IPN-1-1，显著抑制了降解。48小时内，IPN-2-1的残余质量保持为约79％，而IPN-1-1只损失了6％的质量。48小时后，对它们的残余质量继续跟踪了7天。发现IPN-2-1和IPN-1-1水凝胶都保持它们的残余质量不变。因而IPN网络有效增强了胶原水凝胶的生物稳定性。
实施例XX：III型胶原-MPC IPN水凝胶的特性和体外生物降解
III型重组人胶原(rhc)-MPC IPN水凝胶的制备
第一步，在冰水浴中在与塑料三通相连的两个注射器中0.3ml的13.7wt％rhc III溶液和0.1ml的MES(0.625M)混合。第二步，用500μl的微量注射器将250μl的MPC溶液(在MES中，MPC/胶原＝2/1，w/w)注射入上面的混合物中。第三步，经100ml的微量注射器以对MPC的重量比为1∶2注射9.3ml的PEG-二丙烯酸酯。然后彻底混合该溶液。第四步，经100ml微量注射器注入25ml的2％APS和TEMED溶液(溶于MES中)，然后以对胶原-NH2的摩尔比为1∶1∶1注射19ml的EDC/NHS溶液(溶于MES中)。将此均质的混合物浇铸到玻璃模具中，并在N2下在室温及100％湿度维持24小时。然后将模具转移至恒温箱中用于在37℃后固化24小时。将产物编码为Coll-III-MPC-IPN2-1-1。
除了EDC/NHS/Coll-NH2＝3/3/1之外，以相同条件制备了其它rhcIII/MPC IPNs。编码Coll-III-MPC-IPN4-1-3、Coll-III-MPC-IPN3-1-3、Coll-III-MPC-IPN2-1-3、Coll-III-MPC-IPN1-1-3分别表示由rhc III/MPC＝4/1、3/1、2/1和1/1(w/w)得到的IPNs。
机械和光学性能
表14和15显示III型胶原-MPC IPN水凝胶的机械性能和光学性能.
表14.机械性能
样品   Coll-III-MPC-IPN4-1-3   Coll-III-MPC-IPN3-1-3   Coll-III-MPC-IPN2-1-3   Coll-III-MPC-IPN1-1-3   Coll-III-MPC-IPN2-1-1
  拉伸强度(KPa)   469.4±82.7   470.3±   481.4±95.5   456.9±66.4   805.1±14.4
  平均断裂应变(％)   25.50±3.91   31.14±5.23   33.77±8.59   20.16±7.29   34.11±11.49
  平均模量(MPa)   4.788±1.431   4.639±1.236   4.509±0.724   5.457±2.554   5.771±1.122
表15.光透射
Figure S200680041970XD00361
体外生物降解：
胶原III型-MPC IPN水凝胶的体外生物降解的方法与猪胶原-MPC IPN水凝胶相同。只测试了Coll-III-MPC-IPN2-1-1的体外生物降解。该凝胶在胶原酶溶液(12μg/ml)中稳定了至少20天。
实施例XXI：藻酸盐接枝的大分子
在本实施例中，我们开发了两-阶段等离子体-辅助的(plasma-assisted)表面改性技术以将藻酸盐大分子共价接枝到基于胶原的人造角膜基质的后表面从而防止内皮细胞附着和增殖。
冷冻干燥的猪I型胶原粉由Nippon Ham (Japan)得到，并将其容易地溶于冷水(无菌dd H2O)中，并在4℃搅拌得到10％(w/w)浓度。1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳化二亚胺(EDC)和N-羟基-琥珀酰亚胺(NHS)购自Sigma-Aldrich。通过将壳聚糖粉(MW 40,000Da从Fluka得到)溶解在0.2N盐酸(HCl)中并于4℃搅拌来制备3％壳聚糖溶液。
如表1所示，将10％胶原溶液、3％(w/w)壳聚糖溶液和EDC/NHS交联剂以预定的比例在注射器系统中混合在一起从而制得均质的混合物
表1角膜水凝胶的化学组成
交联剂    初始胶原白浓度    壳聚糖∶胶原    交联剂对胶原-NH2摩尔当量比
          (wt/v)％          摩尔比          EDC∶NHS∶NH2 *
EDC/NHS   10                1               3∶2∶1
由内皮细胞生长试验得到的结果显示藻酸盐表面接枝阻止了内皮细胞迁移和对角膜水凝胶的后表面的粘合。图20显示在接种后第5天附着于角膜材料的后表面的内皮细胞数作为基质材料、等离子体功率(plasma power)、藻酸盐溶液浓度的函数。当相比于对照表面观察到所有藻酸盐接枝表面对内皮细胞生长的普遍的抑制。对照未改性的表面在所有的图和表中以射频功率和藻酸盐浓度为0来表示。
如图20所示，通过描绘置信区间而显示组平均值的变异的区间图，在100W的等离子体功率和5％的藻酸盐浓度处理的表面显现出有效地抑制了99％的内皮细胞生长，而在40W的等离子体功率和5％的藻酸盐浓度处理的表面显现出阻止了约89％的内皮细胞生长。
本说明书提到的所有出版物、专利和专利申请指示了本发明所属领域的技术人员的技术水平，并且并入本文作为参考，其程度同于表示将每个单独的出版物、专利或专利申请具体地且单独地并入作为参考。
由此描述了本发明，但显然本发明可在许多方面变化。这些变化不应看作背离了本发明的精神和范围，且所有这样的修饰对于本领域技术人员而言都是显而易见的，并意欲包括在如下权利要求的范围内。

Claims (32)

1.包含两个或更多个聚合物网络的互穿网络的可移植的水凝胶材料，其中所述互穿网络包括：
(i)通过交联生物聚合物形成的第一网络，和与之缠结的
(ii)在所述生物聚合物存在下通过聚合单体形成的第二网络，
其中所述互穿网络在生理温度保持其形式。
2.权利要求1的水凝胶材料，其中所述生物聚合物为明胶、纤维蛋白-纤维蛋白原、弹性蛋白、糖蛋白、多糖、糖胺聚糖、蛋白多糖、或氧化多糖或它们的任意组合。
3.权利要求2的水凝胶材料，其中所述生物聚合物是胶原，所述胶原为I型胶原、II型胶原、III型胶原、IV型胶原、V型胶原、VI型胶原、变性胶原或重组胶原。
4.权利要求2的水凝胶材料，其中所述多糖为藻酸盐、壳聚糖、N-羧甲基壳聚糖、O-羧甲基壳聚糖、N，O-羧甲基壳聚糖、透明质酸或硫酸软骨素。
5.权利要求2的水凝胶材料，其中所述氧化多糖为氧化硫酸软骨素、氧化藻酸盐或氧化透明质酸。
6.权利要求1的水凝胶材料，其中至少一个所述聚合物网络基于合成的聚合物。
7.权利要求6的水凝胶，其中形成所述合成聚合物的单体为烷基丙烯酰胺、水溶性聚乙二醇二丙烯酸酯、丙烯酸和它的衍生物、丙烯酸烷基酯、甲基丙烯酸和它的衍生物、甲基丙烯酸烷基酯、甲基丙烯酸2-羟基乙酯、2-甲基丙烯酰氧乙基磷酸胆碱、乙烯基吡咯烷酮或糖单体。
8.根据权利要求1至7中任一项的水凝胶材料，其中所述材料的特征在于下列的至少一项：低细胞毒性，无细胞毒性，促进细胞和/或神经生长的能力，成型性，承受操作、植入、缝合和/或安装后损耗的能力。
9.根据权利要求1至7中任一项的水凝胶材料，还包含生物活性剂或药物。
10.根据权利要求8的水凝胶材料，还包含生物活性剂或药物。
11.根据权利要求1至7中任一项的水凝胶材料，其用作眼科外置物或植入物。 
12.根据权利要求8的水凝胶材料，其用作眼科外置物或植入物。
13.根据权利要求1至7中任一项的水凝胶材料，其用于药物递送。
14.根据权利要求8的水凝胶材料，其用于药物递送。
15.制备根据权利要求1至14中任一项的水凝胶材料的方法，该方法包括将第一聚合物网络和第二聚合物网络组合，其中第一聚合物网络和第二聚合物网络中的至少一个基于生物聚合物，且将所得反应混合物保持在适合形成互穿网络的条件下。
16.权利要求15的方法，其中所述第一和第二聚合物网络与至少一种交联剂组合。
17.权利要求15或16的方法，其中将所述反应混合物保持在酸性pH。
18.根据权利要求15或16的方法，其中将所述反应混合物置于模具中且使其固化。
19.根据权利要求17的方法，其中将所述反应混合物置于模具中且使其固化。
20.根据权利要求1至10中任一项的水凝胶材料用作使体内组织再生的支架的用途。
21.根据权利要求20的用途，其中所述水凝胶材料用于如下用途：植入患者体内来取代已经被破坏或去除的组织，用于伤口覆盖，作为组织封闭剂或粘合剂，作为皮肤代替品或角膜代替品，或者作为角膜贴面。
22.根据权利要求1至10中任一项的水凝胶材料用作眼内镜或治疗镜的用途。
23.根据权利要求1至10中任一项的水凝胶材料用于如下用途：i)使用角膜植入物的移植；ii)通过角膜内置物、外置物、可植入隐形眼镜、眼内镜(IOLs)的屈光矫正；iii)白内障手术-眼内镜(IOLs)；iv)皮肤再造；v)递送用于刺激干细胞生长和分化的药物、肽或生长因子；vi)递送基因工程细胞；vii)神经支架和viii)当需要支架时植入其它器官或组织中。
24.试剂盒，其包含权利要求1至14中任一项的水凝胶材料。
25.权利要求24的试剂盒，其任选地还包含：使用说明、一种或多种生物活性剂、一种或多种合适的溶剂，用于辅助的一种或多种器具，或它们的组合。
26.权利要求25的试剂盒，其中生物活性剂选自下组：生长因子、类 视黄醇、酶、细胞粘附因子、细胞外基质糖蛋白、激素、成骨因子、细胞因子、抗体、抗原、生物活性蛋白质，药物化合物、肽，源自生物活性蛋白质的片段或基序、抗菌剂和抗病毒剂。
27.包含根据权利要求1至14中任一项的水凝胶材料的装置，该装置适合施用于哺乳动物。
28.根据权利要求27的装置，其为眼科装置。
29.根据权利要求27或28的装置，其中所述的装置包含用于递送至所述哺乳动物的生物活性剂或药物。
30.根据权利要求29的装置，其中所述生物活性剂或药物分散于水凝胶中。
31.根据权利要求29的装置，其中所述药物包含分散在水凝胶材料内的毫微球-或微球中。
32.权利要求30的装置，其中生物活性剂为生长因子、类视黄醇、酶、细胞粘附因子、细胞外基质糖蛋白、激素、成骨因子、细胞因子、抗体、抗原、生物活性蛋白质，药物化合物、肽，源自生物活性蛋白质的片段或基序、抗菌剂或抗病毒剂。 
CN200680041970XA 2005-09-09 2006-09-11 互穿网络和相关方法及组合物 Expired - Fee Related CN101305052B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US71541105P 2005-09-09 2005-09-09
US60/715,411 2005-09-09
PCT/CA2006/001520 WO2007028258A2 (en) 2005-09-09 2006-09-11 Interpenetrating networks, and related methods and compositions

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN101305052A CN101305052A (zh) 2008-11-12
CN101305052B true CN101305052B (zh) 2012-10-10

Family

ID=37836182

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN200680041970XA Expired - Fee Related CN101305052B (zh) 2005-09-09 2006-09-11 互穿网络和相关方法及组合物

Country Status (10)

Country Link
US (1) US20080317818A1 (zh)
EP (2) EP2535041A1 (zh)
JP (2) JP2009507110A (zh)
KR (1) KR101382083B1 (zh)
CN (1) CN101305052B (zh)
AU (1) AU2006289625B2 (zh)
CA (1) CA2621824C (zh)
HK (1) HK1125395A1 (zh)
SG (2) SG165337A1 (zh)
WO (1) WO2007028258A2 (zh)

Families Citing this family (185)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6302875B1 (en) 1996-10-11 2001-10-16 Transvascular, Inc. Catheters and related devices for forming passageways between blood vessels or other anatomical structures
US20070129761A1 (en) 2002-04-08 2007-06-07 Ardian, Inc. Methods for treating heart arrhythmia
US7617005B2 (en) 2002-04-08 2009-11-10 Ardian, Inc. Methods and apparatus for thermally-induced renal neuromodulation
US9636174B2 (en) 2002-04-08 2017-05-02 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Methods for therapeutic renal neuromodulation
US20070135875A1 (en) 2002-04-08 2007-06-14 Ardian, Inc. Methods and apparatus for thermally-induced renal neuromodulation
US20080213331A1 (en) 2002-04-08 2008-09-04 Ardian, Inc. Methods and devices for renal nerve blocking
US8150519B2 (en) 2002-04-08 2012-04-03 Ardian, Inc. Methods and apparatus for bilateral renal neuromodulation
MXPA05002669A (es) 2002-09-13 2005-08-19 Ocular Sciences Inc Dispositivos y metodos para mejorar la vision.
AU2004285412A1 (en) 2003-09-12 2005-05-12 Minnow Medical, Llc Selectable eccentric remodeling and/or ablation of atherosclerotic material
US9713730B2 (en) 2004-09-10 2017-07-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Apparatus and method for treatment of in-stent restenosis
US8396548B2 (en) 2008-11-14 2013-03-12 Vessix Vascular, Inc. Selective drug delivery in a lumen
US7909867B2 (en) * 2004-10-05 2011-03-22 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Interpenetrating polymer network hydrogel corneal prosthesis
US7857849B2 (en) * 2004-10-05 2010-12-28 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior Iniversity Artificial corneal implant
US7857447B2 (en) * 2004-10-05 2010-12-28 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Interpenetrating polymer network hydrogel contact lenses
US20090088846A1 (en) 2007-04-17 2009-04-02 David Myung Hydrogel arthroplasty device
JP5219518B2 (ja) 2004-12-09 2013-06-26 ザ ファウンドリー， エルエルシー 大動脈弁修復
US8019435B2 (en) 2006-05-02 2011-09-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Control of arterial smooth muscle tone
CA2664879C (en) 2006-09-29 2015-03-24 Surmodics, Inc. Biodegradable ocular implants and methods for treating ocular conditions
ES2546773T3 (es) 2006-10-18 2015-09-28 Vessix Vascular, Inc. Energía de RF sintonizada y caracterización eléctrica de tejido para el tratamiento selectivo de tejidos diana
AU2007310991B2 (en) 2006-10-18 2013-06-20 Boston Scientific Scimed, Inc. System for inducing desirable temperature effects on body tissue
EP2455035B1 (en) 2006-10-18 2015-11-25 Vessix Vascular, Inc. Inducing desirable temperature effects on body tissue
CA2705369C (fr) 2007-11-14 2016-10-18 Ma.I.A Woundcare Biomateriau permettant la delivrance controlee d'actifs
FR2924615B1 (fr) * 2007-12-07 2010-01-22 Vivacy Lab Hydrogel cohesif biodegradable.
WO2009091728A2 (en) * 2008-01-14 2009-07-23 Coopervision International Holding Company, Lp Polymerizable contact lens formulations and contact lenses obtained therefrom
US20120209396A1 (en) 2008-07-07 2012-08-16 David Myung Orthopedic implants having gradient polymer alloys
AU2009279716A1 (en) 2008-08-05 2010-02-11 Biomimedica, Inc Polyurethane-grafted hydrogels
JP5271632B2 (ja) * 2008-08-08 2013-08-21 国立大学法人金沢大学 神経細胞死抑制作用をもつｖｉ型コラーゲン
WO2010056745A1 (en) 2008-11-17 2010-05-20 Minnow Medical, Inc. Selective accumulation of energy with or without knowledge of tissue topography
FR2938544B1 (fr) * 2008-11-20 2011-01-21 Univ Cergy Pontoise Materiaux sous forme de reseaux interpenetres de polymeres associant un gel de fibrine et un reseau de polyethylene glycol
KR100994747B1 (ko) * 2008-12-31 2010-12-07 주식회사 인터로조 습윤성이 향상된 하이드로젤 콘택트렌즈
EP2398577A2 (en) * 2009-02-19 2011-12-28 Bonner, Alex Garfield Porous interpenetrating polymer network
WO2010132857A1 (en) * 2009-05-14 2010-11-18 Central Michigan University Composition and method of preparation of polysaccharide gel-based artificial, biodegradable skin scaffolds
US20120142069A1 (en) * 2009-07-08 2012-06-07 Northwestern University Interpenetrating biomaterial matrices and uses thereof
CN102573813B (zh) * 2009-08-18 2013-11-06 国立大学法人东北大学 持续药物传递系统
US9987225B2 (en) 2009-09-30 2018-06-05 Ottawa Hospital Research Institute Crosslinked hydrogels and related method of preparation
AU2011238925B2 (en) 2010-04-09 2016-06-16 Vessix Vascular, Inc. Power generating and control apparatus for the treatment of tissue
US9192790B2 (en) 2010-04-14 2015-11-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Focused ultrasonic renal denervation
US8473067B2 (en) 2010-06-11 2013-06-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation and stimulation employing wireless vascular energy transfer arrangement
CN101891946B (zh) * 2010-07-17 2012-07-04 厦门大学 一种具有dn-l结构的增强生物水凝胶及其制备方法
US9084609B2 (en) 2010-07-30 2015-07-21 Boston Scientific Scime, Inc. Spiral balloon catheter for renal nerve ablation
US9358365B2 (en) 2010-07-30 2016-06-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Precision electrode movement control for renal nerve ablation
US9408661B2 (en) 2010-07-30 2016-08-09 Patrick A. Haverkost RF electrodes on multiple flexible wires for renal nerve ablation
US9463062B2 (en) 2010-07-30 2016-10-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Cooled conductive balloon RF catheter for renal nerve ablation
US9155589B2 (en) 2010-07-30 2015-10-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Sequential activation RF electrode set for renal nerve ablation
CA2808528A1 (en) 2010-08-27 2012-03-01 Biomimedica, Inc. Hydrophobic and hydrophilic interpenetrating polymer networks derived from hydrophobic polymers and methods of preparing the same
CN101942198B (zh) * 2010-09-03 2012-05-23 东华大学 多孔硅水凝胶互穿网络（ipn）膜的制备方法
EP3675082B1 (en) 2010-10-01 2022-03-16 Applied Medical Resources Corporation Portable laparoscopic trainer
US8974451B2 (en) 2010-10-25 2015-03-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve ablation using conductive fluid jet and RF energy
US9220558B2 (en) 2010-10-27 2015-12-29 Boston Scientific Scimed, Inc. RF renal denervation catheter with multiple independent electrodes
US9028485B2 (en) 2010-11-15 2015-05-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-expanding cooling electrode for renal nerve ablation
US9668811B2 (en) 2010-11-16 2017-06-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Minimally invasive access for renal nerve ablation
US9089350B2 (en) 2010-11-16 2015-07-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation catheter with RF electrode and integral contrast dye injection arrangement
US9326751B2 (en) 2010-11-17 2016-05-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Catheter guidance of external energy for renal denervation
US9060761B2 (en) 2010-11-18 2015-06-23 Boston Scientific Scime, Inc. Catheter-focused magnetic field induced renal nerve ablation
US9023034B2 (en) 2010-11-22 2015-05-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal ablation electrode with force-activatable conduction apparatus
US9192435B2 (en) 2010-11-22 2015-11-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation catheter with cooled RF electrode
US20120157993A1 (en) 2010-12-15 2012-06-21 Jenson Mark L Bipolar Off-Wall Electrode Device for Renal Nerve Ablation
WO2012100095A1 (en) 2011-01-19 2012-07-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Guide-compatible large-electrode catheter for renal nerve ablation with reduced arterial injury
KR101240133B1 (ko) 2011-01-27 2013-03-11 서울대학교산학협력단 히알루론산과 알지네이트를 포함하는 상호관입고분자망목 구조의 세포전달용 지지체의 제조방법
US9211256B2 (en) 2011-03-08 2015-12-15 The Johns Hopkins University Wound healing compositions comprising biocompatible cellulose hydrogel membranes and methods of use thereof
US8871016B2 (en) 2011-08-03 2014-10-28 The Johns Hopkins University Cellulose-based hydrogels and methods of making thereof
US9175153B2 (en) 2011-03-08 2015-11-03 The Johns Hopkins University Cellulose hydrogel compositions and contact lenses for corneal applications
US20120259269A1 (en) 2011-04-08 2012-10-11 Tyco Healthcare Group Lp Iontophoresis drug delivery system and method for denervation of the renal sympathetic nerve and iontophoretic drug delivery
CN102229732B (zh) * 2011-05-11 2013-04-03 东华大学 基于半互穿网络结构的pH刺激响应性纳米水凝胶的制备
AU2012283908B2 (en) 2011-07-20 2017-02-16 Boston Scientific Scimed, Inc. Percutaneous devices and methods to visualize, target and ablate nerves
CN103813829B (zh) 2011-07-22 2016-05-18 波士顿科学西美德公司 具有可定位于螺旋引导件中的神经调制元件的神经调制系统
CA2848405C (en) * 2011-09-16 2020-06-30 Wake Forest University Health Sciences Fabrication of gelatin hydrogel sheet for the transplantation of corneal endothelium
WO2013052105A2 (en) 2011-10-03 2013-04-11 Biomimedica, Inc. Polymeric adhesive for anchoring compliant materials to another surface
US9186210B2 (en) 2011-10-10 2015-11-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices including ablation electrodes
EP2765940B1 (en) 2011-10-11 2015-08-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Off-wall electrode device for nerve modulation
US9420955B2 (en) 2011-10-11 2016-08-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Intravascular temperature monitoring system and method
US9364284B2 (en) 2011-10-12 2016-06-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Method of making an off-wall spacer cage
WO2013059202A1 (en) 2011-10-18 2013-04-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Integrated crossing balloon catheter
WO2013058962A1 (en) 2011-10-18 2013-04-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable medical devices
AU2012325987B2 (en) 2011-10-21 2017-02-02 Applied Medical Resources Corporation Simulated tissue structure for surgical training
EP3366250A1 (en) 2011-11-08 2018-08-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Ostial renal nerve ablation
US9119600B2 (en) 2011-11-15 2015-09-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Device and methods for renal nerve modulation monitoring
EP3335673A1 (en) 2011-11-21 2018-06-20 Biomimedica, Inc Systems for anchoring orthopaedic implants to bone
US9119632B2 (en) 2011-11-21 2015-09-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable renal nerve ablation catheter
CA2859967A1 (en) 2011-12-20 2013-06-27 Applied Medical Resources Corporation Advanced surgical simulation
CN102532566B (zh) * 2011-12-21 2013-09-25 四川大学 互穿网络复合水凝胶的制备方法
US9265969B2 (en) 2011-12-21 2016-02-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods for modulating cell function
JP5898336B2 (ja) 2011-12-23 2016-04-06 べシックス・バスキュラー・インコーポレイテッド 拡張可能なバルーン及び熱感知デバイスを備えた電極パッドを含むデバイス
WO2013101452A1 (en) 2011-12-28 2013-07-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Device and methods for nerve modulation using a novel ablation catheter with polymeric ablative elements
JP5939796B2 (ja) * 2011-12-28 2016-06-22 学校法人 関西大学 キチンまたはキトサンと合成高分子との複合体およびその製造方法
US9050106B2 (en) 2011-12-29 2015-06-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Off-wall electrode device and methods for nerve modulation
WO2013103956A1 (en) 2012-01-05 2013-07-11 President And Fellows Of Harvard College Interpenetrating networks with covalent and ionic crosslinks
CN102688525B (zh) * 2012-05-07 2013-11-27 东南大学 一种生物大分子水凝胶及其制备方法
WO2013169927A1 (en) 2012-05-08 2013-11-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation devices
CN102631711B (zh) * 2012-05-16 2014-03-26 金陵科技学院 一种水凝胶角膜接触镜药物载体
CN104540465A (zh) 2012-08-24 2015-04-22 波士顿科学西美德公司 带有含单独微孔隙区域的球囊的血管内导管
US9173696B2 (en) 2012-09-17 2015-11-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-positioning electrode system and method for renal nerve modulation
WO2014047411A1 (en) 2012-09-21 2014-03-27 Boston Scientific Scimed, Inc. System for nerve modulation and innocuous thermal gradient nerve block
WO2014047454A2 (en) 2012-09-21 2014-03-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-cooling ultrasound ablation catheter
KR102105979B1 (ko) 2012-09-26 2020-05-04 어플라이드 메디컬 리소시스 코포레이션 복강경 절차들을 위한 수술 훈련 모델
US10679520B2 (en) 2012-09-27 2020-06-09 Applied Medical Resources Corporation Surgical training model for laparoscopic procedures
EP3483862B1 (en) 2012-09-27 2021-03-03 Applied Medical Resources Corporation Surgical training model for laparoscopic procedures
US10835305B2 (en) 2012-10-10 2020-11-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation devices and methods
CN102895699A (zh) * 2012-11-19 2013-01-30 江南大学 一种用于皮肤创伤修复的复合水凝胶敷料的制备方法
EP3660816B1 (en) 2013-03-01 2021-10-13 Applied Medical Resources Corporation Advanced surgical simulation constructions and methods
WO2014163987A1 (en) 2013-03-11 2014-10-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for modulating nerves
WO2014143571A1 (en) 2013-03-11 2014-09-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for modulating nerves
CN103131054B (zh) * 2013-03-12 2015-05-13 武汉大学 一种高强度水凝胶
US9808311B2 (en) 2013-03-13 2017-11-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable medical devices
CN105228546B (zh) 2013-03-15 2017-11-14 波士顿科学国际有限公司 利用阻抗补偿的用于治疗高血压的医疗器械和方法
JP6220044B2 (ja) 2013-03-15 2017-10-25 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 腎神経アブレーションのための医療用デバイス
US10265122B2 (en) 2013-03-15 2019-04-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Nerve ablation devices and related methods of use
WO2014176304A1 (en) * 2013-04-25 2014-10-30 The University Of Akron One-pot synthesis of highly mechanical and recoverable double-network hydrogels
CN103272268B (zh) * 2013-05-16 2015-04-22 华南理工大学 一种抗菌角膜修复材料及其制备方法
KR102607634B1 (ko) 2013-06-18 2023-11-29 어플라이드 메디컬 리소시스 코포레이션 수술 절차들을 가르치고 실습하기 위한 담낭 모델
WO2014205399A1 (en) 2013-06-21 2014-12-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for renal nerve ablation having rotatable shafts
US9943365B2 (en) 2013-06-21 2018-04-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation balloon catheter with ride along electrode support
US9707036B2 (en) 2013-06-25 2017-07-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Devices and methods for nerve modulation using localized indifferent electrodes
JP6204579B2 (ja) 2013-07-01 2017-09-27 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 腎神経アブレーション用医療器具
EP3019106A1 (en) 2013-07-11 2016-05-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device with stretchable electrode assemblies
US10660698B2 (en) 2013-07-11 2020-05-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Devices and methods for nerve modulation
US9925001B2 (en) 2013-07-19 2018-03-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Spiral bipolar electrode renal denervation balloon
WO2015013205A1 (en) 2013-07-22 2015-01-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for renal nerve ablation
EP3024405A1 (en) 2013-07-22 2016-06-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve ablation catheter having twist balloon
EP3025322B1 (en) 2013-07-24 2018-09-05 Applied Medical Resources Corporation First entry model
US10198966B2 (en) 2013-07-24 2019-02-05 Applied Medical Resources Corporation Advanced first entry model for surgical simulation
EP4049605A1 (en) 2013-08-22 2022-08-31 Boston Scientific Scimed Inc. Flexible circuit having improved adhesion to a renal nerve modulation balloon
WO2015035047A1 (en) 2013-09-04 2015-03-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Radio frequency (rf) balloon catheter having flushing and cooling capability
WO2015032985A1 (en) * 2013-09-09 2015-03-12 Uab Ferentis Transparent hydrogel and method of making the same from functionalized natural polymers
CN105530885B (zh) 2013-09-13 2020-09-22 波士顿科学国际有限公司 具有气相沉积覆盖层的消融球囊
WO2015055661A1 (en) * 2013-10-14 2015-04-23 Uab Ferentis Surface modification of collagen hydrogels
EP3057488B1 (en) 2013-10-14 2018-05-16 Boston Scientific Scimed, Inc. High resolution cardiac mapping electrode array catheter
US11246654B2 (en) 2013-10-14 2022-02-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Flexible renal nerve ablation devices and related methods of use and manufacture
EP3057520A1 (en) 2013-10-15 2016-08-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device balloon
US9770606B2 (en) 2013-10-15 2017-09-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Ultrasound ablation catheter with cooling infusion and centering basket
US10945786B2 (en) 2013-10-18 2021-03-16 Boston Scientific Scimed, Inc. Balloon catheters with flexible conducting wires and related methods of use and manufacture
CN105658163B (zh) 2013-10-25 2020-08-18 波士顿科学国际有限公司 去神经柔性电路中的嵌入式热电偶
EP3071236A4 (en) 2013-11-20 2017-05-24 Trustees of Boston University Injectable tissue supplement
KR101664444B1 (ko) * 2013-12-13 2016-10-12 재단법인 유타 인하 디디에스 및 신의료기술개발 공동연구소 생분해성 의료용 접착제 또는 실란트 조성물
CN103655002A (zh) * 2013-12-13 2014-03-26 无锡合众信息科技有限公司 一种水凝胶人工晶体及其制备方法
US9512279B2 (en) * 2013-12-18 2016-12-06 Universite Cegy-Pontoise Interpenetrating polymer network
EP3091922B1 (en) 2014-01-06 2018-10-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Tear resistant flex circuit assembly
CN106572881B (zh) 2014-02-04 2019-07-26 波士顿科学国际有限公司 热传感器在双极电极上的替代放置
US11000679B2 (en) 2014-02-04 2021-05-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Balloon protection and rewrapping devices and related methods of use
ES2891756T3 (es) 2014-03-26 2022-01-31 Applied Med Resources Tejido diseccionable simulado
KR102665331B1 (ko) 2014-11-13 2024-05-13 어플라이드 메디컬 리소시스 코포레이션 시뮬레이션된 조직 모델들 및 방법들
WO2016100355A1 (en) * 2014-12-15 2016-06-23 The Regents Of The University Of Colorado, A Body Corporate Biocompatible hydrogels, systems including the hydrogels, and methods of using and forming same
EP3259107B1 (en) 2015-02-19 2019-04-10 Applied Medical Resources Corporation Simulated tissue structures and methods
ES2716924T3 (es) 2015-05-14 2019-06-18 Applied Med Resources Estructuras de tejido sintético para entrenamiento y estimulación electroquirúrgica
AU2016276771B2 (en) 2015-06-09 2022-02-03 Applied Medical Resources Corporation Hysterectomy model
EP3748610A1 (en) 2015-07-16 2020-12-09 Applied Medical Resources Corporation Simulated dissectable tissue
AU2016297579B2 (en) 2015-07-22 2022-03-17 Applied Medical Resources Corporation Appendectomy model
US11077228B2 (en) 2015-08-10 2021-08-03 Hyalex Orthopaedics, Inc. Interpenetrating polymer networks
ES2962620T3 (es) 2015-10-02 2024-03-20 Applied Med Resources Modelo de histerectomía
CA3005880A1 (en) 2015-11-20 2017-05-26 Applied Medical Resources Corporation Simulated dissectible tissue
JP7137213B2 (ja) * 2016-03-22 2022-09-14 プレジデント アンド フェローズ オブ ハーバード カレッジ 生体適合性接着剤およびその使用の方法
CN105833344B (zh) * 2016-04-26 2019-04-26 青岛慧生惠众生物科技有限公司 一种可注射水凝胶在制备眼内填充物中的应用
CN106243600B (zh) * 2016-06-03 2017-10-24 深圳市前海金卓生物技术有限公司 一种用于油水分离的基质
AU2017291422B2 (en) 2016-06-27 2023-04-06 Applied Medical Resources Corporation Simulated abdominal wall
CN113456889B (zh) * 2016-07-27 2022-06-28 珐博进(中国)医药技术开发有限公司 生物合成角膜
EP3291208B1 (en) * 2016-08-31 2020-09-30 Ricoh Company, Ltd. Hydrogel structure, blood vessel, internal organ model, practice tool for medical procedure, and method of manufacturing the hydrogel structure
WO2018069873A1 (en) 2016-10-13 2018-04-19 Hyderabad Eye Research Foundation Collagen and collagen like peptide based hydrogels, corneal implants, filler glue and uses thereof
AU2018220845B2 (en) 2017-02-14 2023-11-23 Applied Medical Resources Corporation Laparoscopic training system
US10847057B2 (en) 2017-02-23 2020-11-24 Applied Medical Resources Corporation Synthetic tissue structures for electrosurgical training and simulation
KR102634091B1 (ko) * 2017-07-27 2024-02-06 유니버시티 헬스 네트워크 생체 외 및 생체 내 조직 전도의 향상을 위한 생체재료를 포함하는 전도성 벤조산계 폴리머
CN107469139B (zh) * 2017-07-31 2021-01-22 河南工程学院 一种兼具有抗菌和消炎效果的高强度创伤敷料的制备方法
KR101944008B1 (ko) * 2017-09-18 2019-01-30 (주) 제이씨바이오 히알루론산을 포함하는 투명 하이드로겔 막 및 이를 이용한 콘택트렌즈
CN108144109A (zh) * 2017-12-28 2018-06-12 浙江海创医疗器械有限公司 一种含蜂蜜的互穿网络交联结构的水凝胶敷料
WO2019132604A2 (ko) 2017-12-29 2019-07-04 (주) 비이에프메디컬 인간 섬유연골 또는 탄성연골 재생용 조성물
US11116561B2 (en) 2018-01-24 2021-09-14 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Devices, agents, and associated methods for selective modulation of renal nerves
CN109021166A (zh) * 2018-07-03 2018-12-18 北京理工大学 一种简易快速制备高粘附作用力水凝胶双层膜的方法
US10869950B2 (en) 2018-07-17 2020-12-22 Hyalex Orthopaedics, Inc. Ionic polymer compositions
JP2020055916A (ja) * 2018-09-28 2020-04-09 Ｓｐｉｂｅｒ株式会社 モールド成形体、モールド成形体の製造方法、およびモールド成形体の柔軟性調整方法
CN109589455B (zh) * 2018-11-07 2022-02-15 山东大学第二医院 一种热变性胶原蛋白或热变性真皮支架替代物及制备方法
CN109481730B (zh) * 2018-11-27 2021-10-26 五邑大学 海藻酸钙/聚乙二醇(二醇)二丙烯酸酯三维纤维网络凝胶及其制备方法和应用
KR102449908B1 (ko) * 2018-11-30 2022-10-04 주식회사 넥스트바이오메디컬 생분해성 고분자를 포함하는 화학색전용 수화겔 입자
CN111481735A (zh) * 2019-01-25 2020-08-04 华中科技大学同济医学院附属协和医院 一种医用抗菌护创水凝胶敷料及其制备方法
CN110448727B (zh) * 2019-09-17 2021-10-19 南通大学 一种粘性水凝胶材料、免缝合人工神经导管及其制备方法
CN110743038B (zh) * 2019-11-06 2021-09-10 大连理工大学 一种双网络结构复合水凝胶及其制备方法和应用
CN110760076B (zh) * 2019-11-06 2022-04-08 大连理工大学 一种基于胶体颗粒-iPRF双网络结构的可注射、高强度复合水凝胶及其制备方法和应用
CN112108083A (zh) * 2020-09-09 2020-12-22 江南大学 一种n-烷基乳糖胺表面活性剂小分子水凝胶及其制备方法
WO2022104457A1 (en) * 2020-11-18 2022-05-27 The University Of British Columbia Protein hydrogels and methods for their preparation
CN113134113B (zh) * 2021-04-07 2022-07-01 赛克赛斯生物科技股份有限公司 可吸收止血流体明胶的制备方法及可吸收止血流体明胶
WO2022272090A1 (en) * 2021-06-24 2022-12-29 Rvo 2.0, Inc, D/B/A Optics Medical Hydrogel composition and methods of use
WO2022272107A1 (en) * 2021-06-24 2022-12-29 Rvo 2.0, Inc, D/B/A Optics Medical Corneal inlay implant
CN114381083B (zh) * 2021-12-17 2023-03-24 浙江理工大学上虞工业技术研究院有限公司 一种角膜接触镜用抗菌抗氧化水凝胶及其制备方法
CN114716724B (zh) * 2022-03-16 2023-08-22 华南理工大学 一种基于墨鱼骨的仿生智能水凝胶及其制备方法
CN114796620B (zh) * 2022-04-24 2023-09-29 广东顺德工业设计研究院(广东顺德创新设计研究院) 一种用作医用植入材料的互穿网络水凝胶及其制备方法和应用
CN114773692B (zh) * 2022-06-20 2022-09-27 北京智枢生物科技有限公司 一种可长期控制ngf释放的活性生物凝胶及其应用
CN117467074A (zh) * 2023-10-23 2024-01-30 苏州健雄职业技术学院 一种基于两性离子聚合物凝胶的生物降解纳米酶的制备与应用

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4678468A (en) * 1984-08-07 1987-07-07 Bio-Medical Co., Ltd. Cardiovascular prosthesis
US5644049A (en) * 1992-07-03 1997-07-01 M.U.R.S.T. Italian Ministry For Universitites And Scientific And Technology Research Biomaterial comprising hyaluronic acid and derivatives thereof in interpenetrating polymer networks (IPN)
CN1176272A (zh) * 1996-09-12 1998-03-18 翟光远 蓖麻油型互穿网络聚合物的制备方法
CN1241198A (zh) * 1996-12-20 2000-01-12 香港中文大学 新型高分子凝胶体及其应用
US6224893B1 (en) * 1997-04-11 2001-05-01 Massachusetts Institute Of Technology Semi-interpenetrating or interpenetrating polymer networks for drug delivery and tissue engineering
CN1537239A (zh) * 2001-06-27 2004-10-13 ZMS�������ι�˾ 来自半固体前体的生物医学模塑材料
CN1662192A (zh) * 2002-06-18 2005-08-31 利兰·斯坦福初级大学董事会 人造角膜

Family Cites Families (27)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4388428A (en) * 1981-07-20 1983-06-14 National Patent Development Corporation Biologically stabilized compositions comprising collagen as the major component with ethylenically unsaturated compounds used as contact lenses
US4452929A (en) 1983-09-09 1984-06-05 Celanese Corporation Water reducible epoxy based coating compositions
US4731078A (en) * 1985-08-21 1988-03-15 Kingston Technologies Limited Partnership Intraocular lens
US5112350A (en) * 1986-10-16 1992-05-12 Cbs Lens, A California General Partnership Method for locating on a cornea an artificial lens fabricated from a collagen-hydrogel for promoting epithelial cell growth and regeneration of the stroma
US5114627A (en) * 1986-10-16 1992-05-19 Cbs Lens Method for producing a collagen hydrogel
EP0491860B1 (en) * 1989-09-15 1997-01-15 Chiron Vision Corporation Synthetic material for supporting the attachment, growth and migration of epithelial cells, prosthetic device for subepithelial implantation and lens treated
US5112250A (en) * 1991-05-31 1992-05-12 Wang Tsan Chi T-type coaxial cable connector
US5632773A (en) * 1994-05-03 1997-05-27 Allergan, Inc. Biostable corneal implants
US5518732A (en) * 1995-02-14 1996-05-21 Chiron Vision, Inc. Bio-erodible ophthalmic shield
ES2268714T3 (es) * 1995-12-18 2007-03-16 Angiotech Biomaterials Corp. Composiciones de polimeros entrecruzados y metodos para su uso.
US5746633A (en) * 1996-01-22 1998-05-05 Jeffrey; Lawrence W. Personal flotation device
US5718012A (en) * 1996-05-28 1998-02-17 Organogenesis, Inc. Method of strength enhancement of collagen constructs
US6030634A (en) * 1996-12-20 2000-02-29 The Chinese University Of Hong Kong Polymer gel composition and uses therefor
US6113629A (en) * 1998-05-01 2000-09-05 Micrus Corporation Hydrogel for the therapeutic treatment of aneurysms
US6899889B1 (en) * 1998-11-06 2005-05-31 Neomend, Inc. Biocompatible material composition adaptable to diverse therapeutic indications
TW574302B (en) * 2001-08-10 2004-02-01 Ind Tech Res Inst A method for producing cross-linked hyaluronic acid-protein bio-composites
US6552172B2 (en) * 2001-08-30 2003-04-22 Habto Biotech, Inc. Fibrin nanoparticles and uses thereof
US6960617B2 (en) * 2002-04-22 2005-11-01 Purdue Research Foundation Hydrogels having enhanced elasticity and mechanical strength properties
US7476398B1 (en) * 2002-06-28 2009-01-13 Universite Laval Corneal implant and uses thereof
EP1741457A1 (en) * 2002-08-09 2007-01-10 Ottawa Health Research Institute Ocular implant
US20040147016A1 (en) * 2002-09-30 2004-07-29 Rowley Jonathan A. Programmable scaffold and methods for making and using the same
US7279174B2 (en) * 2003-05-08 2007-10-09 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent coatings comprising hydrophilic additives
CA2430185A1 (en) * 2003-05-28 2004-11-28 Heather D. Sheardown Ophthalmic biomaterials and preparation thereof
EP1753787B1 (en) * 2004-05-20 2016-10-19 Mentor Worldwide LLC Method of covalently linking hyaluronan and chitosan
US20060134170A1 (en) * 2004-08-13 2006-06-22 May Griffith Vision enhancing ophthalmic devices and related methods and compositions
US20060287721A1 (en) * 2004-10-05 2006-12-21 David Myung Artificial cornea
US7857849B2 (en) * 2004-10-05 2010-12-28 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior Iniversity Artificial corneal implant

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4678468A (en) * 1984-08-07 1987-07-07 Bio-Medical Co., Ltd. Cardiovascular prosthesis
US5644049A (en) * 1992-07-03 1997-07-01 M.U.R.S.T. Italian Ministry For Universitites And Scientific And Technology Research Biomaterial comprising hyaluronic acid and derivatives thereof in interpenetrating polymer networks (IPN)
CN1176272A (zh) * 1996-09-12 1998-03-18 翟光远 蓖麻油型互穿网络聚合物的制备方法
CN1241198A (zh) * 1996-12-20 2000-01-12 香港中文大学 新型高分子凝胶体及其应用
US6224893B1 (en) * 1997-04-11 2001-05-01 Massachusetts Institute Of Technology Semi-interpenetrating or interpenetrating polymer networks for drug delivery and tissue engineering
CN1537239A (zh) * 2001-06-27 2004-10-13 ZMS�������ι�˾ 来自半固体前体的生物医学模塑材料
CN1662192A (zh) * 2002-06-18 2005-08-31 利兰·斯坦福初级大学董事会 人造角膜

Also Published As

Publication number Publication date
AU2006289625B2 (en) 2013-08-29
EP1934289A2 (en) 2008-06-25
JP2009507110A (ja) 2009-02-19
JP5661722B2 (ja) 2015-01-28
CN101305052A (zh) 2008-11-12
AU2006289625A1 (en) 2007-03-15
HK1125395A1 (en) 2009-08-07
SG10201807556TA (en) 2018-10-30
CA2621824A1 (en) 2007-03-15
CA2621824C (en) 2014-10-07
WO2007028258A2 (en) 2007-03-15
JP2013039425A (ja) 2013-02-28
US20080317818A1 (en) 2008-12-25
SG165337A1 (en) 2010-10-28
WO2007028258A3 (en) 2007-11-08
EP2535041A1 (en) 2012-12-19
EP1934289A4 (en) 2011-07-20
KR101382083B1 (ko) 2014-04-10
KR20080065973A (ko) 2008-07-15

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN101305052B (zh) 互穿网络和相关方法及组合物
Khosravimelal et al. Hydrogels as emerging materials for cornea wound healing
KR101053792B1 (ko) 생체 합성 매트릭스 및 그의 용도
US10052350B2 (en) Fabrication of gelatin hydrogel sheet for the transplantation of corneal endothelium
US20120071580A1 (en) Suturable Hybrid Superporous Hydrogel Keratoprosthesis for Cornea
Zhang et al. Application of hydrogels in heart valve tissue engineering
EP3283510B1 (en) Collagen mimetic peptide
US20160144069A1 (en) Suturable hybrid superporous hydrogel keratoprosthesis for cornea
JP2011020001A (ja) 眼用器具及び関連した方法及び組成物
Long et al. Collagen–hydroxypropyl methylcellulose membranes for corneal regeneration
CA3079051C (en) Collagen and collagen like peptide based hydrogels, corneal implants, filler glue and uses thereof
US20100080840A1 (en) Hybrid superporous hydrogel scaffold for cornea regeneration
US20100303911A1 (en) Hydrogel systems
Wang et al. Injectable double-network hydrogel for corneal repair
US20210244659A1 (en) Compositions and methods for in situ-forming tissue constructs
Kadakia et al. Hybrid superporous scaffolds: an application for cornea tissue engineering
US20230263943A1 (en) Hydrogels for in situ-forming tissue constructs
Bhattacharjee et al. Significance of crosslinking approaches in the development of next generation hydrogels for corneal tissue engineering. Pharmaceutics 2021, 13, 319
US20230355844A1 (en) Electrospun Reinforced Suturable Artificial Cornea and Uses Thereof
Choi et al. Current design and advances of hydrogel for retinal tissue engineering and regenerative medicine
Becerril Rodriguez Design of a novel micro featured poly (glycerol sebacate) methacrylate (PGS-M) scaffold for corneal regeneration

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
REG Reference to a national code

Ref country code: HK

Ref legal event code: DE

Ref document number: 1125395

Country of ref document: HK

C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
REG Reference to a national code

Ref country code: HK

Ref legal event code: GR

Ref document number: 1125395

Country of ref document: HK

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20121010

Termination date: 20210911