CN101505723A

CN101505723A - 胶原支架、具有其的医用植入物以及使用方法

Info

Publication number: CN101505723A
Application number: CNA200780031074XA
Authority: CN
Inventors: Y·M·朱; F·穆西; T·J·科布
Original assignee: Shriners Hospitals for Children; University of South Florida
Current assignee: Shriners Hospitals for Children; University of South Florida
Priority date: 2006-06-22
Filing date: 2007-06-22
Publication date: 2009-08-12
Also published as: US20140073704A1; JP2009540936A; US9579422B2; EP2034955B1; EP2034955A4; WO2008105791A3; US10449270B2; CA2656044C; US8975372B2; EP2034955A2; WO2008105791A2; US20150174296A1; US20080020012A1; US20170173216A1; CA2656044A1; CN105327393A

Abstract

本发明涉及不可降解的三维有孔胶原支架和包覆物。这些支架可在用于植入体内的传感器周围制备。本发明的一种特定实施方式涉及可植入的葡萄糖传感器。包含本发明的胶原支架的传感器具有提高的生物适合性，这是通过在刺激血管发生的同时最小化组织反应来实现的。本发明还涉及制备本发明的胶原支架的方法。本发明还涉及在传感器外部的周围具有本发明的胶原支架的传感器。

Description

胶原支架、具有其的医用植入物以及使用方法

与相关申请的交叉引用

本申请要求2006年6月22日提交的美国临时申请序列号No.60/805,495的权益，该申请通过引用整体并入本文，包括任何数字、表、核酸序列、氨基酸序列和图。

政府支持

本申请是在National Institutes of Health Grant No.1R01EB001640-01的政府支持下进行的。政府享有本发明的某些权利。

发明领域

本发明涉及可植入的生物传感器和医用设备(device)。更具体地，本发明涉及用于可植入的传感器和/或其它医用设备的胶原支架覆盖物(covering)，以促进生物适合性。

发明背景

可长期植入的设备可能引起组织创伤或组织对异物的应答导致的炎症和/或纤维化。见，例如Reichert等人，Handbook of BiomaterialEvaluation，第28章Biosensors，第439-460页，(Von Recum A.，编辑)(1999)；Wisniewski等人，J AnaI Chem 2000；366(6-7)(第611-621页)。

植入的设备还可能导致其它不想要的生物反应。例如，近来研究者已经指出，药物包覆的支架可能导致不利反应，这在一些患者中造成血凝块形成。见Lagerqvist等人，Long-Term Outcomes withDrug-Eluting Stents versus Bare-Metal Stents in Sweden，New EnglandJnl.Of Medicine，2007年3月8日。

可能产生(invoke)不想要的生物反应的其它可长期植入的设备是生物传感器。例如，为了保持接近正常的血葡萄糖水平(70-120mg/dL)，糖尿病患者广泛使用无需处方出售的葡萄糖计，这需要一天数次刺手指来取血样。自我检测血葡萄糖(SMBG)的疼痛(Lee等人，2005)、不便以及不适通常是有效的患者依从和最优的糖尿病管理的阻碍。过去20年间，已经研究了多种类型的连续的葡萄糖监测系统，包括植入皮下组织的传感器(Moussy等人，1993；Johnson等人，1992；Koudelka等人，1991；Bindra等人，1991；Pickup等人，1989；Shichiri等人，1986；和Ertefai等人，1989)、植入血管床的传感器(Armour等人，1990；Frost等人，2002)以及在使用微渗析设备取样的组织液中测定葡萄糖浓度(Ash等人，1992；Meyerhoff等人，1992；Moscone等人，1992)。虽然已经报道了对可植入的葡萄糖传感器的若干研究，但人们认为，这些生物传感器都无法令人信赖地在长期植入期间连续监测葡萄糖水平。传感器功能的进行性丧失部分由于生物淤积，部分由于异物应答，例如炎症、纤维化，以及维管结构的丧失而发生(Reichert等人，1992；Reichert等人，1999；Sharkawy等人，2007)。一些研究者已经改良了传感器的表面，以降低体内的膜生物淤积。在降低蛋白质吸附的手段中，Quinn等人，1995使用了处于聚羟基乙基异丁烯酸酯(PHEMA)基质中的聚(乙二醇)(PEG)。鉴于PEG链趋向于与膜表面垂直竖立，它们提供了富含水的相，这抵挡了很多蛋白质分子的结合。Rigby等人，1995和Reddy等人，1997通过使用金刚石样碳——所谓的“惰性”材料来降低了蛋白质吸附。Shichiri等人，1988将藻酸盐/聚赖氨酸凝胶层掺入到传感器上。Shaw等人，1991报道了包覆有PHEMA/PU(聚氨基甲酸酯)的生物传感器的生物适合性的提高。Wilkins等人，1995和Moussy等人引入了NAFION(全氟磺酸)膜(杜邦(Du Pont))，来降低传感器表面的“生物淤积”，以及降低来自尿酸盐和抗坏血酸盐的干扰(Moussy等人，1993；Moussy等人，1994a；Moussy等人，1994b；Moussy等人，1994c)。Armour等人，1990用经交联的清蛋白来包覆它们的传感器尖端，Kerner等人，1993开发了包覆有纤维素的传感器，以提高传感器的血相容性。但是人们认为，这些手段都不能令人满意地用于长期稳定的葡萄糖监测。

胶原及其衍生的基质具有低抗原性、生物可降解性及良好的机械、止血和细胞结合性质，从而在生物医药领域(包括组织工程)广泛用作为天然聚合物(Sheu等人，2001；Pieper等人，2002；Chvapil等人，1973；Pachence等人，1996；和Lee等人，2001)。为设计出在开发用于生物医药工程的先进生物材料中使用胶原的策略，通常需要采用化学或物理交联策略赋予对酶促(胶原酶)降解的抗性和机械强度。有若干种策略可用于对基于胶原的生物材料进行交联。戊二醛(GA)是用于基于胶原的生物材料的最广泛使用的交联剂(Sheu等人，2001；Barbani等人，1995)。但是，GA及其反应产物与体内细胞毒性相关，这是因为交联副产物的存在以及与GA相连的胶原肽在酶促降解期间的释放(Huang-Lee等人，1990；van Luyn等人，1992)导致的。

为了避免体内细胞毒性以及与GA交联的胶原的随后钙化，已经针对作为潜在的胶原交联剂来检查了若干种备选的化合物(Khor等人，1997；Sung等人，1996)，例如聚环氧化物(polyepoxy)、1，6-己二异氰酸酯(HDMI)、1-乙基-3-(3-二甲基氨基-丙基)碳二亚胺(EDC)和紫外(UV)或γ-射线照射。Koob等人近来描述了一种用于用去甲二氢愈创木酸(NDGA)(具有抗氧化剂性质的植物化合物)来交联I型胶原纤维的工艺(Koob等人，2002a；Koob等人，2002b；Koob等人，2001a；和Koob等人，2001b)。Koob等人显示，NDGA显著改善了合成的胶原纤维的机械性质。此外，他们还显示，体内六周期间，经NDGA交联的胶原纤维并不引发异物(foreign body)应答，它们也不会刺激免疫反应。

交联的程度和对交联剂的选择还影响支架的孔隙率和孔径，并且可能影响纤维囊的厚度、血管密度和三维有孔支架中血管的位置(Joseph等人，2004)。大孔支架(超过60微米的孔径)允许毛细管的深度穿过，并且支持细胞外基质(ECM)。Sharkawy等人，1997显示，在大鼠中皮下植入四周后，经包裹的无孔植入物出现异物应答中典型的经良好组织的胶原基质，而有孔的聚乙烯醇(PVA)植入物则产生较少的纤维性和血管化的组织囊。

发明内容

本发明的实施方式提供了用于医用设备的生物适合的胶原覆盖物，以提供提高的生物适合性和/或降低的不良反应风险。本发明的实施方式可特别适合作为用于可长期植入的医用设备的覆盖物和/或支架。

一些实施方式涉及不可降解的、生物适合的、三维有孔胶原支架。这些支架可在用于植入体内的设备和/或传感器上形成或被放到其上和/或在其周围制备。本发明的一些特别的实施方式是可植入的葡萄糖传感器，在其外部表面上具有有孔胶原支架。本发明的包含胶原支架的传感器可具有提高的生物适合性，这通过在刺激血管发生的同时降低组织反应来实现。

本发明的其它一些实施方式涉及制备胶原支架的方法。可通过使用冷冻干燥方法，以及用不同浓度的至少一种戊二醛(GA)、1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳二亚胺(EDAC)和/或去甲二氢愈创木酸(NDGA)溶液对其进行交联，来制造三维有孔胶原支架。

本发明的一种实施方式涉及生物适合的胶原支架和/或包覆物(coating)，用于与可在人或动物体内或组织内植入的设备一起使用，其中，所述支架或包覆物包含插入所述支架或包覆物中的聚合物。

本发明的一种实施方式还涉及制备用于植入人或动物体内或组织内的设备的方法，所述方法包括：将生物适合的胶原支架或包覆物放到所述设备上，其中，所述支架或包覆物包含插入所述支架或包覆物中的聚合物。

本发明的一种实施方式还涉及提供具有生物适合的胶原包覆物或支架的可植入设备的方法，所述方法包括：

a)将可植入的设备结构与含胶原的溶液相接触；

b)干燥所述结构上的所述胶原溶液；以及

c)将所述结构的所述胶原包埋在聚合物基质中。

本发明的一种实施方式还涉及具有增强的生物适合性的、用于植入人或动物体内或组织内的设备，其中，所述设备包含生物适合的胶原支架和/或包覆物，所述支架和/或包覆物包含插入所述支架或包覆物中的聚合物。

附图简述

图1是根据本发明实施方式的、示例性的葡萄糖电极的传感元件的示意图，所述元件包覆有支架。

图2A-2B是根据本发明实施方式的、GA(图2A)和NDGA(图2B)交联胶原支架的化学机制的示意性阐述。

图3A-3C是扫描电子显微照片(SEM)，其显示了根据本发明的实施方式的示例性胶原支架的SEM形态。通过SEM来测定胶原支架的孔径。图3A显示了没有交联的胶原支架(200X；25.0kV)；图3B显示了用GA交联的胶原支架(200X；25.0kV)；图3C显示了用NDGA交联的胶原支架(200X；25.0kV)。

图4是经GA和NDGA交联的支架的吸水程度(％)和交联程度(％)的柱状图，其显示了根据本发明的实施方式的经GA和NDGA交联的支架的容积性质(bulk property)。结果以均值±SD(n＝3)来显示。

图5是％(原重量)对胶原酶处理时间(周)的柱状图，其显示了经GA和NDGA交联的支架在体外的胶原酶抗性。结果以均值±SD(n＝3)来显示。

图6A-6D是SEM，其显示了体外降解研究后支架的SEM形态。图6A显示了两周胶原酶处理后的经NDGA交联的支架(200X；25.0kV)；图6B显示了两周胶原酶处理后的经GA交联的支架(200X；25.0kV)；图6C显示了四周胶原酶处理后的经NDGA交联的支架(200X；25.0kV)；图6D显示了四周胶原酶处理后的经GA交联的支架(200X；25.0kV)。

图7A-7F是显示经GA和NDGA交联的支架在大鼠皮下组织中的体内稳定性的数码照片。图7A-7C：植入两周后；图7A显示了经NDGA交联的支架；图7B显示了经GA交联的支架；图7C(左侧)显示了经NDGA交联的支架；图7C(右侧)显示了经GA交联的支架。图7D-7F：植入四周后；图7D显示了经NDGA交联的；图7E显示了经GA交联的支架；图7F(左侧)显示了经NDGA交联的支架；图7F(右侧)显示了经GA交联的支架。

图8A-8D是可植入的葡萄糖传感元件的光显微数码图片(图8A显示了未被包覆的传感器；图8B显示了包覆有支架的传感器)和支架区域的SEM形态(图8C显示了表面；图8D显示了横截面)。

图9是电流(nA)对时间(分钟)的图，其显示了葡萄糖传感器从5mM到15mM葡萄糖浓度的电流计应答曲线(应答曲线1-未被包覆的传感器；应答曲线2-包覆有经GA交联的支架；以及应答曲线3-包覆有经NDGA交联的支架)。T_95％被定义为最大电流改变(I₁₅ _mM-I_5mM)的95％处的时间。

图10是电流(nA)对葡萄糖浓度(mM)的图，其显示了未被包覆的和经胶原支架包覆的葡萄糖传感器的电流计应答(2-30mM葡萄糖)。对照(无支架)以实心方块显示；经GA交联的支架以实心圆圈显示；经NDGA交联的支架以实心三角来显示。结果以均值±SD(n＝3)来显示。

图11是灵敏度的改变(％)对浸渍循环(dipping cycle)数的图，其显示了支架厚度对于葡萄糖传感器灵敏度的影响。结果以均值±SD(n＝3)来显示。

图12A-12L是随时间采集的数码图，其显示了生物传感器的炎症应答(直接植入-组织测定)。图12A-12F显示了经GA交联的支架：图12A(3天)；图12B(7天)；图12C(14天)；图12D(21天)；图12E(28天)；图12F(49天)。图12G-12L显示了经NDGA交联的支架：图12G(3天)；图12H(7天)；图12I(14天)；图12J(21天)；图12K(28天)；图12L(49天)。与经NDGA交联的支架相关的炎症较少。

图13显示了可植入的葡萄糖传感器。双虚线代表皮肤，双虚线左边显示的葡萄糖传感器的所有组分是植入皮肤中的；双虚线右边显示的葡萄糖传感器的所有组分处于皮肤外。

图14显示了可植入的葡萄糖传感器。在图的上面部分中的葡萄糖传感器具有长的线(30mm)。在图的下面部分中的葡萄糖传感器具有短的线(10mm)。

图15A-15C显示了用植入大鼠背部的葡萄糖传感器进行的体内研究。

图16显示了经水合的胶原支架。左侧是经GA交联的胶原支架，右侧是经NDGA加强的胶原支架。

图17是传感器灵敏度的改变(％)对时间的图；对照(无支架)以实心方块显示；具有经NDGA交联的支架的传感器以实心圆圈显示；具有经GA交联的支架的传感器以实心三角来显示。

图18是传感器灵敏度改变(％)对植入期(周)的图。短线传感器的对照(无支架)以实心方块显示(8个植入的传感器中6个工作的传感器)；长线传感器的对照(无支架)以空心方块显示(8个植入的传感器中4个工作的传感器)；具有经NDGA交联的支架的短线传感器以实心圆圈来显示(8个植入的传感器中4个工作的传感器)；具有经NDGA交联的支架的长线传感器以空心圆圈来显示(8个植入的传感器中2个工作的传感器)；具有经GA交联的支架的短线传感器以实心三角来显示(8个植入的传感器中4个工作的传感器)；具有经GA交联的支架的长线传感器以空心三角来显示(8个植入的传感器中1个工作的传感器)。

图19A-19C是植入的葡萄糖传感器的照片，其显示了植入四周后胶原支架的物理稳定性。图19A显示了分离的植入的长线葡萄糖传感器，其具有经NDGA加强的胶原支架。图19B显示了稳定的植入的短线葡萄糖传感器，其具有经NDGA加强的胶原支架。图19C显示了具有经GA交联的胶原支架的植入的短线和/或长线葡萄糖传感器。

图20A-20D是待进行组织学测定的组织的数码图(没有传感器的支架)。图20A显示了经GA交联的支架(植入2周后)；图20B显示了经NDGA交联的支架(植入2周后)；图20C显示了经GA交联的支架(植入4周后)；图20B显示了经NDGA交联的支架(植入4周后)。

图21显示了用于制备根据本发明的、包含生物适合的胶原支架的设备的方法的流程图。虚线表示任选的步骤。

本发明的其它特征、优点和细节将是本领域普通技术人员从附图和下文对实施方式的详细描述中可获知的，这类描述仅为了阐释本发明之用。

发明详述

一般而言，本发明的实施方式涉及特别适用于可植入医用设备的胶原覆盖物、包覆物和/或支架以及在动物或人类患者中制备和使用它们的方法。患者可以是人或其它动物，例如灵长类、马科、牛科、绵羊科、犬科或猫科动物。覆盖物、包覆物和/或支架可作为组织接触表面来提供，其可包裹可植入设备的全部或部分，以由此提供降低的免疫原性应答和/或植入的设备的长期有用(long-lived)的体内功能性。

现在，下文将参照附图来更完善地描述本发明，附图中显示了本发明的实施方式。但是本发明可以以很多不同的形式来实现，并且不应当被解释为由本文所示的实施方式所限；更确切地说，这些实施方式仅是为了使本文的公开内容彻底、完全来提供的，它们将向本领域技术人员完善传达本发明的范围。

本文中采用相似的数字来代指相似的元件。在附图中，某些线、层、组分、元件或特征的厚度可能为了清楚而有所夸大。除非另有指明，虚线表示任选的特征或操作。

本文所用的术语仅是为了描述特定实施方式的目的，其并非意欲限制本发明。在本文中使用时，单数形式“一个/种”、“这个/种”(“a”、“an”和“the”)同样意欲包括复数形式，除非上下文另有清楚指明。还应当理解，当用于本申请文件中时，术语“包含”及其各种词性形式(“comprise”和/或“comprising”)表示所指出的特征、数字、步骤、操作、元件和/或组分的存在，但是这并不排除一种或多种其它特征、数字、步骤、操作、元件、组分和/或它们的组的存在或添加。在本文中使用时，术语“和/或”包括相关列出的项目中一种或多种的任何和所有组合。在本文中使用时，短语，例如“在X和Y之间”以及“在大约X和Y之间”应当被理解为包括X和Y。在本文中使用时，短语例如“在大约X和Y之间”表示“在大约X和大约Y之间”。在本文中使用时，短语例如“从大约X至Y”表示“从大约X至大约Y”。

除非另有定义，本文中使用的所有术语(包括技术术语和科学术语)都具有与本发明所属领域的普通技术人员通常所理解的相同的含义。还应当理解，术语，例如在常用词典中定义的那些，应当被理解为：其含义与其在本申请文件上下文和相关领域中的含义相符，而不应当被理解为理想化或过于正式的意义，除非本文中那样明确定义过。为了简洁和/或清楚的目的，公知的功能或构建物可能不予赘述。

应当理解，当元件被称为在另外的元件“之上”、与另外的元件“相联结”、“相连”、“相偶联”、“相接触”等时，其可直接处于另外的元件上，与另外的元件相联结、相连、相偶联或相接触，或者还可以存在间插(intervening)元件。相反，当元件被称为例如“直接在另外的元件上”、与另外的元件“直接相联结”、“直接相连”、“直接相偶联”或“直接相接触”时，不存在间插元件。本领域技术人员还将知道，提到结构或特征与另外的特征“相邻”放置时，可能还有其它部分覆盖该相邻的特征或者处于该相邻的特征之下。

应当理解，虽然可以在本文中使用术语第一、第二等来描述多个元件、组分、区域、层和/或截面(section)，但是这些元件、组分、区域、层和/或截面并不应当受这些术语的限制。这些术语仅是为了将一个元件、组分、区域、层或截面与另一区域、层或截面区分开。因此，下文中讨论的第一元件、组分、区域、层或截面也可以被称为第二元件、组分、区域、层或截面，而不会偏离本发明的教导。操作(或步骤)的顺序并不限于权利要求或图中所示的步骤，除非另有特别指明。

术语“可植入”表示设备可被插入、包埋入、移植入或短时或长期联结或放置到患者上或患者中。术语“组织”表示皮肤、肌肉、骨或细胞的其它组。术语“长期”表示设备被设定为保持植入至少2个月，通常至少6个月，以及在一些实施方式中，一年或数年，同时针对其想要的功能还保持为有效的。术语“包覆物”或“覆盖物”指设备的靶表面上的材料。包覆物可以是有孔包覆物，这可抑制下面设备的细胞或组织淤积。包覆物可以不促进组织生长。包覆物可以是薄或厚的膜、泡沫或组织淤积和生物降解的其它屏障。术语“支架”指这样的有孔材料和/或结构，其中细胞、组织、血管等可生长进其中、在其中驻扎(colonize)和成群(populate)。支架可抑制设备的细胞和组织淤积，和/或降低异物炎性和免疫原性应答，由此延长留置设备的功能寿命。

胶原“微原纤维”、“原纤维”、“纤维”和“天然纤维”指腱中发现的天然存在的结构。微原纤维直径为大约3.5至50nm。原纤维直径为大约50nm至50μm。天然纤维直径超过50μm。“合成纤维”指已形成和/或化学或物理制造或从其天然存在的状态改变的任何纤维样材料。例如，从经消化的腱形成的原纤维的挤出纤维就是合成纤维，但是从哺乳动物新收获的腱纤维是天然纤维。当然，合成的胶原纤维可以包括非胶原组分，例如羟磷灰石或促进组织生长的药物。例如，组合物可含有生长因子，例如，碱性成纤维细胞生长因子、肿瘤生长因子β、骨形态发生蛋白、血小板衍生生长因子和胰岛素样生长因子；趋化因子，例如纤连蛋白和乙酰透明质酸；以及细胞外基质分子，例如聚集蛋白聚糖、双糖链蛋白聚糖和饰胶蛋白聚糖。当然，合成的胶原纤维可以包括非胶原组分，例如微粒、羟磷灰石和其它矿物质相，或者促进组织生长的药物。例如，组合物可含有碳纳米管、锌纳米线、纳米晶体金刚石或其它纳米级的微粒；更大的晶体和非晶体微粒，例如磷酸钙、硫酸钙、磷灰石矿物质。例如，组合物可含有治疗剂，例如，二膦酸盐、抗炎性类固醇，生长因子，例如碱性成纤维细胞生长因子、肿瘤生长因子β、骨形态发生蛋白、血小板衍生生长因子和胰岛素样生长因子；趋化因子，例如纤连蛋白和乙酰透明质酸；以及细胞外基质分子，例如聚集蛋白聚糖、双糖链蛋白聚糖和饰胶蛋白聚糖。

本发明的实施方式预计可从胶原包覆物和/或支架获益的设备的例子包括但不限于，可植入的支撑架(stent)，包括心脏、动脉、神经(脑)、尿道和其它支撑架；可植入的能量发生器(implantable powergenerator，IPG)、起搏器、除颤器、复律器、刺激器和/或用于脑、中枢神经系统(CNS)或外周神经系统、心脏或其它生物系统、心脏置换瓣膜的导联体系(lead system)；可植入的传感器，包括葡萄糖传感器，心脏传感器，鉴定或示踪传感器(例如RFID)，用于检测或测量O₂、pH、温度、离子等的传感器；整形外科植入物，包括组织植入物，例如用于下颚、面颊、颚骨和鼻子的面部植入物；可植入的皮下或经皮的进入口(access port)、引流管(例如Eustachian引流管)、导管(例如尿管、呼吸辅助管)等。

纤维的胶原支架或覆盖物可被配置为基本上包住靶标可植入设备，或可仅覆盖其部分。

支架或覆盖物可以是纤维或原纤维以任何合适的方式聚到一起或在设备上的三维阵列，所述方式包括：在压缩或挤出下通过它们天然的亲和力粘到一起，通过使用粘性包覆物或黏合剂，例如，胶状包覆物，或者通过另外将纤维联结起来以形成阵列。支架或包覆物还可任选包含经挤出、电纺(electrospun)、编织(braid)和/或网捕(mesh)的胶原片断。术语“编织”及其衍生形式表示以任何方式将三条或更多条纤维或纤维束(相互)纺织和/或互锁(interlock)在一起，包括编结(knitting)和打结(knotting)以及它们或其它互锁构建物的组合。胶原可作为分成薄片的纤维、泡沫、电纺纱线(electrospun yarn)或其它形式提供。

在一些实施方式中，支架或包覆物可被配置为药物递送设备，用于短期或长期释放或洗脱。例如，水凝胶基质可被整合进胶原支架或包覆物之中或之上。

在一些实施方式中，经NDGA处理的胶原支架或胶原包覆物被应用至生物传感器或其它可植入的医用设备。本发明的胶原支架或包覆物能提高植入体内或组织内的传感器和设备的生物适合性和寿命。本发明实施方式的胶原支架和/或包覆物的使用降低了植入的生物传感器和医用设备上组织反应(即，炎症和纤维化)的影响。

在一些实施方式中，在可植入的葡萄糖传感器周围提供了不可降解的三维有孔胶原支架，以基本上包裹设备的至少部分，从而通过降低组织反应来提高其生物适合性，同时还刺激血管发生以及抑制生物淤积。图1阐释了葡萄糖传感器的一个例子(1-Teflon包覆的Pt-Ir线；2-Ag/AgCl参照线；3-胶原支架；4-电绝缘的密封层(sealant)；5-环氧-Pu外膜；6-酶层；7-剥皮并盘绕的Pt-Ir线；8-具有GOD凝胶的棉纤维)。葡萄糖传感器的例子在公开的美国专利申请No.20070131549和美国专利No.6,475,750、6,033,866、6,965,791和6,893,545中已有描述。

三维有孔胶原支架可以以任何合适的方式来提供。在一些实施方式中，可通过使用冷冻干燥方法来制备支架，并使用去甲二氢愈创木酸(NDGA)溶液来加强。

本发明还涉及包含生物适合的胶原支架的生物传感器和其它设备。在一些特别的实施方式中，所述设备包含传感器，例如葡萄糖传感器。传感器可以是但不限于：电化学、光学、声学、压电或热电传感器。在一些实施方式中，对胶原支架进行处理，以形成插入胶原支架中的聚合物，例如，美国专利No.6,821,530和6,565,960所述。在一些实施方式中，在足以产生反应性的醌的pH下，用包含反应性儿茶酚的交联化合物来处理胶原支架。通常，用于反应的pH是中性或碱性的。在一种实施方式中，pH在7至大约8之间。在另一实施方式中，pH在大约8至大约9之间或在大约9至大约11之间。在一种特定的实施方式中，用于交联的反应性儿茶酚是二儿茶酚。在一种示例性的实施方式中，胶原支架被包埋在NDGA双醌(bisquinone)聚合物基质中。设备还可包含环氧或其它保护性材料层。在一些实施方式中，环氧层位于胶原支架之下。设备还可包含电绝缘层。在一些实施方式中，电绝缘层位于胶原支架之下。本发明的胶原支架可包含直径为大约10μm至大约200μm，或者直径为大约20μm至100μm的开孔。在一些实施方式中，本发明的胶原支架具有直径为大约60μm或更小的平均孔径。在一些实施方式中，胶原支架具有大约40μm和大约80μm之间的平均孔径。如上文所述，胶原支架可被装载多种治疗性化合物，例如具有抗微生物活性的化合物和/或调节炎性应答、血管发生等的化合物。在一些实施方式中，胶原支架装载有抗微生物、抗炎和/或血管发生化合物、药物或生长因子。

本发明的实施方式还涉及制备用于植入体内或组织内或动物中的设备的方法，其中，在所述设备的至少部分的外部周围制备本发明的生物适合的胶原支架。任选地，设备或其部分被环氧层(例如，环氧聚氨基甲酸酯)和/或电绝缘层所包覆。在一些实施方式中，所述方法包括将设备与含胶原的溶液接触，接着干燥所述设备上的胶原溶液，然后再在聚合基质中交联和/或包埋胶原。在一些实施方式中，含胶原的溶液包含大约0.5％至大约10％(w/v)之间的胶原，通常大约1％(w/v)的胶原。在一些实施方式中，在酸性溶液中制备含胶原的溶液。干燥步骤可以通过冷冻干燥来进行。将设备与胶原溶液相接触然后再干燥胶原溶液的步骤可重复多次。在一种实施方式中，所述步骤重复大约2至4次。在一种特定的实施方式中，可使用反应性儿茶酚，在足以产生反应性醌(能聚合以形成聚合物)的pH下，将胶原包埋入聚合物基质。在一些实施方式中，对用于反应性儿茶酚的反应溶液加以处理，以增加溶液中溶解氧的水平，例如通过用氧对溶液进行鼓泡。通常，反应中使用的pH为中性或碱性的。在一种实施方式中，pH在7至大约8之间。在另一实施方式中，pH在大约8至大约9或者大约9至大约11之间。在一种示例性的实施方式中，反应性儿茶酚是二儿茶酚，例如NDGA。包覆有胶原的设备可暴露给中性或碱性pH的NDGA溶液，暴露合适的一段时间(例如24小时)。胶原支架由此被包埋在NDGA双醌聚合物基质中。NDGA处理后，任选地，可对支架加以洗涤。在一些实施方式中，对胶原进行处理以将胶原包埋入经聚合的基质后，包埋入的胶原随后被冷冻干燥。任选地，所述方法可包括用具有抗微生物、抗炎和/或血管发生活性的化合物、药物、生长因子等装载胶原支架。这些方法的一些实施方式的流程图示于图21中。

在一些实施方式中，设备是生物传感器，其具有，例如，与其相联结、偶联或交联的核酸、蛋白质、有机化合物或其它分子(例如，酶可联结到传感器的电极上)。传感器可用于检测葡萄糖、醇、氨基酸、药物(及其代谢产物)、尿素、激素和感兴趣的其它化合物和分析物。本发明涉及的传感器包括但不限于：能检测微生物、蛋白质、核酸、有机化合物(例如糖和脂肪酸)以及其它分子或分析物的传感器。

如图1所示，在一种示例性的实施方式中，葡萄糖传感器是卷绕型(coil-type)的葡萄糖传感器，其包含经交联的酶，例如葡萄糖氧化酶。在一种实施方式中，设备外部上的支架包含直径为大约10μm至大约200μm(均值)，或者直径为大约20μm至大约100μm的开孔。在一种特定的实施方式中，设备外侧周围的胶原支架的平均孔径具有直径为大约60μm或更小的平均孔径。在一种实施方式中，胶原支架的平均孔径直径在大约40μm和大约80μm之间。传感器还可任选地包含层，例如环氧层和电绝缘层。本发明的胶原支架可装载有能调节炎性应答、血管发生等的多种化合物。在一种实施方式中，胶原支架装载有抗微生物、抗炎和/或血管发生药物或生长因子。

本发明还涉及使用本发明的设备(包含本发明的生物适合的胶原支架)体内监测生物学过程的方法。在一些实施方式中，所述设备是葡萄糖传感器，其能用于监测患者，例如糖尿病患者中的血糖水平。在另一实施方式中，所述设备是能检测人或动物中激素(例如，与妊娠相关的激素)水平的传感器。在其它一些实施方式中，所述设备是心脏或神经系统监测器，其用于监测心脏、脑等的功能。在一种示例性的实施方式中，本发明的设备植入人或动物的体内或组织内，并且监测或检测所述设备所能监测或检测的生物学过程等。可使用本发明的设备对生物学过程进行数周、数月或数年的监测，其中支架或包覆物提供了对生物淤积的抗性，由此促进了体内操作寿命。

本发明还涉及本发明的胶原支架用于体外或体内递送生物活性化合物、药物、生长因子、蛋白质、肽、核酸、无机或有机分子等的用途。本发明的胶原支架可装载有生物活性化合物等，然后经装载的支架可被植入人或动物的机体、组织、细胞等或与人或动物的机体、组织、细胞等相接触。然后化合物得以从支架释放进机体、组织、细胞等。胶原支架在生物可降解或不可降解的支持结构或基质上被提供。

本发明所用的胶原可以是合成的，或者源自任何合适的动物物种。胶原可来自脊椎动物或无脊椎动物(例如，海星、海胆、海绵(sponges)等)。在一些实施方式中，胶原是鱼、鲨鱼(shark)、鳐鱼(skate)或魟鱼(ray)的胶原。在另一实施方式中，胶原是人、马、牛、绵羊、猪、犬或猫的胶原。在一种示例性的实施方式中，胶原是牛的胶原。

本发明的胶原支架在体温下于体外和体内都能稳定至少4周。此外，葡萄糖传感器周围的支架应用不会显著影响到传感器的灵敏度。本发明的支架可用于递送抗炎药物和血管发生生长因子(例如VEGF、PDGF)，以产生传感器周围具有最小程度炎症和纤维化但具有增加的血管密度的受控局部组织环境，。

本文引用或提到的所有专利、专利申请、临时申请和公开文本都通过引用，以与本申请文件的明确教导并无不一致的程度，整体并入本文，包括所有图和表格。

下面是实施例，其阐释了用于实践本发明的流程。这些实施例不应当被解释为限制。除非另有指明，所有百分比都是按重量计的，所有溶剂混合比例都是按体积计的。

材料和方法

材料

I型胶原(从胎牛腱纯化的)是来自Shriners Hospital for Children(Tampa，FL)的慷慨馈赠。去甲二氢愈创木酸(NDGA)购自开曼化学公司(Cayman Chemical Co.)(Ann Arbor，MI)。葡萄糖、牛血清清蛋白(BSA)和50％(w/w)戊二醛(GA)从费舍科学公司(FisherScientific)(Pittsburgh，PA)获得。葡萄糖氧化酶(GOD)(EC 1.1.3.4.，X-S型，黑曲霉(Aspergillus niger)，157,500U/g)、环氧粘合剂(ATACS5104)、聚氨基甲酸酯(PU)、四氢呋喃(THF)和胶原酶(EC 3.4.24.3，I型，来自溶组织杆菌(Clostridium histolyticum)，302U/mg)从西格玛阿尔德里克公司(Sigma-Aldrich)(St.Louis，MO)获得。Sprague-Dawley远交大鼠(雄性，375-399g)从哈兰公司(Harlan)(Dublin，VA)购得。

对胶原支架的制备和交联

通过冷冻干燥方法来制备胶原支架。将胶原溶解于3％的乙酸中，以制备1％(w/v)的溶液。将溶液应用到圆柱形聚丙烯模具(Φ10mm，高8mm)上，然后冷冻干燥。获得圆柱形三维有孔支架。然后用NDGA或GA来交联所述支架，以使得溶解度最小，以及提高对胶原酶降解的抗性。

对于NDGA交联而言，将经干燥的胶原支架短暂浸于纯的乙醇中，接着在室温下浸于2M NaCl溶液中12小时。在室温下将支架重悬于经氧鼓泡的磷酸缓冲的盐溶液(PBS，0.1M NaH₂PO₄，pH9.0)中30分钟。然后用1mL PBS中的3mg NDGA对支架进行处理，如下所述：将NDGA以30mg/mL的浓度溶解于0.4N NaOH中。向其中悬有支架的PBS中直接加入1ml的NDGA溶液至终浓度为3mg/mL。在NDGA溶液中于室温下对支架进行24小时的搅动。移出支架，用水短暂漂洗，然后冷冻干燥。

为对NDGA处理的有效性进行比较研究，用0.5％的GA在室温下、乙醇溶液中对其它支架进行2小时或12小时的处理。为防止GA交联过程期间基质的损失或溶解，用100％的乙醇来代替水。用去离子水来洗经交联的支架，并且再次冷冻干燥。按照标准流程，在金属蒸发器中对样品进行金喷涂包覆后，使用扫描电子显微镜方法(SEM)来检查交联前/后支架的形态。

为评估交联之后支架的稳定性，通过在交联之前和之后对经干燥的样品进行称重来估计交联程度(Dc)。使用下式来计算Dc：

Dc[％]＝(交联之后的样品质量/交联之前的样品质量)×100

通过测量吸水率来检查有孔支架的膨胀性。在完全干燥之后对支架加以称重(W_干)，并将其浸没于纯净水中。24小时后，从水中移出支架，再次立即称重(W_湿)。使用下式来计算吸水率。

吸水率(％)＝[(W_湿-W_干)/W_湿]×100

对胶原支架的体外和体内评估

为了检查经交联支架的生物学稳定性，进行体外和体内生物降解测试。使用细菌胶原酶来测试经NDGA和GA交联的支架的体外生物降解。在胶原酶溶液(1mg/mL，处于PBS中，37℃)中，对制造的经NDGA和GA交联的胶原支架进行多至4周的孵育。在孵育期间以给定的时间间隔(第1周至第4周)从溶液中移出支架，用去离子水漂洗，并冷冻干燥。体外降解作为酶消化前后经干燥支架重量变化的百分比来评估。

为了测定经交联支架的体内稳定性，将经NDGA和GA交联的胶原支架直接植入大鼠中。用70％的乙醇溶液对支架进行2小时的消毒，将支架皮下植入大鼠背部。在植入后7、14、21和28天对支架进行外植。外植后，对支架进行肉眼检查。

在可植入的葡萄糖传感器周围制备有孔的胶原支架

使用铂-铱(Pt/Ir)线(Teflon包覆的，Φ0.125mm，Pt:Ir＝9:1，Medwire，Sigmund Cohn公司，Mount Vernon，纽约)来制备装载有经交联酶(GOD：葡萄糖氧化酶)的卷绕型葡萄糖传感器。然后在传感器周围应用牛腱I型胶原支架(图1)。简言之，为了制造葡萄糖传感器，除去Pt/Ir线顶部10mm的Teflon包覆，将线沿着30号(规格)的针头缠绕起来，以形成卷绕样的圆柱体。圆柱体单位具有0.55mm的外直径和0.3mm的内直径以及1mm的长度。将棉线插入卷绕腔中，以在对电极的酶包覆期间保持酶溶液。加入GOD，通过在含有1％ GOD、4％ BSA和0.6％(w/w)戊二醛的含水溶液中浸渍包覆物来将GOD与传感器交联。通过浸渍于环氧PU溶液(处于THF中，2.5％(w/v)，环氧:PU＝1:1)中，用环氧聚氨基甲酸酯(环氧-PU)来包覆传感器的外膜。在室温下对传感器干燥至少24小时。通过电绝缘密封层(sealant)(Brush-On绝缘带，North American Oil公司)来密封传感元件的两端(Long等人，2005；Yu等人，2006)。

为在传感器周围应用胶原支架，用1％(w/v)胶原溶液来浸渍包覆传感器，并且冷冻干燥。按照前文所述，将葡萄糖传感器周围的有孔支架与NDGA或GA交联。获得的传感器在室温下贮藏干燥或在4℃于PBS中贮藏。使用光学显微镜和SEM来观察传感器的形态。

银线(Teflon包覆的，Φ0.125mm，世界精确仪器有限公司(World Precision Instruments，Inc.))被用于制造Ag/AgCl参照电极。银线被卷绕，在搅拌的0.1M的HCl中，于1mA对其进行过夜的恒电流阳极化(anodized galvanostatically)(Long等人，2005；Yu等人，2006)。

对包覆有支架的传感器的体外表征

在PBS(pH7.4)中，于700mV，相对于并入的Ag/AgCl参照电极来分析葡萄糖电极。将每个传感器的工作电极(Pt/Ir线)和Ag/AgCl参照电极与Apollo 4000稳压器(世界精确仪器有限公司(World Precision Instruments，Inc.)，Sarasota，Florida)相连。令背景电流稳定10分钟，然后将传感器暴露给一系列葡萄糖溶液，以检查它们的灵敏度和线性。通过1)测量C₁葡萄糖溶液的应答电流(I₁)，2)向被测量的溶液中添加浓缩的葡萄糖溶液，以将葡萄糖浓度增加至C₂，以及3)测量得到的溶液的应答电流(I₂)，来重复评定应答灵敏度(S)。灵敏度被表示为1mM葡萄糖增加导致的电流增加，即S＝(I₂-I₁)/(C₂-C₁)。

经NDGA交联的支架的体内抗炎效果

为评估NDGA交联的体内抗炎效果，将经NDGA和GA(对照)交联的支架皮下植入Sparague-Dawley大鼠的背部。在植入后3、7、14、21、28和49天，将植入位点周围的皮下组织样品外植。在设定的时间间隔，收集组织样品，将其原位固定(10％经缓冲的福尔马林)。将固定的组织样品包埋在石蜡中，并且以10μm的厚度切片。用苏木精和伊红(H&E)对多个切片进行染色，用带数码相机的显微镜来拍照。图4显示了与植入根据本发明的生物传感器相关的炎症应答。

实施例1：制备有孔的经交联的胶原支架

NDGA交联反应的化学不同于用GA处理进行的反应(图2)。GA是用于固定用于组织生物工程的胶原支架的最常用的交联剂。GA分子的两个醛官能团都与两个相邻多肽链(特别是赖氨酸侧链)之间的氨基反应。不幸的是，GA交联会遇到潜在的细胞毒性问题，这是未反应的残基的存在和/或酶促降解期间单体和小聚合物的释放导致的(Huang-Lee等人，1990；van Luyn等人，1992)。

NDGA是备选的交联剂，其具有反应性的儿茶酚。胶原与NDGA的交联模拟鳐鱼卵囊的奎宁鞣化(quinine tanning)机制。儿茶酚-醌鞣化系统在多种动物中普遍流行，所述过程用于加强易受攻击的细胞外基质(例如，昆虫表皮、贝类足丝)(Koob等人，2002a；Koob等人，2004)。从杂酚树(creosote bush)分离的NDGA是低分子量的二儿茶酚，其含有两个邻儿茶酚。NDGA上的两个儿茶酚在中性或碱性pH下经历自身氧化，产生反应性醌。随后两个醌通过芳氧自由基的形成和氧化偶联偶联起来，在每个末端形成双醌交联。NDGA继续形成大的交联双醌聚合物网络，其中包埋有胶原原纤维。NDGA处理还可形成与胶原氨基酸侧链的交联(Koob等人，2002a；Koob等人，2002b；Koob等人，2004)。

在该研究中，通过冷冻干燥方法来制备高度有孔的胶原支架。基于SEM观察确定，按照本文所述制备的支架具有开放的腔室(opencell)和相互连接的孔结构(图3A)。支架的孔规则分布，其直径范围为20至100μm(平均为～60μm)。Sharkawy等人，1997报道，平均孔径为60μm的聚乙烯醇(PVA)海绵提供了组织向内生长(in-growth)环境，这允许新血管渗入，但是不允许纤维组织向内生长。与NDGA和GA交联之后，两种支架的孔径和孔结构都没有显著改变(图3B和图3C)。图4显示了使用不同交联方法时支架的交联程度和吸水率。交联过程后，NDGA处理后质量降低至大约70％，而GA处理后为60％，这是由于未交联的胶原组分损失造成的。经交联的胶原支架比未经交联的胶原支架具有显著更高的形状稳定性。此外，经NDGA和GA交联的支架的膨胀行为表明两种不同的交联剂之间没有显著区别。两种经交联支架的吸水率都超过99％。海绵样基质的高膨胀性质看起来依赖于支架的有孔内部结构，其具有良好的吸收特征(Patel等人，1996)。

实施例2：对有孔胶原支架的体外和体内评估

通过体外和体内生物降解测试来研究经交联胶原支架的生物学稳定性。未经交联的(对照)和经交联的支架中的降解都是通过测定酶促消化后支架的重量损失来分析的。未经交联的支架和用GA交联2小时的支架在胶原酶溶液中于数小时内都完全降解，而NDAGA或GA交联(12小时)的支架在24小时内并未降解。交联后能显示对酶促消化的抗性的显著增加。图5显示了对经NDGA和GA交联的支架的长期胶原酶体外降解测试(重量保留％)。暴露给胶原酶1周后，两种类型的支架都显示了对酶促消化的高抗性(>80％的重量保留)。三和四周后，所有支架都留存了其初始质量的70％。但是，在经GA交联的支架的情况下，4周的胶原酶消化过程后，孔径有所增加(图6B对图6D)。相反，NDG支架的孔径看起来没有增加(图6A和图6C)。这种结果表明，NDGA或GA处理可向胶原支架提供提高的酶促生物降解稳定性。胶原支架的交联更有效地封闭了胶原酶切割位点(Angele等人，2004)。

为了研究经交联支架的体内稳定性，将经交联的胶原支架植入Sprague-Dawley大鼠皮下组织，植入后两周和四周将样品外植。两周植入后，经NDGA交联的支架没有显示出物理损伤的证据，但是经GA交联的支架整体形状变形，大小略为降低(图7A)。四周后，经GA交联的支架的大小和形状都明显改变，而经NDGA交联的支架却没有显著改变(图7B)。这表明，相对GA处理而言，NDGA处理可大大提高支架的体内物理稳定性，这可能是因为经NDGA交联的胶原具有更强的机械性质。Koob等人，2002b测试了经NDGA交联的胶原纤维，其报道称，经NDGA交联的纤维的最终拉伸强度显著高于经GA交联的纤维，因为NDGA不像GA交联那样，其没有与胶原进行化学交联。相反，胶原原纤维被包埋入经聚合的NDGA基质中，即，纤维加强复合材料(composite)(图2)。

实施例3：可植入的葡萄糖传感器周围的有孔胶原支架

首先通过使用铂-铱(Pt/Ir)线来制造装载有经交联的酶(GOD：葡萄糖氧化酶)的卷绕型葡萄糖传感器。然后，在传感器周围应用牛腱I型胶原支架(图1)。Yu等人，2006以前报道称，这种“卷绕型”传感器允许更多的GOD装载，提供了更大的电化学表面积，因此较之“针型”传感器增加了应答电流。本发明的卷绕型传感器是有弹性并且小型化的(0.5mm的直径)，用于皮下植入。其包括二电极系统，所述系统具有一个指示葡萄糖的铂电极和一个Ag/AgCl参照反电极。本发明的传感器利用了经交联胶原支架、环氧聚氨基甲酸酯(环氧-PU)和GOD的三层膜构型。胶原支架(本情况下是外层)可吸收其干重99％的水(包括葡萄糖和其它分子)。支架下的环氧-PU膜是可透过葡萄糖和氧的，但是其不能透过大多数的干扰物质。固定在BSA/GA基质中的GOD夹在Pt/Ir线和环氧-PU膜之间。为了消除包覆期间腔中俘获的空气气泡，为了稳定腔内部的酶凝胶，以及为了使得酶溶液更易于保留在卷绕中，在卷绕腔内部使用棉纤维。通过冷冻干燥方法来制备胶原支架，对其进行交联，以使得水溶解度和酶促胶原酶降解最小化。用光学显微镜来验证彻底环绕传感器尖端的有孔支架(图8A和图8B)。还用SEM来观察传感器周围支架的表面和横截面形态。在表面上观察到了很多胶原原纤维和均匀的开孔结构(图8C)。在横截面区域中观察到了支架中相互连接的开孔和150-200μm的厚度(图8D)。

通过将葡萄糖浓度从5mM改变至15mM，来获得有和没有支架(对照)的葡萄糖传感器的电流应答曲线，如图9所示。选用这些葡萄糖浓度是因为这些浓度位于被研究的传感器的线性应答区域(2-30mM)。结果显示，支架应用到传感器周围之前和之后没有显著的应答电流改变。但是，具有支架的传感器达到平衡电流(T_95％)的应答时间要比对照传感器更慢。应答时间T_95％被定义为最大电流改变(I₂-I₁)的95％时的时间。对照传感器的T_95％是14.0分钟，而具有经NDGA和GA交联的支架的传感器的T_95％分别为17.9分钟和17.0分钟。应答时间的延迟(17.9分钟和17分钟)可能是由于所增加的有孔支架的物理屏障导致的。

具有经NDGA和GA交联的支架的传感器和没有支架的传感器应答于变化的葡萄糖浓度(2-30mM)产生的电流示于图10中。在高葡萄糖浓度区域(20-30mM)，对照传感器的应答电流仅比具有支架的那些传感器高一点。传感器周围的对照、经NDGA和GA交联的支架的平均灵敏度分别为11.0、7.1和8.1nA/mM。因此，葡萄糖传感器周围的支架应用不会对传感器的功能造成负面影响。

对具有不同壁厚的支架(通过在胶原溶液中的浸渍循环来控制)的传感器的灵敏度改变进行了检查。如图11所示，浸渍包覆了四次的传感器的灵敏度保留了其初始灵敏度(即，没有支架层)的60％。当传感器浸渍包覆超过5次时，葡萄糖不能经由支架适当扩散，灵敏度也降低至初始灵敏度的20％以下。虽然有孔支架材料具有良好的吸水性质，但是壁厚能影响到传感器功能。

实施例4：对可植入的葡萄糖传感器的体外和体内评估

用于这些研究中的可植入的葡萄糖传感器示于图13中，其具有多层传感元件，如图1所示。缠绕夹(wound clip)示作为10，Ag/AgCl参照反电极示作为20，环示作为30，具有支架Pt/Ir电极的传感器被标记为40。在体外研究中，将16个传感器在37℃下于PBS(pH7.4)中放置四周。使用稳压器(WPI有限公司)在给定的时间间隔(第1周至第4周)测量灵敏度。灵敏度(nA/mM)＝(I_15mM-I_5mM)/(15mM-5mM)。在体内研究中，48个传感器(24-短线)被皮下植入大鼠背部，并且使用四通道稳压器(WPI有限公司)在麻醉下每周测量灵敏度(见图14和15)。灵敏度(nA/mM)＝(I_最大-I₀)/(C_最大-C₀)。使用标准FREESTYLE血糖测计仪(Glucometer)来测量血葡萄糖的浓度(C)。

如图16所示，水合的经NDGA加强的胶原支架比经GA交联的胶原支架具有更高的形状稳定性。在体外灵敏度的方面，在存在支架的情况下观察到了灵敏度的轻微减少。但是，具有支架的两种传感器在体外于多至四周内都保持了它们最初灵敏度的超过80％(见图17)。因此，葡萄糖传感器周围的三维支架应用没有严重影响传感器的体外灵敏度。

在植入的葡萄糖传感器的体内灵敏度的方面，短线传感器显示了比长线传感器更好的总体表现，这是由于短线传感器中微小运动的限制导致的。在植入四周后，具有经NDGA加强的支架的传感器比具有经GA交联的支架的传感器保留了高得多的灵敏度(见图18)。

在植入的葡萄糖传感器的物理稳定性和灵敏度的方面，在体内四周期间，具有经NDGA加强的胶原支架的短线传感器比具有经AG交联的支架的传感器具有高得多的灵敏度和物理稳定性(见图19和20)。

应当理解：本文所述的实施例和实施方式都仅是为了阐述的目的，根据其的多种改良或改变将被向本领域技术人员所建议，并且被包括在本申请的宗旨和范畴以及所附权利要求的范围内。此外，本文公开的任何发明或其实施方式的任何元件或限制都可与本文公开的任何和/或所有其它元件或限制(分别各个地或以任何组合地)或任何其它发明或其实施方式组合，并且所有此类组合都包括在本发明的范围内，但不会对其造成限制。

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美国专利No.6,565,960

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Claims

1.生物适合的胶原支架和/或包覆物，其用于与可植入人或动物体内或组织内的设备一起使用，其中，所述胶原支架或包覆物被包埋在聚合物基质中。

2.根据权利要求1的胶原支架，其中，用包含反应性儿茶酚的交联化合物在足以产生反应性醌的pH下处理所述胶原支架。

3.根据权利要求2的胶原支架，其中，所述反应性儿茶酚是二儿茶酚。

4.根据权利要求1的胶原支架，其中，所述胶原支架被包埋在去甲二氢愈创木酸(NDGA)双醌聚合物基质中。

5.根据权利要求1的胶原支架，其中，所述设备包含传感器。

6.根据权利要求5的胶原支架，其中，所述传感器是葡萄糖传感器。

7.根据权利要求1的胶原支架，其中，所述胶原支架包含直径在大约10μm至大约200μm之间的开孔(均值)。

8.根据权利要求7的胶原支架，其中，所述胶原支架的平均孔径为直径大约60μm或更小。

9.根据权利要求7的胶原支架，其中，所述胶原支架的平均孔径为直径在大约40μm和大约80μm之间。

10.根据权利要求1的胶原支架，其中，所述支架包含抗微生物、抗炎和/或血管发生化合物、药物或生长因子中的至少一种。

11.制备用于植入人或动物体内或组织内的设备的方法，所述方法包括将生物适合的胶原支架或包覆物放到所述设备上，其中，所述胶原支架或包覆物被包埋在聚合物基质中。

12.根据权利要求11的方法，其中，所述方法包括：

a)将所述设备与含胶原的溶液相接触；

b)干燥所述设备上的所述胶原溶液；以及

c)将所述设备上的所述胶原包埋在聚合物基质中。

13.根据权利要求12的方法，其中，用反应性儿茶酚在足以产生反应性醌的pH下将所述胶原包埋在所述基质中。

14.根据权利要求13的方法，其中，所述反应性儿茶酚是二儿茶酚。

15.根据权利要求14的方法，其中，所述二儿茶酚是NDGA。

16.根据权利要求12的方法，其中，所述方法的步骤(a)和(b)重复至少一次。

17.根据权利要求12的方法，其中，所述方法的步骤(a)和(b)重复至少二至四次。

18.根据权利要求12的方法，其中，所述干燥步骤包括冷冻干燥。

19.根据权利要求12的方法，其中，包埋在所述基质中的所述胶原随后被冷冻干燥。

20.根据权利要求12的方法，其中，步骤(a)中所述含胶原的溶液包含大约1％(w/v)的胶原。

21.根据权利要求12的方法，其中，所述胶原支架包含直径为大约10μm至大约200μm的开孔(均值)。

22.根据权利要求21的方法，其中，所述胶原支架的平均孔径为直径大约60μm或更小。

23.根据权利要求21的方法，其中，所述胶原支架的平均孔径为直径在40μm和80μm之间。

24.提供具有生物适合的胶原包覆物或支架的可植入设备的方法，其中，所述胶原支架或包覆物被包埋在聚合物基质中，所述方法包括：

a)将可植入设备结构与含胶原的溶液相接触；

b)干燥所述结构上的所述胶原溶液；以及

c)将所述结构的所述胶原包埋在聚合物基质中。

25.根据权利要求24的方法，其中，使用反应性儿茶酚在足以产生反应性醌的pH下将所述胶原包埋在所述基质中。

26.根据权利要求25的方法，其中，所述反应性儿茶酚是二儿茶酚。

27.根据权利要求26的方法，其中，所述二儿茶酚是NDGA。

28.根据权利要求24的方法，其中，所述方法的步骤(a)和(b)重复至少一次。

29.根据权利要求24的方法，其中，所述方法的步骤(a)和(b)重复多次。

30.根据权利要求24的方法，其中，所述干燥步骤是冷冻干燥。

31.根据权利要求24的方法，其中，包埋在所述基质中的所述胶原随后被冷冻干燥。

32.根据权利要求24的方法，其中，步骤(a)中所述含胶原的溶液包含大约1％(w/v)的胶原。

33.根据权利要求24的方法，其中，所述胶原支架包含直径为大约10μm至大约200μm的开孔(均值)。

34.根据权利要求33的方法，其中，所述胶原支架的平均孔径为直径大约60μm或更小。

35根据权利要求33的方法，其中，所述胶原支架的平均孔径为直径在40μm和80μm之间。

36.具有增强的生物适合性的、用于植入人或动物体内或组织内的设备，其中，所述设备包含包埋在聚合物基质中的生物适合的胶原支架或包覆物。

37.根据权利要求36的设备，其中，用包含反应性儿茶酚的交联化合物在足以产生反应性醌的pH下处理所述支架和/或包覆物。

38.根据权利要求37的设备，其中，所述反应性儿茶酚是二儿茶酚。

39.根据权利要求36的设备，其中，所述胶原支架和/或包覆物被包埋在去甲二氢愈创木酸(NDGA)双醌聚合物基质中。

40.根据权利要求36的设备，其中，所述设备是传感器。

41.根据权利要求36的设备，其中，所述设备是葡萄糖传感器。

42.根据权利要求36的设备，其中，所述设备包含在所述胶原支架和/或包覆物之下的环氧包覆物。

43.根据权利要求42的设备，其中，所述环氧包覆物是环氧聚氨基甲酸酯包覆物。

44.根据权利要求36的设备，其中，所述支架包含直径为大约10μm至大约200μm的开孔(均值)。

45.根据权利要求44的设备，其中，所述胶原支架的平均孔径为直径大约60μm或更小。

46.根据权利要求44的设备，其中，所述胶原支架的平均孔径为直径在大约40μm和大约80μm之间。

47.根据权利要求36的设备，其中，所述支架包含抗微生物、抗炎和/或血管发生化合物、药物或生长因子。

48.基本如本文所述的生物适合的胶原支架，及其用途。

49.制备基本如本文所述的生物适合的胶原支架的方法。

50.基本如本文所述，用于植入人或动物的体内或组织内的设备及其用途，所述设备包含生物适合的胶原支架和/或包覆物。

51.制备基本如本文所述的用于植入人或动物的体内或组织内的设备的方法。