CN103313737A - 用于组织工程的装置及方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种由互连及粘结的纤维形成的组织工程支架，所述组织工程支架具有一种性质，所述性质具有在空间上分布于至少两个区域中的值。所述支架具有至少两个具有例如孔隙率、强度、弹性模量、骨传导性、及生物活性等性质的区域，所述性质可通过改变孔径、孔径分布、成分、及纤维与其他添加剂的粘结的制造工艺进行控制和修改。所述性质的值可在相邻的空间分布的区域中的每一者之间具有梯度。

Description

用于组织工程的装置及方法

技术领域

本发明大体而言涉及多孔医用植入体及假体装置的领域。更具体而言，本发明涉及一种具有性质梯度的组织工程支架。

背景技术

在外科及整形手术中常常需要用假体装置修复骨组织中的缺损。如今日益需要用假体来替换或修复老年人体内病变或恶化的骨组织，并用来增强身体的自身机制，以使由于严重创伤或变性疾病所引起的肌肉骨骼损伤快速愈合。

合成假体装置是用于在修复缺损时部分地或全部地替换骨关节或骨段。对骨的结构和生物机械性质的了解以及对自然骨愈合过程的理解，能够对用于此种骨修复的理想合成假体装置的所期望性质及特性提供指导。这些特性包括但不限于：骨激发性（osteostimulation）及/或骨传导性（osteoconductivity），用于在修复愈合时向促进自然骨组织内生长到装置中；以及承重能力或分担重量的能力，用于支撑修复部位并锻炼修复周围的组织，以促进耐久且健康的骨组织的生长。

迄今为止，所开发出的用于合成假体装置及组织工程支架的材料能够成功获得理想组织支架的至少一部分所期望特性，但是几乎所有材料均在生物机械要求的至少某些方面上存在不足，这导致所植入装置出现与固定相关的问题的可能性增大及/或出现过早损坏的可能性增大。

发明内容

本发明通过提供一种组织工程支架来实现提供一种用于修复骨缺损的有效合成骨假体的目的，所述组织工程支架具有互连及粘结的纤维的第一区域、以及互连及粘结的纤维的第二区域，所述第一区域具有表现为第一值的一种性质，所述第二区域具有表现为第二值的所述性质。所述第一区域与所述第二区域之间形成有第三区域界面，所述第三区域界面具有表现为梯度值的所述性质，所述梯度值介于所述第一值与所述第二值之间。本发明的实施例包括但不限于，其中所述性质是多孔性、弹性模量、强度、成分、及生物活性的组织工程支架。将阐述具体实施例，包括但不限于：髋臼杯（acetabular cup）、脊柱内装置（intravertebral device）、及截骨楔植入体（osteotomy wedge implant）。

本发明提供制造组织工程支架的方法，所述组织工程支架具有所期望性质，所述所期望性质具有在空间上分布于至少两个区域中的值。所述方法包括提供两批材料，第一批材料及第二批材料，其中每一批材料均包括纤维、粘结剂、及成孔剂，且所述两批材料分别具有相应的一组特性。使用所述第一批材料及所述第二批材料形成支架，其中所述第一批材料与第一区域相关联，且所述第二批材料与第二区域相关联，所述第一区域邻近所述第二区域。使所形成的支架固化，以首先移除粘结剂及成孔剂，随后加热所述支架，以在所述第一批材料的所述纤维与所述第二批材料的所述纤维之间形成粘结。在此过程中，具有第一值的所期望性质对应于所述第一区域，且具有第二值的所期望性质对应于所述第二区域。形成所述支架的具体实施例包括但不限于：共挤出、压轧（compression rolling）、模压成型（compression molding）、注射成型、快速原型成形（rapid prototype forming）、以及热等静压（hot isostatic pressing）。

附图说明

在阅读附图所示的本发明若干实施例的以下详细说明之后，本发明的上述及其他目的、特征、及优点将会变得显而易见，在所有这些不同的附图中，相同的参考编号指示相同的零件。附图未必按比例绘制，而是重点在于例示本发明的原理。

图1显示放大率约为100倍的光学显微照片，该光学显微照片显示根据本发明的组织支架的实施例。

图2是本发明的用于形成图1所示组织支架的方法的实施例的流程图。

图3是图2所示方法的制备步骤方法的实施例的流程图。

图4是根据图2所示方法的固化步骤的实施例的流程图。

图5是根据本发明方法所制造的物体的实施例的示意图。

图6是图5所示物体在完成本发明方法的挥发性组分移除步骤之后的示意图。

图7是图6所示物体在完成本发明方法的粘结形成步骤之后的示意图。

图8是本发明的两种材料组分的应力-应变关系的评估曲线图。

图9是根据本发明使用材料压缩成形的形成步骤的方法实施例的示意图。

图10是根据图9所示实施例而形成为髋臼杯的组织支架的示意图。

图11是根据图9所示实施例的组织支架的性质梯度的评估曲线图。

图12是使用根据本发明的共挤出形成步骤的方法实施例的示意图。

图13是使用根据本发明的快速原型分配形成步骤的方法实施例的示意图。

图14是根据本发明而制造成截骨楔的组织支架的示意图。

图15是根据本发明而制造成股骨柄的组织支架的示意图。

图16是根据本发明的组织支架的截面示意图，所述组织支架具有多孔性梯度，以限制组织向内生长到支架中。

尽管上述附图描述当前所公开的实施例，然而如讨论中所述，也可考虑其他实施例。本公开以代表方式而非限制方式呈现例示性实施例。所属领域的技术人员可在当前公开的实施例原理的精神和范围内设想出多种其他修改形式及实施例。

具体实施方式

本发明提供一种用于修复组织缺损的合成假体组织支架。本文以各种形式使用的术语“合成假体组织支架”、“骨组织支架”、“组织支架”、以及“合成骨假体”可在通篇中互换使用。

已针对组织工程应用开发出各种类型的植入体，以力图提供合成假体组织支架装置。这些装置被设计成满足或超出所替换的骨段或关节的所需机械性质，同时不超出修复的生理空间限制。尽管可指定机械设计及材料成分以使其满足骨或关节的所需机械性质，然而仅当植入体被合并到活体组织中时才能评价植入体的成功与否和性能。

大多数合成植入体的难题是如何将植入体附接到相邻的骨组织。合成骨假体可设计有适应症所需的强度及尺寸，但是如果合成骨假体不是充分地附接到周围的骨组织，则装置可能会松动并造成疼痛、不适，并需要进行修正。主要存在四种用于固定合成假体组织支架的方法。这些方法包括：使用销﹙pin﹚及/或螺钉进行机械固定；将装置压紧到骨的髓腔中或进行相似的压配合﹙press-fit﹚插入；使用例如含有羟磷灰石的聚甲基丙烯酸甲酯材料在骨与装置之间施加接合剂（cement）；以及使用能够促进骨组织向内生长的骨激发性多孔材料（或其组合）。尽管每种方法都具有与固定相关的问题，然而将骨激发性多孔材料用作骨组织与植入体之间的界面能够最大可能地将植入体与周围组织整合为一体。

植入到活体组织中的植入体会引起生物反应，所述生物反应取决于诸多因素。植入体的成分对生物反应具有直接影响。通常用纤维组织囊封生物惰性材料，以将植入体与寄主隔离。金属及大多数聚合物与几乎为惰性的陶瓷（例如氧化铝或氧化锆）一样会产生此种界面反应。生物活性材料或具有生物活性的材料会引起其他生物反应，此种生物反应可产生用于将植入体材料固定到活体组织的界面粘结，这很像自然组织自我修复时所形成的界面。此种界面粘结可形成界面，所述界面能够将植入体稳定在骨床中并使应力从植入体穿过粘结的界面转移到骨组织中。一旦植入体被固定到周围的骨材料并对修复部位施加负荷，便会使囊封或粘结到植入体的骨组织（包括再生的骨组织）承受应力，从而限制由于应力遮挡而导致的骨组织吸收。具有表面活性或骨传导性的植入体还会引起能够诱导组织向内生长的生物反应，材料的孔形态可进一步增强组织向内生长。骨可生长到具有开放孔的材料中，因此这种材料有利于使植入体与周围组织整合为一体。

自然状态的骨自身承载其外部负荷。当通過假体植入体或装置替换、增强、或扩增时，所述负荷则由骨与植入体共同承载。根据被称为沃尔夫定律（Wolff's law）的现象，相对于骨的自然状态的任何应力减小均可刺激骨减小其质量而自身适应。附接到周围组织的承重植入体可通过与周围组织相匹配的机械性质（包括弹性模量或挠性），使重塑（remodeling）效应最小化。

因此，合成植入体可能需要具有表现出骨传导性性质的区域、高强度的区域、以及低弹性模量的区域，这些区域无法通过现有的材料或复合物获得。本发明涉及对组织工程支架采用基于纤维的结构，所述基于纤维的结构可被制造成具有与装置的特定区域相关联的可控制性质。本文所用的术语“纤维”意在描述通过拉丝或成纤工艺（例如拉制、纺制、吹制）或在形成纤维材料时通常使用的其他相似工艺所形成的连续或不连续的纵横比大于1的金属丝、细丝、杆、或须状物﹙whisker﹚。考虑到单条纤维的强度可显著大于相同成分的实心结构，基于纤维的结构众所周知地提供高的强度-重量比。纤维可产生相对少的不连续性，所述不连续性有助于形成故障传播的应力集中。此外，当基于纤维的结构受到应变时，基于纤维的结构会提供应力释放并因此提供更大的强度，这是因为任何一条单独纤维的故障均不会通过相邻的纤维传播。因此，与具有相同成分的多孔形式的实心结构相比，基于纤维的结构在具有相等的尺寸及多孔性时表现出优异的机械强度性质。

图1是放大率约为50倍的光学显微照片，其显示本发明的组织支架100的实施例的一部分。组织支架100是三维基质110，所述三维基质110形成模仿骨结构的机械性质（包括强度、弹性模量、及孔形态）的结构。支架100可为具有由孔120形成的网络的多孔材料，所述孔120大体上互连。在实施例中，孔120的互连网络提供骨传导性。如本文所用，术语骨传导性是指能够利于组织向内生长的材料。普通人的骨松质的抗压缩压碎强度是介于约4 MPa至约12 MPa之间，且弹性模量是介于约0.1 GPa至约1.0 GPa之间。如下文中所示，本发明的组织支架100可提供多孔组织支架，所述多孔组织支架在两个区域之间表现出梯度值，在所述两个区域中，第一区域具有表现为第一值的一种性质，第二区域具有表现为第二值的所述性质，且第三区域具有表现出梯度范围值的所述性质，所述梯度范围值介于所述第一值与所述第二值之间。如图1所示，第一区域105表现低孔隙率，第二区域109表现高孔隙率，且第三区域107表现从第一区域105的低孔隙率到第二区域109的高孔隙率的过渡孔隙率。

参照图2，其显示提供组织工程支架的方法100，所述组织工程支架提供在两个区域之间表现出梯度值的一种性质，以提供具有表现为第一值的一种性质的第一区域、具有表现为第二值的所述性质的第二区域、以及具有表现为梯度范围值的所述性质的第三区域，所述梯度范围值介于所述第一值与所述第二值之间。在本发明的实施例中，方法125首先制备第一批纤维混合物130并制备第二批纤维混合物135。使用第一批材料130及第二批材料135形成物体140，并使所形成的物体固化145。可视需要对固化的物体进行最终处理150，包括机械操作以满足最终尺寸大小要求及公差。

第一批材料130与第二批材料135中的每一者均为纤维及添加剂与液体的混合物，所述混合物具有可进行塑性变形的粘稠度，以利于执行形成步骤140。参照图3，进一步阐述本发明实施例的制备步骤130及135。通常，将散纤维210与粘结剂230及液体250混合，以形成可进行塑性模制的材料。可以松散形式提供散纤维210或者将其提供为短纤维。纤维210的直径可介于约2 mm至约500 mm之间，且通常介于约25 mm至约200 mm之间。此种类型的纤维210通常被制成具有相对窄的可控制的纤维直径分布。纤维210可具有特定的直径，或者可使用具有一定的纤维直径范围或直径分布的纤维混合物。纤维210的直径将影响所形成的多孔结构的最终孔径及孔径分布以及三维基质110的尺寸及厚度，这会影响支架100的骨传导性以及所得的强度特性，包括抗压强度及弹性模量。另外，如果第一批材料130或第二批材料135中的纤维210的成分是生物活性材料，则纤维直径将影响支架100植入活体组织中时被体液溶解的速率。

粘结剂230及液体250与纤维210混合时，形成可塑性成形的一批混合物，所述混合物使纤维210能够均匀地分布在整批材料中，同时提供容许该批材料在后续形成步骤140中形成为所期望形状的生坯强度（green strength）。可使用有机粘结剂材料作为粘结剂230，例如甲基纤维素、羟丙基甲基纤维素（HPMC）、乙基纤维素、及其组合。粘结剂230可包括例如聚乙烯、聚丙烯、聚丁烯、聚苯乙烯、聚乙酸乙烯酯、聚酯、等规（isotactic）聚丙烯、无规（atactic）聚丙烯、聚砜、聚缩醛聚合物、聚甲基丙烯酸甲酯、熏制茚共聚物（fumaron-indane copolymer）、乙烯-乙酸乙烯酯共聚物、苯乙烯-丁二烯共聚物、丙烯橡胶、聚乙烯醇缩丁醛、离聚物树脂、环氧树脂、尼龙、苯酚甲醛、苯酚糠醛、固体石蜡、乳状石蜡、微晶石蜡、纤维素、糊精、氯代烃类、精炼海藻酸盐、淀粉、明胶剂、木质素、橡胶、丙烯酸树脂、沥青、酪蛋白、树胶、白蛋白、蛋白质、二醇类、羟乙基纤维素、羧甲基纤维素钠、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮、聚环氧乙烯、聚丙烯酰胺、聚乙烯亚胺（polyethyterimine）、琼脂、琼脂糖、糖蜜、糊精、淀粉、木质素磺酸盐、木质素溶液、海藻酸钠、阿拉伯胶、黄原胶、黄蓍胶、刺梧桐胶、刺槐豆胶、爱尔兰藓、硬葡聚糖、丙烯酸树脂、及阳离子半乳甘露聚糖等材料、或其组合。尽管以上列出若干种粘结剂230，然而应理解，也可使用其他粘结剂。粘结剂230提供成批塑性材料的所期望流变性以便形成所期望物体，并保持形成物体时纤维210在混合物中的相对位置，同时保持相对于纤维材料的惰性。粘结剂230的物理性质会影响支架100的孔隙120的孔径及孔径分布。优选地，粘结剂230能够发生热衰变或选择性溶解，而不会影响生物活性组分（包括纤维210）的化学成分。

视需要添加液体250，以获得成批塑性材料的所期望流变性，所述所期望流变性适于使成批塑性材料在后续形成步骤140中形成为所期望物体。通常使用水，也可利用各种类型的溶剂。可在混合步骤260期间进行流变测量，以在形成步骤140之前评估混合物的可塑性及内聚强度。

混合物中可包含成孔剂240，以增强支架100的孔隙120。成孔剂是在混合步骤260及形成步骤270期间在成批塑性材料中占据体积的非反应性材料。在使用时，成孔剂240的粒径及尺寸分布会影响各纤维之间所形成的空间，从而影响支架100的孔隙120的孔径及孔径分布。粒径範圍通常可介于约25 mm或以下至约450 mm或以上之间，或者作为另一选择，成孔剂的粒径可为纤维210直径的函数，其範圍介于纤维210直径的约0.1倍至约100倍之间。成孔剂240必须在固化步骤145期间轻易地移除，而不显著破坏周围纤维210的相对位置。在本发明的实施例中，在固化步骤280期间，可通过高温分解或热降解或者高温下的挥发来移除成孔剂240。例如，混合物中可包含微晶蜡乳液、酚醛树脂颗粒、面粉、淀粉、或碳粒作为成孔剂240。其他成孔剂240可包括炭黑、活性炭、石墨片、合成石墨、木粉、改性淀粉、纤维素、椰子壳（coconut shell husk）、乳胶球、植物种子（bird seed）、锯屑、可热解聚合物、聚甲基丙烯酸烷酯、聚甲基丙烯酸甲酯、聚甲基丙烯酸乙酯、聚甲基丙烯酸正丁酯、聚醚、聚四氢呋喃、聚(1,3 -二氧戊环)、聚碱性氧化物（poly(alkalene oxide)）、聚环氧乙烯、聚环氧丙烷、甲基丙烯酸酯共聚物、聚异丁烯、聚三甲基碳酸脂（polytrimethylene carbonate）、聚草酸二乙酯（poly ethylene oxalate）、聚b-丙内酯、聚d-戊内酯、聚碳酸亚乙基酯、聚碳酸亚丙酯、乙烯基甲苯/a-甲基苯乙烯共聚物、苯乙烯/a-甲基苯乙烯共聚物、及烯烃-二氧化硫共聚物。成孔剂240通常可被定义成有机的或无机的，有机成孔剂通常比无机成孔剂在更低的温度下被烧尽。尽管以上列出若干种成孔剂240，然而应理解，也可使用其他成孔剂240。成孔剂240可为（但并非必须为）完全生物相容性的，这是因为其在处理期间从支架100移除。

混合物中可包含粘合剂220，以促进粘结的形成并提高所得支架100的性能。粘合剂220可包括与散纤维210相同成分的粉末状材料，或者其可包括不同成分的粉末状材料。如下文中所更详细地解释，基于粘合剂220的添加剂通过在相邻且相交的纤维210之间形成粘结而增强用于形成三维基质110的相互缠结的纤维210的粘结强度。粘合剂220可为生物惰性金属、玻璃、玻璃陶瓷、陶瓷、或者其前体。在本发明的实施例中，粘合剂220是磷酸钙。在替代实施例中，粘合剂220是b-磷酸三钙。在又一替代实施例中，粘合剂220是羟磷灰石。在又一替代实施例中，粘合剂220是生物活性玻璃或其前体。

各种材料（包括散纤维210、粘结剂230、及液体250）的相对量取决于组织支架100中所期望的总体孔隙率。例如，为提供孔隙率为约60%的支架100，非挥发性组分275（例如纤维210）的量将达到混合物体积的约40%。挥发性组分285（例如粘结剂230及液体250）的相对量将达到混合物体积的约60%，其中粘结剂相对于液体的相对量取决于混合物的所期望流变性。此外，为制造以成孔剂240来增强具孔隙率的支架100，会调整挥发性组分285的量以包含挥发性成孔剂240。相似地，为制造以粘合剂220来增强具强度的支架100，将调整非挥发性组分275的量以包含非挥发性粘合剂220。可以理解，由于材料密度可能由于各组分在固化步骤280期间的反应而变化，因此非挥发性组分275及挥发性组分285的相对量以及支架100的所得孔隙率会发生变化。下文中将提供具体实例。

在混合步骤260中，将纤维210、粘结剂230、液体250、成孔剂240及/或粘合剂220（如果包含的话）混合成由可塑性变形的和均匀混合物形成的均质体。混合步骤260可包括干混、湿混、剪切混合（shear mixing）、及捏合（kneading），所述混合工艺对于将材料均匀地分布在均质体中，同时赋予所需剪切力来断开纤维210并将纤维210分布或分散到非纤维性材料中而言可为必要的。混合、剪切、及捏合的量以及这些混合工艺的持续时间取决于对纤维210及非纤维性材料的选择，以及对混合步骤260期间所使用的混合设备类型的选择，以便获得材料在混合物中的均匀及一致的分布，并使其具有用于在后续形成步骤270中形成物体的所期望流变性质。可使用工业混合设备（例如分批混合器、剪切混合器、及/或捏合机）执行混合。

再次参照图2，第一批材料130与第二批材料135中的每一者均提供为可塑性变形的一批均质材料混合物，所述混合物在步骤140中共同形成物体。形成步骤140可包括但不限于使用第一批材料130及第二批材料135挤出、轧制、压力铸造或成型为几乎任何所期望形状，下文中将进一步详细地提供其实例。形成步骤140形成具有由相应批的材料所形成的至少两个区域的物体，并在各批材料之间的过渡处形成第三区域，第一批材料130与第二批材料135在所述过渡处相结合。

随后在固化步骤145中将物体固化成组织支架100，此将在下文参照图4来进一步阐述。固化步骤145可被执行为由三个阶段形成的序列：干燥步骤310；挥发性组分移除步骤320；以及粘结形成步骤330。在第一阶段的干燥步骤310中，通过以如下方式移除液体来干燥所形成的物体：利用伴随或不伴随强制对流的稍高温度逐渐移地除液体。可利用加热物体的各种方法，包括但不限于：热空气对流加热、真空冷冻干燥、溶剂萃取、微波或电磁/射频（RF）干燥方法。优选地，不过快地移除所形成物体中的液体，以避免由于收缩而产生干燥裂纹。通常，对于基于水的系统而言，所形成的物体在暴露于约90°C与约150°C之间的温度下约一小时的时间段时可被干燥，然而实际干燥时间可因物体的尺寸及形状而异，越大越厚重的物体需要的干燥时间越长。在微波或RF能量干燥的情形中，液体本身及/或物体的其他组分会吸收辐射能，以在整个材料中更均匀地产生热。在干燥步骤310中，根据对用作挥发性组分的材料的选择，粘结剂230可凝结或胶化以提供更大的生坯强度，从而为物体提供刚性及强度以供后续处理。

一旦物体通过干燥步骤310而被干燥或实质上不含液体组分250，则在固化步骤280的下一阶段中继续进行挥发性组分移除步骤320。此阶段从物体中移除挥发性组分（例如粘结剂230及成孔剂240），只留下形成组织支架100的三维基质110的非挥发性组分。例如，可通过高温分解或热降解或溶剂萃取来移除挥发性组分。当所选的挥发性组分285使挥发性组分移除步骤320可依序移除各组分时，挥发性组分移除步骤320可进一步分成一系列组分移除步骤，例如粘结剂烧尽步骤340及随后的成孔剂移除步骤350。例如，用作粘结剂230的HPMC将在约300°C下热分解。石墨成孔剂220在存在氧气的情况下被加热到约600°C时将会氧化成二氧化碳。相似地，当使用面粉或淀粉作为成孔剂220时，其将会在约300°C与约600°C之间的温度下热分解。因此，在挥发性组分移除步骤320中，可通过以下方式处理由作为粘结剂230的HPMC以及作为成孔剂220的石墨颗粒构成的所形成物体：对所述物体执行两步式烧制程序，以先移除粘结剂230并随后移除成孔剂220。在此实例中，可在至少约300°C但小于约600°C的温度下执行粘结剂烧尽步骤340一段时间。随后可通过将温度升高到至少约600°C并向加热腔室中添加氧气来执行成孔剂移除步骤350。此种按热顺序进行的挥发性组分移除步骤320提供挥发性组分285可控制的移除，同时保持非挥发性组分275在所形成物体中的相对位置。

图5绘示所形成物体的各种组分在挥发性组分移除步骤320之前的示意图。纤维210在粘结剂230与成孔剂240的混合物中相互缠结。可视需要在混合物中进一步分布粘合剂220。图6绘示所形成物体在完成挥发性组分移除步骤320之后的示意图。当挥发性组分285被移除时，纤维210保持其相对位置，所述相对位置是由纤维210与挥发性组分285的混合物所决定的。在完成挥发性组分285的移除之后，物体的机械强度可能相当脆弱，因此在处理处于此种状态的物体时应当小心谨慎执行。在一实施例中，固化步骤280的每一阶段均在同一烘箱或窑中执行。在一实施例中，提供处理托盘，以便在处理物体达处理损伤最小化。

图7绘示所形成物体在完成固化步骤280的最后一步（粘结形成330）之后的示意图。在粘结剂230及成孔剂240被移除处形成孔隙120，且纤维210熔融并粘结成三维基质110。挥发性组分285的特性（包括成孔剂240的尺寸及/或成孔剂240的粒径分布及/或粘结剂230的相对量）共同地预先确定所形成组织支架100的所得孔径、孔径分布、及孔互连性。粘合剂220以及形成于三维基质110的重叠结节610及相邻结节620处的粘结使所形成的三维基质110具有结构完整性。

再次参照图4，粘结形成步骤330将非挥发性组分275（包括散纤维210）转化成组织支架100的刚性三维基质110，同时保持通过移除挥发性组分275而形成的孔隙120。粘结形成步骤330在能够使散纤维210粘结到相邻纤维210及重叠纤维210的环境中加热非挥发性组分275，且加热的持续时间足以形成粘结，但不会使纤维210熔化或改变特性，从而破坏非挥发性组分275的相对定位。粘结形成环境及持续时间取决于非挥发性组分275（包括散纤维210）的化学成分。例如，如果使用基于钛或钛合金的纤维作为散纤维210，则可在10^-3托的真空炉中及约1,200°C的温度下执行粘结形成步骤330。如果使用氧化铝纤维作为散纤维210，则可在大气压下及约1,200°C至约1,600°C的温度下在静态窑或空气清洗窑中执行粘结形成步骤330。可用作散纤维210的其他材料可根据非挥发性材料的成分而被加热到能够在纤维结构的交叉或重叠结节处发生固态传质（solid state mass transfer）或者发生液态粘结的温度，且加热的环境有助于此种粘结的形成，所述环境包括但不限于，例如空气、氮气、氩或其他惰性气体、以及真空等环境。如果纤维210是生物活性玻璃纤维，则所述纤维可表现出软化性以及在玻璃化转变温度下发生塑性变形而不破裂的倾向。玻璃材料通常具有析晶温度（devitrification temperature），在析晶温度下非晶形玻璃结构会结晶。在本发明的其中使用生物活性玻璃形成基质110的实施例中，粘结形成步骤330中的粘结形成温度是介于生物玻璃材料的玻璃化转变温度与析晶温度之间的工作范围内。例如，13-93生物活性玻璃成分的粘结形成温度可高于约606°C的玻璃化转变温度并小于约851°C的析晶温度。

在粘结形成步骤330中，将所形成物体加热到粘结形成温度，从而在纤维结构的重叠结节610及相邻结节620处形成粘结。如果使用粘合剂220，则在纤维结构的重叠结节610及相邻结节620处通过紧邻纤维210的粘合剂220与纤维210反应形成粘结的反应而形成粘结。在粘结形成步骤330中，纤维210的材料可参与和粘合剂220的化学反应，或者纤维210可对粘合剂220的反应保持惰性。此外，散纤维210可为纤维成分的混合物，其中部分或全部的纤维210参与形成粘结的反应以形成三维基质110。由于所形成的物体是使用第一批材料130及第二批材料135制成，且所述两批材料分别具有能够产生不同性质的性质，因而粘结形成步骤330必须被配置成在所形成物体的与第一批材料130及第二批材料135相关联的相应区域中形成粘结。另外，形成步骤140可能会导致各批材料混合及掺合而形成一区域，该区域的特性是介于与第一批材料130相关联的区域和与第二批材料135相关联的区域之间，因此，粘结形成步骤330必须被配置成也在此过渡区域中形成粘结。

粘结形成步骤330的持续时间取决于粘结形成步骤330期间的温度轮廓（temperature profile），这是因为处于纤维210的粘结形成温度下的时间被限制为如下的持续时间：所述持续时间使得非挥发性组分275（包括散纤维210）的相对位置不会发生显著变化。所形成物体中的孔径、孔径分布、以及孔之间的互连性取决于通过挥发性组分285所得到的散纤维210的相对位置。尽管在达到粘结形成温度时所形成物体中的挥发性组分285可能被烧尽，然而纤维210与非挥发性组分275的相对定位不会被显著改变。所形成物体在粘结形成步骤330期间可能会发生轻微或很小程度的致密化（densification），但可通过以下方式保持并因此预先确定对孔径及孔径分布的控制：选择稍微过大的成孔剂240的粒径或者调整挥发性组分285的相对量以考虑到预期的致密化。

形成三维基质110的相互缠结的纤维的重叠结节及相邻结节之间所形成的粘结，可为与散纤维210具有实质上相同成分的烧结粘结。所述粘结也可为散纤维210与粘合剂220之间的反应的结果，所述反应形成与散纤维210具有实质上相同或不同成分的粘结相。由于与用作医用装置或植入体的材料的批准相关的管制要求，可能希望使用不会被装置制造方法及工艺显著改变的经批准材料成分作为原材料。作为另一选择，可能希望使用经批准材料成分的前体作为原材料，所述原材料在装置制造方法及工艺期间形成所期望的成分。本发明提供一种组织支架装置，所述组织支架装置可使用多种医学上经批准的材料制成，或者可被制成医学上经批准的材料成分。

本发明的组织支架100能够通过指定非挥发性组分275及挥发性组分285的特性来控制孔形态，因此表现出可控制的孔互连性。例如，纤维长度分布可表现为大于成孔剂直径的模式以增强孔互连性，这是因为表现为此种模式的纤维将从一个孔延伸到另一个孔，其中相邻纤维之间的空间形成孔互连。此外，小于成孔剂粒径的纤维直径可确保成孔剂颗粒更紧凑地堆积，以提高孔互连性。

可通过操纵与相应的第一批材料130及第二批材料135相关联的区域中的各种参数及/或通过操纵第一批材料130与第二批材料135每一者中的原材料（包括非挥发性组分275及挥发性组分285）的各种参数及特性，而对特定的应用来控制及调整或优化组织支架100的性质。例如，在承重应用中，可如本文所述以各种方式优化及控制组织支架100的弹性模量。

承重应用中的组织支架优选地将负荷均匀地分布在大的区域上，使得应力能连续地传递到周围组织，以便在整个界面中促进健康骨的形成。组织支架的主要影响支架传递连续应力的有效性的性质是弹性模量。当组织支架的弹性模量与周围组织的弹性模量密切匹配时，通过支架传递到周围组织的应力会刺激新的健康组织的生长。如果支架的弹性模量相对大于周围组织的弹性模量，则生长到支架中的再生组织会有效地免受能够根据沃尔夫定律（骨通过减少其质量、或者通过变得更加多孔或变得更薄而自身适应应力的减小）导致被称为骨吸收的干扰现象的应力。如果支架的弹性模量过分小于周围组织的弹性模量，则无法在支架不发生变形且不对新形成的组织施加过大应力及应变的情况下，有效地将应力传递到周围组织。

本发明的方法及装置能通过在与第一批材料130及/或第二批材料135相关联的区域中控制给定材料成分的各种因素来制造理想地匹配的弹性模量。一般而言，纤维210特性的变化、挥发性组分285的特性的变化、相应批料中的粘合剂220特性的变化、以及固化步骤280的环境的控制可实现支架100的所得强度、孔隙率、及弹性模量的优化。

纤维特性包括直接影响支架强度及挠性的成分、直径、及长度。成分的影响起因于纤维材料的固有物理特性（例如抗张强度及弹性模量），包括例如颗粒边界及材料脆度等因素。纤维直径可影响支架的所得强度及挠性，这是因为越粗的纤维往往越强且越坚硬。纤维越长，提供的挠性可越大。另外，纤维的直径及长度分别或共同直接影响纤维材料的自然堆积密度。纤维的自然堆积密度越大，所得支架中可能的纤维-纤维连接越多。当纤维-纤维连接增多时，支架的强度及模量通常会增大。

在使用粘合剂220时，粘合剂220可影响支架的所得强度及挠性。粘合剂220可增大基质中纤维-纤维连接的数目，此会相应地提高所得强度并改变弹性模量。另外，粘合剂220的相对量会增大非挥发性组分相对于挥发性组分的量，此会影响多孔性。一般而言，在所有其他条件相同的情况下，高孔隙率会使强度降低。粘合剂220的成分会影响所得支架的强度及挠性，这是因为固有的物理特性（例如抗张强度及抗压强度以及弹性模量）被输入到所得的支架中。粘合剂220的粒径可影响强度及模量，这是因为较大的颗粒具有驻留在纤维相交处的趋势，从而使更多的材料可用于桥接相邻的纤维并将所述纤维接合成粘结的基质。较小的颗粒具有当粘结剂烧尽时保留在相同相对位置的趋势，因而其附着在纤维的表面以改变纤维的化学及物理性质。另外，粘合剂220的颗粒越小及/或相对量越小，可导致纤维-纤维粘结越少，此会降低所得支架的强度并减小其弹性模量。

挥发性组分特性可影响支架的所得强度及挠性。如上文中所更详细阐述，成孔剂可控制整个支架中的互连孔的尺寸及分布。就对支架100的机械性质的影响而言，在所有其他条件均相同的情况下，挥发性组分的量的增大（包括成孔剂的相对量的增大）可影响支架的强度并降低其弹性模量。此外，在纤维材料的自然堆积密度方面，存在与和纤维直径及纤维长度相关联的变量的次要相互作用。挥发性组分在与非挥发性组分混合时可增大纤维的集束性，这是因为两个或更多个纤维长度会实质上邻近其他纤维而对齐，并沿纤维长度粘结在一起，从而有效地增大形成支架基质的“支柱”的横截面积。以此种方式集束的纤维的区域，将有效地影响支架100的强度及弹性模量。

在使用第一批材料130及第二批材料135形成支架100的方法期间所选择的处理参数可影响支架的性质。例如，固化步骤280的环境参数包括加热速率、加热温度、固化时间、及加热环境，例如真空、惰性气体（氮气、氩气等）、合成气体（还原环境）、或空气。所述环境参数中的每一者或其组合可影响整个支架中的纤维-纤维粘结的数目及相对强度。

用于控制及优化支架100的孔隙率/强度关系及弹性模量的其他因素包括原材料的具体特性以及可影响纤维大致对齐的某些制造工艺步骤。至少一个区域中的纤维对齐可诱发纹理，所述纹理是能够在支架内诱发定向优先（directionally preferential）的组织生长的性质。混合步骤260及形成步骤140可适于提供如下所形成物体：其在与第一批材料130及第二批材料135相关联的区域中的任一者或两者中，使纤维实质上沿一个方向对齐。例如，在形成步骤140中使用挤出工艺可使混合物的纤维沿挤出方向形成大致对齐。所得支架100的物理特性可表现出作为装置的取向的函数的弹性模量，这是因为抗压强度及弹性模量可在挤出方向上为相对高的，而在垂直于挤出方向的方向上较低。用于融合脊椎的脊柱植入体可设计成有这些可变的特性，以优化支架的承重特征及重量分担特征，从而确保健康组织的生长。在需要在支架中进行血管化（vascularization）的某些应用中，纤维定向可能是所期望的。定向的纤维将诱发孔形态，所述孔形态表现出平行于纤维的优先方向。在其中支架100将融合骨组织的应用中，相邻骨之间的血管化链路可由本发明的支架有效地桥接。

图8绘示对形成为本发明支架的两批实例性材料进行压缩测试所得的应力-应变曲线720，所述曲线展示通过在制造期间添加粘合剂而产生的支架的强度及弹性模量的变化效果。两个样本均使用平均直径为约63 mm的钛Ti6Al4V合金纤维，由上文所述方法中的各批材料制成。第一样本是由以如下方式制备的一批材料制成：混合3克被切割成长度为0.045''的纤维、1克被切割成长度为0.010''的纤维、0.25克HPMC（作为有机粘结剂）、1克粒径为约100 mm的PMMA（作为成孔剂）、以及约1.5克去离子水，并视需要进行调整以提供可塑性成形的混合物。将所述混合物挤压成直径为10 mm的杆并在传统烘箱中进行干燥。将挥发性组分烧尽，随后在1,400°C及10^-3托的真空下将支架加热处理两个小时，以形成孔隙率为70%的支架。第二样本是由相似的一批材料制成，唯一的不同在于添加0.25克粒径小于325 mm的钛粉末作为粘合剂220，且所得的孔隙率为67%。参照图7，第一样本730（无粘合剂）的应力-应变曲线表现出第一弹性模量735及第一强度峰值740。第二样本750（具有粘合剂）表现出小于第一弹性模量735约65%的第二弹性模量755以及大于第一强度值740约34%的第二强度峰值760。在本发明的实施例中，组织支架100是以如下方式形成：将第一批材料130用作与组织支架的第一区域相关联的第一样本的那批材料，并将第二批材料135用作与组织支架的第二区域相关联的第二样本的那批材料。所述物体是通过共挤出所述两批相应的材料而形成。第一区域将表现出第一弹性模量735，且第二区域将表现出第二弹性模量755。第三区域（图未示出）将表现出的弹性模量是第一弹性模量735与第二弹性模量755之间的梯度值。

此外，可改变上述参数中的任一者或其任意组合，以在第一批材料130中实现优化的或所期望的强度及弹性模量、孔隙率、及孔径分布，以及在第二批材料135中实现优化的或所期望的强度及弹性模量、孔隙率、及孔径分布，从而可用于形成一物体，该物体被固化成用于拟定应用的组织支架。此外，可在第一批材料130或第二批材料135的任一者中调整强度、弹性模量、孔隙率及孔径分布、以及其他机械及物理性质以用于其他应用，本文将阐述这些应用的非限制性实例。

参照图9，其显示形成步骤140的实施例。在此实施例中，用产生低孔隙率、高抗压强度材料的原材料将第一批材料130制备成第一平板910，例如通过长度短的小直径纤维材料210及/或高相对量的粘合剂220及/或低相对量的成孔剂240制备。用产生高孔隙率、低抗压强度材料的原材料将第二批材料135制备成第二平板920，例如通过长度较长且直径较粗的纤维210及/或相对量较低的粘合剂220及/或相对量较高的成孔剂240制备。使第一平板910与第二平板920穿过一对轧辊905，所述一对轧辊905使第一平板910与第二平板920的截面厚度减小以产生第三平板930。第一平板905及第二平板920的压力及位移将各自材料的至少一部分在过渡区域中压迫到一起，从而使第三平板930在厚度“d”上表现出成分梯度935，当在步骤145中固化时，成分梯度935会产生性质梯度。

图10绘示髋臼杯940，髋臼杯940可通过由图9所示第三平板930模压成型而形成，其中成分梯度935的取向如图10所示。当第三平板930被形成为髋臼杯940并在步骤145中固化时，相应的第一批材料130及第二批材料135的成分梯度935会使装置的性质表现出性质梯度，如图11所示。图11绘示性质梯度，所述性质梯度被显示为从髋臼杯940内侧上的高强度区域945到髋臼杯940外侧上的低强度区域950（高孔隙率）的抗压强度梯度，且抗压强度梯度区域955位于所述内侧区域与所述外侧区域之间的过渡区域中。

现在参照图12，其显示根据本发明的挤出系统800的横截面，挤出系统800适于通过共挤出第一批材料130及第二批材料135来执行形成步骤140。在此例示性实例中，制备第一批材料130并将其插入到中心腔室821中。制备第二批材料135并将其放置于外部腔室812中，外部腔室812是围绕中心腔室821的环形缸体。外部挤出模具825决定挤出制品的形状，且外部模具825通过支撑构件（为清楚起见图未示出）支撑内部挤出模具824。外部活塞823被放置成接触第二批材料135，且中心活塞822被放置成接触第一批材料130，且同时对外部活塞823及中心活塞822施加液压力会使第一批材料130穿过内部模具824，并使第二批材料135在第一批材料130上流过并穿过外部模具825，从而形成具有第一区域105、第二区域109、及第三区域107的挤出制品，第三区域107是在挤出过程中使所述两批材料通过挤出压力而接合时所形成的。随后可根据步骤145使挤出物体固化，以使其表现出与用于制备第一批材料130及第二批材料135的原材料相称的性质梯度。

所属领域的技术人员应理解，也可使用其他系统执行替代的共挤出方法，包括在挤出筒中预先装载被制备成第一批材料130与第二批材料135的同轴结构的块材（slug），或者用第一批材料挤出第一制品并在第一批材料上挤出第二批材料135。

参照图13，其显示形成步骤140的另一实施例。在此实施例中，制备第一批材料130并制备第二批材料135，并使用快速原型分配器用第一批材料130及第二批材料135制造组织支架840。在此实施例中，将第一批材料130分配到支架840的顶部、底部、及中心核处的第一区域850。利用第二批材料135的分配压力将第二批材料135分配到第二区域860，从而诱发这两批材料在界面处的流动及接合。随后，以上文中步骤145所述的方式使支架840固化，以在第一区域850与第二区域860之间提供性质梯度。根据图13所示实施例的组织支架可用作脊柱植入体或椎间（IVB）装置，脊柱植入体或椎间（IVB）装置能够被植入脊柱中，以保持与植入体的高度（h）相对应的椎间间隙。可利用本发明的此实施例所示的形成方法140形成具有各种区域的复杂形状。

图14绘示截骨植入体630，截骨植入体630可被大体描述成如下的楔：所述楔被设计成适形于例如胫骨的解剖横截面，从而对胫骨表面的实质性部分提供机械支撑。截骨楔630是由被设置成第二区域635的第二批材料135围绕被制备成第一区域640的第一批材料130而形成，所述第一批材料130可例如由产生低孔隙率、高抗压强度的混合物制成，所述第二批材料135可例如由产生高孔隙率的混合物制成。可通过以下方式制造截骨植入体630：将第一区域640模压成型或注射成型并将第二区域635模压成型或注射成型，其中首先将第一区域640在模具中放置就位，从而引导第二批材料135围绕第一区域640以塑性方式流动并接合到第一区域640。作为另一选择，可利用熔模铸造（investment casting）技术分别形成相应的区域。当以上文步骤145所述的方式固化时，所得的截骨植入体630可表现出具有高抗压强度的中心核以及低抗压强度（但为高孔隙率及高骨传导性）的区域，所述低抗压强度的区域容许组织向内生长以将植入体630包含到胫骨中。

图15绘示具有第一区域655及第二区域660的髋关节股骨柄650的分解图。在本发明的例示性实施例中，股骨柄650可由第一批材料130制成，所述第一批材料130是由产生能与自然骨的弹性模量密切匹配的低孔隙率、低弹性模量材料的纤维材料制备而成。第二区域660可由第二批材料135制成，所述第二批材料135是由产生高孔隙率、低弹性模量材料的纤维材料制备而成，所述高孔隙率、低弹性模量材料能产生使自然骨可向其中生长的高骨传导性表面。第一批材料130可利用模压成型技术铸造成型，而第二批材料135可通过连续模压成型技术铸造为成型的制品。当随后根据上文中关于步骤145所述使股骨柄650固化时，所述股骨柄650会表现为由供骨向内生长的高孔隙率区域660围绕高挠性中心核区域655，并具有第三区域，所述第三区域是于连续模压成型操作期间由第一批材料130与第二批材料135在界面区域处的混合而形成。此例示性实施例的制造方法可为形成第一区域655的连续模压成型操作以及随后是整个植入体的成型步骤，在整个植入体的成型步骤中将第二区域660应用到装置上。作为另一选择，股骨柄650可利用等热静压形成方法制成。

图16绘示根据本发明具有性质梯度的组织支架670的横截面，其中这两个区域至少其中之一对骨传导性提供阻障。在此实施例中，支架670具有由第一批材料130制成的第一区域675以及由第二批材料135制成的第二区域680，所述第一批材料130是由产生高孔隙率材料的纤维材料制备而成，所述第二批材料135是由产生低孔隙率材料的纤维材料制备而成。在此实施例中，高孔隙率的第一区域675被低孔隙率的第二区域680隔开，从而使可能发生于植入体670远端中的组织向内生长在第二区域680处受到限制或抑制。此实施例的组织支架670可用于如下的适应症：在所述适应症中，期望软骨组织向内生长，但必须限制此种向内生长以利于植入体670的相对的远端上的骨组织向内生长。

实例

提供以下实例以进一步例示本公开并有利于理解本公开。这些具体实例旨在例示本公开而非旨在以任何方式限制本公开。

在第一实例性实施例中，支架是由钛纤维形成。通过以下方式制备第一批材料：混合4克平均直径为约0.0025''并被切成为约0.045''长度的Ti6Al4V合金纤维、0.25克HPMC（作为有机粘结剂）、以及足以形成可挤出批料的水（无成孔剂）。通过以下方式制备第二批材料：混合2克平均直径为约0.0025''并被切成为约0.045''长度的Ti6Al4V合金纤维、2克平均直径为约0.0025''并被切成长度为约0.100''的Ti6Al4V合金纤维、0.25克HPMC（作为有机粘结剂）、0.5克粒径为约600 mm的PMMA颗粒（作为成孔剂）、以及足以形成可挤出批料的水。如上文参照图12所述将第一批材料及第二批材料装载到共挤出系统中，挤出直径为12 mm且具有6 mm的核心的杆，其中第一批材料与所述核心相关联，且第二批材料形成支架的外部区域。将支架干燥并烧尽挥发性组分，随后在1,400°C下及10-3托的真空中加热处理两个小时。测定出核心区域中的孔隙率为64%，且外部区域中的孔隙率为70%，过渡区域表现出介于所述两个孔隙率值之间的梯度值。

在第二实例性实施例中，支架是由钛纤维形成。通过以下方式制备第一批材料：混合4克平均直径为约0.0025''并被切成为约0.045''长度的Ti6Al4V合金纤维、0.25克HPMC（作为有机粘结剂）、以及足以形成可挤出批料的水（无成孔剂）。通过以下方式制备第二批材料：混合4克平均直径为约0.0025''并被切成为约0.045''长度的Ti6Al4V合金纤维、1克粒径为325 mm 或以下的钛粉末（作为粘合剂）、0.25克HPMC（作为有机粘结剂）、1克粒径为约300 mm的PMMA颗粒（作为成孔剂）、以及足以形成可挤出批料的水。如上文参照图12所述将第一批材料及第二批材料装载到共挤出系统中，挤出直径为12 mm且具有6 mm的核心的杆，其中第一批材料与所述核心相关联，且第二批材料形成支架的外部区域。将支架干燥并烧尽挥发性组分，随后在1,400°C下及10-3托的真空中加热处理两个小时。测定出核心区域中的弹性模量为0.54 GPa，且外部区域中的弹性模量为1.02 GPa，过渡区域表现出介于所述两个孔隙率值之间的梯度值。

在第三实例性实施例中，支架是由钛纤维形成。通过以下方式制备第一批材料：混合3克平均直径为约0.0025''并被切成为约0.045''长度的Ti6Al4V合金纤维、1克平均直径为0.0025''并被切成为约0.100''长度的Ti6Al4V合金纤维、0.25克HPMC（作为有机粘结剂）、以及足以形成可挤出批料的水（无成孔剂）。通过以下方式制备第二批材料：混合3克平均直径为约0.0025''并被切成为约0.045''长度的Ti6Al4V合金纤维、1克平均直径为0.0025''并被切成为约0.100''长度的Ti6Al4V合金纤维、0.25克粒径为325 mm 或以下的钛粉末（作为粘合剂）、0.25克HPMC（作为有机粘结剂）、1克粒径为约300 mm的PMMA颗粒（作为成孔剂）、以及足以形成可挤出批料的水。如上文参照图12所述将第一批材料及第二批材料装载到共挤出系统中，挤出直径为12 mm且具有6 mm的核心的杆，其中第一批材料与所述核心相关联，且第二批材料形成支架的外部区域。将支架干燥并烧尽挥发性组分，随后在1,400°C下及10-3托的真空中加热处理两个小时。测定出核心区域中的抗压强度为1.10 MPa，且外部区域中的抗压强度为66 MPa，过渡区域表现出介于所述两个孔隙率值之间的梯度值。

本文参照本发明的某些例示性特定实施例详细阐述了本发明，然而不应将本发明视为仅限于这些实施例，而是可在不背离随附权利要求书的精神及范围的条件下作出许多修改。

Claims (16)

1.一种组织工程支架，其特征在于，包括：

互连及粘结的纤维的第一区域，所述第一区域具有表现为第一值的一种性质；

互连及粘结的纤维的第二区域，所述第二区域具有表现为第二值的所述性质；

互连及粘结的纤维的第三区域，位于所述第一区域与所述第二区域之间，所述第三区域具有表现为梯度值的所述性质，所述梯度值介于所述第一值与所述第二值之间。

2.如权利要求1所述的组织工程支架，其特征在于，所述性质是多孔性。

3.如权利要求1所述的组织工程支架，其特征在于，所述性质是弹性模量。

4.如权利要求1所述的组织工程支架，其特征在于，所述性质是强度。

5.如权利要求1所述的组织工程支架，其特征在于，所述性质是成分。

6.如权利要求1所述的组织工程支架，其特征在于，所述性质是生物活性。

7.如权利要求1所述的组织工程支架，其特征在于，所述组织支架是髋关节股骨柄，且所述第一区域与所述第二区域其中之一提供骨传导性。

8.如权利要求1所述的组织工程支架，其特征在于，所述第一区域与所述第二区域至少其中之一对骨传导性提供阻障。

9.如权利要求1所述的组织工程支架，其特征在于，所述组织工程支架是髋臼杯，且所述第一区域与所述第二区域其中之一提供骨传导性。

10.如权利要求1所述的组织工程支架，其特征在于，所述组织工程支架是椎间装置，且所述第一区域与所述第二区域其中之一提供骨传导性。

11.一种制造组织工程支架的方法，所述组织工程支架具有所期望性质，所述所期望性质具有在空间上分布于至少两个区域中的值，其特征在于，所述方法包括：

提供第一批材料，所述第一批材料包含第一原材料混合物，所述第一原材料混合物包含纤维、粘结剂、及成孔剂，所述第一原材料混合物具有第一组特性；

提供第二批材料，所述第二批材料包含第二原材料混合物，所述第二原材料混合物包含纤维、粘结剂、及成孔剂，所述第二原材料混合物具有第二组特性；

使用所述第一批材料及所述第二批材料形成支架，所述第一批材料用于第一区域，所述第二批材料用于第二区域，所述第一区域邻近所述第二区域；

使所述支架固化，所述固化步骤包括以下步骤：

加热所述支架，以移除所述第一批材料的所述粘结剂以及所述第二批材料的所述粘结剂；

加热所述支架，以移除所述第一批材料的所述成孔剂以及所述第二批材料的所述成孔剂；以及

加热所述支架，以在所述第一批材料的所述纤维与所述第二批材料的所述纤维之间形成粘结；

所述所期望性质在所述支架的与所述第一区域相关联的部分中具有与所述第一组特性对应的第一值，且所述所期望性质在所述支架的与所述第二区域相关联的部分中具有与所述第二组特性对应的第二值。

12.如权利要求11所述的方法，其特征在于，所述形成步骤包括共挤出。

13.如权利要求11所述的方法，其特征在于，所述形成步骤包括热等静压。

14.如权利要求11所述的方法，其特征在于，所述形成步骤包括模压成型。

15.如权利要求11所述的方法，其特征在于，所述形成步骤包括注射成型。

16.如权利要求11所述的方法，其特征在于，所述形成步骤包括熔模铸造。

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