CN103889471B - 膜式人造支架及其制造方法 - Google Patents

Abstract

提供了用于引导骨再生（GBR）的膜式支架以及用于制造该膜式支架的方法。根据本发明的膜式支架包括：第一层，其被配置为与身体中的骨组织接触并且包括以第一间隔平行地布置的至少一个纤维层；以及第二层，其被层压在第一层上，被配置为与身体中的软组织接触并且包括以第二间隔平行地布置的至少一个纤维层。第一间隔比第二间隔大。

Description

膜式人造支架及其制造方法

【发明领域】

本发明涉及膜式支架，并且更具体地涉及用于引导骨再生（GBR）的膜式支架，以及制造该膜式支架的方法。

【相关技术的描述】

组织工程是以少量从患者组织收集以再生受损的器官的细胞被大量培养并且然后分化为三维组织以从其再生组织和器官的技术领域。需要允许细胞在三维环境中被识别的支架以进行组织的三维培养。

牙科领域中再生受损的下颚骨的方法的实例包括引导骨再生（GBR）。在该治愈方法中，膜式支架的作用是非常重要的。膜式支架主要地用来围绕骨的受损的部分，防止软组织例如牙龈组织渗透骨的受损的部分，并且再次引导骨组织的再生。

目前，ePTFE（膨体聚四氟乙烯）或钛材料的非水吸收性材料作为可商购获得的膜式支架被使用。支架具有优良的机械强度和生物相容性，但是当支架被植入身体中时，因为支架作为纤维组织被堆叠，所以在骨组织中使用支架的情况下，支架当与周围的骨组合时导致问题。

此外，现有的膜式支架具有不包括空隙的结构或难以容易地控制空隙的大小，并且存在支架具有海绵形状的许多情况，在海绵形状中内部结构类型是不均匀的。因为不包括空隙的结构不会与骨组织合适地融合，所以具有剥离问题，并且海绵结构具有问题，在于因为机械强度是弱的，所以支架不具有应当在支架中基本上具备的空间保持能力。

在该背景部分中公开的以上信息仅是为了增强发明背景的理解并且因此其可以含有不形成在本国家对于本领域的普通技术人员已经已知的现有技术的信息。

【发明的描述】

【技术目的】

本发明已经被努力地作出以提供下述的膜式支架：所述膜式支架通过使用对周围组织具有高亲和力的材料而在操作（）之后不被剥离并且可以通过形成具有规则形状的空隙来改进机械强度和空间保持能力。

此外，本发明已经被努力地作出以提供制造膜式支架的方法，其中空隙的大小可以被容易地调整并且层之间的剥离可以被防止。

【技术解决方案】

本发明的一个示例性的实施方案提供膜式支架，膜式支架包括：第一层，其被配置为与身体中的骨组织接触并且包括以第一间隔平行地布置的至少一个纤维层；以及第二层，其被层压在第一层上，被配置为与身体中的软组织接触并且包括以第二间隔平行地布置的至少一个纤维层，其中第一间隔比第二间隔大。

第一层可以包括以第一间隔平行地布置并且在第一方向延伸的第一纤维，并且第二层可以包括以第二间隔平行地布置并且在交叉第一方向的第二方向延伸的第二纤维。

第一间隔可以在150μm至400μm的范围内，并且第二间隔可以在30μm至50μm的范围内。第一纤维和第二纤维的高度可以各自在50μm至100μm的范围内。

第一纤维和第二纤维可以包含聚己酸内酯（PCL），并且第一纤维还可以包含羟基磷灰石和磷酸三钙（TCP）中的至少一种。

第一纤维和第二纤维除了聚己酸内酯（PCL）之外还可以包含作为辅助组分的聚乳酸（PLA）、聚乙醇酸（PGA）和聚乳酸-共-乙醇酸（PLGA）中的至少一种。

在另一个方面，第一层可以包括以第一间隔布置并且在第三方向延伸的第三纤维，以及被固定至第三纤维上、以第一间隔布置并且在交叉第三方向的第四方向延伸的第四纤维。第二层可以包括以第二间隔布置并且在第五方向延伸的第五纤维，以及被固定至第五纤维上、以第二间隔布置并且在交叉第五方向的第六方向延伸的第六纤维。

第一间隔可以在150μm至400μm的范围内，并且第二间隔可以在30μm至50μm的范围内。第三纤维、第四纤维、第五纤维和第六纤维的高度可以各自在50μm至100μm的范围内。

第三纤维、第四纤维、第五纤维和第六纤维可以包含聚己酸内酯（PCL），并且第三纤维和第四纤维还可以包含羟基磷灰石和磷酸三钙（TCP）中的至少一种。

第三纤维、第四纤维、第五纤维和第六纤维除了聚己酸内酯（PCL）之外还可以包含作为辅助组分的聚乳酸（PLA）、聚乙醇酸（PGA）和聚乳酸-共-乙醇酸（PLGA）中的至少一种。

本发明的另一个示例性的实施方案提供制造膜式支架的方法，包括：把第一生物聚合物和第二生物聚合物分别地提供至第一沉积头部和第二沉积头部的注射器；把第一生物聚合物通过第一沉积头部的喷嘴喷雾以形成包含以第一间隔平行地布置的至少一个纤维层的第一层；以及把第二生物聚合物通过第二沉积头部的喷嘴喷雾在第一层上以形成包含以第二间隔平行地布置的至少一个纤维层的第二层，其中第一间隔和第二间隔具有不同的值。

第一层可以被配置为与身体中的骨组织接触，第二层可以被配置为与身体中的软组织接触，并且第一间隔可以比第二间隔大。

第一间隔可以在150μm至400μm的范围内，并且第二间隔可以在30μm至50μm的范围内。至少一个纤维层的高度可以在50μm至100μm的范围内。

第一层和第二层可以包含聚己酸内酯（PCL），并且第一层还可以包含羟基磷灰石和磷酸三钙（TCP）中的至少一种。第一层和第二层除了聚己酸内酯（PCL）之外还可以包含作为辅助组分的聚乳酸（PLA）、聚乙醇酸（PGA）和聚乳酸-共-乙醇酸（PLGA）中的至少一种。

【技术效果】

在本示例性的实施方案的膜式支架中，同时地流畅地融合骨组织和支架以及防止软组织渗透骨组织的受损的部分是可能的。此外，在本示例性的实施方案的膜式支架中，当膜式支架通过形成具有规则形状的空隙而被制造时，增加机械强度和空间保持能力以及容易地调整空隙的大小是可能的。

【附图简述】

图1是根据本发明的第一示例性的实施方案的膜式支架的示意性的透视图。

图2是在图1中图示的膜式支架的沿着线a-a'截取的横截面图。

图3是在图1中图示的膜式支架的沿着线b-b'截取的横截面图。

图4A是根据其中第一层和第二层各自被形成为具有120μm的高度的比较实施例的支架照片。

图4B是根据其中第一层和第二层各自被形成为具有60μm的高度的示例性的实施方案的支架照片。

图5是根据本发明的第二示例性的实施方案的膜式支架的示意性的透视图。

图6是图示了根据本发明的第二示例性的实施方案的支架中的第一层的扫描电子显微镜（SEM）照片。

图7是图示了根据本发明的第二示例性的实施方案的支架中的第二层的扫描电子显微镜（SEM）照片。

图8是图示了用于制造支架的多头部沉积系统的构造的示意图。

图9A和9B是相继地图示了通过使用在图8中图示的多头部沉积系统来制造支架的程序的示意图。

【实施方案的详细描述】

本发明将参照附图在下文更完全地描述，本发明的示例性的实施方案在附图中示出。如本领域的技术人员将意识到的，所描述的实施方案可以以各种不同的方式修改，全部不偏离本发明的精神或范围。

图1是根据本发明的第一示例性的实施方案的膜式支架（在下文被称为‘支架’）的示意性的透视图，并且图2和3是在图1中图示的支架的分别地沿着线a-a'和b-b'截取的横截面图。

第一示例性的实施方案的支架100是被定位在身体中的各种部分之间的硬组织和软组织之间的支架，并且可以被用于硬组织的引导骨再生。例如，支架100被植入以围绕骨的受损的部分，并且被定位在是硬组织的骨组织和是软组织的牙龈组织之间。

参照图1至3，第一示例性的实施方案的支架100具有层状结构，该层状结构具有与骨组织接触以构成骨组织亲和性的层的第一层10和与软组织接触以构成软组织亲和性的层的第二层20。第一层10和第二层20根据接触组织的特性形成具有不同的大小的空隙以增加生物相容性。

此外，整个支架100形成具有规则形状的空隙以改进机械强度和空间保持能力。支架100用来防止软组织渗透骨组织的受损的部分，并且帮助从受损的骨组织再生新的骨组织。

特别地，第一层10包括以第一间隔d1平行地布置并且在第一方向延伸的第一纤维11。此外，第二层20包括以第二间隔d2平行地布置并且在交叉第一方向的第二方向延伸的第二纤维22。第二纤维22被固定至第一纤维11上。

第二方向可以正交于或可以不正交于第一方向。图1图示了作为一个实例的其中第一方向和第二方向彼此正交的情况，但是第二方向可以以各种角度交叉第一方向。

此外，第一纤维11和第二纤维22可以具有各种横截面形状，例如四边形、圆形和椭圆形。图1至3图示了作为一个实施例的具有四边形横截面形状的第一纤维11和第二纤维22，但是第一纤维和第二纤维11和12的横截面形状可以被多样地改变。

在与骨组织接触的第一层10中，第一纤维11之间的第一间隔d1可以在150μm至400μm的范围内。该间隔是对再生骨组织有利的大小，并且当间隔符合该范围时，骨组织和支架可以被流畅地融合。在这种情况下，在第一层10中存在的第一间隔d1可以具有在±20μm内的误差。

特别地，非常重要的是在骨细胞在支架100中散布之后在增殖和分化中设置第一层10的第一间隔d1的大小。如果第一间隔d1小于150μm，那么氧气或在骨细胞的生存中必需的营养物的扩散操作不会在第一层10中良好地进行，并且在再生骨组织的程序中必需的血管渗透可能不容易在其中进行。在另一个方面，如果第一间隔d1大于400μm，那么第一层10和支架100的总的机械强度被减少，并且与骨细胞的形成相关的蛋白质合成、细胞外基质分泌和类似的可以恶化。

此外，当第一间隔d1的误差范围增加时空隙的随机性增加，这导致空隙之间的互相连接性和可渗透性的恶化。与不规则的空隙相比，具有小的空隙误差的规则的空隙可以促进骨的再生。考虑到第一间隔d1在150μm至400μm的范围内，在±20μm内的误差范围可以被认为是均一的间隔，并且根据如将在下文描述的制造支架100的方法，可以确保在±20μm内的误差。

在与软组织接触的第二层20中，第二纤维22之间的第二间隔d2可以在30μm至50μm的范围内。该间隔是使软组织的渗透变得困难的大小，并且当该范围被符合时，与第二层20接触的软组织可以被防止渗透与第一层10接触的骨组织的受损的部分。在这种情况下，在第二层20中存在的第二间隔d2可以具有在±10μm内的误差。

特别地，已知其中软组织的渗透是不可能的的结构的空隙的大小是50μm或更小。据此，第二纤维22的第二间隔d2应当是50μm或更小。在另一个方面，如果第二间隔d2小于30μm，那么营养物和氧气的传输的机会被阻挡，这不是优选的。据此，30μm至50μm的范围可以是最优的范围，在该范围内氧气和营养物可以被基本上传输并且软组织的渗透可以被防止。此外，考虑到第二间隔d2在30μm至50μm的范围内，在±10μm内的误差范围可以是均一的间隔。

如上文描述的，在第一示例性的实施方案的支架100中，与骨组织接触的第一层10的空隙的大小，即，第一间隔d1被设置为被优化以再生骨组织的大小，并且与软组织接触的第二层20的空隙的大小，即，第二间隔d2被设置为被优化以防止软组织的渗透的大小，并且因此第一间隔和第二间隔被不同地设置。

如果第一间隔d1和第二间隔d2被相同地设置，那么软组织的渗透的机会被减少，但是因为骨组织和支架之间的融合不被良好地进行，所以支架被剥离，并且因此其暴露的可能性增加。这导致支架操作的失败。

此外，如果第二间隔d2和第一间隔d1被相同地设置，那么因为软组织经过第二层20和第一层10以容易地渗透骨组织的受损的部分，所以骨组织被引导，并且因此在其处进行再生的空间被减小。即，因为骨的受损的部分向骨中再生的机会被减少，所以支架的引导骨再生的作用不能够被良好地进行。

然而，在第一示例性的实施方案的支架100中，相应于第一层10和第二层20的特性的空隙的大小可以被设置为流畅地融合骨组织和支架100，并且防止软组织渗透骨组织的受损的部分。据此，第一示例性的实施方案的支架100可以根据剥离和暴露而防止操作的失败并且流畅地进行引导骨再生功能。

此外，在第一示例性的实施方案的支架100中，第一层10被制造为具有与骨组织的优良的亲和力的生物聚合物，并且第二层20被制造为具有与软组织的优良的亲和力的生物聚合物。

特别地，与软组织接触的第二层20包含是具有适合于软组织的机械强度以及优良的弹性力的生物聚合物的聚己酸内酯（PCL）。

在另一个方面，第二层20包含作为主要组分的聚己酸内酯（PCL），并且除了聚己酸内酯（PCL）之外可以包含作为辅助组分的聚乳酸（PLA）、聚乙醇酸（PGA）和聚乳酸-共-乙醇酸（PLGA）中的至少一种。

亲水性是细胞的粘着和增殖中的一个重要的因素，并且聚乳酸（PLA）、聚乙醇酸（PGA）和聚乳酸-共-乙醇酸（PLGA）具有高于聚己酸内酯（PCL）的亲水性的亲水性，并且因此可以补充聚己酸内酯（PCL）的亲水性。此外，因为包含上文提到的辅助组分的第二层20的可生物降解的速度可以高于仅聚己酸内酯（PCL）的情况的可生物降解的速度，所以在骨组织的再生中具有另外的优点。此外，聚乳酸（PLA）、聚乙醇酸（PGA）和聚乳酸-共-乙醇酸（PLGA）具有高于聚己酸内酯（PCL）的那些机械弹性力和硬度的机械弹性力和硬度并且因此用来加强聚己酸内酯（PCL）的机械性能值。

与骨组织接触的第一层10由构成第二层20的生物聚合物和可以最大化骨组织再生的引导的无机材料，即骨组成组分陶瓷，的混合物形成。骨组成组分陶瓷可以是羟基磷灰石或磷酸三钙（TCP）。

第一层10可以由其中羟基磷灰石和磷酸三钙（TCP）中的至少一种与聚己酸内酯（PCL）混合的材料形成。在另一个方面，第一层10可以由其中作为主要组分的聚己酸内酯（PCL）、作为辅助组分的聚乳酸（PLA）、聚乙醇酸（PGA）和聚乳酸-共-乙醇酸（PLGA）中的至少一种、以及羟基磷灰石和磷酸三钙中的至少一种被混合的材料形成。

由生物聚合物制造的支架100具有比非水吸收性材料例如ePTFE（膨体聚四氟乙烯）或钛的生物亲和力好的生物亲和力。此外，具有预确定的厚度的纤维11和22被以方向性有规律地布置并且因此具有优良的机械强度，并且因为纤维长度与纤维宽度相比是足够长的，所以弹性力和柔性是优良的。

此外，在第一示例性的实施方案的支架100中，骨组成组分陶瓷与生物聚合物混合以形成第一层10，并且因此骨组织再生可以被有效地引导，第一层10的机械强度可以被增加，并且第一层10的表面粗糙度可以被增加以增加与骨组织的粘着效果。

此外，第一层10和第二层20的高度可以各自在50μm至100μm的范围内。在图2中，第一层10的高度由h1代表，并且第二层20的高度由h2代表。h1是与第一纤维11的厚度或直径相同的，并且h2是与第二纤维22的厚度或直径相同的。

第一示例性的实施方案的支架100通过把在熔融状态中的第一纤维材料和第二纤维材料从喷嘴喷雾并且层压材料的程序来制造。被从喷嘴喷雾的在熔融状态中的纤维材料在几秒内被硬化以被固化，并且在这种情况下，层10和20的高度h1和h2各自与层之间的附着紧密地相关。

如果第一层10和第二层20的高度h1和h2各自小于50μm，那么在实际的处理和稳定的层压中存在困难，并且如果高度多于100μm，那么因为层之间的附着不是足够的，所以当支架100被弯曲时，层之间的剥离现象可能发生。层之间的剥离现象是一种导致临床应用的失败的严重的问题。

图4A是根据其中第一层和第二层各自被形成为具有120μm的高度的比较实施例的支架照片，并且图4B是根据其中第一层和第二层各自被形成为具有60μm的高度的示例性的实施方案的支架照片。

可以确认的是，在图4A的支架中，第一层和第二层被分离并且因此支架被剥离。在另一个方面，可以确认的是，在图4B的支架中，稳定的粘着状态被展示，而没有剥离现象。

图5是根据本发明的第二示例性的实施方案的膜式支架（在下文被称为‘支架’）的示意性的透视图。

参照图5，在第二示例性的实施方案的支架200中，与骨组织接触的第一层10和与软组织接触的第二层20由多个纤维层构成。

特别地，第一层10包括以第一间隔d1平行地布置并且在第三方向延伸的第三纤维13，以及以第一间隔d1平行地布置并且在交叉第三方向的第四方向延伸的第四纤维14。第四纤维14被固定至第三纤维13上，并且第一层10由其中第三纤维13的纤维层和第四纤维14的纤维层被层压的结构形成。

第三方向和第四方向可以彼此正交或可以不彼此正交。此外，第三纤维13和第四纤维14可以具有各种横截面形状，例如四边形、圆形和椭圆形。图4图示了作为一个实施例的其中具有四边形的横截面形状的第三纤维13和第四纤维14彼此正交的情况，但是第三纤维13和第四纤维14的交叉角度和横截面形状不限于所图示的实施例。

第一间隔d1具有对骨组织再生有利的大小，即，150μm至400μm的范围，并且在第一层10中存在的第一间隔d1可以具有在±20μm内的误差。此外，第三纤维13和第四纤维14由与在第一示例性的实施方案中描述的第一纤维11相同的材料制造并且因此展示与骨组织的高的亲和力。

第二层20包括以第二间隔d2平行地布置并且在第五方向延伸的第五纤维25，以及以第二间隔d2平行地布置并且在交叉第五方向的第六方向延伸的第六纤维26。第六纤维26被固定至第五纤维25上，并且第二层20由其中第五纤维25的纤维层和第六纤维26的纤维层被层压的结构形成。

第五方向和第六方向可以彼此正交或可以不彼此正交。第五纤维25和第六纤维26可以具有各种横截面形状，例如四边形、圆形和椭圆形。图4图示了作为一个实施例的其中具有四边形的横截面形状的第五纤维25和第六纤维26彼此正交的情况，但是第五纤维25和第六纤维26的交叉角度和横截面形状不限于所图示的实施例。

第二间隔d2具有的尺寸是其中软组织的渗透是困难的，即，30μm至50μm的范围，并且在第二层20中存在的第二间隔d2可以具有在±10μm内的误差。此外，第五纤维25和第六纤维26由与在第一示例性的实施方案中描述的第二纤维22相同的材料制造并且因此展示与软组织的高的亲和力。

第一层10的第三纤维13和第四纤维14和第二层20的第五纤维25和第六纤维26中的每个的高度可以在50μm至100μm的范围内。当该范围被符合时，高的附着可以被实现以抑制层之间的剥离现象。

在另一个方面，在上文中，描述了其中第一层10和第二层20全部由多个纤维层构成的情况，但是第一层10和第二层20中的任何一个可以由短的纤维层构成并且另一个可以由多个纤维层构成。

图6是图示了根据第二示例性的实施方案的支架中的第一层的扫描电子显微镜（SEM）照片，并且图7是图示了根据第二示例性的实施方案的支架中的第二层的扫描电子显微镜（SEM）照片。

参照图6，与骨组织接触的第一层的第三纤维和第四纤维是以250±20μm的间隔，并且由聚己酸内酯（PCL）、聚乳酸-共-乙醇酸（PLGA）和磷酸三钙（TCP）的混合物形成。第三纤维和第四纤维通过磷酸三钙（TCP）的混合而具有粗糙的表面，并且具有粗糙的表面使与周围的骨组织的融合变得流畅的效果。

参照图7，与软组织接触的第二层的第五纤维和第六纤维是以35±10μm的间隔，并且由聚己酸内酯（PCL）和聚乳酸-共-乙醇酸（PLGA）的混合物形成。第二层不包含磷酸三钙（TCP）并且因此具有光滑的表面，这对于防止软组织的流入是有效的。

图8是图示了用于制造支架的多头部沉积系统的构造的示意图。多头部沉积系统被使用以制造本示例性的实施方案的支架。

无固体制造模式是通过把从基于快速原型技术的CAD数据获得的自由形式信息转换为G代码以逐层地沉积材料来制造期望的三维形式的技术。多头部沉积系统是通过应用无固体制造模式来制造用于三维组织工程的支架的系统。

多头部沉积系统是位置、温度和压力可以各自被独立地控制的系统，并且三维支架是以在热熔融模式中熔融材料并且然后气动地喷雾已熔融的材料的模式被制造。

参照图8，多头部沉积系统300包括以预确定的宽度喷射支架材料的第一沉积头部30A和第二沉积头部30B。沉积头部30A和30B中的每个包括材料流动入其中并且材料被储存在其处的注射器31、喷雾流入注射器31中的材料的喷嘴32、以及适当地保持材料的温度的加热器33。

在本示例性的实施方案中，支架100通过把第一生物聚合物（用于制造第一层的生物聚合物）提供至第一沉积头部30A的注射器31，把第二生物聚合物（用于制造第二层的生物聚合物）提供至第二沉积头部30B的注射器31，并且把生物聚合物通过各自的喷嘴32喷雾而被形成。第一生物聚合物和第二生物聚合物以固态被提供至注射器31，并且然后被加热器33加热以被保持在适合于喷雾的熔融状态中。

多头部沉积系统300包括把第一和第二沉积头部30A和30B在x轴方向运动的x轴位移运动部分41，把第一和第二沉积头部30A和30B在y轴方向运动的y轴位移运动部分42，以及把第一和第二沉积头部30A和30B在z轴方向运动的z轴位移运动部分43。

待被制造的支架100的形状通过数据模型51被输入至集成控制设备52，并且集成控制设备52根据支架100的三维形式数据模型来控制多头部沉积系统300的操作。据此，多头部沉积系统300在把第一和第二沉积头部30A和30B运动至待根据从集成控制设备52传输的支架100的三维形式数据设置的坐标值的同时喷雾支架100的材料。

温度控制器53被连接于第一和第二沉积头部30A和30B以控制注射器31的温度。温度控制器53被连接于被附接于第一和第二沉积头部30A和30B的加热器33以控制加热器，并且由此把注射器31中的生物聚合物加热至或保持在预确定的温度。据此，生物聚合物可以被改变成或被保持在适合于喷雾的状态以便以预确定的厚度经过喷嘴32被喷雾。

压力控制器54被连接于第一和第二沉积头部30A和30B以控制被传输至第一和第二沉积头部30A和30B的压力并且调整经过喷嘴32喷雾的生物聚合物的喷雾速度。压力控制器54可以是气动类型的，并且可以设置有把压力直接地施加于第一和第二沉积头部30A和30B的气动设备55。气动设备55可以被独立地连接于多头部沉积系统300的每个头部以不同地调整每个头部的气动压力。

然后，将描述通过使用上文提到的多头部沉积系统300来制造支架100的方法。

图9A和9B是相继地图示了通过使用在图8中图示的多头部沉积系统来制造支架的程序的示意图。

参照图8、9A、和9B，支架100通过使用CAD程序而被设计。被设计的支架100的形式信息被从数据模型51传输至集成控制设备52。集成控制设备52基于被传输的形式信息来控制温度控制器53、压力控制器54和位移运动部分41、42和43。

第一生物聚合物被提供至第一沉积头部30A的注射器31，并且第二生物聚合物被提供至第二沉积头部30B的注射器31。此外，第一和第二生物聚合物通过使用温度控制器53和加热器33而被加热至适合于被喷雾的温度。

然后，第一沉积头部30A接收位移运动部分41、42和43和压力控制器54的控制，并且把第一生物聚合物通过喷嘴32喷雾在工作台60上以形成由第一纤维11形成的第一层10（参照图9A）。在另一个方面，包括彼此交叉的第三纤维和第四纤维的第一层可以通过喷雾第一生物聚合物来形成。

此外，第二沉积头部30B接收位移运动部分41、42和43和压力控制器54的控制，并且把第二生物聚合物通过喷嘴32喷雾在第一层10上以形成由第二纤维22形成的第二层20（参照图9B）。在另一个方面，包括彼此交叉的第五纤维和第六纤维的第二层可以通过喷雾第二生物聚合物来形成。

如上文描述的，其中以第一间隔d1布置的第一纤维11和以第二间隔d2布置的第二纤维22被层压并且彼此交叉的支架100可以通过使用多头部沉积系统300来形成。

根据该制造方法，因为在制造程序中没有使用有毒的有机溶剂，所以细胞亲和性的支架100可以被制造。此外，构成支架100的纤维的宽度、间隔和高度可以通过调整温度、压力和喷嘴运输速度而被容易地调整，并且因此具有各种形状的支架100可以被容易地制造。

虽然已经结合目前被认为是实际的示例性的实施方案的内容描述了本发明，但是将理解，本发明不限于所公开的实施方案，而是，相反地，意图覆盖被包括在所附的权利要求、发明的详细描述和附图的范围内的各种修改和等效布置。

Claims (12)

1.一种膜式支架，包括：

第一层，其被配置为将与身体中的骨组织接触，并且包括以第一间隔平行地布置并且在第一方向延伸的第一纤维；以及

第二层，其被层压在所述第一层上，被配置为将与所述身体中的软组织接触，并且包括以第二间隔平行地布置并且在交叉所述第一方向的第二方向延伸的第二纤维，

其中所述第一间隔比所述第二间隔大，

其中所述第二层被制造为具有与所述软组织的亲和力的生物聚合物，并且所述第一层由构成所述第二层的所述生物聚合物和能够最大化骨组织再生的引导的无机材料的混合物形成，

其中在所述第一层中存在的所述第一间隔具有在±20μm内的误差，并且在所述第二层中存在的所述第二间隔具有在±10μm内的误差，并且

其中所述第一间隔在150μm至400μm的范围内，并且所述第二间隔在30μm至50μm的范围内。

2.根据权利要求1所述的膜式支架，其中：

所述第一纤维和所述第二纤维的高度各自在50μm至100μm的范围内。

3.根据权利要求1所述的膜式支架，其中：

所述第一纤维和所述第二纤维包含聚己酸内酯(PCL)，并且

所述第一纤维还包含羟基磷灰石和磷酸三钙(TCP)中的至少一种。

4.根据权利要求3所述的膜式支架，其中：

所述第一纤维和所述第二纤维除了聚己酸内酯(PCL)之外还包含作为辅助组分的聚乳酸(PLA)、聚乙醇酸(PGA)和聚乳酸-共-乙醇酸(PLGA)中的至少一种。

5.根据权利要求1所述的膜式支架，其中：

所述第一层包括以所述第一间隔布置并且在第三方向延伸的第三纤维，以及被固定至所述第三纤维上、以所述第一间隔布置并且在交叉所述第三方向的第四方向延伸的第四纤维，并且

所述第二层包括以所述第二间隔布置并且在第五方向延伸的第五纤维，以及被固定至所述第五纤维上、以所述第二间隔布置并且在交叉所述第五方向的第六方向延伸的第六纤维。

6.根据权利要求5所述的膜式支架，其中：

所述第三纤维、所述第四纤维、所述第五纤维和所述第六纤维的高度各自在50μm至100μm的范围内。

7.根据权利要求5所述的膜式支架，其中：

所述第三纤维、所述第四纤维、所述第五纤维和所述第六纤维包含聚己酸内酯(PCL)，并且

所述第三纤维和所述第四纤维还包含羟基磷灰石和磷酸三钙(TCP)中的至少一种。

8.根据权利要求7所述的膜式支架，其中：

所述第三纤维、所述第四纤维、所述第五纤维和所述第六纤维除了聚己酸内酯(PCL)之外还包含作为辅助组分的聚乳酸(PLA)、聚乙醇酸(PGA)和聚乳酸-共-乙醇酸(PLGA)中的至少一种。

9.一种制造膜式支架的方法，包括：

把第一生物聚合物和第二生物聚合物分别地提供至第一沉积头部和第二沉积头部的注射器；

把所述第一生物聚合物通过所述第一沉积头部的喷嘴喷雾以形成包含以第一间隔平行地布置并且在第一方向延伸的第一纤维的第一层；以及

把所述第二生物聚合物通过所述第二沉积头部的喷嘴喷雾在所述第一层上以将包含以第二间隔平行地布置并且在交叉所述第一方向的第二方向延伸的第二纤维的第二层层压在所述第一层上，

其中所述第一间隔和所述第二间隔具有不同的值，

其中所述第一层被配置为将与身体中的骨组织接触，所述第二层被配置为将与所述身体中的软组织接触，并且

其中所述第一间隔比所述第二间隔大，

其中所述第二层被制造为具有与所述软组织的亲和力的生物聚合物，并且所述第一层由构成所述第二层的所述生物聚合物和能够最大化骨组织再生的引导的无机材料的混合物形成，

其中在所述第一层中存在的所述第一间隔具有在±20μm内的误差，并且在所述第二层中存在的所述第二间隔具有在±10μm内的误差，并且

其中所述第一间隔在150μm至400μm的范围内，并且所述第二间隔在30μm至50μm的范围内。

10.根据权利要求9所述的方法，其中：

所述第一层和所述第二层的至少一个的高度在50μm至100μm的范围内。

11.根据权利要求9所述的方法，其中：

所述第一层和所述第二层包含聚己酸内酯(PCL)，并且

所述第一层还包含羟基磷灰石和磷酸三钙(TCP)中的至少一种。

12.根据权利要求11所述的方法，其中：

所述第一层和所述第二层除了聚己酸内酯(PCL)之外还包含作为辅助组分的聚乳酸(PLA)、聚乙醇酸(PGA)和聚乳酸-共-乙醇酸(PLGA)中的至少一种。