CN110650709A - 合成植入式支架 - Google Patents

Abstract

本发明提供了一种合成植入式支架，所述合成植入式支架包括与组合物接触的多个聚合物纤维，所述组合物包含水凝胶形成聚合物和生物相容性陶瓷材料。优选地，所述聚合物纤维由超高分子量聚乙烯(UHMWPE)形成，并且是纤维束的形式。优选地，所述植入式支架包括多个单独的聚合物纤维束，所述聚合物纤维束可以是织带的形式。所述水凝胶形成聚合物优选地是聚乙烯醇，用于模拟天然肌腱或韧带的纤维‑ECM层级结构。所述生物相容性陶瓷材料优选地是掺杂有Sr、Mg或Ba的锌黄长石(Ca₂ZnSi₂O₇)。本发明的所述合成植入式支架特别适合作为合成韧带或肌腱。本发明还涉及一种用于制备合成植入式支架的方法，以及所述植入式支架用于部分或全部肌腱或韧带修复的用途。

Description

合成植入式支架

本申请要求2016年12月30日提交的澳大利亚临时专利申请No.2016905392的优先权和权益，该专利申请全文以交叉引用方式并入本文。

技术领域

本发明涉及组织工程设计，并且具体地涉及可在体内安装以修复或替换破裂或患病组织(诸如韧带或肌腱)的合成植入式支架。具体地，本发明涉及提供具有生物相容性并且接近地再现天然韧带和肌腱的机械性能的合成肌腱或韧带。但应当理解，本发明不限于该具体使用领域。

背景技术

提供以下对现有技术的讨论以将本发明置于适当的技术背景中并使得能够更全面地理解其优点。但应当理解，在整个说明书中对现有技术的任何讨论不应被视为明确或暗示承认此类现有技术是众所周知的或形成本领域公知常识的一部分。

肌腱是将肌肉附着到其他身体部位(通常是骨骼)的组织，并且是将肌肉收缩的机械力传递到骨骼的结缔组织。肌腱的一端与肌肉纤维牢固连接，另一端与骨骼的组分牢固连接。肌腱非常结实，是软组织中发现的具有最高拉伸强度的组织之一。其高强度归因于肌腱纤维的层级结构、平行取向和组织组成，这是承受肌肉收缩所产生的应力所必需的。

肌腱由致密的纤维结缔组织构成，而纤维结缔组织主要由胶原纤维组成。由胶原纤维束组成的初级胶原纤维是肌腱的基本单元，并且通常具有5至30微米的直径。初级纤维被捆绑在一起成为初级纤维束(成子簇)，多组初级纤维束形成二级纤维束(成簇)，并且通常具有150至1000微米的直径。多个二级纤维束形成三级纤维束，三级纤维束通常具有1000至3000微米的直径，多组三级纤维束继而形成肌腱单元。初级束、二级束和三级束被称为腱内膜的结缔组织鞘包围，这便于在肌腱运动期间这些束抵靠彼此滑动。腱内膜与腱鞘相连，腱鞘是覆盖肌腱单位的精细结缔组织层。位于腱鞘外侧并与其相连的是称为腱旁组织的松散弹性结缔组织层，其允许肌腱抵靠邻近组织运动。肌腱通过胶原纤维(夏贝氏(Sharpey)纤维)附着到骨骼上，胶原纤维继续进入骨基质。

肌腱的主要细胞类型为纺锤形腱细胞(纤维细胞)和成腱细胞(成纤维细胞)。腱细胞是在整个肌腱结构中发现的成熟肌腱细胞，通常锚定到胶原纤维上。成腱细胞是产生腱细胞的纺锤形未成熟肌腱细胞。成腱细胞通常成簇存在，不含胶原纤维。它们是高度增殖性的并且参与胶原和细胞外基质的其他组分的合成。

肌腱的组成类似于韧带和腱膜的组成。

韧带是结缔组织的坚韧纤维带，用于支撑内部器官并在关节处以适当的关节运动将骨骼保持在一起。韧带由致密的胶原纤维束和称为纤维细胞的纺锤形细胞构成，具有少量基质(各种结缔组织的凝胶样组分)。韧带可有两种主要类型：白韧带富含胶原纤维，坚固无弹性；而黄韧带富含弹性纤维，即使进行弹性运动也非常坚韧。在关节处，韧带形成囊腔，囊腔包封进行关节运动的骨骼末端和润滑膜(即滑膜)。有时，该结构包括由滑膜组织衬里的隐窝或袋，这被称为囊。其他韧带以带的形式围绕或横跨骨骼末端固定，用于允许不同程度的运动，或充当骨骼(诸如肋骨或前臂骨骼)之间的纽带，用于限制不适当的运动。

腱膜是一种扁平或带状的肌腱样物质，用于锚定肌肉或将其与肌肉移动的部分连接起来。腱膜由致密的纤维结缔组织构成，其中含有成纤维细胞(分泌胶原的纺锤形细胞)和排列有序的胶原纤维束。腱膜在结构上类似于肌腱和韧带。仅在美国，每年会发生大量的前交叉韧带(ACL)撕裂(约200,000例)。也会发生大量的肩袖受损(约50,000例)和跟腱受损(约2,000例)。随着一般人群参加体育活动的增加，肌腱和韧带撕裂或受损的数量一直在不断增加。标准治疗通常基于韧带重建。可使用(自体、同种异体和异种)移植物或人造材料设想几种替换组织。

来自其他动物的异种移植物(韧带)和来自尸体人体组织的同种异体移植物可能克服对自体组织的需要并避免供体部位的发病风险。然而，它们的使用带来了几个问题，包括疾病传播、移植物排斥和炎症的风险。此外，同种异体移植物和异种移植物往往显著弱于天然人类肌腱。而且，就同种异体移植物而言，供应量很小，所以这种来源永远无法满足市场需求。从髌腱、股四头肌腱髌骨或腘绳肌腱中提取的自体移植物组织是目前ACL重建最常见的移植物来源。然而，这种疗法依赖于健康组织的提取，这意味着供体部位有发病的风险以及长期和痛苦的恢复期。

过去使用人造假体韧带作为自体移植物的替换物已经在现有重建疗法中带来了一些改进。已经进行研究的一些现有技术材料有聚酯、聚四氟乙烯和其他含氟聚合物、碳纤维、聚乙烯、尼龙和聚苯乙烯。然而，这些人造韧带都没有在体内显示出积极的长期结果。先前的装置失效主要源于机械失效，包括(i)由膝盖磨损、疲劳或严重负荷引起的破裂，以及(ii)骨骼中假体韧带蠕变或固定元件松动后的关节松弛。还存在可能发生的生物相容性问题，主要表现为免疫原性颗粒化导致慢性滑膜炎。由于这些问题的发生率高，大多数(如非全部)先前的人造韧带都已退出商业市场。

先前的合成韧带(诸如Goretex、Dacron和Leeds Keio)均由于局部关节运动而导致磨损颗粒的释放，从而导致炎症反应(滑膜炎)和过早失效。目前，在用于肌腱或韧带修复的市售合成支架中，(韧带增强和重建系统，参见http://www.lars-ligaments.com/)是唯一一种在临床上使用的，但是其用作韧带增强装置而不是完整的韧带替换物。

临床上对容易获得的现成植入式支架有显著需求。具体地，需要用于部分或全部修复破裂或患病肌腱和韧带的植入式合成韧带和肌腱支架。然而，工程设计合成韧带或肌腱支架是一项重大挑战。具体地，是要匹配天然承重肌腱(诸如肩部肩袖和跟腱)和韧带(诸如前交叉韧带)的拉伸机械强度和刚度。由于合成植入式支架还必须提供与在天然肌腱和韧带周围发现的条件基本相同的条件(例如，亲水性和平衡水含量)，因此这些挑战变得更加困难。此外，用生物和合成支架处理的关节的再次损伤和炎症也是仍需要解决的问题。

本发明的目的是克服或改善现有技术的一个或多个缺点，或者至少提供有用的替代方案。

发明内容

根据第一方面，本发明提供了一种合成植入式支架，其包括：

与组合物接触的多个聚合物纤维，该组合物包含：

水凝胶形成聚合物，以及

生物相容性陶瓷材料。

优选地，合成植入式支架包括在50至170MPa范围内的拉伸强度。优选地，合成植入式支架包括在500至2500MPa范围内的拉伸模量。

优选地，支架的纤维体积分数在约5％至95％之间。

优选地，组合物占合成植入式支架的约20重量％至50重量％。优选地，支架的孔隙度为约20体积％至50体积％。

优选地，多个聚合物纤维包含2至1000个单独的纤维。优选地，单独的聚合物纤维的直径在约1至约50微米之间。优选地，聚合物纤维的分子量在100万g/mol至800万g/mol之间。优选地，聚合物纤维由超高分子量聚乙烯(UHMWPE)形成。优选地，单独的UHMWPE纤维在约2.5至5GPa之间。

优选地，多个单独的聚合物纤维是纤维束的形式。优选地，聚合物纤维束的横截面直径在约150至1000微米之间。

优选地，合成植入式支架还包括多个单独的聚合物纤维束。优选地，多个束的直径在约1至10mm之间。优选地，多个聚合物纤维和/或束中的至少一些围绕其他纤维或束缠绕或捻合以形成纱线或织带。

在一些实施方案中，植入式支架是合成韧带替换物的形式。优选地，合成韧带选自由前交叉韧带、内侧副韧带、外侧副韧带、后交叉韧带、环甲韧带、牙周韧带、前骶髂韧带、后骶髂韧带、骶髂韧带、下耻骨韧带、上耻骨韧带、阴茎悬韧带、乳房悬韧带、桡腕掌侧韧带、桡腕背侧韧带、尺侧副韧带和桡侧副韧带组成的组。

在一些实施方案中，植入式支架是合成肌腱替换物的形式。在该实施方案中，合成肌腱可选自由肩袖肌腱、肘肌腱、腕肌腱、腘绳肌腱、髌腱、踝肌腱和足肌腱组成的组。

在一些实施方案中，水凝胶形成聚合物是聚乙烯醇(PVA)，并且PVA的分子量在约80,000至约100,000g/mol之间。

优选地，水凝胶形成聚合物以约5重量％至约25重量％存在于组合物中。

在一些实施方案中，组合物还包含细胞粘附促进剂，其中细胞粘附促进剂包含明胶。优选地，明胶来源于胶原，并且任选地是不可逆水解形式的胶原。优选地，组合物中明胶的浓度在约0.1重量％至约10重量％之间。在一些实施方案中，水凝胶形成聚合物:明胶的比率在1:1至50:1(重量％)之间。

在一些实施方案中，生物相容性陶瓷材料是掺杂有Sr、Mg或Ba的锌黄长石(Ca₂ZnSi₂O₇)。优选地，锌黄长石是掺杂锶的Ca₂ZnSi₂O₇。优选地，掺杂锶的锌黄长石以分散在组合物中的微粒形式存在，其中微粒的直径在约0.1至500微米之间。

在一些实施方案中，水凝胶形成聚合物:生物相容性陶瓷材料的比率在0.5:1至10:1之间。

在一些实施方案中，合成植入式支架的平衡水含量在约20重量％至约80重量％之间。

根据第二方面，本发明提供了一种用于制备合成植入式支架的方法，该方法包括以下步骤：

提供多个聚合物纤维；

提供包含水凝胶形成聚合物和生物相容性陶瓷材料的组合物；并且

使多个聚合物纤维与组合物接触，从而形成所述合成植入式支架。

在一些实施方案中，该方法还包括提供2至1000个单独的聚合物纤维这一步骤。优选地，单独的聚合物纤维的直径在约1至约50微米之间。

在一些实施方案中，该方法还包括提供纤维束形式的多个单独的聚合物纤维这一步骤，其中聚合物纤维束包含约150至1000微米之间的横截面直径。

在一些实施方案中，该方法还包括提供多个单独的聚合物纤维束这一步骤，其中多个束的直径在约1至10mm之间。

在一些实施方案中，该方法还包括将多个聚合物纤维中的至少一些围绕其他纤维缠绕或捻合以形成纱线或织带这一步骤。

在一个优选的实施方案中，多个聚合物纤维是单轴取向的并且是一个或多个束的形式。在其他优选的实施方案中，该方法包括将组合物浸渍到多个聚合物纤维或者一个或多个束形式的多个聚合物纤维中这一步骤。应当理解，组合物的浸渍基本上填充了聚合物纤维之间的空隙以及任选的纤维内的任何孔隙。优选地，任何间隙空间可用组合物填充，或者另选地，大部分间隙空间用组合物填充。在另选的实施方案中，聚合物纤维基本上涂覆有组合物。在一些实施方案中，纤维可以类似于或基本上类似于肌腱和韧带的纤维微结构的任何合适方式排列。在该实施方案中，胶原纤维排列可不必是基本上单轴的构型。

在一些实施方案中，聚合物纤维的分子量在100万g/mol至800万g/mol之间。在一些实施方案中，聚合物纤维由超高分子量聚乙烯(UHMWPE)形成，其中UHMWPE纤维的强度在约2.5至5GPa之间。

在一些实施方案中，由该方法产生的植入式支架是合成韧带的形式，其中合成韧带选自由前交叉韧带、内侧副韧带、外侧副韧带、后交叉韧带、环甲韧带、牙周韧带、前骶髂韧带、后骶髂韧带、骶髂韧带、下耻骨韧带、上耻骨韧带、阴茎悬韧带、乳房悬韧带、桡腕掌侧韧带、桡腕背侧韧带、尺侧副韧带和桡侧副韧带组成的组。

在一些实施方案中，由该方法产生的植入式支架是合成肌腱的形式，其中合成肌腱选自由肩袖肌腱、肘肌腱、腕肌腱、腘绳肌腱、髌腱、踝肌腱和足肌腱组成的组。

在一些实施方案中，该方法还包括以约5重量％至约25重量％提供水凝胶形成聚合物这一步骤。优选地，水凝胶形成聚合物是分子量在约80,000至约100,000g/mol之间的聚乙烯醇。

在一些实施方案中，该方法还包括提供细胞粘附促进剂这一步骤，其中细胞粘附促进剂包含明胶。优选地，明胶的浓度在约0.1重量％至约10重量％之间。

在一些实施方案中，该方法还包括提供掺杂有Sr、Mg或Ba的锌黄长石(Ca₂ZnSi₂O₇)形式的生物相容性陶瓷材料这一步骤。优选地，锌黄长石是掺杂锶的Ca₂ZnSi₂O₇。在一些实施方案中，该方法还包括提供分散在组合物中的微粒形式的掺杂锶的锌黄长石这一步骤，其中微粒的直径在约0.1至500微米之间。

在一些实施方案中，该方法还包括提供0.5:1至10:1之间的水凝胶形成聚合物:生物相容性陶瓷材料的比率这一步骤。

在一些实施方案中，该方法还包括将聚合物纤维拉挤通过模头从而将组合物浸渍到多个聚合物纤维中这一步骤。在一些实施方案中，该方法还包括在拉挤成型后将合成植入式支架在约20℃下静置约5分钟这一步骤。在一些实施方案中，该方法还包括将合成植入式支架浸泡在去离子水中预定的一段时间然后冷冻干燥这一步骤。

根据第三方面，本发明提供了一种通过根据第二方面的方法制备的合成植入式支架。在优选的实施方案中，该支架是合成肌腱或韧带。

根据第四方面，本发明提供了一种制备用于制备合成植入式支架的组合物的方法，该方法包括以下步骤：

组合以下组分：水凝胶形成聚合物、生物相容性陶瓷材料、水和任选的酸；并且

混合所述组分以获得均质混合物，从而提供所述组合物。

在一些实施方案中，该方法还包括提供分子量在约80,000至约100,000g/mol之间的聚乙烯醇形式的水凝胶形成聚合物这一步骤。优选地，水凝胶形成聚合物以约5重量％至约25重量％提供。

在一些实施方案中，该方法还包括提供细胞粘附促进剂这一步骤，其中细胞粘附促进剂包含明胶，其中明胶以约0.1重量％至约10重量％之间的浓度提供。在一些实施方案中，该方法还包括提供掺杂有Sr、Mg或Ba的锌黄长石(Ca₂ZnSi₂O₇)形式的生物相容性陶瓷材料这一步骤。优选地，锌黄长石是掺杂锶的Ca₂ZnSi₂O₇。

在一些实施方案中，该方法还包括提供分散在组合物中的微粒形式的掺杂锶的锌黄长石这一步骤，其中微粒的直径在约0.1至500微米之间。

在一些实施方案中，该方法还包括提供0.5:1至10:1之间的水凝胶形成聚合物:生物相容性陶瓷材料的比率这一步骤。

在一些实施方案中，该方法还包括添加诸如pH为约7.0至7.5的酸这一步骤。

在一些实施方案中，该方法还包括将混合物加热至约70℃至95℃这一步骤。

在一些优选的实施方案中，水凝胶形成聚合物是PVA。在一些优选的实施方案中，生物相容性陶瓷材料是Sr-HT。在一些优选的实施方案中，酸是盐酸，用于中和生物活性陶瓷材料的微碱性。技术人员将理解，代替盐酸或除盐酸之外，可使用其他酸。该方法优选地还包括添加细胞粘附促进剂，诸如明胶。不希望受理论束缚，设想了水凝胶形成聚合物有助于模拟天然肌腱或韧带的纤维-ECM层级结构。还设想了水凝胶形成聚合物提供多孔结构，用于将水保留在体内的支架内。进一步设想了水凝胶形成聚合物有助于在支架就位时减少摩擦。更进一步地，设想了明胶有助于细胞粘附，并且生物相容性陶瓷材料有助于促进体内细胞活性。

如本文所公开的，提供了通过第四方面的方法制备的组合物用于制备合成植入式支架的用途。

根据第五方面，本发明提供了根据第一方面的植入式支架用于部分或全部肌腱或韧带修复的用途。

根据第六方面，本发明提供了一种部分或全部修复患者肌腱或韧带的方法，包括植入根据第一方面的合成植入式支架。

根据另一方面，本发明提供了本发明的合成植入式支架用于部分或全部修复患者肌腱或韧带。

根据第七方面，本发明提供了根据第一方面的合成植入式支架在制造用于部分或全部修复患者肌腱或韧带的医用材料中的用途。

根据第九方面，本发明提供了一种包含水凝胶形成聚合物、细胞粘附促进剂和生物相容性陶瓷材料的组合物，该组合物与多个聚合物纤维组合用于部分或全部肌腱或韧带修复。优选地，水凝胶形成聚合物是PVA。优选地，生物相容性陶瓷材料是Sr-HT。优选地，细胞粘附促进剂是明胶。

根据第十方面，本发明提供了包含水凝胶形成聚合物、细胞粘附促进剂和生物相容性陶瓷材料的组合物在制造合成肌腱或韧带支架中的用途。优选地，水凝胶形成聚合物是PVA。优选地，生物相容性陶瓷材料是Sr-HT。优选地，细胞粘附促进剂是明胶。

根据第十一方面，本发明提供了包含水凝胶形成聚合物、细胞粘附促进剂和生物相容性陶瓷材料的组合物与多个聚合物纤维组合在制造用于部分或全部肌腱或韧带修复的合成肌腱或韧带支架中的用途。优选地，水凝胶形成聚合物是PVA。优选地，生物相容性陶瓷材料是Sr-HT。优选地，细胞粘附促进剂是明胶。

根据第十二方面，本发明提供了一种包括多个本发明的合成肌腱或韧带支架的合成肌腱或韧带。

根据第十三方面，本发明提供了多个合成肌腱或韧带支架在制造用于部分或全部肌腱或韧带修复的假体中的用途。

根据第十四方面，本发明提供了一种包括用于部分或全部肌腱或韧带修复的多个本发明的合成肌腱或韧带支架的假体。

附图说明

现在将参考附图仅以举例的方式描述本发明的一些实施方案，其中：

图1示出了制备本发明支架的合适方法，即示出了拉挤成型法，其中将热水凝胶溶液注入UHMWPE纤维束中，然后通过(4mm)直径出口抽出。

图2示出了UHMWPE+水凝胶组合物的扫描电子(SEM)图像，其中能量色散X射线光谱分析示出了UHMWPE纤维、涂覆UHMWPE纤维和与UHMWPE纤维互连的原纤维的PVA/明胶水凝胶，以及Sr-HT微粒(图中被圈出)。比例尺为250微米。

图3示出了UHMWPE、具有PVA水凝胶的UHMWPE(PVA-UHMWPE)、PVA+明胶(PG-UHMWPE)和PVA+明胶+Sr-HT(PSG-UHMWPE)的代表性应力-应变曲线。

图4为示出与具有PVA水凝胶的UHMWPE(PVA-UHMWPE)、PVA+明胶(PG-UHMWPE)和PVA+明胶+Sr-HT(PSG-UHMWPE)相比UHMWPE的拉伸强度的条形图。

图5为示出与具有PVA水凝胶的UHMWPE(PVA-UHMWPE)、PVA+明胶(PG-UHMWPE)和PVA+明胶+Sr-HT(PSG-UHMWPE)相比UHMWPE的拉伸模量(趾部(toe)区域和线性区域)的条形图。

图6为示出UHMWPE、具有PVA水凝胶的UHMWPE(PVA-UHMWPE)、PVA+明胶(PG-UHMWPE)和PVA+明胶+Sr-HT(PSG-UHMWPE)支架的平衡水含量的条形图。

图7为绘制三种oMSC细胞增殖测定第3天和第7天在490nm处的吸光度的条形图。

图8为SEM图像，其示出了附着到培养24小时的本发明支架(PSG-UHMWPE)的表面上的细胞(用箭头表示)。

图9为涂覆有PVA的UHMWPE纤维(顶行)、涂覆有明胶的UHMWPE纤维(中行)和本发明支架(底行)的SEM-EDS叠加图像。比例尺表示100μm。可以看出，单独的纤维排列成初级束，并且存在构成支架的多个二级束。

图10a)为本文所讨论的每组中的冻干支架的照片；并且b)为代表性水合支架样本的光学显微镜图像。比例尺＝2.0mm。

图11为在a)具有PVA水凝胶的UHMWPE(PVA-UHMWPE)、b)PVA+明胶(PG-UHMWPE)和c)PVA+明胶+Sr-HT(PSG-UHMWPE)支架上培养24小时的oMSC的扫描电子显微镜图像。(注意图8为图11c的展开图)。

图12示出了体内研究中对照组动物的右侧跟腱的术中照片：(a)在腱切断术前准备跟腱；(b)解剖肌腱；(c)缝合肌腱断端；并且还示出了(d)初级肌腱缝合(Kirchmayr-Kessler缝合)的示意图。

图13示出了体内研究中支架组动物的右侧跟腱的术中照片：(A)在形成缺损之前准备肌腱；(b)5mm肌腱缺损；(c)将支架缝合到肌腱的近端；并且还示出了(d)所使用的改良缝合的示意图。

图14示出了在对照组和支架组的体内研究中使用的切片。

图15示出了根据Stoll等人在体内研究中对天然肌腱、对照组和支架组的宏观评分结果。(中值＝长划线，范围＝短划线)。

图16示出了体内研究中植入物和对照组以及天然肌腱和未植入支架材料的最大受力(以N为单位)(中值＝长划线，范围＝短划线)。

图17示出了体内研究中第1循环和第5循环时植入物和对照组以及天然肌腱和未植入支架材料的刚度κ(以N/mm为单位)(中值和范围)。

图18示出了体内研究中植入物和对照组以及天然肌腱和未植入支架材料的杨氏模量(以Mpa为单位)(中值和范围)。

图19示出了将本发明支架体内整合到周围天然肌腱组织中。

图20示出了在偏振光下未染色的未植入支架的纵切片，说明了用于体内研究的装置的纤维排列。

图21示出了在偏振光下未染色的未植入支架的横切片，说明了用于体内研究的装置的纤维排列。

定义

在描述和要求保护本发明时，将根据下文给出的定义使用以下术语。还应当理解，本文使用的术语只是为了描述本发明的具体实施方案的目的，并非旨在进行限制。除非另外定义，否则本文使用的所有技术和科学术语具有与具有本发明所属领域的普通技术的人员所通常理解的含义相同的含义。

使用端点表述数值范围包括该范围内包含的所有数值(例如，1至5包括1、1.5、2、2.75、3、3.80、4、5等)。

术语“优选的”、“优选地”和“合适地”是指在某些情况下可提供某些益处的本发明的实施方案。然而，在相同或其他情况下，其他实施方案也可以是优选的。此外，表述一个或多个合适实施方案并不意味着其他实施方案是无用的，并且不旨在将其他实施方案排除在本发明的范围之外。

除非上下文明确要求，否则在整个说明书和权利要求书中，词语“包括”、“包含”等应被理解为具有包含性意义，而不是排他性或穷举性意义；也就是说，具有“包括但不限于”的意义。

除了在操作示例中之外或除非另有说明，否则本文所用的表示成分量或反应条件的所有数值应被理解为在所有情况下均由术语“约”修饰。这些示例不旨在用于限制本发明的范围。在下文中或除非另有说明，“％”表示“重量％”，“比率”表示“重量比”，“份”表示“重量份”。

尽管阐述本发明广泛范围的数值范围和参数是近似值，但尽可能精确地报告具体示例中所阐述的数值。然而，任何数值固有地包含由在其相应的测试测量中发现的标准偏差必然引起的某些误差。

如本文所用，术语“植入式支架”意指合成植入式支架，其优选地是可安装在体内以修复、替换或增强破裂或患病韧带或肌腱的合成韧带或肌腱的形式。技术人员将理解，韧带或肌腱的替换将包括切除预先存在的破裂或患病组织并用本发明的合成植入式支架进行完全替换(“全部替换”)。还应当理解，在某些情况下，只有一部分预先存在的组织可能需要切除，并且只有切除的部分需要用本发明的合成植入式支架进行替换(“部分替换”)。另选地，可能是一些或所有预先存在的组织需要切除，但外科医生决定不切除破裂或患病组织而是使用本发明的合成植入式支架来增强存在的组织(“增强”)。这些组合的变化对于技术人员来说是显而易见的。术语“患者”通常是指人或其他哺乳动物。

如本文所用，“植入式”或“适于植入”意指通过外科手术适于插入宿主体内(例如，具有生物相容性)或具有下文更详细阐述的设计和物理特性。优选地，植入式支架的设计和尺寸被设定成在受损组织(诸如肩袖)的外科修复、增强或替换(包括肌腱与骨骼的固定)中起作用。

如本文所用，当本发明的植入式支架以合成韧带的形式使用时，合成韧带选自由前交叉韧带、内侧副韧带、外侧副韧带、后交叉韧带、环甲韧带、牙周韧带、前骶髂韧带、后骶髂韧带、骶髂韧带、下耻骨韧带、上耻骨韧带、阴茎悬韧带、乳房悬韧带、桡腕掌侧韧带、桡腕背侧韧带、尺侧副韧带和桡侧副韧带组成的组。

如本文所用，当本发明的植入式支架以合成肌腱的形式使用时，肌腱选自由肩袖肌腱、肘肌腱、腕肌腱、腘绳肌腱、髌腱、踝肌腱和足肌腱。具体地，肌腱是冈上肌腱、跟腱或髌腱组成的组。

如本文所用，“仿生”意指合成材料与人体中天然存在的物质的相似性，并且不会被人体排斥(例如，不会引起不利反应)。当结合术语“植入式支架”使用时，仿生意指植入式支架是生物惰性的(即，不会引起免疫反应/排斥)并且被设计成类似于哺乳动物(例如人体)中天然存在的结构。

如本文所用，“合成”支架意指支架由人造材料(诸如合成聚合物或合成陶瓷)构成，但不排除用生物或天然来源的材料进一步处理，诸如用适当的细胞类型接种(例如用成骨细胞、成骨细胞样细胞和/或干细胞接种)，或用药剂(例如抗感染药、抗生素、双膦酸盐、激素、止痛药、抗炎药、生长因子、血管生成因子、化疗药、抗排异药和RGD肽)处理。

如本文所用，“水凝胶”意指其中颗粒位于外部或分散相而水位于内部或分散相的任何胶体。PVA是聚乙烯醇的缩写。

如本文所用，“聚合物纤维”意指由天然存在的或人造的聚合物形成的纤维。优选的纤维由惰性且具有高分子量或优选超高分子量的聚合物形成。优选的聚合物不可生物降解。优选的分子量在100万g/mol至800万g/mol之间。单独的聚合物纤维的优选直径与所报道的单独的胶原纤维范围(例如5至30微米)相匹配。优选地，聚合物纤维以便于模拟待修复组织的天然结构的方式取向(即对齐或未对齐)。

UHMWPE是超高分子量聚乙烯的缩写。UHMWPE具有都在相同的方向上对齐的极长聚乙烯链，并且通常具有一般在350万g/mol至750万g/mol之间的分子量。UHMWPE是一种非常坚韧的材料，是所有热塑性聚合物中具有最高冲击强度的一种材料。当形成纤维时，聚合物链可获得大于95％的平行取向以及39％至75％的结晶度。

ECM是细胞外基质的缩写。

Sr-HT表示掺杂Sr的锌黄长石。其也可被称为硅酸锶钙锌。

PVA-UHMWPE表示PVA水凝胶和UHMWPE纤维。

PG-UHWMPE表示与明胶和UHMWPE纤维结合的PVA水凝胶。

PSG-UHMWPE表示与明胶和Sr-HT以及UHMWPE纤维结合的PVA水凝胶。

MSC增殖测定是本领域技术人员熟悉的技术术语。MSC是间充质干细胞的缩写。oMSC涉及绵羊MSC。

SEM是扫描电子显微镜的缩写。

术语“假体”通常用于描述替换缺失的身体部位的人造装置，缺失的身体部位可能通过创伤、疾病或先天条件而丧失。术语“支架”通常是指经工程设计以引起期望的细胞相互作用从而有助于形成用于医学目的新型功能组织的材料。出于本发明的目的，术语“假体”和“支架”可互换使用。

ACL假体由多个独立的纤维形成。单独的纤维具有小直径以便限制弯曲应变。多个纤维一起操作，为ACL假体提供必要的强度。

具体实施方式

现在将详细参考本发明的某些实施方案。虽然将结合实施方案描述本发明，但应当理解，其目的并非将本发明限制于那些实施方案。相反，本发明旨在覆盖可包括在由权利要求书限定的本发明范围内的所有替代形式、修改形式和等同形式。本领域技术人员将认识到许多类似于或等同于本文所述的方法和材料，这些方法和材料可用于本发明的实践中。本发明决不限于所述的方法和材料。

如本文所公开的，提供了一种合成植入式支架，其包括与组合物接触的多个聚合物纤维，其中组合物包含水凝胶形成聚合物和生物相容性陶瓷材料。

在一个优选的实施方案中，本发明提供了一种合成肌腱或韧带支架，其包括：

一个或多个束形式的多个聚合物纤维，

其中一个或多个束浸渍有浸渍组合物，该浸渍组合物包含：

水凝胶形成聚合物，以及

生物相容性陶瓷材料。

参考上述优选实施方案，将束形式的聚合物纤维与包含水凝胶形成聚合物和生物相容性陶瓷材料的浸渍组合物组合并与其一起浸渍，提供了一种与现有技术装置相比具有许多优点的新型合成肌腱或韧带支架。例如，本发明的支架提供了高平衡水含量，同时提供了支持肌腱细胞外基质(ECM)表现出的细胞粘附和增殖的能力。另外，本发明的支架有利地提供了所需的亲水性以允许水溶性蛋白质的粘附，并防止与邻近组织的纤维粘附。这些优点将在下文进一步讨论。

在一个实施方案中，本发明的合成肌腱或韧带支架可具有在所报告的跟腱范围内的极限拉伸强度(σ_uts)和模量(E)。例如，本发明的合成肌腱或韧带支架可被构造成提供在50至170MPa(例如50至约70MPa、70至约90MPa、90至约110MPa、110至约130MPa、130至约150MPa或150至约170MPa)范围内的拉伸强度。另外，本发明的肌腱或韧带支架可被构造成提供在500至1750MPa(例如500至750MPa、750至1000MPa、1000至1250MPa、1250至1500MPa或1500至1750MPa)范围内的拉伸模量。

在其他实施方案中，本发明的合成肌腱或韧带支架可被构造成提供在所报告的肩部肩袖范围内的极限拉伸强度(σ_uts)和拉伸模量(E)。例如，拉伸强度为约20MPa，拉伸模量为50至70MPa、70至90MPa、90至110MPa、110至130MPa、130至150MPa或150至170MPa。

在其他实施方案中，本发明的合成肌腱或韧带支架可被构造成提供在所报告的其他韧带(诸如前交叉韧带)范围内的极限拉伸强度(σ_uts)和拉伸模量(E)。例如，拉伸强度为约25MPa，拉伸模量为约110MPa。

有利地，本发明的合成植入式支架可被配制成具有类似于天然肌腱或韧带的高平衡水含量。在一个实施方案中，本发明的合成植入式支架可具有约70重量％的水含量。在其他示例中，水含量在约20重量％至约80重量％、或约60重量％至90重量％、或约65重量％至75重量％、或约20重量％至50重量％、或约40重量％至75重量％之间，诸如为约25重量％、30重量％、35重量％、40重量％、45重量％、50重量％、60重量％、65重量％、70重量％或75重量％。

在一个实施方案中，支架的纤维体积分数在约5％至95％之间。在一些实施方案中，支架中的组合物分数在约20重量％至50重量％内。应当理解，支架内可存在一些孔隙度，孔隙度可在约20体积％至50体积％的范围内。在另一个实施方案中，通过水凝胶分数平衡支架的渗透压度，以与所模拟的天然组织平衡。

聚合物纤维

本发明的植入式支架包括多个聚合物纤维，这些聚合物纤维可由天然存在的或人造的聚合物形成。优选的聚合物是惰性的并且具有高分子量或更优选超高分子量，具有生物相容性，但基本上不可生物降解。本发明还设想了用于制造聚合物纤维的聚合物或共聚物的混合物。

在根据本发明的有利实施方案中，聚合物选自聚乙烯(PE)、聚丙烯(PP)、聚酰胺(PA)、聚碳酸酯(PC)、聚氨酯(PU)、聚氨酯脲、聚酯如聚对苯二甲酸乙二酯(PET)、多氟聚合物如聚四氟乙烯(PTFE)、聚丙烯酸酯如聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、聚乙二醇(PEG)以及由这组聚合物得到的共混物或共聚物。因此，聚合物可以是聚乙烯(PE)、聚丙烯(PP)、聚酰胺(PA)、聚碳酸酯(PC)、聚氨酯(PU)、聚氨酯脲、聚酯(包括聚对苯二甲酸乙二酯(PET))、多氟聚合物(诸如聚四氟乙烯(PTFE))、聚丙烯酸酯(诸如聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA))、聚乙二醇(PEG)或者这些聚合物中任何两者或更多者的共混物或共聚物。合适的聚合物纤维是超高分子量聚乙烯纤维(UHMWPE)。在其他实施方案中，聚合物纤维束还可含有与聚合物纤维组装的其他类型的生物相容性纤维，例如生物相容性金属纤维如钛和钛合金纤维。其他合适的聚合物纤维是聚对苯二甲酸乙二醇酯(聚酯)、聚酰胺

或芳族聚酰胺

另外可使用可再吸收纤维，例如基于聚乳酸或聚乙醇酸的那些纤维。

在一些实施方案中，聚合物的优选分子量在500,000g/mol至100万g/mol之间。在其他实施方案中，聚合物的优选分子量在100万g/mol至800万g/mol之间，或在350万g/mol至750万g/mol之间。优选地，用于本发明的聚合物的拉伸强度为约1、2.0、2.5、3、3.5、4、4.5或5GPa。为简单起见，在下文中拉伸强度为至少2.5GPa的聚合物纤维被称为高强度纤维。

优选地，聚合物是UHMWPE。UHMWPE由乙烯单体合成，这些单体键合在一起形成基础聚乙烯产物。这些分子比由基于茂金属催化剂的合成工艺形成的常见高密度聚乙烯(HDPE)长几个数量级，从而使得与每个HDPE分子的700至1,800个单体相比，每个UHMWPE分子通常具有100,000至250,000个单体单元。UHMWPE的分子量通常在350万至750万之间，并且通常通过压塑、柱塞挤出、凝胶纺丝和烧结进行各种加工。UHMWPE具有都在相同的方向上对齐的极长聚乙烯链。UHMWPE纤维具有高拉伸强度和生物惰性。UHMWPE也是一种非常坚韧的材料，是所有热塑性聚合物中具有最高冲击强度的一种材料。当形成纤维时，聚合物链可获得大于95％的平行取向以及39％至75％的结晶度。适当地，可使用高度交联的UHMWPE(利用γ或电子束辐射)，然后对其进行热处理以改善抗氧化性。

在聚合物纤维的上下文中，“多个”可指2至1000个聚合物纤维，例如2至5、5至10、10至15、15至20、20至25、25至30、30至35、35至40、40至45、45至50、50至55、55至60、60至65、65至70、70至75、75至80、80至85、85至90、90至95、95至100、100至200、200至300、300至400、400至500、500至600、600至700、700至800、800至900或900至1000个纤维。可选择纤维的数量以适合应用和所需的机械性能。技术人员将理解，本发明的支架中所用的纤维数量也可取决于纤维厚度。例如，使用相对较厚的纤维可能意味着在初级纤维束中需要相对较少的纤维，反之亦然。优选地，多个聚合物纤维是束的形式。多个聚合物纤维可以是初级束中的纤维数。在本发明的合成植入式支架中可存在单个初级束，或者在该支架中可存在两个或更多个初级束，每个初级束包括多个聚合物纤维。

因此，本发明设想了多个纤维束，即多重束。为了解释，本发明设想了纤维束(或“初级束”)和二级束，二级束是多束初级束。此外，还设想了二级束的三级束、三级束的四级束等。二级束(和三级束、四级束等)可包括2至100(例如2至5、5至10、10至15、15至20、20至25、25至30、30至35、35至40、40至45、45至50、50至55、55至60、60至65、65至70、70到75、75至80、80至85、85至90、90至95或95至100)个初级束。可选择束的数量以适合应用，并且束的数量可取决于所需的单独纤维的总数和所用的单独纤维的截面直径。

本发明的合成植入式支架优选地包括细长纤维束。在细长束中，单个纤维可从细长束的一端缠绕到另一端。适当地，多个聚合物纤维在支架中以平行构型或基本上平行的构型纵向对齐。然而，在其他实施方案中，多个纤维中的一者或多者围绕其他纤维缠绕或捻合以形成纱线，并且可包括织带。在另外的实施方案中，纤维的排列可诸如模拟在某些天然肌腱和/或韧带中发现的非平行纤维排列，其中胶原纤维排列主要不是单轴的。在此类排列中，纤维可纵向对齐但不平行，或者可整体或部分地非纵向对齐。技术人员将理解落入本发明范围内的其他构型。

适当地，单独的聚合物纤维的直径与所报道的单独的胶原纤维范围(5至30微米)相匹配。例如，直径可为约1至约50微米、约2至约40微米、约5至约30微米、约10至约30微米或约20至约30微米，特别是20至30微米。在一些实施方案中，纤维均具有相同的近似直径(例如，在10％内(诸如在5％内)的相同直径)。在其他实施方案中，纤维可具有在限定范围内(例如20至30微米)内的相同或不同直径。在其他实施方案中，选择纤维以具有多种不同的直径，或者纤维可以是条带或丝带的形式。在一些实施方案中，纤维均具有相同的横截面形状，该横截面形状适当地为圆形，并且在其他实施方案中，选择纤维以具有不同的横截面形状。在一些实施方案中，纤维具有中空芯部(内腔结构)，并且在其他实施方案中，纤维被制造成具有显著的表面孔隙度或粗糙度。在另外的实施方案中，选择纤维所包含的聚合物的分子量以获得具有预定机械性能的纤维束。技术人员将理解，可选择纤维直径、纤维数量、纤维横截面形状、纤维表面粗糙度和聚合物类型以适合本发明的合成肌腱或韧带支架的预期应用。

单独的聚合物纤维的优选直径与所报道的单独的胶原纤维范围(例如5至30微米)相匹配。优选地，聚合物纤维以便于模拟待修复组织的天然结构的方式取向(即对齐或未对齐)。

适当地，初级束、二级束和/或三级束等被构造成包括类似于成簇的横截面直径(150至1000微米)的横截面直径，例如约150至约1000、约900、约800、约700、约600、约500、约400或约300微米，或约200至约1000、约900、约800、约700、约600、约500、约400或约300微米，特别是200至300微米。适当地，多个纤维由聚合物形成，使得所得的植入式支架可具有20-40MPa范围内的拉伸强度。应当理解，可选择纤维的数量以适合应用，并且可定制纤维的数量以适合植入式支架的所需机械性能。例如，植入式支架的屈服强度在50和120MPa之间是优选的。优选地，屈服应变在5％至15％之间，拉伸模量(30MPa；线性)在500至2500MPa之间，拉伸模量(5MPa；趾部)在500至1000MPa之间。用于本发明的优选UHMWPE纤维的拉伸强度为约2.5、3、3.5、4、4.5或5GPa。为简单起见，在下文中拉伸强度为至少2.5GPa的UHMWPE纤维被称为高强度UHMWPE纤维。

适当地，本发明的合成植入式支架被构造成具有40-100MPa(例如45-90MPa，特别是50-85MPa)之间的极限拉伸强度。在一个实施方案中，通过选择纤维的数量和特性来构造支架。

在一个实施方案中，可构造直径为2mm的本发明的合成支架，该直径在天然存在的三级纤维束的典型范围(通常为1000至3000微米)内。直径为2mm的合成支架可由单独的纤维束(初级束)或(初级束的)二级束或(二级束的)三级束等形成。设想了多个此类直径为2mm的合成支架可连接在一起形成完整的肌腱替换物。

例如，就用于修复人膝关节韧带的人造韧带而言，合成肌腱或韧带支架的直径在2mm至20mm之间，并且至少在其长度的一部分中横截面可以是条带的形式。在一个实施方案中，直径可在5mm至10mm之间。在另一个实施方案中，合成肌腱或韧带支架的直径可为约2mm至约10mm，诸如约2mm至约6mm，例如约4mm。

适当地，支架的长度也类似于天然韧带的长度。就人膝关节韧带而言，其在0.5cm至5cm之间，并且包括中间部分和端部的整个韧带的长度在5cm至25cm之间，有利地在10cm和20cm之间，更有利地为约15cm。

在一些实施方案中，纤维涂覆有愈合促进剂，诸如血栓形成抑制剂、纤维蛋白溶解剂、血管扩张剂物质、抗炎剂、细胞增殖抑制剂和基质细化或表达抑制剂；此类物质的示例在授予美国首诺公司(Solutia Inc.)的US 6,162,537中提供。本发明还设想了结合愈合促进剂使用聚合物涂层(例如可再吸收聚合物)来涂覆纤维。

组合物

如本文所公开的，提供了一种合成植入式支架，其包括与组合物接触的多个聚合物纤维，其中组合物包含水凝胶形成聚合物和生物相容性陶瓷材料。在一些实施方案中，组合物是浸渍组合物，因为其浸渍聚合物纤维以形成合成植入式支架。

水凝胶

本文所述的组合物包含水凝胶形成聚合物。因此，组合物适当地是水凝胶的形式。本发明的优选水凝胶可注射，并且可与致密填充的纤维结构接触或通过其被浸渍，并保持其保水能力以及能够承受显著的拉伸、压缩和剪切应变。优选地，水凝胶具有足够的初始粘度，并且相对快速地凝固，使得水凝胶在接触或浸渍过程中不会在支架的纤维之间泄漏。

本发明通过掺入包含能够保持其水含量的水凝胶形成聚合物的组合物(其中适当地，该组合物是水凝胶组合物)解决了润滑流体从初始植入物中扩散出来的问题。当水凝胶保持在体内的支架中时，水可扩散进入支架并从支架扩散出来，这有效地意味着水凝胶充当润滑剂。

如技术人员所知，水凝胶为可吸收水并膨胀但至少暂时不会溶解的亲水性聚合物网络。根据生理化学特性，吸水水平可有很大变化，从其干重的10％至一千倍。本发明的水凝胶保持大量的水含量，并且适当地包含与活组织非常相似的分子结构。适当地，本发明的水凝胶具有生物相容性，并赋予一些润滑性和弹性。合适的水凝胶形成聚合物是聚乙烯醇(PVA)。令人惊讶的是，发现PVA基水凝胶提供了用于保持水分子的多孔结构，并赋予低摩擦。具体地，PVA基水凝胶模拟天然肌腱和韧带的ECM结构。PVA的分子量适当地在约80,000至约100,000g/mol之间，例如在约89,000至约98,000g/mol之间。PVA在聚乙二醇存在下适当地物理交联(参见授予Ruberti和Braithwaite的US 7,776,352B2，其以引用方式并入本文)。适当地，PVA基水凝胶不含有共聚物。适当地，PVA基水凝胶不会随时间降解。例如，PVA基水凝胶在正常生理环境中基本上不可降解，因此在患者的预期寿命期间可基本上保持在体内。

PVA基水凝胶的平衡水含量可为约1500％，或在约500％至约2000％之间，或在约500％至约1500％之间，或在约500％至约1000％之间，或在约750％和约1250％之间，或在约1000％至2000％之间，或在约1200％至1800％之间，或在约100％至1500％之间，或在约1500至2000％之间，或为至少500％，或为至少1000％，或为至少1200％，或为约500％、600％、700％、800％、900％、1000％、1100％、1200％、1300％、1400％、1500％、1600％、1700％、1800％、1900％或2000％。例如，在某些实施方案中，PVA基水凝胶(PVA-UHMWPE)具有约1500％的平衡水含量，PVA基水凝胶(PG-UHMWPE)具有约1200％的平衡水含量，并且/或者PVA基水凝胶(PSG-UHMWPE)具有约600％的平衡水含量。适于本发明的冻干PVA基水凝胶通常具有5至40微米之间的孔径。

然而，应当理解，其他非PVA基水凝胶可以是PVA基水凝胶的合适替代物。非PVA基水凝胶在冻干时可具有约500％至约1500％之间的平衡水含量和/或5至40微米之间的孔径。

存在于支架中的包含水凝胶形成聚合物的组合物相对于多个纤维(或纤维束)的量可根据支架中纤维的数量和这些纤维或纤维束的直径而变化。在多个纤维和/或纤维束是基本上细长的或纵向对齐并且包含水凝胶形成聚合物的组合物在拉挤成型过程中与纤维接触或浸渍到其中的情况下，组合物的量将取决于被拉过的纤维数量和开口直径。在本文所报告的支架的一个实施方案中，水凝胶形成聚合物组合物的干重与纤维束的比率适当地在约1至5和1至20之间，最适当地为约1至10。

适当地，组合物中水凝胶形成聚合物的浓度在约5重量％至约25重量％之间。例如，浓度可在约5重量％至约20重量％之间、约10重量％至约15重量％之间，例如为约10重量％、约11重量％、约12重量％、约13重量％、约14重量％或约15重量％，例如为约13.5重量％。

水凝胶形成聚合物能够形成水凝胶。因此，当受热的水凝胶形成聚合物组合物与多个聚合物纤维接触或浸渍到其中并且在冷却后形成水凝胶时，可形成本发明的支架。包含水凝胶形成聚合物的组合物可能需要物理交联剂(诸如聚(乙二醇)，例如PEG400)来帮助形成水凝胶。可在体内使用支架之前除去物理交联剂。

在一些实施方案中，组合物可能需要化学交联剂。技术人员将理解，可根据组合物中存在的具体水凝胶形成聚合物来选择物理和/或化学交联剂。

生物相容性陶瓷材料

本发明的支架包含水凝胶内的生物相容性陶瓷材料，并且预计其可显著改善本发明的支架的长期性能。

一种合适的生物相容性陶瓷材料是掺杂有Sr、Mg或Ba的锌黄长石(Ca₂ZnSi₂O₇)，如国际PCT公布WO 2010/003191中所述，该公布全文并入本文。

一种合适的掺杂锌黄长石是掺杂锶的Ca₂ZnSi₂O₇(Sr-HT)。Sr-HT的分子式为Sr_xCa_(2-x)ZnSi₂O₇，其中x在0.05至0.9之间。适当地，x＝0.1。因此，适当地，本发明的Sr-HT由分子式Sr_0.1Ca_1.9ZnSi₂O₇表示。另选地，x为0.15、0.2、0.25、0.3、0.35、0.4、0.45、0.5、0.55、0.6、0.65、0.7、0.75、0.8、0.85或0.9，或在0.05至0.15之间，或在0.1至0.4之间，或在0.3至0.7之间，或在0.05至0.5之间，或在0.5至0.9之间。

适当地，Sr:Ca比率在约0.025至0.85之间。例如，Sr:Ca比率的值可为0.025、0.05、0.075、0.1、0.125、0.15、0.175、0.2、0.225、0.25、0.275、0.3、0.325、0.35、0.375、0.4、0.425、0.45、0.475、0.5、0.525、0.55、0.575、0.6、0.625、0.65、0.675、0.7、0.725、0.75、0.775、0.8或0.825，或在0.025至0.1之间，或在0.1至0.2之间，或在0.15至0.4之间，或在0.3至0.7之间，或在0.5至0.85之间。

在本发明的一个实施方案中，通过溶胶-凝胶法用Sr部分替换锌黄长石中的Ca离子，在Ca-Si体系中组合Zn和Sr离子，从而获得硅酸锶钙锌(Sr_0.1Ca_1.9ZnSi₂O₇)。

其他合适的生物相容性陶瓷材料包括在国际PCT公布WO 2009/052583中公开的包含硅锆钙石(Ca₃ZrSiO₉)的生物相容性陶瓷材料，该公布全文并入本文。WO 2009/052583描述了一种包含生物相容性硅锆钙石的植入式医疗装置，具体地用于组织的再生或表面重修。

其他合适的生物相容性材料还包括两相或复合生物相容性陶瓷材料，其中第一相是硅酸锌钙，第二相是金属氧化物，如国际PCT公布WO 2012/162753中所公开的，该公布全文并入本文。WO 2012/162753描述了一种用以改善现有技术的植入式医疗装置的长期稳定性的涂层。

另一种合适的生物相容性材料是聚己酸内酯-硅锆钙石(Ca₃ZrSi₂O₉)复合材料。聚己酸内酯(PCL)是一种热塑性聚合物，其可以与本文提到的UHMWPE纤维类似的形式形成纤维。形成PCL纤维的一种合适方法是通过静电纺丝，但其他方法对于技术人员将是显而易见的。然后，PCL纤维中可嵌有生物活性颗粒(如硅锆钙石，以增强细胞活性)以及本文所公开的水凝胶组合物。优选地，PCL具有高分子量以使强度最大化。在一个实施方案中，PCL的分子量为约90,000g/mol，但在其他实施方案中可更高，诸如为120,000、150,000、200,000或甚至500,000g/mol。

生物相容性陶瓷材料(例如Sr-HT)适当地以分散在组合物中的微粒形式存在。适当地，微粒均匀地分散在整个组合物中。因此，微粒在支架中时可均匀地分散在多个纤维周围。然而，在其他实施方案中，微粒相对集中在本发明的支架外部。

当呈微粒的形式时，生物相容性陶瓷材料(例如，Sr-HT)的直径可在约0.1至约500μm之间，或在约0.1至10μm之间，或在1至20μm之间，或在20至50μm之间，或在50至100μm之间，或在0.1至100μm之间，或在100至200μm之间，或在200至400μm之间，或在300至500μm之间，或小于500μm，或小于250μm，或小于150μm，例如直径为1、25、50、75、100、125、150、175、200、225、250、275、300、325、350、375、400、425、450或475μm。粒径可以是平均粒径。在一些实施方案中，优选具有宽的粒度分布，并且在其他实施方案中，优选具有相对窄的粒度分布。

可大量制备生物相容性陶瓷材料并将其充分粉碎以提供所需的粒度，或者可以微粒的形式合成制备生物相容性陶瓷材料。各种合成方法是技术人员已知的。

细胞粘附促进剂

本文所公开的合成植入式支架包括与组合物接触的多个聚合物纤维，其中组合物包含水凝胶形成聚合物和生物相容性陶瓷材料。然而，组合物可包含一种或多种另外的组分。例如，在一个实施方案中，本文的组合物包含水凝胶形成聚合物、生物相容性陶瓷材料和细胞粘附促进剂。

可使用任何合适的细胞粘附促进剂。例如，一种合适的细胞粘附促进剂是明胶，明胶是存在于胶原中的高平均分子量的水溶性蛋白质的非均质混合物。通过在水中煮沸皮肤、肌腱、韧带、骨骼等来提取这些蛋白质。这可因制造商而异。适当地，明胶来源于胶原，并且具体地是不可逆水解形式的胶原。添加相对少量的明胶可以促进细胞与支架的粘附。因此，在一些实施方案中，与本发明的支架中的多个聚合物纤维接触或浸渍到其中的组合物适当地还包含明胶。然而，其他细胞粘附促进剂是本领域技术人员已知的。

当在本发明中用作细胞粘附促进剂时，明胶在掺入水凝胶形成聚合物组合物中时适当地不进行化学交联或化学改性。在水凝胶形成聚合物是PVA的情况下，明胶在掺入PVA基水凝胶中时优选地不进行化学交联或化学改性，即其仅仅物理掺入。尽管防止明胶化学改性的其他方法是本领域技术人员已知的，但可将明胶与水凝胶形成聚合物(在一些实施方案中为PVA)和水组合，然后加热并进一步混合。

适当地，组合物中细胞粘附促进剂(例如明胶)的浓度在约0.1重量％至约10重量％之间。例如，浓度可在约0.1重量％至0.5重量％之间，或在0.5重量％至5重量％之间，或在1重量％至4重量％之间，或在3重量％至7重量％之间，或在5重量％至10重量％之间，或在约0.5重量％至约2重量％，例如在约1重量％至约2重量％，诸如为约0.5重量％、1重量％、1.5重量％、2重量％、3重量％、4重量％、5重量％、6重量％、7重量％、8重量％、9重量％或10重量％。

合适的水凝胶形成聚合物:明胶的重量％(基于组合物的重量)的比率在1:1至50:1之间，或在1:1至10:1之间，或在5:1至25:1之间，或在20:1和40:1之间，或在30:1和50:1之间，例如为2、3、4、5、6、7、8、9、10、15、20、30或40:1。更适当地，水凝胶形成聚合物:明胶的重量比在5:1至15:1之间，或在5:1至8:1之间，或在7.5:1至12.5:1之间，或在10:1至15:1之间，例如为6、7、8、9、10、11、12、13、14或15:1，特别是约9:1。

一些合适的水凝胶形成聚合物:明胶:生物相容性陶瓷材料的重量％(基于组合物的重量)的比率为：9:1:4或10:1:5或5:1:2或15:1:10或5:1:10或15:1:2，或其间的任何比率。约9:1:4是特别适合的。

另外的组分

除细胞粘附促进剂之外或作为其替代，本发明的支架还可包括生物活性玻璃或者两种或更多种生物活性玻璃的混合物。此类材料通常含有磷酸钙和/或硫酸钙。CaO、P₂O₅、SiO₂和Na₂O是生物元素的典型成分。

支架

如本文所述，本发明的组合物与多个聚合物纤维接触或浸渍到其中。在组合物与多个聚合物纤维接触的情况下，优选地多个纤维中的每个纤维与组合物接触，使得每个纤维至少部分地被组合物覆盖或包裹在其中，或者完全(或基本上完全)被组合物覆盖或包裹在其中。然而，根据纤维排列，多个纤维中只有一些纤维可与组合物接触。例如，在多个纤维作为束(或者两个或更多个束)提供的情况下，束的外部纤维可与组合物接触，而束的内部纤维可不与组合物接触。这种效果随着束的直径增加可能更明显。在一些情况下，在多个纤维作为两个或更多个束提供的情况下，一些束可完全(或基本上完全)被组合物覆盖或包裹在其中，并且一些束可仅部分地被组合物覆盖或包裹在其中。纤维束与组合物之间的接触量可取决于束在支架中的位置，例如当观察其横截面时在支架的表面或中心，以及/或者在支架(例如扁平的带状支架或圆柱形支架)的最终形状上。

本文所使用的术语“浸渍”是一种接触形式，最优选地是其中纤维束完全(或基本上完全)被组合物覆盖或包裹在其中并且其中组合物渗透到束中或使其饱和的一种形式。然而，可存在这样的情况：纤维束用组合物浸渍，而组合物不能完全使束中的每个纤维饱和或渗透到其中。

如本文所述的接触或浸渍可在压力下进行。使多个纤维与组合物接触或用组合物浸渍多个纤维以形成本发明的支架的合适方法在下文标题为“制备支架的方法”的章节中描述。

可使用任何合适量的组合物来接触或浸渍根据本发明的支架中的多个纤维。类似地，在本文所述的支架中可使用任何合适体积的纤维。例如，在一个实施方案中，支架的纤维体积分数在约5-95％之间。例如，支架可包含在5体积％至25体积％之间的聚合物纤维，或在10体积％至30体积％之间，或在25体积％至50体积％之间，或在40体积％至60体积％之间，或在50至75体积％之间，或在60体积％至90体积％之间，或在70体积％至95体积％之间，或在50体积％至95体积％之间，或约5体积％、10体积％、15体积％、20体积％、30体积％、40体积％、50％、60体积％、70体积％、80体积％、90体积％或95体积％的聚合物纤维。在一些实施方案中，支架中的浸渍组合物分数在约20重量％至50重量％内，或在20重量％至30重量％内，或在25重量％至40重量％内，或在30重量％至45重量％内，或在35重量％至50重量％内，或在30重量％至50重量％内，或在20重量％至40重量％内，例如为20重量％、25重量％、30重量％、35重量％、40重量％、45重量％或50重量％。

应当理解，在支架内可存在一些孔隙度，其可在约20体积％至50体积％的范围内，或在20体积％至30体积％内，或在25体积％至40体积％内，或在30体积％至45体积％内，或在35体积％至50体积％内，或在30体积％至50体积％内，或在20体积％至40体积％内，例如为20体积％、25体积％、30体积％、35体积％、40体积％、45体积％或50体积％。

支架的平衡水含量可在约20重量％至约80重量％之间。例如，支架的平衡水含量可在约20重量％至约40重量％之间，或在30重量％至50重量％之间，或在25重量％至60重量％之间，或在40重量％至80重量％之间，或在50重量％至75重量％之间，或在60重量％至70重量％之间，或在65重量％至80重量％之间，例如为20重量％、25重量％、30重量％、35重量％、40重量％、45重量％、50重量％、55重量％、60重量％、65重量％、70重量％、75重量％或80重量％。

根据本发明，当旨在用作合成肌腱或韧带时，合成植入式支架的横截面形状类似于待替换的天然肌腱或韧带，或者与待修复的天然肌腱或韧带的形状互补。适当地，合成肌腱或韧带支架的尺寸类似于待替换的天然肌腱或韧带。然而，更一般地，本文的支架可采用任何合适的形状。例如，支架可以是具有任何合适形状的横截面的条带、丝带或棱柱结构的形式。例如，横截面可以是圆形、矩形、正方形、梯形、三角形，或具有任何其他合适的横截面形状。支架沿其长度可具有恒定的横截面积，或者可具有随长度变化的横截面积，例如锥形。支架可采用捻合棱柱或绳索的形式。在一些实施方案中，支架可以是圆柱形的。在其他实施方案中，支架可以是矩形棱柱条带。在其他实施方案中，支架可以是细长的矩形或正方形棱柱。这些支架形状或轮廓中的任何一者或多者可通过本领域技术人员已知的技术制造，例如拉挤成型、注塑成型等。

制备组合物的方法

本发明提供了一种用于制备组合物的方法，包括：

组合水凝胶形成聚合物、细胞粘附促进剂、生物相容性陶瓷微球、

水和任选的酸(诸如盐酸)；并且

混合各组分以获得均质混合物。

该方法任选地还包括将物理交联剂添加到水凝胶形成聚合物、细胞粘附促进剂、生物相容性陶瓷微球、水和任选的酸中。在一个实施方案中，物理交联剂是聚乙二醇。在一个实施方案中，物理交联剂是PEG400。物理交联剂可以任何合适的浓度添加，例如在约1重量％至50重量％之间，或在1重量％至10重量％之间，或在10重量％至20重量％之间，或在15重量％至25重量％之间，或在25重量％和35重量％之间，或在30重量％至40重量％之间，或在35重量％至50重量％之间，例如为1重量％、5重量％、10重量％、15重量％、20重量％、25重量％、30重量％、35重量％、40重量％、45重量％或50重量％(其中将重量％计算为100×[W_试剂/(W_试剂+W_溶液)]，其中W_溶液是水凝胶形成聚合物溶液的重量)。

例如，在一个实施方案中，本发明提供了一种用于制备组合物的方法，包括：

组合PVA、明胶、Sr-HT微球、水和酸；并且

混合各组分以获得均质混合物。

在另一个实施方案中，本发明提供了一种用于制备组合物的方法，包括：

组合PVA、明胶、Sr-HT微球、水、酸和PEG400；并且

混合各组分以获得均质混合物。

在另一个实施方案中，本发明提供了一种用于制备组合物的方法，包括以下步骤：

(a)组合PVA、明胶、Sr-HT微球和水；

(b)混合各组分以获得均质混合物；

(c)将均质混合物调节至约6.8至7.8的pH；

(d)将均质混合物加热至约85℃至95℃的温度；

(e)将温度为约85℃至95℃的PEG400滴加到步骤(d)的混合物中，同时混合。

在一个实施方案中，PVA是粉末的形式。在一个实施方案中，将明胶制粒。适当地，目标pH范围为约7.0至7.5。适当地，组合物中酸的浓度为使得达到约7.0至7.5的目标pH。使用酸(例如盐酸)适当调节目标pH。添加酸适当降低了组合物的pH，组合物的pH可能是由于生物相容性陶瓷微球的碱度而升高的。

适当地，对混合物进行加热。例如，可将其加热至约70℃至95℃(诸如约90℃)。加热混合物有助于溶解。

技术人员将理解，粘度取决于所混合的组分的浓度百分比。该凝胶在凝固期间的粘度还取决于温度和时间。

制备支架的方法

本发明提供了一种用于制备合成植入式支架的方法，包括使包含水凝胶形成聚合物和生物相容性陶瓷材料的组合物与多个聚合物纤维接触。本发明还提供了一种用于制备合成植入式支架的方法，该方法包括以下步骤：

提供多个聚合物纤维；

提供包含水凝胶形成的聚合物和生物相容性陶瓷材料的组合物；并且

使多个聚合物纤维与组合物接触，从而形成所述合成植入式支架。

在一些实施方案中，多个聚合物纤维以束的形式提供。在其他实施方案中，多个聚合物纤维以两个或更多个束的形式提供。

在一个优选的实施方案中，本发明提供了一种用于制备合成肌腱或韧带支架的方法，包括以下步骤：将包含水凝胶形成聚合物和生物相容性陶瓷材料的浸渍组合物浸渍到聚合物纤维束中。

在另一个实施方案中，本发明提供了一种用于制备合成植入式支架的方法，该方法包括以下步骤：

提供多个聚合物纤维；

提供包含水凝胶形成聚合物、生物相容性陶瓷材料和细胞粘附促进剂的组合物；并且

使多个聚合物纤维与组合物接触，从而形成所述合成植入式支架。

该方法适当地还包括在组合物中包括明胶这一步骤。适当地，水凝胶形成聚合物是PVA。适当地，聚合物纤维是UHMWPE纤维。适当地，生物相容性陶瓷材料是Sr-HT。

因此，在一个实施方案中，本发明提供了一种用于制备合成植入式支架的方法，该方法包括以下步骤：

提供多个UHMWPE聚合物纤维；

提供包含PVA、Sr-HT微粒和明胶的组合物；并且

使多个UHMWPE聚合物纤维与组合物接触，从而形成所述合成植入式支架。

在另一个实施方案中，本发明提供了一种用于制备合成植入式支架的方法，该方法包括以下步骤：

(a)组合PVA、明胶、Sr-HT微球和水；

(b)混合各组分以获得均质混合物；

(c)将均质混合物调节至约6.8至7.8的pH；

(d)将均质混合物加热至约85℃至95℃的温度；

(e)将温度为约85℃至95℃的PEG400滴加到步骤(d)的混合物中，同时混合；

(f)使在步骤(e)中形成的混合物与多个UHMWPE纤维接触；

(g)将步骤(f)的产物在室温下静置，从而形成水凝胶基支架；并且

(h)通过在水中透析从步骤(g)的水凝胶中除去PEG400。

与多个聚合物纤维接触的组合物可通过根据上文标题为“制备组合物的方法”的章节的方法制备。

技术人员将了解使组合物接触或浸渍到多个聚合物纤维中的各种方法。接触或浸渍聚合物纤维束的一种合适方法类似于拉挤成型过程，其中纤维在桶中用组合物饱和，然后小心地形成并通过可被加热的窄口(模头)抽出。拉挤成型产生几乎任何长度的笔直恒定横截面部件。用于制备根据本发明的合成肌腱或韧带支架的这种方法在图1中示出，这在下文进行讨论。

组合物可在升高的温度下在拉挤桶中与纤维组合。例如，升高的温度可在20℃至30℃、30℃至40℃、40℃至50℃、20℃至50℃、50℃至60℃、60℃至70℃、70℃至80℃、50℃至80℃、80℃至90℃、85℃至95℃、90℃至95℃或60℃至95℃之间。另选地，组合物可在室温下在拉挤桶中与纤维组合，随后在浸渍部分通过升高温度的模头抽出时被加热。

UHMWPE纤维和组合物的抽出通过的出口的直径可为约2mm至约10mm，诸如约2mm至约6mm，例如约4mm。拉挤速度可以是任何速度。

在一些实施方案中，单独的聚合物纤维束被拉挤成型，并且在其他实施方案中，单独的聚合物纤维被排列成离散的初级束，初级束被拉挤成型。在其他实施方案中，(初级束的)二级束被排列和拉挤成型。应当理解，初级纤维束(或初级束的二级束或二级束的三级束等)通过浸渍组合物保持在一起，浸渍组合物往往将纤维和束结合并粘在一起形成支架。

在一些实施方案中，本发明的合成支架可在拉挤成型后在室温(约20℃)下静置一段时间(例如约5分钟)。

在接触或浸渍多个聚合物纤维的替代方法中，可通过浸泡用组合物使聚合物纤维束(或者两束或更多束)饱和，任选地施加压力以迫使组合物进入纤维束的纤维内的间隙中，并加热组合物以降低粘度。其他方法是技术人员已知的。本发明的合成支架可在形成后在室温(约20℃)下静置一段时间(例如约5分钟)。

在一些实施方案中，可将本发明的合成支架任选地浸泡在去离子水中(例如24小时)，然后冷冻干燥以便储存。然后可根据需要将支架再水化。

本发明提供了一种通过根据本发明的方法制备的合成肌腱或韧带支架。

医疗用途

本发明可用于患者破裂或患病肌腱或韧带的部分或全部肌腱或韧带修复。因此，本发明提供了：

·本发明的合成肌腱或韧带支架用于部分或全部肌腱或韧带修复的用途。

·一种部分或全部修复患者肌腱或韧带的方法，包括植入本发明的合成肌腱或韧带支架。

·一种本发明的合成肌腱或韧带支架，用于部分或全部修复患者肌腱或韧带。

·本发明的合成肌腱或韧带支架在制造用于部分或全部修复患者肌腱或韧带的医用材料中的用途。

另外，本发明提供了：

·一种包含水凝胶形成聚合物(诸如PVA)、细胞粘附促进剂(例如明胶)和Sr-HT的浸渍组合物，与UHMWPE纤维束组合用于部分或全部肌腱或韧带修复。

·包含水凝胶形成聚合物(诸如PVA)、明胶和Sr-HT的浸渍组合物在制造合成肌腱或韧带支架中的用途。

·包含水凝胶形成聚合物(诸如PVA)、明胶和Sr-HT的浸渍组合物与UHMWPE纤维束组合在制造用于部分或全部肌腱或韧带修复的合成肌腱或韧带支架中的用途。

本发明还提供了：

·一种包括根据本发明的多个合成肌腱或韧带支架的合成肌腱或韧带。在一个实施方案中，合成肌腱或韧带是腱膜的形式。

·多个合成肌腱或韧带支架在制造用于部分或全部肌腱或韧带修复的假体中的用途。

·一种包括多个合成肌腱或韧带支架的假体，用于部分或全部肌腱或韧带修复。

本发明的支架有利地是用于修复或替换动物(具体为非人类哺乳动物或人类)中的任何韧带的人造韧带。可修复或替换的韧带可选自：头颈韧带(环甲韧带、牙周韧带、晶状体悬韧带)、腕韧带(掌侧桡腕韧带、桡腕背侧韧带、尺侧副韧带、桡侧副韧带)、肩韧带(肩袖)、膝关节韧带(前交叉韧带(ACL)、外侧副韧带(LCL)、后交叉韧带(PCL)、内侧副韧带(MCL)、颅交叉韧带(CrCL)-四足动物ACL等效物、尾部交叉韧带(CaCL)、髌韧带)。在一个实施方案中，患者是人。

应当理解，在相关实施方案中，PVA水凝胶和UHMWPE组分在正常生理环境中基本上都不可降解，并且在患者的预期寿命期间基本上保持在体内。

有多种锚用于将韧带支架的端部固定到骨骼中。最常见地，这些锚是所谓的干涉螺钉，被设计成沿支架(假体)(移植的肌腱或韧带，或者人造韧带)插入骨骼中钻出的锚孔或通道内。干涉螺钉将假体组织卡在锚孔内的骨骼上。此类螺钉由金属(最常见为钛)或生物可吸收性聚合物制成。另一种常见技术是所谓的交叉销，用于将假体组织的环锚定在股骨髁中钻出的孔内。在所有情况下，假体组织通过在骨头边缘上方弯曲而离开通道；骨骼的愈合/重塑将填充空隙并使得韧带自然锚定在骨骼中。根据本发明的合成植入式支架的端部可附着或系在锚定点(例如，另一支架，诸如多孔松质骨支架)上，以产生合成的骨-肌腱-骨复合物。锚定方法是技术人员熟知的，并且所有合适的方法均落入本发明的范围内。

本发明的优点

本发明的支架提供了一种或多种有利特性，特别是相对于基于生物学的替换物而言，例如：

·生产方法提供受控和预定支架尺寸和直径；

·成品存储期长；

·批次间一致；

·机械强度高；

·趾部-线性模量高；

·平衡含水量高；以及

·细胞增殖特性增强。

此外，当水在体内扩散进入支架并从支架扩散出来时，在本发明中使用水凝胶能够保持其总水含量，这有效地意味着水凝胶充当长期润滑剂。在患者的预期寿命期间，水凝胶保持在体内。这比使用润滑剂的现有技术更有优势，在现有技术中，润滑剂是一种最终可能从最初植入物中扩散出来的流体，而不是长期充当润滑剂，从而可能导致滑膜炎。

本发明人最令人瞩目的发现之一是，令人惊讶地，通过用PVA水凝胶浸渍纤维，可使UHMWPE单轴纤维支架的拉伸强度和模量显著增加约40％，该PVA水凝胶本身比UHMWPE弱几个数量级并且具有很小或没有显著的拉伸强度。PVA-UHMWPE、PG-UHMWPE和PSG-UHMWPE的拉伸机械值在文献所报道的人类跟腱组织拉伸机械值范围内，并且超过前交叉韧带和许多其他合成研发和脱细胞生物肌腱移植物的拉伸机械值。令人惊讶的是，在屈服应变之前已观察到本发明的合成肌腱支架的两种不同的拉伸模量，类似于在天然肌腱中观察到的模量。生物组织(诸如骨骼和肌腱)的层级特性通常使得机械性能超过基于其组成部分的体积分数的理论值，并且可解释肌腱和韧带尽管含水量高但具有非凡的拉伸特性。不希望受理论束缚，本发明人提出总拉伸强度和模量的增加可能是由于以下因素：首先由于UHMWPE纤维表面上的缺损被覆盖，类似于聚合物涂层改善脆性材料在张力下的机械性能的方式；其次，由于通过浸渍水凝胶所施加的拉伸负载分布更均匀；第三，由于单独的纤维能够以最小摩擦相对于彼此滑动。为了实现这一点，优选水凝胶本身基本上覆盖所有纤维束，并且还应能够承受高局部压缩、拉伸和剪切应变而不会失效或塑性变形，这可通过使用可注射PVA、PG和PSG水凝胶来实现。然而，由于所施加的力的大小，明胶和SrHT颗粒对整个支架上的物理特性的单独影响似乎可忽略不计。

实施例

具体实施方案

在一个实施方案中，本发明提供了一种由能够单轴承重的纵向对齐的超高分子量(UHMWPE)纤维组成的新型合成肌腱或韧带支架，所述纤维已用聚乙烯醇(PVA)基水凝胶浸渍以模拟天然肌腱或韧带的纤维-ECM层级结构。适当地，浸渍组合物(水凝胶组合物)由以下多种组分组成：PVA、明胶和Sr-锌黄长石(Sr-HT)。PVA为保持水分子提供了必要的多孔结构；明胶可粘附细胞；而Sr-HT可改善细胞活性。这种新型合成支架同时显示出类似于天然肌腱的高机械强度、高趾部-线性模量和高平衡水含量，以及增强的体外间充质干细胞增殖特性。

生物相容性陶瓷材料颗粒的合成

使用原硅酸四乙酯((C₂H₅O)₄Si，TEOS)、硝酸锌六水合物(Zn(NO₃)₂·6H₂O)、硝酸钙四水合物(Ca(NO₃)₂·4H₂O)和硝酸锶(Sr(NO₃)₂)(均来自美国西格玛奥德里奇公司(SigmaAldrich,USA))作为原料，通过溶胶-凝胶法制备Sr-HT陶瓷微粉。将TEOS与水和2M HNO₃(摩尔比：TEOS/H₂O/HNO₃＝1:8:0.16)混合，并在搅拌下水解30分钟。然后，将Zn(NO₃)₂·6H₂O、Ca(NO₃)₂·4H₂O和Sr(NO₃)₂(5重量％)溶液加入混合物中(摩尔比：TEOS/Zn(NO₃)₂·6H₂O/Ca(NO₃)₂·4H₂O＝2:1:2)，并将反应物在室温下搅拌5小时。反应后，将溶液在60℃下保持1天，并在120℃下干燥2天，得到干凝胶。将干凝胶在1200℃下煅烧3小时。然后使用行星式球磨机(英国莱驰公司(Retsch,UK))在150rpm下将煅烧后的粉末在乙醇中研磨3小时，并通过25微米筛网筛分。

通过在行星式球磨机中研磨制备尺寸范围为约1-10微米的Sr-HT微粒。使用每分钟150转持续约3小时，最终颗粒平均尺寸为约1.5微米。当然，技术人员将理解，这可通过改变每分钟转速和研磨时间来改变。

组合物的合成

Mw＝89,000-98,000的聚乙烯醇(PVA)(美国西格玛奥德里奇公司)和粒化骨明胶(澳大利亚Government Department Stores)可商购获得。

合成了四种不同的PVA水凝胶组。首先，制备PVA 15％(PVA)、PVA 13.5％-明胶1.5％(PG)、PVA 15％-SrHT(PS)和PVA 13.5％-SrHT-明胶1.5％(PSG)溶液，其成分如表1所述：

表1：形成水凝胶之前溶液的组成

对于水凝胶，总大分子单体浓度达到15重量％。对于PS和PSG溶液，向溶液中加入每1.0g Sr-HT 3.3mL的1M盐酸，以中和SrHT粉末在PVA溶液中的碱性作用(没有酸时pH为约9.2)。目标pH为约7.0至7.5。将溶液的成分溶解并在90℃下彻底混合。

为了合成水凝胶，首先在微波炉中加热PEG400(美国西格玛奥德里奇公司)和PVA、PG、PS和PSG溶液，使溶液达到约90℃。然后将受热的PEG400滴加到PVA、PG、PS和PSG溶液中，同时使混合物在涡旋混合下开始凝胶化。由于快速掺入PEG400会导致PVA发生不可逆的局部结晶，因此需要小心谨慎。加入溶液中的PEG400的量为28重量％，其中重量百分比如下计算：100×(W_PEG/(W_PEG+W_溶液))，其中W_溶液是所用PVA溶液的重量。在涡旋混合后，然后将热的水凝胶溶液转移到50mL falcon管中并冷却至室温，以完成凝胶化和储存。在冷却过程中，密封烧瓶以使温度梯度最小化，并连续搅拌水凝胶以防止水凝胶/空气界面处形成“表层”。

使用PEG400具有有益效果，因为它有助于诱导水凝胶形成，如果不添加PEG400，PVA溶液往往会保持为液体溶液(参见美国专利7,776,352)。虽然PEG400是合成程序的一部分，但在凝胶化后通过在水中透析将其除去，从而在支架的水凝胶组分的孔内用水替换PEG400。然后可将支架冷冻干燥，从而在支架的干燥状态下在支架内留下很少或没有液体组分。

聚合物纤维

超高分子量聚乙烯(UHMWPE)纤维可商购获得并且原样使用(英国顾特服公司(Goodfellow,UK))。纤维以商品名Dyneema以“多纤维纱线”形式获得，tex数＝145(±10％)，纤维数＝1300(±10％)。手动分离单独的纱线，将其切割成所需长度，然后将多根纱线重新组合形成所需直径的单轴纤维支架—对于2mm直径的样品，需要20根纱线；对于4mm直径的样品，需要80根纱线。技术人员将理解，当捻合多个纤维时，在本领域中通常将所得的捻合纤维束称为纱线。

制备支架的方法

参考图1，示出了本发明的合成肌腱和韧带支架的生产方法。

将浸渍组合物的均质混合物在约90℃下加热2至20分钟。然后将受热的混合物1转移到注射器2中，并且将受热的混合物1(其为凝胶形式)注入UHMWPE纤维束3的内芯中。浸渍的肌腱或韧带支架4的流变特性由水凝胶制备过程中各组分的混合物决定。然后将浸渍的肌腱或韧带支架4拉挤通过具有预定几何形状和尺寸的开口5，例如直径为4mm的出口。拉挤速率可为约5mm/s至10mm/s。

然后可将浸渍的肌腱或韧带支架4在室温(约20℃)下“静置”约5分钟，然后浸泡在去离子水中24小时，然后冷冻干燥以便储存。然后可根据需要将支架再水化并使用。

图2是根据本发明的冷冻干燥的肌腱或韧带支架的SEM。可清楚地看到UHMWPE纤维6，仔细观察附图，发现纤维涂覆有PVA/明胶水凝胶。还可看到Sr-HT微粒均匀地分散在整个纤维束3中(例如，图2中突出显示了几个颗粒)。

拉伸机械性能

制备圆柱形样本，其测试区域的长度为40mm并且直径为2mm(每个样本20根纱线)。将UHMWPE和冻干PVA-UHMWPE、PG-UHMWPE和PSG-UHMWPE支架浸泡在37℃、pH7.2的1×磷酸盐缓冲盐水(PBS)中24小时，以使样品完全水合。有关所制备的4个样品的照片，参见图10a。然后使用1kN测力仪测试样品的拉伸强度和模量，十字头速度为10mm/分钟，其中在500kPa下将两端用气动夹具夹紧。将拉伸屈服强度测量为在弹性区域末端获得的应力-应变曲线中所示的最高应力值，其中所得的屈服应变作为拉伸屈服强度下的应变。通过使用线性回归分别获得拉伸应力＝5MPa时趾部区域的拉伸模量以及拉伸应力＝30MPa时线性弹性区域的拉伸模量。每种材料检查三个样品。

图3的图示出了每个支架组的代表性拉伸应力应变曲线，其中在应力＝5MPa和应力＝30MPa时拉伸屈服强度、屈服应变和模量的平均值和标准偏差记录在表2中。与未改性的湿UHMWPE纤维相比，PVA-UHMWPE、PG-UHMWPE和PSG-UHMWPE均显示出显著更高的拉伸屈服强度和屈服应变，其中拉伸屈服强度增加约40％。在拉伸应力为5MPa和30MPa时，所有组之间的拉伸模量保持相似(表2)。没有样品显示测试样本在拉伸应变高达20％时失效，但是支架内单独的纤维似乎首先在测试样本的夹紧区域失效。

表2提供了拉伸机械性能，表示为所测试的UHMWPE、PVA-UHMWPE、PG-UHMWPE和PSG-UHMWPE的平均值±标准偏差。将实验值与现有技术中所报道的人跟腱的值进行比较。

表2：表示为平均值±标准偏差的拉伸机械性能

*：与仅湿UHWMPE相比，p<0.05

&：失效应变

#：线性区域的模量

所有数据均表示为平均值±SD。对于统计分析，进行Levene检验确定数据的方差齐性，然后使用Tukey HSD检验或Tamhane事后检验。SPSS软件(IBM)用于所有统计分析，如果p<0.05则认为差异显著。

根据本发明制成的合成肌腱或韧带支架显示出高拉伸强度(约57MPa)和模量(趾部区域为约500MPa，线性区域为约800MPa)，超过所报告的肩袖肌腱和前交叉韧带并且在跟腱的范围内(参见图4和图5)。从图4可以看出，当加入PVA和明胶时，拉伸强度略有增加。然而，图5显示与纤维/PVA支架相比，添加明胶提供了拉伸模量惊人的改善，其中模量从约400MPa增加到800MPa(线性区域)。趾部区域也经历模量增加。

平衡含水量

首先在电子秤上称重干UHWPE和冻干PVA-UHMWPE、PG-UHMWPE和PSG-UHMWPE支架的初始干质量(w_干)。然后将样品浸泡在37℃、pH7.2的1×磷酸盐缓冲盐水(PBS)中2小时。然后从PBS中取出样品，用干净的纸巾小心地擦干，除去多余的水分。然后测量溶胀的样品重量(w_溶胀)。使用以下公式计算样品的平衡水含量：100×(w_溶胀–w_干)/w_溶胀。每种材料检查四个样品。

根据本发明制成的合成肌腱或韧带支架展示出高平衡水含量，类似于天然肌腱或韧带的平衡水含量，例如为约70重量％(参见图6)。从图6可以看出，UHMWPE支架显示出47±4％的平衡水含量。仅由纵向UHMWPE纤维制成的支架必须系在任一端，并且通过水分子的物理截留而不是吸收保持水含量的能力有限。相比之下，与UHMWPE相比，PVA-UHMWPE、PG-UHMWPE和PSG-UHMWPE分别具有70±3％、72±3％和70±3％的显著更高的平衡水含量。在PVA-UHMWPE、PG-UHMWPE和PSG-UHMWPE组之间未观察到显著差异。

绵羊间充质干细胞附着和增殖

通过将注入40根UHMWPE纱线中的PVA、PG或PSG水凝胶通过直径为4mm的通道挤出并在挤出后直接手动压平样品，制备尺寸为6×5×1mm的PVA-UHMWPE、PG-UHMWPE和PSG-UHMWPE支架用于绵羊间充质干细胞增殖研究。通过Ficoll分离和差异粘附法从美利奴羊的髂嵴中分离异源oMSC。实验中所用的所有oMSC均为传代第9代。对于oMSC附着(n＝2)和增殖(n＝4)研究，每个样品接种1.0×10⁴个细胞。在含有α-最低必需培养基(α-MEM)(美国GibcoLaboratories公司)、补充有10％(v/v)热灭活的胎牛血清(FCS)(美国Gibco Laboratories公司)和100U ml^-1青霉素+100μg·ml^-1链霉素(美国Gibco Laboratories公司)的完全培养基中培养细胞。将细胞在37℃下用5％CO₂温育，并且每3天完全更换一次培养基。

对于oMSC附着形态，接种细胞并培养24小时，然后进行SEM观察。在SEM成像之前，将样品在4％多聚甲醛溶液中固定30分钟，然后在PBS中冲洗数次。然后将样品在-80℃冷冻、冻干并在真空下用金溅射涂覆。为了评估oMSC增殖，使用CellTiter 96 Aqueous Assay(美国普洛麦格公司(Promega,USA))通过比色法测定培养支架上的活细胞数。测定溶液是体积比为20:1的四唑化合物(3-(4,5-二甲基噻唑-2-基)-5-(3-羧基甲氧基苯基)-2-(4-磺苯基-2H-四唑)，MTS)与电子偶联剂(吩嗪硫酸甲酯)的组合。前一种化合物可被活细胞生物还原成甲瓒，甲瓒可溶于细胞培养基中，并且甲瓒在490nm处的吸光度与存在的活细胞数成正比。在培养3天和7天后评估oMSC增殖。在每个时间点，用200微升MTS工作溶液替换培养基，该工作溶液由在PBS中以1:5的体积比稀释的CellTiter 96 Aqueous Assay溶液组成。在37℃温育4小时后，将100微升工作溶液转移到96孔细胞培养板中，并使用酶标仪(澳大利亚PathTech公司)用Accent软件记录490nm处的吸光度。

根据本发明制成的合成肌腱或韧带支架显示出增强的体外间充质干细胞增殖特性。更具体地，图7显示出UHMWPE/多组分水凝胶与UHMWPE/PVA水凝胶和UHMWPE/PVA-明胶水凝胶相比的绵羊间充质干细胞增殖增加。细胞增殖测定显示，在oMSC培养第3天和第7天，PSG-UHMWPE的吸光度值均显著高于PVA-UHMWPE和PG-UHMWPE。在第3天和第7天的时间点，PVA-UHMWPE和PG-UHMWPE之间没有显著差异。

图8示出了扫描电子显微镜图像，其中箭头指向看似具有扁平的成纤维细胞形态的oMSC。还可观察到细胞过程，其中对于所检查的所有三组，大多数这些过程横向于纤维方向延伸。

为了模拟细胞外基质(各种结缔组织的凝胶状组分)，本发明人能够将PVA-水凝胶渗透到UHMWPE支架的内芯中并使用可注射形式的PVA-水凝胶包围纤维束—这就形成了完全完整的纤维支架，其中所有纤维均在纵向方向上而不需要水平编织纤维，任一端也不需要应力诱导结来将纤维结构保持在一起(图8)。

所测试的所有水凝胶-纤维支架均显示出具有生物相容性并且在培养24小时后支持oMSC的附着。

就细胞活力而言，本发明人能够在PSG-UHMWPE上显示出与PVA-UHMWPE和PG-UHMWPE相比改善的绵羊间充质干细胞增殖。在θ-凝胶化的PVA水凝胶中仅掺入明胶似乎对这些支架上的细胞增殖具有不显著的影响，并且水凝胶结构中Sr-HT的存在增强了细胞增殖。底层对齐的UHMWPE的存在似乎不会对oMSC增殖产生负面影响。

体内研究

总结

为了评估本发明的支架作为肌腱替换物的生物机械和生物学特征，在产生5mm肌腱缺损后，将支架(PSG-UHMWPE)植入九只新西兰白(NZW)兔的右跟腱中。所用的PSG-UHMWPE支架的直径为5mm，长度为10mm。

另一组九只NZW兔作为对照。在该组中，进行右跟腱切断术并立即通过初级跟腱缝合进行治疗。临床上，肌腱缝合代表治疗肌腱损伤的黄金标准。

在三个月的愈合时间后，对所有动物实施安乐死并对跟腱进行宏观和生物机械检查。

为了评估通过初级肌腱缝合或通过支架植入治疗的肌腱的初始强度，在处死后获取左(非手术)跟腱，并进行肌腱缝合(n＝5)或肌腱移植(n＝5)。立即对这些样品进行机械测试。此外，还确定了非手术(左)后肢的天然肌腱组织的机械性能(n＝6)。通过生物机械和组织学方法对未植入的支架样品(长度：25cm)进行研究。

材料和方法

动物模型和外科手术

将18只4月龄的雌性新西兰白兔(平均体重(BW)：2.89kg±0.29kg)随机分成数量相同的两个干预组：植入支架和初级肌腱缝合。

通过静脉内施用氯胺酮(7.5-15mg/kg BW)和赛拉嗪(0.5-1.0mg/kg BW)对动物进行麻醉，并将其右后肢剃毛，准备用于无菌手术干预。

在植入之前，将所有支架在无菌盐水中水合2小时。

通过约2-3cm长的侧切皮肤切口进行跟腱的外科手术。然后切开小腿筋膜和腱周组织，并将跟腱与指浅屈肌的肌腱分离。

在对照组中，进行腱切断术(跟骨近侧2cm)(图12(a)-(b))，并使用Kirchmayr-Kessler肌腱缝合(缝合材料：PDS 4-0)重新调整肌腱断端(图12(c)-(d))。

对于植入支架，在右跟腱(跟骨近侧1.5cm-2cm；图13(a)-(b))中产生5mm的肌腱缺损。通过改良的Kirchmayr-Kessler缝合将肌腱断端缝合到支架上(图13(c)-(d))。通过这种改良，避免了针多次穿入支架，从而防止了支架纤维排列被破坏。

宏观检查

在处死后，直接解剖每只兔子的两只后肢并进行宏观评估。因此，应用Stoll等人“Healing parameters in a rabbit partial tendon defect following tenocyte/ biomaterial implantation,Biomaterials(2011)32:4806-4815”(以引用方式并入本文)中的评分系统，并且为每个样品分配0到17之间的等级(完全完整的肌腱：等级17)。

生物机械检查

所有测试均在室温(20℃-22℃)下使用标准材料测试机(德国乌尔姆Zwick GmbHund Co.KG公司)进行。使用TestXpert II(德国乌尔姆Zwick GmbH und Co.KG公司)进行测量和数据采集。在测试期间，以60mm/分钟的恒定速度在5N和40N之间循环预处理(5个循环)样本。然后进行拉伸失效试验。对于每个样品，在测试期间记录样本的直径、长度以及所施加的力、变形和时间。

通过测试软件自动确定最大力(F_max(以N为单位)、最大应力(σ_max(以％为单位))和最大应变(ε_max(以MPa为单位))。使用定制的MATLAB程序(美国

公司)计算杨氏模量(E，以Mpa为单位)和刚度(κ(以N/mm为单位))。

应力(σ)，以MPa为单位：A＝面积，F＝力

应变(ε)，以％为单位：

ΔI＝位移；I_O＝初始长度

杨氏模量(E)，以MPa为单位：

刚度(κ)，以N/mm为单位：

对于未植入的支架材料，在20N和500N之间进行预处理。此外，随后进行蠕变测试直至在500N的恒定负载下达到平衡。如上所述分析数据。另外，确定平衡模量Eeq(以MPa为单位)：

样本

植入三个月后，对每个肌腱进行宏观检查。宏观检查后，将肌腱随机分配到不同的测试组(表3)：

结果

由于两只动物分别在麻醉期间(对照组)和术后期(支架组)发生并发症，因此将它们排除在研究之外。

其余16只动物在手术后恢复良好。在术后第一天，手术区域出现轻微肿胀和发红。在研究的进一步过程中，动物没有表现出运动异常，并且没有宏观可见的炎症迹象，即手术后肢的肿胀、发红或伤口渗液。

支架组：在制备期间，由于支架组的两只动物的支架移位，无法在缺损周围检测到，因此将它们排除在外。尽管手术区域的皮肤没有病理变化，但在支架组的一只动物中，肌腱移植物周围有炎症(即发红)迹象。在四只动物中，支架在术中位置近侧脱位。但皮下组织无粘连。一些植入物发生近侧脱位的可能原因可能是远侧缝合线断裂并且移植肌腱随后收缩。

对照组：在对照组中，手术肌腱与腱周组织和皮下组织显示出多处粘连。而且，与非手术左腿的天然肌腱相比，肌腱更宽并且具有更平坦的外观。

对所有样品均采用根据Stoll等人(2011)的宏观评分系统。由此为每个样品分配0到17之间的分数，尤其评估缝合/移植肌腱的整体外观、与周围组织的粘连形成和炎症程度。

对照组和支架组中肌腱组织的大体形态相似。然而，与天然肌腱组织相比，尤其是在肌腱再生的形状和颜色以及肌腱表面和粘连形成方面，有相当大的差异(图15)。

通过肌腱缝合以及用支架进行肌腱移植可恢复天然肌腱组织的强度。因此，天然肌腱组织的最大力与对照组和支架组的最大力相似(图16)。然而，由于未植入的支架材料的最大力高十倍以上，因此支架对愈合肌腱的强度似乎没有作用。

对于所有样本，刚度在循环预处理期间有所增加，表明具有粘弹性特性(图17)。然而，与天然肌腱相比，支架组和对照组在前五个负载循环中的刚度增加不明显。与天然肌腱组织相比，未植入的支架材料显示出30至40倍的刚度(图17)。这种巨大差异可能影响体内支架的细胞浸润和整合。

相应地，支架材料的杨氏模量也为天然组织的十倍。缝合和支架植入后，肌腱组织显示出约为天然肌腱组织的25％的杨氏模量(图18)。

在表5中，总结了所有组的最大应力和最大应变。

如图19所示，将支架整合到周围的天然肌腱组织中。

偏振光下的未植入支架的一些示例性图像示在图20(未染色支架的纵切片，显示纤维排列)和图21(未染色支架的横切片，显示纤维排列)中示出。

实施例总结

这些实施例展示了一种包含PVA水凝胶涂覆的UHMWPE纤维的支架，其可用作机械强度高的纯合成支架，作为成品产品容易获得。具体地，本发明人研发了PSG-UHMWPE支架，其同时显示出高机械强度、类似的趾部-线性模量、高平衡水含量和增强的oMSC增殖特性。

体内研究结果证明了本发明的支架作为肌腱植入物的可行性。具体地，从体内结果看来，具有植入支架的切断肌腱的强度与未受损的天然肌腱和随后被缝合的切断肌腱的强度相当，这可能表明合适的组织向支架内生长。此外，体内测试报告指出，具有PSG-UHMWPE支架的肌腱中没有纤维组织粘连，而已被缝合的肌腱显示出周围纤维组织与下面的皮下组织层粘连。这种纤维组织粘连是人类肌腱修复中常见的临床问题。

尽管已经参考具体实施例描述了本发明，但本领域技术人员将理解，本发明可以许多其他形式实施。具体地，所描述的各种实施例中的任一者的特征可在任何所描述的其他实施例中以任何组合提供。

Claims (30)

1.一种合成植入式支架，包括：

与组合物接触的多个聚合物纤维，所述组合物包含：

水凝胶形成聚合物，以及

生物相容性陶瓷材料。

2.根据权利要求1所述的支架，其特征在于，所述合成植入式支架包括在50至170MPa范围内的拉伸强度和/或在500至2500MPa范围内的拉伸模量。

3.根据权利要求1或2所述的支架，其特征在于，所述支架的纤维体积分数在约5％至95％之间。

4.根据前述权利要求中任一项所述的支架，其特征在于，所述组合物占所述合成植入式支架的约20重量％至50重量％。

5.根据前述权利要求中任一项所述的支架，其特征在于，所述支架的孔隙度为约20体积％至50体积％。

6.根据前述权利要求中任一项所述的支架，其特征在于，所述多个聚合物纤维包含2至1000个单独的纤维，并且其中所述单独的聚合物纤维的直径在约1至约50微米之间。

7.根据前述权利要求中任一项所述的支架，其特征在于，所述聚合物纤维由超高分子量聚乙烯(UHMWPE)形成。

8.根据前述权利要求中任一项所述的支架，其特征在于，所述多个单独的聚合物纤维是纤维束的形式，所述纤维束的横截面直径在约150至1000微米之间。

9.根据权利要求8所述的支架，还包括多个单独的聚合物纤维束，所述聚合物纤维束的直径在约1至10mm之间。

10.根据前述权利要求中任一项所述的支架，其特征在于，所述多个聚合物纤维中的至少一些围绕其他纤维缠绕或捻合以形成纱线或织带。

11.根据前述权利要求中任一项所述的支架，其特征在于，所述植入式支架是合成韧带的形式，其中所述合成韧带选自由前交叉韧带、内侧副韧带、外侧副韧带、后交叉韧带、环甲韧带、牙周韧带、前骶髂韧带、后骶髂韧带、骶髂韧带、下耻骨韧带、上耻骨韧带、阴茎悬韧带、乳房悬韧带、桡腕掌侧韧带、桡腕背侧韧带、尺侧副韧带和桡侧副韧带组成的组。

12.根据权利要求1至10中任一项所述的支架，其特征在于，所述植入式支架是合成肌腱的形式，其中所述合成肌腱选自由肩袖肌腱、肘肌腱、腕肌腱、腘绳肌腱、髌腱、踝肌腱和足肌腱组成的组。

13.根据前述权利要求中任一项所述的支架，其特征在于，所述水凝胶形成聚合物是聚乙烯醇(PVA)，其中所述PVA的分子量在约80,000至约100,000g/mol之间。

14.根据前述权利要求中任一项所述的支架，其特征在于，所述水凝胶形成聚合物以约5重量％至约25重量％存在于所述组合物中。

15.根据前述权利要求中任一项所述的支架，其特征在于，所述组合物还包含细胞粘附促进剂，其中所述细胞粘附促进剂包含明胶。

16.根据权利要求15所述的支架，其特征在于，所述组合物中所述明胶的浓度在约0.1重量％至约10重量％之间。

17.根据权利要求15至16中任一项所述的支架，其特征在于，所述水凝胶形成聚合物:所述明胶的比率在1:1至50:1(重量％)之间。

18.根据前述权利要求中任一项所述的支架，其特征在于，所述生物相容性陶瓷材料是掺杂有Sr、Mg或Ba的锌黄长石(Ca₂ZnSi₂O₇)，优选地是掺杂锶的Ca₂ZnSi₂O₇。

19.根据权利要求18所述的支架，其特征在于，所述掺杂锶的锌黄长石以分散在所述组合物中的微粒形式存在。

20.根据前述权利要求中任一项所述的支架，其特征在于，所述水凝胶形成聚合物:所述生物相容性陶瓷材料的比率在0.5:1至10:1之间。

21.根据前述权利要求中任一项所述的支架，其特征在于，所述合成植入式支架具有在约20重量％至约80重量％之间的平衡水含量。

22.一种用于制备合成植入式支架的方法，所述方法包括以下步骤：

提供多个聚合物纤维；

提供包含水凝胶形成聚合物和生物相容性陶瓷材料的组合物；并且

使所述多个聚合物纤维与所述组合物接触，从而形成所述合成植入式支架。

23.根据权利要求22所述的方法，还包括提供纤维束形式的2至1000个单独的聚合物纤维这一步骤，其中所述聚合物纤维束包含约150至1000微米之间的横截面直径，任选地还包括将所述多个聚合物纤维中的至少一些围绕其他纤维缠绕或捻合以形成纱线或织带这一步骤。

24.根据权利要求22至23中任一项所述的方法，其特征在于，所述植入式支架是合成韧带的形式或合成肌腱的形式。

25.根据权利要求22至24中任一项所述的方法，其特征在于，所述水凝胶形成聚合物是分子量在约80,000至约100,000g/mol之间的聚乙烯醇。

26.根据权利要求22至25中任一项所述的方法，还包括提供包含浓度在约0.1重量％至约10重量％之间的明胶的细胞粘附促进剂这一步骤。

27.根据权利要求22至26中任一项所述的方法，其特征在于，所述生物相容性陶瓷材料是掺杂有Sr、Mg或Ba的锌黄长石(Ca₂ZnSi₂O₇)，优选地是掺杂锶的Ca₂ZnSi₂O₇。

28.一种通过根据权利要求22至27中任一项所述的方法制备的合成植入式支架。

29.一种部分或全部修复患者肌腱或韧带的方法，包括植入根据权利要求1至21中任一项所述的合成植入式支架。

30.根据权利要求1至21中任一项所述的合成植入式支架在制造用于部分或全部修复患者肌腱或韧带的医用材料中的用途。

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