RU2198686C2 - Полимерный гидрогель акриламидного сополимера терапевтического применения и способ его получения - Google Patents

Полимерный гидрогель акриламидного сополимера терапевтического применения и способ его получения Download PDF

Info

Publication number
RU2198686C2
RU2198686C2 RU98113303/14A RU98113303A RU2198686C2 RU 2198686 C2 RU2198686 C2 RU 2198686C2 RU 98113303/14 A RU98113303/14 A RU 98113303/14A RU 98113303 A RU98113303 A RU 98113303A RU 2198686 C2 RU2198686 C2 RU 2198686C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
tissue
polymer
cells
hydrogel
polymer hydrogel
Prior art date
Application number
RU98113303/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU98113303A (ru
Inventor
Стефан ВОЕРЛИ
Original Assignee
Органогель Канада ЛТЕЕ
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Органогель Канада ЛТЕЕ filed Critical Органогель Канада ЛТЕЕ
Publication of RU98113303A publication Critical patent/RU98113303A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2198686C2 publication Critical patent/RU2198686C2/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/36—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses containing ingredients of undetermined constitution or reaction products thereof, e.g. transplant tissue, natural bone, extracellular matrix
    • A61L27/38—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses containing ingredients of undetermined constitution or reaction products thereof, e.g. transplant tissue, natural bone, extracellular matrix containing added animal cells
    • A61L27/3839—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses containing ingredients of undetermined constitution or reaction products thereof, e.g. transplant tissue, natural bone, extracellular matrix containing added animal cells characterised by the site of application in the body
    • A61L27/3878—Nerve tissue, brain, spinal cord, nerves, dura mater
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14—Macromolecular materials
    • A61L27/26—Mixtures of macromolecular compounds
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/36—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses containing ingredients of undetermined constitution or reaction products thereof, e.g. transplant tissue, natural bone, extracellular matrix
    • A61L27/38—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses containing ingredients of undetermined constitution or reaction products thereof, e.g. transplant tissue, natural bone, extracellular matrix containing added animal cells
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/52—Hydrogels or hydrocolloids
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/04—Macromolecular materials
    • A61L31/041—Mixtures of macromolecular compounds
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L31/145—Hydrogels or hydrocolloids
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61P—SPECIFIC THERAPEUTIC ACTIVITY OF CHEMICAL COMPOUNDS OR MEDICINAL PREPARATIONS
    • A61P1/00—Drugs for disorders of the alimentary tract or the digestive system

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Dispersion Chemistry (AREA)
  • Zoology (AREA)
  • Botany (AREA)
  • Cell Biology (AREA)
  • Orthopedic Medicine & Surgery (AREA)
  • Neurosurgery (AREA)
  • Neurology (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • General Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Pharmacology & Pharmacy (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Addition Polymer Or Copolymer, Post-Treatments, Or Chemical Modifications (AREA)
  • Medicines Containing Antibodies Or Antigens For Use As Internal Diagnostic Agents (AREA)
  • Medicinal Preparation (AREA)
  • Peptides Or Proteins (AREA)
  • Compositions Of Macromolecular Compounds (AREA)

Abstract

Гидрогель представляет собой сополимер N-замещенного метакриламида или акриламида, сшивающего агента и соединения сахара или его производного, пептида, соединяющего ткань, или сопряженного полимера с антителами, причем полимер является гетерогенным, упругодеформирующимся и имеющим равновесное содержание воды, по крайней мере, около 80%. Он может быть использован для регенерации ткани и для восстановления органа, например, в развивающейся и зрелой нервной системе. Гидрогель обладает улучшенной способностью заживления ткани в тканевом образовании, которое достигается благодаря контролю над разрастанием клетки, инфильтрацией клетки и организацией ткани в стабильной полимерной матрице. 2 с. и 16 з.п. ф-лы, 4 ил.

Description

Изобретение относится к полимерному гидрогелю. В частности, настоящее изобретение относится к пористому полимерному гидрогелю, способному быть имплантатом, для терапевтических целей, например, который может быть использован при замене внутренних тканей любой части мягких органов, для заживления раны, для регенерации ткани и для восстановления органа вообще, особенно в развивающейся и взрослой нервной системе или в других подобных областях терапии. Настоящее изобретение относится, в частности, к полимерному гидрогелю, который после имплантации становится пористой матрицей, заполняется биологическими жидкостями и молекулами, образуя так называемый органоидный гидрогель, и постепенно интегрируется в организм благодаря последующему врастанию ткани и кровеносных сосудов. Настоящее изобретение относится также к методу введения клеток живой ткани, клеток предшественников или генетически модифицированных клеток в такой полимерный гидрогель с целью получения биогибридных материалов, которые пригодны для трехмерных клеточных культур, или для перестройки ткани. Также настоящее изобретение относится к методу получения полимерного гидрогеля, соответствующего настоящему изобретению, и к биогибридным материалам, получаемым по вышеупомянутому методу. И, наконец, настоящее изобретение относится к методу лечения поврежденных участков центральной нервной системы, особенно спинного мозга и зрительного нерва или периферических нервов, или других тканей путем имплантации в них полимерного гидрогеля или биогибридных материалов, соответствующих настоящему изобретению.
Предпосылки создания изобретения
Трансплантация органа является в настоящее время единственной альтернативой смягчению результатов повреждений органа и восстановлению или улучшению функции и состояния органов. Однако некоторые недостатки терапевтических методов с органом-трансплантатом состоят в потенциальной передаче болезни от донора к реципиентам, в коротком сроке его хранения, в ограниченных возможностях наличия донорских органов и в возможных иммунологических побочных реакциях.
Таким образом, например, трансплантация спинного мозга ни с клинической, ни с биологической точек зрения невозможна и, следовательно, нет в наличии метода лечения пациентов, страдающих SCI, хотя только в Соединенных Штатах насчитывают 250000 пациентов-хроников, страдающих параличом, число которых возрастает ежегодно на 10000 новых пациентов с SCI.
С другой стороны, имплантация, трансплантация или инъекция клеток в организм с целью замены или восстановления утраченных клеток или части ткани органов не могут успешно закончить формирование новых тканей вследствие отсутствия поддерживающей экстраклеточной матрицы как каркасной ткани, необходимой для расширения и организации в интегрированную структуру при контакте с органом хозяина, кроме того, клетки необходимо помещать в физиологически эквивалентную среду, что облегчает распространение питательных веществ, кислорода, гуморальных и клеточных компонентов с целью поддержания высокой жизнеспособности и потенциального роста после имплантации.
В соответствии с настоящим изобретением пористые гидрогели представляют собой способные к деформации пористые полимерные матрицы, насыщенные внутритканевой жидкостью или водой, и таким образом создающие необходимый тканевый каркас, гидрированную зону, через которую клетки могут прорастать и собираться в суперклеточные тканевые образования в правильной гистологической структуре с целью получения функциональной новой ткани.
Различные экспериментальные стратегии по трансплантации в спинной мозг были описаны в литературе как попытки устранения повреждений спинного мозга (на животных моделях) с применением различных пересадочных материалов, которые могут быть сгруппированы по двум большим категориям имплантатов: (1) биологические ткани и (2) протезные материалы.
В категорию (1) включено применение донорских тканевых трансплантатов, или сингенического аутотрансплантата или гомотрансплантата, аллотрансплантата или ксенотрансплантата, с целью преодоления повреждений спинного мозга, таких как эмбриональная нервная ткань, или как (а) твердый трансплантат (например, Bregman, Dev. Brain Res., 34, 265, 1987; Houle и Reier, J.Comp. Neurol., 269, 535, 1988) или как (b) суспензионные трансплантаты, включающие смешанные клетки нервной ткани (например, Goldberg и Bernstein, J.Neuroscience Res. , 19, 34, 1988; Hoovler и Wrathall, Acta Neuropatol., 81, 303, 1991); шванновские клетки, перекомбинированные с культурой сенсорных нейронов (Kuhlengel et al., J.Comp.Neurol., 293, 74, 1990); недоразвитые астроциты (например, Bernstein и Goldberg, Res. Neurol. Neurosci. , 2, 261, 1991); предшественники клеток нервной ткани (Monteros et al., Dev.Neurosci., 14, 98, 1992) и иммортальные установившиеся клеточные ряды (Zompa et al., Int.J. Dev.Neurosci., 11, 535, 1993); сегмент периферического нерва, включающий культуру не нервных клеток (Wrathall et al., Acta Neuropathol., 57, 59, 1982), или с эмбриональной нервной тканью (Horvat et al., Res.Neurol.Neurosci., 2, 289, 1991). В категории (2) протезные материалы, которые были описаны выше, включают матрицы из чистого коллагена (de la Torre и Goldsmith, Brain Res., Bull. , 35, 418, 1994; Marchand и Woerly, Neurosci. 36, 45, 1990; Gelberg, Brain Res. 511, 80, 1990), содержащие нейроактивные вещества (Goldsmith и de la Torre, Brain Res. , 589, 217, 1992) или содержащие культуру нервных трансплантатов (Bernstein и Goldberg, Brain Res., 377, 403, 1986); обработанные нитроцеллюлозные имплантаты (Schreyer и Jones, Dev. Brain Res., 35, 291, 1987; Houle и Johnson, Neurosci.Lett. 103, 17, 1989); коллагеновые имплантаты (Piano et al., J. Neurocytol., 23, 433, 1991) и полимерные направляющие каналы из поли(акрилонитрил-винил хлорида) (Xu et al., J.Comp.Neurol. , 351,145, 1995), включающие шванновские клетки.
Такие подходы четко сфокусированы на стимулировании аксональной регенерации с применением различных тканевых субстратов как источников новых аксонов или с применением комплексных протезных субстратов для поддержания и направления растущих аксонов и не указывают соответственный клинический выход по восстановлению спинного мозга или мозговой ткани путем регенерации большой части ткани хозяина и по ремоделированию при залечивания раны, например после снятия омертвевшей или рубцовой ткани, следующего за повреждением.
Полимерные гидрогели полимера были описаны как имплантаты в нервной системе (Woerly et al., Biomaterials, 11, 97, 1990; Woerly et al., Biomaterials, 12, 197,1991; Woerly et al., J.Neural Transpl.Plast. 3, 21, 1992; Woerly et al., Cell Transpl., 2,229,1993; Woerly et al., J.Neural Transpl. Plast. , 5, 245, 1995). Эти гидрогели были получены методом свободной радикальной полимеризации в воде с применением персульфата аммония и метабисульфита натрия или персульфата и аскорбиновой кислоты в качестве инициаторов восстановления-окисления с гидроксиэтил-метакрилатом (рНЕМА), глицидил-метакрилатом (pGMA) или N-гидроксипропил-метакриламидом (рНРМА) или с композицией, включающей в себя вышеупомянутые мономеры со сшивающими агентами, которыми могут быть этиленгликоль и тетраэтиленгликоль-диметакрилат или метилен-бис-акриламид. Эти гели являются типично гомогенными и оптически прозрачными с двумодальной пористостью, включающей открытые (полость поры открыта) и закрытые поры, как об этом свидетельствуют данные ртутной порометрии и данные сканирующей электронной микроскопии; характерно, что пористая структура у этих гелей образована параллельными цилиндрическими капиллярами с круглым поперечным сечением, как это показано на фиг. 1, при среднем диаметре поры от 7 до 13 мкм. Фракционная пористость лежит в пределах от 50-85% для рНЕМА гидрогелей, 60-65% для pGMA гидрогелей и 70-94% для рНРМА гидрогелей. По крайней мере, 50% пористого объема гидрогеля занимают поры размером от 1,2 до 4 мкм для рНЕМА, от 6 до 13 мкм для pGMA и от 10 до 14 мкм для рНРМА. Было обнаружено, что их биологическая активность зависела от введения или сополимеризации коллагена в сшитую решетку. Заявитель проводил опыт с имплантацией в головной мозг, который показал, что некоторая степень восстановления ткани может быть достигнута в соответствии с определенной степенью врастании ткани в гомогенный гель матриц. Эта реакция может быть изменена в зависимости от состава мономера и введенных функциональных групп. Однако гомогенные гидрогели часто вызывают образование волоконной капсулы, что приводит к изоляции имплантата от организма. Это объясняется механическими свойствами этих гелей, которые являются не совсем такими, как у живой нервной ткани, а также небольшим фракционным объемом макропор. В спинном мозге эти гомогенные гидрогели не интегрируются в организм и очень быстро изолируются капсулой из соединительной ткани и глиальной рубцовой ткани без проникновения аксонов или компонентов ткани, как это показано на фиг. 2. Кроме того, есть физическая причина, которая ограничивает площадь участка, который может быть генерированным, являющаяся существенным параметром для успешного взаимодействия ткани, генерированной цилиндрическими порами в таких гомогенных гелях. Для определенного объема геля площадь участка достигает предела, который представляет собой максимальный радиус одиночной поры, занимающий весь объем геля. С другой стороны, увеличение площади участка за счет уменьшения размера пор приведет к уменьшению общего свободного объема, который несовместим с врастанием ткани и накоплением биомассы.
Harvey et al., in Brain Res., 671, 119, 1995 описывает полимерную губку из поли(2-гидроксиэтил-метакрилата), которая применена в качестве имплантата головного мозга для регенерации ткани и выращивания аксона. Этот продукт целесообразнее применять с добавкой коллагена в сетку полимера в качестве биосвязующей ткани и после включения шванновских клеток.
В Пат. США 4,902,295 описан способ получения искусственной ткани из клеток ткани поджелудочной железы. Способ включает в себя полимеризацию матричных предшественников, гелевых предшественников и промоторов с жизнеспособными клетками в водной фазе. Все полимерные предшественники, также как и промоторы, представляют собой биологические вещества, обладающие способностью к быстрому разложению в организме и не обладающие длительной стабильностью после имплантации.
Bellamkonda, R; Ranieri, J.P.; Bouche, N.; Aebischer, P. ("Hydrogel-Based Three-dimensional Matrix for Neural Cells", J. Biomed. Mat. Res. 1995, 29, 663-671) описывают технологию иммобилизации клеток нервной ткани в гелях агарозы и экстраклеточных эквивалентных гелях (Matrigel®). Эти материалы являются биологическими и биоразлагаемыми.
Krewson, C. E.; Chung, S.W.; Dai, W.; Saltzman, W.M. ("Cell Aggregation and Neurite Growth in Gels of Extracellular Matrix Molecules", Biotechnol. Bioeng. 1994, 43, 555-562) описывают технику, согласно которой клетки PC 12 находятся во взвешенном состоянии в гелях коллагена в чистом виде или в комбинации с фибронектином или ламинином и в гелях агарозы и коллагена. Эти гели обладают способностью к биоразложению.
Cascone, M.G.; Laus, M.; Ricci, D.; Sbarbati del Guerra, ("Evaluation of Poly(vinyl alcohol) Hydrogels as a Component of Hybrid Artificial Tissues", J. Mat.Sci.Mat.Med. 1995, 6, 71-75) описывают технологию применения гидрогелей поливинилового спирта, физически сшитого, в котором фибробластовые клетки введены с помощью одного цикла замораживание-оттаивание.
Wald, H.L.; Sarakinos, G.; Lyman, M.D.; Mikos, A.G.; Vacanti, J.P.; Langer, R. ("Cell Seeding in Porous transplantation", Biomat., 1993, 14, 270-278) описывают способ введения клеток гепатоцита в разлагаемые губчатые полимеры поли(L-молочной кислоты) методом микроинъекции. Эта технология не позволяет получить неразлагаемую матрицу и не позволяет однородное распределение клеток через полимерную матрицу.
Mikos, A. G.; Bao, Y.; Cima, L.G.; Ingber, D.E., Vacanti, J.P.; Langer, R. ("Preparation of Poly(glycolic acid) Bonded Fiber Structures for Cell Attachment and Transplantation", J.Biomed.Mat.Res., 1993, 27, 183-189) описывают способ образования сеток поли(гликолевой кислоты) со связанными волокнами с целью получения культуры гепатоцитов. Этот полимер является биоразлагаемым, а способ введения клеток в матрицу не походит на захват.
Puerlacher, W.C.; Mooney, D.; Langer, R.; Upton, J.; Vacanti, J.P.; Vacanti, C. A. ("Design of Nasoseptal Cartrilage Replacements Synthetized from Biodegradable Polymers and Chondrocytes", Biomat. 1994, 15, 774-778) и Freed, L. E. ; Marquis, J.C.; Nohria, A. Emmanual; Mikos, A.G.; Langer, R. ("Neocartilage Formation In Vitro and In Vivo Using Cells Cultured on Synthetic Biodegradable Polymers", J.Biomed.Mat. Res. 1993, 27, 11-23). В этих ссылках дано описание способа введения клеток хондроцитов в полигликолиевые (PGA) матрицы, или матрицы из полимолочной кислоты (PLLA), или матрицы из PGA-PLLA под действием капилляров. Этот способ позволяет получать биоразлагаемые полимерные материалы, поскольку клетки неравномерно распределены в полимере и не дают возможности контролировать плотность клетки.
Cao, Y. ; Vacanti, J.P.; Ма, X.; Paige, К.Т.; Upton, J.; Chowanski, Z.; Schloo, В. ; Langer, R. ; Vacanti, С.A. ("Generation of Neo-Tendon Using Synthetic Polymers Seeded with Tenocytes", Transpl.Proc. 1994, 26, 3390-3391) описывают способ посева теноцитных клеток в вогнутом нетканом сите из полигликолевой кислоты.
Mooney, D.J.; Park, S.; Kaufman, P.M.; Sano, K.; McNamara. К.; Vacanti, J. P.; Langer, R. ("Biodegradable Sponge for Hepatocyte Transplantation", J. Biomed. Mat. Res. , 1995, 29, 959-965) и Takeda, Т.; Kim, Т.Н.; Lee, S.K.; Langer, R. ; Vacanti, J. O. ("Hepatocyle Transplantation in Biodegradable Polymer Scaffolds Using the Baltimatian Dog model of Hyperuricosuria", Transpl. Proc. , 1995, 27, 635-636) описывают способ абсорбции гепатоцитных клеток в войлочных листах из полигликолиевой кислоты или в губчатых полимерах, полученных из полимолочной кислоты и поливинилового спирта и из полимолочной кислоты гликолевой кислоты с помощью адсорбции и капиллярного воздействия. Этот способ дает биоразлагаемые полимерные материалы, поскольку клетки неравномерно распределены в полимере и не позволяют контролировать плотность клетки.
Woerly, S.; Plant, G.W.; Harvey, A.R. ("Cultured Rat Neuronal and Glial Cells Entrapped within Hydrogel Polymer Matrices: A Potential Tool for Neural Tissue Replacement", Neurosci.Lett., 1996, 205, 197-201) описывают процесс захвата клеток нервной ткани в гомогенных прозрачных полимерных гелях из поли[N-(2-гидроксипропил)-метакриламида], который может содержать коллаген в качестве связующего субстрата. Этот процесс предполагает добавление клеточной суспензии в полимерную смесь и полимеризацию смеси клетка-полимер при комнатной температуре или в инкубаторе, с поддержанием температуры 37oС. Получаемый при этом гель оптически прозрачен и клетки беспорядочно рассеяны в сшитом геле. Иммуноцито-химические испытания показали, что жизнеспособность клетки через 6 суток in vitro заключена в пределах от 0 до 6%.
Описание изобретения
Цель настоящего изобретения состоит в устранении недостатков, упомянутых в вышеприведенных работах, путем применения небиологического протезного средства, такого как неразлагаемый полимерный гидрогель, который действует как заполняющий пространство материал и как каркас, что стимулирует регенерацию ткани, морфогенезис и ремоделирование в интегрированной структуре в органе.
Также предмет настоящего изобретения состоит в улучшении заживления ткани в тканевом образовании, которое может быть достигнуто благодаря контролю над разрастанием клетки, инфильтрацией клетки и организацией ткани в стабильной полимерной матрице.
Предмет настоящего изобретения состоит также в регенерации ткани с помощью полимерных матриц, которые могут быть весьма полезными, клинически важными и экономически эффективными для людей, страдающих поражением спинного мозга (SCI), поражением головного мозга или дефектом спинного мозга в растущем организме (spina bifida).
Кроме того, предмет настоящего изобретения состоит в получении полимерных матриц для регенерации зрительного нерва и периферических нервов.
Также предмет настоящего изобретения состоит в получении неразлагающейся синтетической матрицы из полимерного гидрогеля с анизотропной пористой структурой, с активной площадью области и хорошей адгезионной способностью и совместимостью с тканью, которая предназначена для имплантации в структуру мягкой ткани, и особенно в нервную систему, и которая постепенно становится частью органа.
Также предмет настоящего изобретения состоит в получении синтетических полимерных матриц для применения в области терапии с контролируемой пористой структурой и содержащей поверхностно-активные вещества.
Основной предмет настоящего изобретения состоит в получении полимерной матрицы, выполненной из нового водорастворимого полимерного гидрогеля, который применяют в набухшем состоянии в качестве протезных средств для регенерации ткани при лечении мягкого органа.
Также предмет настоящего изобретения состоит в методе получения гидрогельного продукта в форме, имеющей конфигурацию готового протезного средства.
Еще один предмет настоящего изобретения состоит в устранении одного или нескольких недостатков, указанных в вышеупомянутых работах, с целью создания полимерного нейропротеза, который можно имплантировать в головной мозг или в спинной мозг, используя стандартные хирургические процедуры.
Также предмет настоящего изобретения состоит в создании метода, согласно которому клетки или генетически модифицированные клетки могут быть введены в сетку полимера.
Предмет настоящего изобретения состоит в создании полимерной смеси, которую можно смешивать с живыми клетками, комбинируя при этом физические свойства полимерной матрицы с учетом поведения типового гидрогеля (пористость, стабильность, направляющие поверхности, проницаемость) и с учетом биологических факторов клеток (например, фактор роста).
Предмет настоящего изобретения состоит в создании биогибридных средств, которые могут быть использованы при замене части ткани в мягких органах.
Также предмет настоящего изобретения состоит в создании трехмерной системы культуры, которая может быть использована при получении культуры различных клеток in vitro на продолжительный период времени.
Следующий предмет настоящего изобретения состоит в создании поддерживающих матриц для присоединения биологически активных молекул к ткани или органам.
Далее предмет настоящего изобретения состоит в создании пористых гидрогелей, которые представляют собой деформирующиеся пористые полимерные матрицы, насыщенные внутритканевой жидкостью или водой, при этом образующие необходимый тканевый каркас и гидратное пространство, через которое клетки могут разрастаться и собираться в суперклеточные образования в правильной гистологической структуре с образованием функциональной ткани.
Предмет настоящего изобретения состоит в создании компонента для систем контроля выпускаемых лекарственных препаратов и макромолекул, и, особенно, противовоспалительных веществ как индометацин, стимуляторы цитокинов, таких как бактериальные липополисахариды, стероиды, такие как метил преднизолон, и нейроактивных факторов, таких как фибробластовые факторы роста.
Также предметом настоящего изобретения является создание материала, который обладает строгой биосоединяющей способностью и гемостатическими свойствами, необходимыми для размещения внутренней мягкой ткани, для быстрого присоединения и в то же время для гемостазиса.
Основной предмет настоящего изобретения состоит в создании полимерной матрицы, которая имеет механическую и химическую стабильность, позволяющие выдерживать длительное время имплантации в организме, без разложения, в противном случае возможно повреждение новой тканевой сетки, которая проросла в матрице вместо части органа.
Также предмет настоящего изобретения состоит в создании матрицы с механической податливостью, которая позволяет человеку резать, кроить и работать с полимерной матрицей, без изменения внутренней структуры и механических свойств матрицы.
Предметом настоящего изобретения является создание набухающего материала с высокой набухающей способностью в водной среде, который может адсорбировать значительные количества, представляющие интерес с биологической точки зрения, для достижения цели, поставленной в настоящем изобретении, а именно как адгезия молекул, таких как САМ и L1 молекулы, или проводящие молекулы, такие как семафорины или нетрины, растворенные в подходящем растворе, так что упомянутые молекулы впоследствии адсорбируются на поверхности сетки полимерной матрицы.
Согласно настоящему изобретению получены новые гидрофильные полимерные гидрогели, которые способны образовывать пористые, мягкие с высокой абсорбирующей способностью полимерные матрицы, которые обладают эластической деформирующей способностью и имеют равновесное содержание воды, равное, по крайней мере, 80%, предпочтительно, по крайней мере, 96%.
Согласно настоящему изобретению получены также полимерные смеси, которые можно смешивать с живыми клетками.
Настоящее изобретение относится к полимерному гидрогелю полимера для терапевтических областей применения, который представляет собой сополимер (а) N-замещенного метакриламида или акриламида, (b) сшивающего агента и (с) материала со способностью полимеризоваться, выбранного из группы, включающей в себя сахар, производные сахара, пептид, соединяющего ткань, тканевые протеины с дифференцированными молекулами, такие как костно-морфогенетические протеины, и сопряженный полимер с антителами против производных липида, который обладает эластической деформационной способностью и который имеет равновесное содержание воды, равное, по крайней мере, 80%, предпочтительно, по крайней мере, 96%.
Предпочтительно, чтобы N-замещенный метакриламид или акриламид (а) был выбран из группы, включающей в себя N-моноалкил и N,N-диалкил метакриламиды и акриламиды, сшивающий агент, (b) включал акриламид или прекурсоры из него и чтобы полимеризующийся материал (с) представлял собой сахар, выбранный из группы, включающей в себя глюкозамин, N-ацетил глюкозамин и N-ацетил производное нейраминиковой кислоты и их полимерные формы, такие как полисиаликовая кислота.
Настоящее изобретение относится также к методу получения полимерного гидрогеля для терапевтических целей, который включает в себя (а) растворение сшивающего агента в порообразующем растворителе с инициатором радикальной полимеризации с целью образования раствора, (b) добавление N-замещенного метакриламида или акриламида к раствору, полученному в п. (а) с целью образования смеси, и (с) добавление раствора сахара, производного сахара, пептида, соединяющего ткань, морфогенетических протеинов или производных биоактивных пептидов или сопряженного полимера с антителами против производных липида к смеси, полученной в п.(b).
Согласно предпочтительному варианту реализации настоящего изобретения метод включает в себя растворение азо-бис-изо-бутиронитрила и метилена бис-акриламида в растворителе с целью образования раствора, смешение раствора с N-2-(гидроксипропил)-метакриламидом, добавление к нему глюкозамина или N-ацетилглюкозамина или N-ацетилнеураминовой кислоты и вывод из него остаточных продуктов с низкой молекулярной массой и следов инициатора.
В соответствии с другим вариантом реализации настоящего изобретения метод также включает введение клеток живой ткани или генетически модифицированных клеток к продукту, полученному в п.(с) и проведение полимеризации этих клеток вместе с упомянутым продуктом.
В соответствии еще с одним вариантом реализации настоящего изобретения полимерный гидрогель, соответствующий настоящему изобретению, содержит клетки или генетически модифицированные клетки, полимеризованные вместе с ним.
Согласно еще одному варианту реализации настоящего изобретения данное изобретение относится к методу лечения поврежденных тканей головного мозга или повреждений спинного мозга, который состоит в снятии поврежденных тканей головного мозга или спинного мозга у человека или у животного и замене поврежденных тканей головного мозга или спинного мозга полимерным гидрогелем, предложенным в настоящем изобретении.
Согласно настоящему изобретению гидрогель представляет собой сшитый ковалентными связями, непрозрачный, гетерогенный материал, который предпочтительно обладает светлофазной разделенной структурой, образованной частицами полимера размером, примерно, от 1 до 10 мкм, предпочтительно от 3 до 5 мкм, так, чтобы обеспечить образование области с относительно крупной пористостью (макропоры), где гидрогель стремится вступить в контакт с тканью хозяина, и с относительно мелкой пористостью (мезопоры), где он стремится вступить в контакт с врастающей тканью.
В результате этого образуется предпочтительная губкоподобная структура с макропорами; фракционная пористость составляет, например, по крайней мере, от 80 до 90% (объем введенной ртути к общему объему геля); удельная площадь области заключена, предпочтительно, в пределах сотен квадратных метров/грамм геля; средний диаметр поры (объем) составляет, например, от 15 до 35 мкм; свободный объем пор равен или превышает 10 мкм, что составляет 90-95% фракционной пористости гидрогеля; гиперпористость (фракционная пористость геля составляет, по крайней мере, 50% от объема геля) составляет 20-30 мкм, хотя наибольшая фракция от общего объема пор геля составляет 10-50 мкм.
На макроструктуру и пористость гидрогеля можно воздействовать путем регулирования размера частиц и пористой структуры, которая зависит от состава и свойств применяемого порообразующего растворителя, фракционного объема полимера, от взаимодействия полимер-растворитель, температуры полимеризации и свойств применяемого сшивающего мономера. Успешное накопление биомассы и взаимодействие клетки являются результатом такого оптимального соотношения площадь/объем, как об этом свидетельствуют данные ртутной порометрии и что является следствием микро- и мезопористости частиц полимера.
Привлекательность материала в конечном итоге обусловлена его открытой природой и взаимосвязанностью, необходимой для накопления клеточной биомассы и для клеточного/молекулярного взаимодействия с живой тканью. Сканирующая электронная микроскопия, как это показано на фиг. 3, позволяет видеть эти гетерогенные гели, имеющие вид, характерный для коллоидального типа трехмерной структуры с некруглыми порами и стенкой пористой системы, которая образована смежными сторонами полимерных образований, как это показано на чертежах. Активная поверхность участка зависит от пористости и от поверхности частицы. В отличие от гомогенных гелей большое преимущество таких гетерогенных гелей состоит в том, что площадь области, образуемой частицами, фактически безгранична, поскольку размер образований (1) уменьшается так, что площадь области обратно пропорциональна 1. Также в сравнении с гомогенными гидрогелями гетерогенные гидрогели, предлагаемые в настоящем изобретении, имеют значительно больший объем пор, и поэтому они более эффективны для клеточной инфильтрации и накопления биомассы. К тому же в сравнении с гомогенными гидрогелями гидрогели согласно настоящему изобретению имеют подобные механические свойства, похожие на свойства взрослой или развивающейся нервной ткани.
Эти гидрогелевые матрицы имеют правильные, специфические для ткани, образования, поскольку клеточное взаимодействие проявляется в организованной тканевой сетке через гелевые структуры, так называемые органоидные гидрогели.
Полимерные матрицы могут быть образованы одновременным осаждением или осадительной полимеризацией и сшивающей сополимеризацией необходимого количества каждого из следующих компонентов: (i) N-замещенные метакриламиды, такие как N-моноалкилметакриламиды, или N-замещенные акриламиды, такие как N-моноалкилакриламиды или N,N-дизамещенные акриламиды, такие как N,N-диалкилакриламиды; (ii) замещенный сшивающий агент, такой как акриламид или его предшественники, или соединения дивинила и им подобные; (iii) свободный инициатор радикальной полимеризации, такой как азо-бис-изобутиронитрил, различные пероксиды, аскорбиновая кислота, пероксисульфаты, замещенные азосоединения и им подобные вещества, хорошо известные специалистам, в количествах от 0,01 до 2% по массе с учетом сополимера или терполимера; (iv) соединения сахара, такие как глюкозамин или N-ацетилглюкозамин, или N-ацетилгалактозамин, или N-ацетил-неураминовая кислота, или полисиаловая кислота или другие производные сахара или олигопептиды, соединяющие ткани, содержащие последовательности, такие как Arg-Gly-Asp, Ile-Lys-Val-Ala-Val, Ala His-Ala-Val-Ser-Glu, Tyr-Ile-Gly-Ser-Arg, ткань дифференцирующие молекулы-производные олигопептидов (например, костные морфогенетические протеины) или сопряженный полимер с антителами против миелина и аксон-ассоциированные липиды и их производные в растворителе, предпочтительно в ацетон/диметил-сульфоксиде, ацетоне или ацетон/этаноле.
Алкильные группы имеют, предпочтительно, два атома углерода, например C1 и С2 радикалы гидроксиалкила и амино-алкила. Термин "N-замещенный", используемый в данной работе, содержит C1-8-заместители, которые могут содержать ОН, аминогруппу или их комбинацию.
Реакцию обычно проводят при температуре от 40 до 60oС в емкостях для полимеризации, представляющих собой запаянные ампулы, в течение примерно 12 часов.
Краткое описание чертежей
Фиг. 1 представляет собой вид под микроскопом гомогенного геля;
фиг. 2 представляет собой вид под микроскопом гомогенного геля, имплантированного в спинной мозг;
фиг. 3 представляет собой вид под микроскопом гетерогенного геля НРМА;
фиг. 4 представляет собой вид под микроскопом геля с фиг. 3, имплантированного в нервную ткань.
Способы реализации изобретения
Настоящее изобретение проиллюстрировано следующими примерами.
ПРИМЕР 1. AIBN (азо-бис-изобутиронитрил) (1,2 мас.%) и метилен-бис-акриламид (1% моль. ) растворены в сухом ацетоне. Раствор смешан с N-2-(гидроксипропил)метакриламидом в объемном соотношении 30% НРМА со смесью ацетон/диметилсульфоксид (93: 7 по объему). N-метакрилоил-глюкозамин (5% по массе) или 1-метил-2-метакрилоиламидоэтил-2-ацетамидо-2-деоксди-β-D-глюкозид (6,5% по массе) или 2-(1-метил-2-метакрилоиламидоэтил)-5-ацетамидо-3,5-дидеокси-D-глицеро-α-D-галакто-2-нонулопираносидоновая кислота (5,2% по массе) или метакрилоил-глицил-глицил-аргинилглицил-аспаратовая кислота (1,4% по массе) растворен в диметилсульфоксиде и добавлен в полимеризационную смесь. Смесь тщательно гомогенизируют, набирают в шприц и вводят в ампулы. Затем реакционную смесь продувают азотом и запаивают ампулы в пламени. В целях предотвращения испарения растворителя смесь сначала замораживают в смеси сухого льда с этанолом - до того, как запаивать ампулы в пламени. После этого запаянные ампулы погружают в водяную баню с температурой 50oС на 24 часа.
Согласно настоящему изобретению, предпочтительно, чтобы остаточные продукты с низкой молекулярной массой, такие как не вступившие в реакцию мономеры, олигомеры, которые не были включены в сетку, и следы инициатора были удалены из гидрогельного продукта перед его применением. Это может быть сделано путем погружения ксерогелей в этанол на 20 часов, затем в смесь этанол/вода (1: 1 по объему) на 20 часов и в дистиллированную воду на одну неделю, часто меняя воду, до тех пор, пока не будет достигнуто равновесное набухание, а степень экстракции станет низкой, предпочтительно нулевой. Другим важным аспектом настоящего изобретения является предупреждение загрязнения. Получение полимерного геля происходит, предпочтительно, в биозащищенной камере с потоком профильтрованного воздуха. Стадии промывки, предпочтительно, осуществляют с применением стерильных материалов, и гели хранят в стерильной дистиллированной воде при 4oС.
В целях получения гибридного средства, которое содержит и полимерное средство, и донорские клетки ткани, клетки прививают в пористой структуре полимерного гидрогеля посредством микропунктур полимерной сетки с применением шприца Гамильтона, содержащего упомянутую клеточную суспензию. Введение клеток в упомянутый полимерный гидрогель можно осуществлять in vitro или in vivo в соответствии с адекватным временем после имплантации гидрогеля в пораженную область органа. Клетки могут быть выделенными из головного мозга человека или мускульной ткани или аутопсическим материалом.
ПРИМЕР 2. Прививка клетки в гидрогеле РНРМА in vitro
Нервные клетки были выделены в DMEM из мозга головных полушарий эмбриона крысы без мозговой оболочки и без кровеносных сосудов и мелко измельчены на маленькие тканевые фрагменты. Фрагменты ткани были механически разъединены при помощи пипетки Пастера в центрифуге в трубке, содержащей DMEM. Всплывшее вещество было уловлено, а осевшие кусочки ткани были разъединены друг от друга при помощи пипетки Пастера, которая была отполирована на огне с целью сужения острого конца. После нескольких циклов повторения операции суспендирования/диссоциации клеток все уловленное выплывшее вещество было отцентрифугировано, и концентрация клеток составила 106 клеток на 100 мкл среды. Фракцию хранили на льду до момента ее применения для захвата ее клеткой. С целью эффективного и правильного проникновения клеток в полимерный гидрогель клетки набирали в шприц Гамильтона, соединенный с механизмом микроманипулятора, и вводили их при минимальном повреждающем давлении при заданной концентрации в набухшие гидрогели РНРМА под бинокулярным микроскопом в асептических условиях. Гидрогели, содержащие клетки, хранили в минимальном объеме культивированной среды и держали в инкубационных условиях при температуре 37oС и 5% СО2 в увлажненной атмосфере. Как только клетки достигали определенной степени роста, гибридное средство можно было трансплантировать в головной мозг с целью облегчить реконструирование и заживление ткани.
Полимерную смесь можно смешивать с живыми клетками, комбинируя при этом физические характеристики полимерной матрицы с поведением типового гидрогеля (пористость, стабильность, направляющие поверхности, проницающая способность) и биологическими факторами клетки (например, факторы роста).
Введение клеток в полимерную матрицу осуществляют методом гелевого улавливания при температуре ниже нуля, то есть методом криогенной полимеризации, в процессе которой получают пористую матрицу, с помощью которой иммобилизуются клетки и с помощью которой клетки могут быть реорганизованы, могут расти и/или дифференцироваться для последующей трансплантации. Растворитель должен быть изотоническим раствором или тканевой культурой такого типа, который часто применяют в клеточных или тканевых культурах в комбинации с подходящим криозащитным веществом (глицерин/диметилсульфоксид, или глицерин, или DMSO, или поливинилпирролидон, или гидроксиэтиловый крахмал, карбоксиметилцеллюлоза). Это процесс позволяет контролировать конечные плотности клеток от нескольких клеток до плотностей, приближающихся к клеточной плотности ткани, примерно 109-1010 клеток/см3. Также этот процесс позволяет изменять и контролировать пористость матрицы путем изменения скорости охлаждения и температуры полимеризации смеси, содержащей клетки (жидкий азот или охлажденный изопентан). В результате этого процесса получают макропористую губчатую структуру, характерную для криогеля с порами, размер которых позволяет диффузию питательных веществ и макромолекул (например, факторы роста) к клеткам и от клеток, с объемом поры, необходимым для накопления активной биомассы, расширения (деления клетки) и организации (контакт клетки с клеткой) во время развития ткани и вызревания.
ПРИМЕР 3. Захват астроцитов гелем путем криополимеризации НРМА
Астроциты были получены инкубацией коры головного мозга новорожденных двухдневных крыс в растворе, содержащем 0,1% трипсин-EEDTA, 0,001% DNAse в буфере Hepes DMEM в течение 30 мин, при 37oС с механической диссоциацией. Клетки были помещены в пластмассовые колбы при концентрации 106 клеток/10 мл, выдержаны при температуре 37oC в DMEM, содержащем 10% Сыворотки Эмбриона Быка (iFetal Bovin Serum). Через 7 дней in vitro астроциты были собраны и суспендированы в соляном сбалансированном растворе Hank's (HBSS, рН 7,4), содержащем 20% глицерина, при концентрации 106 на 100 мкл и хранили их при температуре 6oС. Процесс введения осуществляли в шкафу с ламинарным потоком, с применением стерильных материалов.
Раствор для преполимеризации состоял из 0,69 г N-(2-гидроксипропил)метакриламида и 0,010 г метилен-бис-акриламида, растворенного в 2,3 мл HBSS, содержащего 20% глицерина, а в качестве инициаторов персульфат аммония (100 мг/мл HBSS; 4,3•10-5) с N,N,N',N'-тетраметилендиамином, разбавленным HBSS (1: 1 по объему HBSS; 3,3•10-5 M)•рН было доведено до 0,7 с помощью и НС1 0,1N, а преполимеризационный раствор был продут азотом и предварительно охлажден до температуры 4oС перед его применением. Клетки были суспендированы в преполимеризационной смеси с высокой плотностью при плотности 106 клеток/мл и смесь была тщательно перемешана и введена с помощью шприца Гамильтона между двумя предварительно охлажденными стеклянными пластинами, находящимися одна от другой на расстоянии 0,75 мм, с прокладкой из силиконового каучука, для конечного объема, равного 3 мл. Форма была охлаждена до температуры ниже -170oС погружением, примерно через 1 мин, в жидкий азот; в жидком азоте ее выдерживали в течение 3 мин перед ее перемещением в водяную баню, охлажденную до температуры -15oС. Реакция полимеризации проходила в течение 5 часов в охлажденной водяной бане, после чего формы оттаивали в 37oС ледяной бане. После ледяной дезинтеграции гели вынимали из формы, промывали с помощью HBSS с целью удаления криогенозащитного вещества и продуктов, не вступивших в реакцию, и вставляли для придания формы круглые диски с диаметром 0,8 мм. Гелевые диски помещали для инкубации при 37oС и содержанием CO2 5% в увлажненной атмосфере DMEM с дополнением 10% FBS и 1% антибиотиков (стрептомицин-пенициллин).
Такой подход к получению полимерного гидрогельного гибрида тканей имеет два основных преимущества по сравнению с процессом, описанным в 1996 году Woerly с соавторами: предупреждение мембранного повреждения клетки при полимеризации при низкой температуре и образование кристаллического льда вокруг клеток, которые являются следствием возросшей пористости, и фиксированная структура поры (гетерогенный гидрогель). В результате этого клетки улавливаются полимерной матрицей с поддерживающей конфигурацией для организации с большой внутренней поверхностью области с достаточным объемом пространства для расширения клетки и с повышенной проницаемостью. Кроме того, клеточную полимерную смесь можно держать и хранить в замороженном виде для последующей полимеризации, как это было описано выше.
На любой стадии развития клетки получаемая в результате гибридная матрица состоит из твердой фазы, включающей в себя пористую матрицу, клетки и клеточную экстраклеточную матрицу и жидкую фазу, которая соответствует клеточной культивируемой среде и экстраклеточным жидкостям.
Как это может быть оценено специалистом, предлагаемый процесс отличается от так называемого процесса "клеточной инкапсуляции", в которой применены методы микро- или макроинкапсуляции и согласно которым клетки просто окружены полимерной мембраной, имеющей сферическую форму разного диаметра.
В настоящей работе под клеткой (клетками) следует понимать фрагменты ткани, группы клеток, простые клетки из эмбриона, новорожденного или взрослого происхождения, генетически модифицированные клетки, первичные или иммортализованные клетки, ряды иммортализованных клеток или из существующих рядов опухолевых клеток или из иммортализованных предшественников рядов клеток, родовых или клеток прародителей, рядов клеток селекционного предшественника с фактором роста любой ткани и любого органа. Процесс и продукт, предлагаемые в настоящем изобретении, подходят для приготовления большой разновидности искусственных тканей или органов для трансплантации или трехмерных систем культур.
В заключение напомним, например, что клеточная суспензия в сбалансированном растворе Hank (стерильный HBSS, рН 7,4), содержащая 10-20% глицерина в качестве криозащитного вещества, получена в инкубаторе в течение 10 мин при температуре 4oС. Преполимеризационный раствор, включающий полимеризующуюся композицию, как описано в примере 1, растворен в HBSS, содержащем от 10 до 20% глицерина. Раствор профильтрован через пористый стеклянный фильтр, деаэрирован в вакууме и предварительно охлажден во льду. Радикальная полимеризация инициирована персульфатом аскорбиновой кислоты или персульфатом тетраметилендиамина, растворенного в HBSS. Значение рН раствора отрегулировано до нейтрального с помощью НСl 1N. Клетки суспендированы в полимеризационном растворе с переменной плотностью, предпочтительно равной 106 клеток/мл полимеризационной смеси. Смесь тщательно перемешана, набрана шприцом и введена впрыском в ампулы или в форму, образованную двумя стеклянными пластинами, разделенными прокладкой из силиконового каучука разных размеров, или в ампулы. Форму или ампулы быстро замораживают путем погружения в жидкий азот и направляют в водяную баню, охлажденную до температуры от -10 до -30oС. Реакция криополимеризации проходит в течение, по крайней мере, 5 часов, предпочтительно 12 часов. После полимеризации формы или ампулы оттаивают в водяной бане с температурой 37oС и затем гели вынимают, промывают с помощью HBSS, сортируют по определенным формам. Гели поступают в инкубатор с содержанием CO2 5% с предпочтительной средой культуры, содержащей антибиотики и антифунгицидные препараты. Процесс проходит в шкафу с потоком и с применением стерильных инструментов.
Иcпытание 1
Согласно настоящему изобретению биологическая толерантность полимерных гидрогелей была изучена методом имплантации в поврежденные поперечным надрезом спинной мозг и головной мозг крыс. Образцы для испытания были взяты через 1-10 недель после имплантации. Биологическая толерантность была отличной. На макроскопическом уровне гели интегрируются в ткань организма, показывая хорошую стабильность, и в некоторых случаях орган в организме оказывается нетронутым. Изучение под микроскопом показало, что эта композиция полимерного гидрогеля способствует реструктуризации ткани и аксональной регенерации в месте имплантации в полушарие головного мозга и поперечно надрезанный спинной мозг крысы, таким образом достигая 100% целостности восстановления ткани (фиг. 4). Полученные данные можно описать следующим образом: (i) интеграция гидрогеля и восстановление целостности органа; гидрогель сохраняет объем повреждения постоянным так, что новая ткань может развиваться и заменять повреждение путем адгезии ее пористой поверхности к ране; (ii) равномерный контакт со всей имеющейся поверхностью полимера; (iii) минимальное рубцевание и отсутствие пузырьковой пустоты в прилегающей ткани организма; (iv) врастание тканевой сетки основной нервной ткани в полимерную сетку, усиливающее соединение имплантата с организмом; (v) врастание клеток гетерогенного происхождения; (vi) врастание капилляров; (vii) отложение экстраклеточных матричных молекул (коллаген, фибронектин и ламинин) на поверхности полимерной сетки, как об этом свидетельствует иммуногистохимия, и (viii) аксональное прорастание через биоимплантат. Изучение эксплантированных гидрогелей с помощью инфракрасной спектроскопии показывает, что инфракрасный спектр природного гидрогеля (неимплантированного) был замещен инфракрасным спектром, характерным для композиций липида и протеина, подобных прилегающей ткани спинного мозга, что подтверждает то, что элементы ткани спинного мозга интегрированы в пористую сетку гидрогеля.
Испытание 2
Процесс криополимеризации позволил формировать гетерогенные гели с фиксированной макропористой структурой, в которой иммобилизованы клетки. Исследования с применением метода меченой клетки, такого как меченая клетка или иммуноцитохимия, показали, что клетки равномерно распределены через полимерную сетку и на разных уровнях в гелях или как отдельные изолированные клетки, или как маленькие пучки из нескольких клеток. Клетки, которые выживали, были положительно иммуностойкими после трехнедельной инкубации с антигенными профилями развивающихся клеток нервной ткани. Следовательно, астроциты, выделенные из головного мозга новорожденных крыс, могут быть захваченными гидрофильными гидрогелями при реакции криополимеризации с высокими уровнями удерживания, и захваченные клетки могут выживать и нормально дифференцироваться, как это бывает в условиях однослойной культуры: через 10 суток in vitro жизнеспособность захваченных клеток равна 90% с применением методов меченой клетки. Кроме того, клетки являются функциональными, поскольку они синтезируют ламинин и фиброцетин в полимерной матрице так же, как они это делают в однослойных культурах.
Полимерный гидрогель может быть применен, главным образом, как расширительная ткань и шаблон для образующейся ткани с целью замены дефектной ткани или недостающей ткани мягких органов в организме, являющихся результатом или травмы, или хирургического вмешательства, или врожденного порока, стимулируя образование новой ткани, функционально интегрированной в орган. Также он может быть применен для инженерного залечивания раны, ремоделирования ткани, регенерации ткани, для развития ткани мягких органов, таких как печень, поджелудочная железа, кожа, мускульная ткань. Также он может быть применен в комбинации с другими материалами для регенерации и лечения костей.
Другое использование полимерного гидрогеля состоит в разработке процедур для создания терапии для человека со специфическими невралгическими расстройствами, а упомянутый полимерный гидрогель можно применять двумя различными способами в соответствии с типом расстройства и степенью функционального дефекта. Предпочтительно, его можно использовать как шаблон при регенерации ткани или как клетку-носитель после введения клетки трансплантата. Согласно настоящему изобретению полимерный гидрогель можно, например, применять для лечения повреждения или врожденного дефекта в специфических областях головного мозга и спинного мозга на стадии роста или на зрелой стадии (например, повреждение спинного мозга). Характерно, что процедура состоит в удалении поврежденной ткани, или рубцовой ткани, или любой плохо функционирующей части нервной ткани и в замене мозговой ткани или ткани спинного мозга вышеописанным полимерным гидрогелем. Согласно настоящему изобретению полимерный гидрогель можно также применять для переустройства нейронных систем, которые ассоциированы с аксональными проходами в центральной нервной системе на стадии развития или на зрелой стадии. Например, контуры септогиппокампала, которые вовлечены в функцию запоминания, ослабевающую при болезни Альцгеймера, или нигростриатальные системы, которые связаны с болезнью Паркинсона или частично со стриатумом при болезни Хантингтона, или при гормонально-репродуктивных дисфункциях, связанных с гипофизогипоталамо анатомической системой. Это осуществляют путем хирургического удаления дефектной части ткани головного мозга и имплантированием геля, являющегося предметом настоящего изобретения, предпочтительно с прививаемой нервной клеткой в целях стимуляции образования новых функциональных аксональных систем. Таким же путем неправильные образования как результат неправильной функции областей спинного мозга (например, spina bifida) можно лечить, удаляя неправильно образовавшуюся часть органа и заменяя дефектную часть нейрогелем, соответствующим настоящему изобретению, предпочтительно с трансплантируемой нейронной клеткой. Следующее возможное применение гидрогеля согласно настоящему изобретению состоит в лечении зрительного нерва и периферических нервов путем стимулирования, таким же образом, прорастания аксонов через полимерный гидрогель в соответствии с настоящим изобретением.
Очевидно, что настоящее изобретение не ограничено вышеописанными предпочтительными вариантами реализации настоящего изобретения и что возможны его модификации, при условии, что они будут в духе настоящего изобретения и не будут выходить за его рамки.

Claims (18)

1. Полимерный гидрогель для терапевтического применения, отличающийся тем, что гидрогель представляет собой сополимер (а) N-замещенного метакриламида или акриламида, (b) сшивающего агента и (с) материала, имеющего способность к сополимеризации, выбранного из группы, состоящей из соединения сахара, производного сахара, пептида, соединяющего ткань, и полимера, сопряженного с антителами против производных липида; причем полимерный гидрогель является гетерогенным, эластически деформируемым и имеет равновесное содержание воды, по крайней мере, порядка 80%.
2. Полимерный гидрогель по п.1, отличающийся тем, что (a) N-замещенный метакриламид или акриламид выбран из группы, включающей N-моноалкил и N-диалкил метакриламиды и акриламиды, (b) сшивающий агент, содержащий акриламид или его предшественники и (с) полимеризационный материал, представляющий собой сахар, который выбран из группы, состоящей из глюкозамина, N-ацетил глюкозамина и N-ацетил производного неураминовой кислоты.
3. Полимерный гидрогель по п.2, отличающийся тем, что алкил содержит от 1 до 2 атомов углерода.
4. Полимерный гидрогель по п.3, отличающийся тем, что алкил представляет собой гидроксиалкил или радикал аминоалкила.
5. Полимерный гидрогель по п.1, отличающийся тем, что имеет равновесное содержание воды, по крайней мере, порядка 96%.
6. Полимерный гидрогель по п.1, отличающийся тем, что представляет собой ковалентно сшитый, по существу, непрозрачный, гетерогенный материал.
7. Полимерный гидрогель по п.6, отличающийся тем, что имеет вид светлофазной структуры с разделенной фазой, образованной частицами полимера от 1 до 10 мкм, обеспечивающей область с относительно крупными порами, где гидрогель стремится взаимодействовать с тканью организма, и относительно мелкими порами, где он должен взаимодействовать с врастающей тканью.
8. Полимерный гидрогель по п.1, отличающийся тем, что имеет макропористую структуру с фракционной пористостью, составляющей, по крайней мере, от 80 до 90%, удельную площадь зоны, равную, по крайней мере, 100 м2/г, средний диаметр поры примерно 15-35 мкм, свободный объем пор определяется, по крайней мере, величиной 10 мкм, равной 100% фракционной пористости гидрогеля, и гиперпористость, заключенную в пределах 20-30 мкм.
9. Способ получения полимерного гидрогеля для терапевтического применения, отличающийся тем, что включает (а) растворение сшивающего агента в растворителе со свободным радикалом инициатора полимеризации с целью образования раствора, (b) добавление N-замещенного метакриламида или акриламида к раствору, полученному в (а) с целью образования смеси, (с) добавление раствора полимеризационного материала, соединения сахара, производного сахара, пептида, соединяющего ткань, или сопряженного полимера с антителами против производных липида к смеси, полученной в (b) в условиях, обеспечивающих образование полимерного геля.
10. Способ по п.9, отличающийся тем, что включает растворение азо-бис-изобутиронитрила и метилена бис-акриламида в растворителе с целью образования раствора, смешение раствора с N-2-(гидроксипропил)-метакриламидом, добавление к нему глюкозамина или N-ацетил-глюкозамина или N-ацетил-неураминовой кислоты и удаление остаточных продуктов с низкой молекулярной массой и следов инициатора.
11. Способ по п. 9, отличающийся тем, что сшивающий агент выбирают из группы, включающей акриламид, его предшественники и дивиниловые сшивающие агенты.
12. Способ по п.9, отличающийся тем, что инициатор полимеризации выбирают из группы, включающей азо-бис-изобутиронитрил, пероксиды, аскорбиновую кислоту, пероксисульфаты и замещенные азасоединения, и применяют в количестве от 0,01 до 2% по массе с учетом образующегося полимерного гидрогеля.
13. Способ по п.12, отличающийся тем, что раствор полимеризующегося материала содержит соединение сахара.
14. Способ по п.13, отличающийся тем, что соединение сахара выбирают из группы, включающей глюкозамин, N-ацетил глюкозамин, N-ацетил производные неураминовой кислоты, полисиаловой кислоты и галактозу.
15. Способ по п. 12, отличающийся тем, что раствор полимеризующегося материала содержит пептид, соединяющий ткань.
16. Способ по п. 12, отличающийся тем, что раствор полимеризационного материала содержит сопряженный полимер с антителами против производных липида.
17. Способ по п.12, отличающийся тем, что процесс проходит при температуре между 40 и 60oС в течение 12 ч.
18. Способ по п.9, отличающийся тем, что добавляют живые клетки ткани или генетически модифицированные клетки к полученному в (с) продукту и полимеризуют эти клетки с полученным продуктом.
RU98113303/14A 1996-10-16 1997-10-15 Полимерный гидрогель акриламидного сополимера терапевтического применения и способ его получения RU2198686C2 (ru)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US08/731,484 US5863551A (en) 1996-10-16 1996-10-16 Implantable polymer hydrogel for therapeutic uses
US08/731,484 1996-10-16

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU98113303A RU98113303A (ru) 2000-05-20
RU2198686C2 true RU2198686C2 (ru) 2003-02-20

Family

ID=24939700

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU98113303/14A RU2198686C2 (ru) 1996-10-16 1997-10-15 Полимерный гидрогель акриламидного сополимера терапевтического применения и способ его получения

Country Status (18)

Country Link
US (1) US5863551A (ru)
EP (1) EP0929323B1 (ru)
JP (1) JP3542810B2 (ru)
KR (1) KR100377520B1 (ru)
CN (1) CN1211194A (ru)
AT (1) ATE284717T1 (ru)
AU (1) AU744666B2 (ru)
BR (1) BR9706835A (ru)
CA (1) CA2240721C (ru)
CZ (1) CZ187698A3 (ru)
DE (1) DE69731959T2 (ru)
HU (1) HUP9902027A3 (ru)
IL (1) IL124894A (ru)
NZ (1) NZ330664A (ru)
PL (1) PL327454A1 (ru)
RU (1) RU2198686C2 (ru)
SK (1) SK79698A3 (ru)
WO (1) WO1998016266A1 (ru)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2008130263A1 (fr) * 2007-04-20 2008-10-30 Institut Molekulyarnoi Biologii Im V.A. Engeldardta Rossiskoi Akademii Nauk Monomère et composition destinés à la réception d'hydrogel à faible pourcentage et/ou de l'hydrogel possédant une faible quantité de réticulations transversales, hydrogel et la biopuce basés sur cet hydrogel
RU2521194C2 (ru) * 2011-11-16 2014-06-27 Общество с ограниченной ответственностью предприятие "Репер" Матрица для клеточной трансплантологии
RU2540667C2 (ru) * 2009-05-11 2015-02-10 Теоксан Способ получения сшитого геля
RU2594427C1 (ru) * 2015-06-10 2016-08-20 Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт элементоорганических соединений им. А.Н. Несмеянова Российской академии наук (ИНЭОС РАН) Композиция для формирования макропористого носителя, используемого при трехмерном культивировании клеток животных или человека, и способ получения указанного носителя

Families Citing this family (111)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6642363B1 (en) * 1996-09-19 2003-11-04 The Regents Of The University Of Michigan Polymers containing polysaccharides such as alginates or modified alginates
US8003705B2 (en) * 1996-09-23 2011-08-23 Incept Llc Biocompatible hydrogels made with small molecule precursors
US20030008396A1 (en) * 1999-03-17 2003-01-09 Ku David N. Poly(vinyl alcohol) hydrogel
US6350463B1 (en) 1998-05-23 2002-02-26 Andre Bieniarz Method of treatment for premature rupture of membranes in pregnancy (PROM)
US6165193A (en) 1998-07-06 2000-12-26 Microvention, Inc. Vascular embolization with an expansible implant
US6117293A (en) * 1998-07-31 2000-09-12 Biowhittaker Molecular Applications, Inc. Method for producing hydrophilic monomers and uses thereof
US6464850B1 (en) * 1998-07-31 2002-10-15 Biowhittaker Molecular Applications, Inc. Method for producing hydrophilic monomers and uses thereof
US6818018B1 (en) 1998-08-14 2004-11-16 Incept Llc In situ polymerizable hydrogels
AU2707500A (en) * 1998-12-04 2000-06-26 Incept Llc Biocompatible crosslinked polymers
AU776009B2 (en) * 1999-04-09 2004-08-26 Regents Of The University Of Michigan, The Preparing porous hydrogel products
US6264695B1 (en) * 1999-09-30 2001-07-24 Replication Medical, Inc. Spinal nucleus implant
WO2001043726A1 (en) * 1999-12-16 2001-06-21 Trident Technologies, Llc System and method for extended delivery of a therapeutic agent with its receptor loading dose
AU2001281906A1 (en) 2000-06-27 2002-01-08 Bia Separations D.O.O. A chromatography material and a process of manufacturing that material
US6638312B2 (en) * 2000-08-04 2003-10-28 Depuy Orthopaedics, Inc. Reinforced small intestinal submucosa (SIS)
US8366787B2 (en) * 2000-08-04 2013-02-05 Depuy Products, Inc. Hybrid biologic-synthetic bioabsorbable scaffolds
US20020026244A1 (en) * 2000-08-30 2002-02-28 Trieu Hai H. Intervertebral disc nucleus implants and methods
US6620196B1 (en) 2000-08-30 2003-09-16 Sdgi Holdings, Inc. Intervertebral disc nucleus implants and methods
ES2252281T3 (es) 2000-08-30 2006-05-16 Sdgi Holdings, Inc. Implantes de nucleo de disco intervertebral.
US7503936B2 (en) * 2000-08-30 2009-03-17 Warsaw Orthopedic, Inc. Methods for forming and retaining intervertebral disc implants
US7204851B2 (en) * 2000-08-30 2007-04-17 Sdgi Holdings, Inc. Method and apparatus for delivering an intervertebral disc implant
US6878384B2 (en) 2001-03-13 2005-04-12 Microvention, Inc. Hydrogels that undergo volumetric expansion in response to changes in their environment and their methods of manufacture and use
KR100444944B1 (ko) * 2001-05-24 2004-08-18 선바이오(주) 생체 접착제용 폴리에틸렌글리콜 수화젤
WO2003007788A2 (en) * 2001-07-16 2003-01-30 Depuy Products, Inc. Unitary surgical device and method
WO2003007786A2 (en) 2001-07-16 2003-01-30 Depuy Products, Inc. Porous delivery scaffold and method
US7819918B2 (en) * 2001-07-16 2010-10-26 Depuy Products, Inc. Implantable tissue repair device
AU2002316696B2 (en) * 2001-07-16 2007-08-30 Depuy Products, Inc. Cartilage repair and regeneration scaffold and method
AU2002354911B2 (en) * 2001-07-16 2007-08-30 Depuy Products, Inc. Meniscus regeneration device and method
US8025896B2 (en) * 2001-07-16 2011-09-27 Depuy Products, Inc. Porous extracellular matrix scaffold and method
EP1416874A4 (en) 2001-07-16 2007-04-18 Depuy Products Inc BIOLOGICAL / SYNTHETIC POROUS EXTRACELLULAR HYBRID MATRIX SCUFF
EP1416866A4 (en) * 2001-07-16 2007-04-18 Depuy Products Inc DEVICES FROM NATURALLY OBTAINING MEANS OF BIOLOGICAL ORIGIN
US20040047843A1 (en) * 2002-02-12 2004-03-11 Uab Research Foundation Method for spinal cord reconnection
AU2003216379A1 (en) * 2002-02-22 2003-09-09 Control Delivery Systems, Inc. Method for treating otic disorders
AU2003209479A1 (en) * 2002-03-11 2003-09-29 First Water Limited Absorbent hydrogels
JP2005522473A (ja) * 2002-04-10 2005-07-28 オブシェストヴォ ス オグラニシェノイ オトヴェトストベノスチユ《ヴィタゲル》 多官能価の生体適合性ヒドロゲル及びその生産方法
US20040166169A1 (en) * 2002-07-15 2004-08-26 Prasanna Malaviya Porous extracellular matrix scaffold and method
US20060034807A1 (en) * 2002-08-09 2006-02-16 Ottawa Health Research Institute Innervated artificial tissues and uses thereof
US7569222B2 (en) * 2002-11-18 2009-08-04 Woerly Stephane Hydrogel membrane composition and use thereof
WO2004056321A2 (en) * 2002-12-18 2004-07-08 The Regents Of The University Of California Biocompatible hydrogel bone-like composites
WO2004071336A2 (en) * 2003-02-06 2004-08-26 The General Hospital Corporation D/B/A Massachusetts General Hospital Hydrophilic fibrous capsule resistant prosthetic device
US7785769B2 (en) * 2003-07-25 2010-08-31 The United States of America as reprsented by the Secretary of the Navy Immobilization of oligonucleotides and proteins in sugar-containing hydrogels
WO2005077013A2 (en) 2004-02-06 2005-08-25 Georgia Tech Research Corporation Surface directed cellular attachment
WO2005077304A1 (en) * 2004-02-06 2005-08-25 Georgia Tech Research Corporation Load bearing biocompatible device
US7569233B2 (en) * 2004-05-04 2009-08-04 Depuy Products, Inc. Hybrid biologic-synthetic bioabsorbable scaffolds
US20050249772A1 (en) * 2004-05-04 2005-11-10 Prasanna Malaviya Hybrid biologic-synthetic bioabsorbable scaffolds
US20050278025A1 (en) * 2004-06-10 2005-12-15 Salumedica Llc Meniscus prosthesis
US7303074B2 (en) * 2004-09-22 2007-12-04 Dombrowski Trudy M Foldable organizer device
US20070142326A1 (en) * 2004-09-30 2007-06-21 Youe-Kong Shue Treatment of a condition in a mammal with administration of aminosugar and uses thereof
US20060089719A1 (en) * 2004-10-21 2006-04-27 Trieu Hai H In situ formation of intervertebral disc implants
US7313829B1 (en) * 2004-10-29 2008-01-01 Payload Systems, Inc. Sealing device for body suit and sealing method using hydrogels
US7513866B2 (en) * 2004-10-29 2009-04-07 Depuy Products, Inc. Intestine processing device and associated method
US7354627B2 (en) * 2004-12-22 2008-04-08 Depuy Products, Inc. Method for organizing the assembly of collagen fibers and compositions formed therefrom
ES2340526T3 (es) * 2005-08-26 2010-06-04 Synthes Gmbh Protesis de un balon de hidrogel para el nucleus pulposus.
US8383415B2 (en) * 2005-10-13 2013-02-26 Dso National Laboratories Hydrogel composition to enhance fluorescence
ES2804472T3 (es) 2005-12-13 2021-02-08 Harvard College Estructuras para trasplante celular
KR101443926B1 (ko) 2006-06-15 2014-10-02 마이크로벤션, 인코포레이티드 팽창성 중합체로 제조된 색전술용 장치
US8066750B2 (en) 2006-10-06 2011-11-29 Warsaw Orthopedic, Inc Port structures for non-rigid bone plates
US7871440B2 (en) * 2006-12-11 2011-01-18 Depuy Products, Inc. Unitary surgical device and method
WO2008130068A1 (en) * 2007-04-23 2008-10-30 Modern Cell & Tissue Technologies Inc. Method for preparing a porous polymer scaffold using dry ice
US8067028B2 (en) * 2007-08-13 2011-11-29 Confluent Surgical Inc. Drug delivery device
WO2009086208A2 (en) 2007-12-21 2009-07-09 Microvention, Inc. Hydrogel filaments for biomedical uses
EP2254602B1 (en) 2008-02-13 2018-11-21 President and Fellows of Harvard College Continuous cell programming devices
WO2009108760A2 (en) 2008-02-26 2009-09-03 Board Of Regents, The University Of Texas System Dendritic macroporous hydrogels prepared by crystal templating
WO2009144569A2 (en) 2008-05-29 2009-12-03 Politecnico Di Milano Hydrogel capable of containing and conveying cells
WO2010062734A1 (en) * 2008-11-03 2010-06-03 University Of Maryland, Baltimore Blood coagulation inducing polymer hydrogel
FR2942408B1 (fr) 2009-02-24 2012-01-27 Stephane Woerly Hydrogel heterogene hybride et son utilisation therapeutique
KR101745748B1 (ko) 2009-10-26 2017-06-12 마이크로벤션, 인코포레이티드 팽창성 중합체로부터 제작된 색전술 장치
US11202759B2 (en) 2010-10-06 2021-12-21 President And Fellows Of Harvard College Injectable, pore-forming hydrogels for materials-based cell therapies
WO2012048283A1 (en) 2010-10-08 2012-04-12 Board Of Regents, The University Of Texas System One-step processing of hydrogels for mechanically robust and chemically desired features
US9095558B2 (en) 2010-10-08 2015-08-04 Board Of Regents, The University Of Texas System Anti-adhesive barrier membrane using alginate and hyaluronic acid for biomedical applications
US10525168B2 (en) 2010-10-20 2020-01-07 206 Ortho, Inc. Method and apparatus for treating bone fractures, and/or for fortifying and/or augmenting bone, including the provision and use of composite implants, and novel composite structures which may be used for medical and non-medical applications
US20120101593A1 (en) * 2010-10-20 2012-04-26 BIOS2 Medical, Inc. Implantable polymer for bone and vascular lesions
US10525169B2 (en) 2010-10-20 2020-01-07 206 Ortho, Inc. Method and apparatus for treating bone fractures, and/or for fortifying and/or augmenting bone, including the provision and use of composite implants, and novel composite structures which may be used for medical and non-medical applications
US11207109B2 (en) 2010-10-20 2021-12-28 206 Ortho, Inc. Method and apparatus for treating bone fractures, and/or for fortifying and/or augmenting bone, including the provision and use of composite implants, and novel composite structures which may be used for medical and non-medical applications
US11291483B2 (en) 2010-10-20 2022-04-05 206 Ortho, Inc. Method and apparatus for treating bone fractures, and/or for fortifying and/or augmenting bone, including the provision and use of composite implants
US11484627B2 (en) 2010-10-20 2022-11-01 206 Ortho, Inc. Method and apparatus for treating bone fractures, and/or for fortifying and/or augmenting bone, including the provision and use of composite implants, and novel composite structures which may be used for medical and non-medical applications
US11058796B2 (en) 2010-10-20 2021-07-13 206 Ortho, Inc. Method and apparatus for treating bone fractures, and/or for fortifying and/or augmenting bone, including the provision and use of composite implants, and novel composite structures which may be used for medical and non-medical applications
WO2012145431A2 (en) 2011-04-18 2012-10-26 Microvention, Inc. Embolic devices
EP2701745B1 (en) * 2011-04-28 2018-07-11 President and Fellows of Harvard College Injectable preformed macroscopic 3-dimensional scaffolds for minimally invasive administration
US9675561B2 (en) 2011-04-28 2017-06-13 President And Fellows Of Harvard College Injectable cryogel vaccine devices and methods of use thereof
EP2757964B1 (en) 2011-05-26 2016-05-04 Cartiva, Inc. Tapered joint implant and related tools
JP6062426B2 (ja) 2011-06-03 2017-01-18 プレジデント・アンド・フェロウズ・オブ・ハーバード・カレッジ インサイチュー抗原生成癌ワクチン
WO2013130877A1 (en) 2012-02-29 2013-09-06 206 Ortho, Inc. Method and apparatus for treating bone fractures, including the use of composite implants
CN102600067B (zh) * 2012-04-10 2013-08-21 武汉大学 含氨基葡萄糖单元的糖肽水凝胶的制备方法及其在制备术后疤痕抑制剂上的应用
ES2773895T3 (es) 2012-04-16 2020-07-15 Harvard College Composiciones de sílice mesoporosa para modular las respuestas inmunitarias
DE102012019984A1 (de) * 2012-10-11 2014-04-17 Leibniz-Institut für Oberflächenmodifizierung e.V. Verfahren zur Herstellung von porösen Gelen mit inkorporierten katalytisch oder biologisch aktiven Materialien sowie damit hergestellte Gele und deren Verwendung
US11565027B2 (en) 2012-12-11 2023-01-31 Board Of Regents, The University Of Texas System Hydrogel membrane for adhesion prevention
EP3795635A1 (en) 2013-05-23 2021-03-24 206 ORTHO, Inc. Apparatus for treating bone fractures, and/or for fortifying and/or augmenting bone, including the provision and use of composite implants
EP3137124B1 (en) 2014-04-29 2019-01-09 Microvention, Inc. Polymers including active agents
JP7348708B2 (ja) 2014-04-30 2023-09-21 プレジデント・アンド・フェロウズ・オブ・ハーバード・カレッジ 組み合わせワクチン装置および癌細胞を殺滅する方法
US9840553B2 (en) 2014-06-28 2017-12-12 Kodiak Sciences Inc. Dual PDGF/VEGF antagonists
US9947242B2 (en) * 2014-07-22 2018-04-17 Synaptive Medical (Barbados) Inc. Method for producing anatomical phantoms with constituents having variable densities
CA2958155A1 (en) 2014-08-14 2016-02-18 The Secant Group, Llc Composition, methods and devices useful for manufacturing of implantable articles
US11786457B2 (en) 2015-01-30 2023-10-17 President And Fellows Of Harvard College Peritumoral and intratumoral materials for cancer therapy
US9907663B2 (en) 2015-03-31 2018-03-06 Cartiva, Inc. Hydrogel implants with porous materials and methods
EP3892241A1 (en) 2015-03-31 2021-10-13 Cartiva, Inc. Drill bit for carpometacarpal implant
JP7094533B2 (ja) 2015-04-10 2022-07-04 プレジデント アンド フェローズ オブ ハーバード カレッジ 免疫細胞捕捉デバイスおよびその製造および使用方法
EP3282961A4 (en) 2015-04-14 2018-12-05 Cartiva, Inc. Tooling for creating tapered opening in tissue and related methods
WO2016201250A1 (en) 2015-06-11 2016-12-15 Microvention, Inc. Expansile device for implantation
AU2016381964B2 (en) 2015-12-30 2024-02-15 Kodiak Sciences Inc. Antibodies and conjugates thereof
DE102016000458A1 (de) * 2016-01-12 2017-07-27 Friedrich-Schiller-Universität Jena Poröse Glycopolymer-funktionalisierte Cryogele und deren Verwendung
CN115531609A (zh) 2016-02-06 2022-12-30 哈佛学院校长同事会 重塑造血巢以重建免疫
AU2017295704B2 (en) 2016-07-13 2023-07-13 President And Fellows Of Harvard College Antigen-presenting cell-mimetic scaffolds and methods for making and using the same
WO2018165327A1 (en) 2017-03-08 2018-09-13 Alafair Biosciences, Inc. Hydrogel medium for the storage and preservation of tissue
CN107096065B (zh) * 2017-04-05 2019-11-15 浙江大学 含多聚唾液酸复合纳米纤维膜及制备方法和应用
CN108187137A (zh) * 2018-02-27 2018-06-22 崔友军 一种可生物降解神经修复支架的制备方法
PL241064B1 (pl) 2018-10-01 2022-08-01 Dolniak Blazej Sposób wytwarzania lepko-sprężystego żelu uzupełniającego maź stawową i lepko-sprężysty żel uzupełniający maź stawową
JP2022553640A (ja) 2019-10-10 2022-12-26 コディアック サイエンシーズ インコーポレイテッド 眼障害を処置する方法
WO2021138588A1 (en) * 2020-01-03 2021-07-08 Repertoire Immune Medicines, Inc. Compositions of hydrogels and methods of use thereof
FR3108260B1 (fr) * 2020-03-17 2024-01-05 Neurobiomat Hydrogel hétérogène hybride, procédé de fabrication et utilisation comme implant de comblement non-dégradable in-situ
CN113599566B (zh) * 2021-08-30 2022-10-25 重庆市沙坪坝区中智医谷研究院 一种疏水性高分子止血修复材料、其制备方法及应用
CN113729654B (zh) * 2021-09-14 2023-03-28 华中科技大学 术后皮瓣与重建肢体血流状态检测表皮贴附式传感系统

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB8418772D0 (en) * 1984-07-24 1984-08-30 Geistlich Soehne Ag Chemical substances
GB8422950D0 (en) * 1984-09-11 1984-10-17 Warne K J Hydrogel
US4902295A (en) * 1985-08-26 1990-02-20 Hana Biologics, Inc. Transplantable artificial tissue

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2008130263A1 (fr) * 2007-04-20 2008-10-30 Institut Molekulyarnoi Biologii Im V.A. Engeldardta Rossiskoi Akademii Nauk Monomère et composition destinés à la réception d'hydrogel à faible pourcentage et/ou de l'hydrogel possédant une faible quantité de réticulations transversales, hydrogel et la biopuce basés sur cet hydrogel
RU2540667C2 (ru) * 2009-05-11 2015-02-10 Теоксан Способ получения сшитого геля
RU2521194C2 (ru) * 2011-11-16 2014-06-27 Общество с ограниченной ответственностью предприятие "Репер" Матрица для клеточной трансплантологии
RU2594427C1 (ru) * 2015-06-10 2016-08-20 Федеральное государственное бюджетное учреждение науки Институт элементоорганических соединений им. А.Н. Несмеянова Российской академии наук (ИНЭОС РАН) Композиция для формирования макропористого носителя, используемого при трехмерном культивировании клеток животных или человека, и способ получения указанного носителя

Also Published As

Publication number Publication date
KR19990072185A (ko) 1999-09-27
ATE284717T1 (de) 2005-01-15
CN1211194A (zh) 1999-03-17
EP0929323A1 (en) 1999-07-21
CA2240721C (en) 2007-01-09
PL327454A1 (en) 1998-12-07
JP2000503884A (ja) 2000-04-04
US5863551A (en) 1999-01-26
AU4612697A (en) 1998-05-11
SK79698A3 (en) 1999-01-11
CZ187698A3 (cs) 1998-11-11
WO1998016266A1 (en) 1998-04-23
IL124894A (en) 2004-06-20
IL124894A0 (en) 1999-01-26
DE69731959T2 (de) 2006-04-13
KR100377520B1 (ko) 2003-06-09
HUP9902027A3 (en) 2001-04-28
AU744666B2 (en) 2002-02-28
HUP9902027A2 (hu) 1999-10-28
EP0929323B1 (en) 2004-12-15
NZ330664A (en) 1999-10-28
JP3542810B2 (ja) 2004-07-14
CA2240721A1 (en) 1998-04-23
BR9706835A (pt) 1999-12-28
DE69731959D1 (de) 2005-01-20

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2198686C2 (ru) Полимерный гидрогель акриламидного сополимера терапевтического применения и способ его получения
US7601525B2 (en) Alginate gel scaffold having a plurality of continuous parallel microtubular copper capillaries
Štulík et al. Biocompatible hydrogels in spinal cord injury repair
Woerly et al. Neural tissue engineering: from polymer to biohybrid organs
JP3524919B2 (ja) 臓器移植のための予備血管新生されたポリマー性移植片
Woerly et al. Intracerebral implantation of synthetic polymer/biopolymer matrix: a new perspective for brain repair
JPH10503098A (ja) 生体人工細胞外マトリックスのための組成物および方法
Sipehia et al. Enhanced attachment and growth of human endothelial cells derived from umbilical veins on ammonia plasma modified surfaces of PTFE and ePTFE synthetic vascular graft biomaterials
CN1913929A (zh) 用于软组织特征重建的方法和组合物
Vilariño-Feltrer et al. Schwann-cell cylinders grown inside hyaluronic-acid tubular scaffolds with gradient porosity
CN114606189A (zh) 一种促进神经干细胞增殖分化的脱细胞脊髓- GelMA水凝胶复合材料支架
Giannetti et al. Acrylic hydrogel implants after spinal cord lesion in the adult rat
WO2003026489A2 (en) Biopolymer and biopolymer-cell compositions for nerve tissue repair
Donzelli et al. Role of extracellular matrix components in facial nerve regeneration: an experimental study
Kishore et al. Application of hydrogels in ocular tissue engineering
JP2003126236A (ja) 損傷された眼球組織の再生のための生分解性高分子から製造された多孔性支持体
KR20150040848A (ko) 조직 재생 컨스트럭트 및 조직 재생 컨스트럭트의 제조 방법
Woerly et al. Synthetic polymer matrices for neural cell transplantation
RU2521194C2 (ru) Матрица для клеточной трансплантологии
MXPA98004836A (es) Hidrogel de copolimero de acrilamida implantablepara usos terapeuticos
US11957815B2 (en) Ready to use biodegradable and biocompatible cell-based nerve conduit for nerve injury and a method of preparation thereof
KR100231279B1 (ko) 치주조직을 복원하기 위한 골아세포 이식용 조직성장인자를 함유한 생분해성 폴리사카라이드 스폰지제제
CN117561087A (zh) 三维人体植入物
KR20030006787A (ko) 트리칼슘포스페이트를 함유한 골대체제용 키토산 비드
Chen et al. Clinical application of tissue-engineered keratoprosthesis

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20061016