TWI798084B - 複合水凝膠組合物、其製備方法及其用途 - Google Patents

Abstract

本發明提供一種複合水凝膠組合物，包含甲基丙烯醯酯透明質酸(hyaluronic acid methacryloyl)、甲基丙烯醯酯明膠(gelatin methacryloyl)、及丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽。本發明亦提供一種製備該複合水凝膠組合物的方法，以及該複合水凝膠組合物在製備用於治療軟骨缺損的醫藥組合物的用途。

Description

複合水凝膠組合物、其製備方法及其用途

本發明係關於一種複合水凝膠組合物、其製備方法及其用途，特別係關於一種用於組織工程或細胞培養之複合水凝膠組合物、其製備方法及其用途。

關節軟骨損傷是一種常見的關節疾病，影響著全世界數百萬人，尤其是那些遭受與運動有關的創傷和膝關節損傷的人。關節軟骨由於缺乏血管分佈、也沒有淋巴細胞及神經，因此自癒能力有限。此外，關節軟骨損傷常導致晚期骨關節炎，其會造成關節劇烈疼痛、無法活動、以及關節的功能障礙。用於骨關節炎治療的臨床治療方法已被開發以減輕疼痛並改善關節功能。然而，這些治療並無法讓關節軟骨的表面再生。目前修復軟骨缺損的治療方法包括微骨折(microfracture)、自體軟骨細胞植入、自體骨軟骨移植(osteochondral autografts)、及同種異體移植的軟骨再生(allograft-directed cartilage regeneration)。此外，標準治療策略存在局限性和缺點，包括與纖維軟骨再生和供體部位發病率相關的那些問題，其導致關節透明軟骨的機械性能較差。因此，軟骨缺陷組織的再生在今天仍然具有挑戰性。

組織工程(tissue engineering)是一個多方面的領域，它結合了材料科學和生物學來替代或再生生物組織。細胞來源、支架、及傳訊分子是組織工程的基本要素。3D多孔支架可作為組織形成的模板，為組織或器官的生長提供合適的環境。此外，水凝膠(hydrogel)是三維(3D)聚合物網絡，具有高含水量及高孔隙率，可用於養分和氧氣擴散。然而，天然水凝膠，如透明質酸(hyaluronic acid,HA)、明膠等，表現出天然的細胞外基質的組成和結構，在再生和組織工程應用中顯示出獨特的能力。它們可廣泛用於3D細胞封裝和表面接種，以開發用於軟骨組織工程的仿生結構。此外，脂肪幹細胞(adipose-derived stem cells)已成為骨髓間葉幹細胞(bone marrow-derived mesenchymal-stem cell)的替代來源。與骨髓間葉幹細胞相比，脂肪幹細胞可以快速增殖且收穫風險較低。脂肪幹細胞可以很容易地被分離並具有多向分化(multilineage differentiation)的能力。由於這些特性，脂肪幹細胞被認為可有效作為關節軟骨再生的細胞來源。

透明質酸是一種陰離子生物聚合物，由D-N-乙醯葡萄糖胺(D-N-acetylglucosamine)及D-葡萄醣醛酸(D-glucuronic acid)重複單元組成，可作為骨架形成蛋白多醣複合物。透明質酸被認為是所有結締組織中主要的細胞外基質成分。透明質酸也主要存在於軟骨組織中。先前的一項研究表明，細胞表面受體如細胞粘附分子(CD44，稱為歸巢細胞粘附分子(homing cell adhesion molecule))，會與透明質酸相互作用並介導透明質酸受體介導的運動，從而增強細胞聚集並誘導軟骨生成及透明軟骨的形成。使用基於透明質酸的水凝膠進行軟骨再生變得越來越普遍，因為這些水凝膠已表現出優異的生物相容性及生物活性。然而，與這種用法相關的 一些臨床問題是透明質酸水凝膠的機械性能不佳、沒有穩定的三維結構、且降解率不理想。幸運的是，透明質酸的羧基和羥基可以透過甲基丙烯酸化(methacrylation)進行化學修飾，在紫外線(UV)光照射下形成交聯的甲基丙烯醯酯透明質酸(hyaluronic acid methacryloyl,HAMA)水凝膠，從而改善其化學和機械性能，獲得更大的黏彈性、抗膨脹率、與延緩酵素降解性(與未修飾的透明質酸相比)、並保持生物相容性。然而，基於透明質酸的水凝膠的應用性仍然因其不佳的細胞黏附性而受到限制，因為細胞黏附性不佳會阻礙細胞增殖。因此，已採用一種潛在的策略來克服這一挑戰，其中HAMA複合水凝膠係透過與其他富含細胞外基質成分的天然水凝膠(例如甲基丙烯醯酯明膠(gelatin methacryloyl,GelMA)這種基於明膠的水凝膠)混合而形成。

明膠是一種天然的親水性聚合物，為膠原蛋白水解和變性而成，由於其芳香族基團的含量較低，因此具有較低的免疫原性。明膠含有各種生物活性胺基酸模體(motif)，包括幫助不同細胞類型的細胞黏附及進展的精胺酸-甘胺酸-天冬胺酸(RGD)序列、基質金屬蛋白酶(MMP)序列、及細胞重塑。然而，當溫度高於37℃時，明膠的熱穩定性及機械模數較差。因此，明膠也可以進行化學修飾，即明膠側鏈上的胺基(和少量羥基)可以被甲基丙烯酸酐(methacrylic anhydride)中的甲基丙烯醯基取代，並在暴露於紫外線時透過加成鏈反應交聯，形成甲基丙烯醯酯明膠(GelMA)水凝膠。明膠中游離胺基的量約為每克0.3184mmole。另一方面，GelMA的100%取代度(DS%)應導致低於5.0wt%的甲基丙烯醯基，這意味著即使大多數功能性胺基酸被胺基及羥基取代，GelMA結構〈還包 括明膠的RGD及MMP序列〉也沒有受到顯著影響。所以明膠的細胞黏附特性在GelMA水凝膠中便得以保留。此外，對於大多數的組織工程應用，GelMA水凝膠具有出色的機械及可調特性。先前的一項研究表明，基於GelMA的支架已被成功開發用於各種組織工程應用，例如內皮微血管形成、微血管通道與軟骨內化骨(endochondral bone)形成、及類心臟瓣膜結構開發。儘管如此，GelMA仍然不適合單獨用於臨床應用，因為它的降解速度快，這可能是由於內部金屬蛋白酶的存在以及明膠中低百分比的游離胺基導致的低交聯度。

將生物水凝膠用於軟骨組織工程的一些挑戰是它們無法模擬天然組織的機械和黏彈性行為並且具有過高的降解率。一些文獻作者使用醛、轉麩醯胺酸酶(transglutaminase)、及酪胺酸酶來交聯用於軟骨組織工程的水凝膠，以降低水凝膠支架的高降解率。但化學交聯劑中的醛基具有一定的細胞毒性，且細胞埋入生物水凝膠後的交聯過程需要考慮合適的反應速率以方便操作。因此，近年來人們對使用光引發劑(photoinitiator,P.I.)進行自由基光聚合以交聯具有改善和調節的生理/物理化學特性的複合水凝膠的興趣顯著增加。此外，苯基-2,4,6-三甲基苯甲醯次膦酸鋰(lithium phenyl-2,4,6-trimethylbenzoylphosphinate,LAP)被認為是一種很有前途的光引發劑，可透過藍光或紫外光照射進行交聯。LAP在體外細胞存活率方面顯示出良好的結果。

簡而言之，HAMA與GelMA的複合水凝膠(以下簡稱HG複合水凝膠)被認為是極具前景的仿生材料，但其臨床應用於軟骨缺損再生的環境、機械、及生物學特性尚未被完全確立。因此，雖然在組織工程 中，開發一種適用於脂肪幹細胞裝載支架並讓該支架可以直接與軟骨組織表面結合的生物材料是需要的，但至目前為止仍然是一項重大挑戰。

在本發明中，揭露了將丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽奈米顆粒摻入HG複合水凝膠中將是開發用於軟骨組織工程的3D仿生支架的一種極具前景的方法。在適合軟骨組織工程的方式下，摻入丙烯醯氧基矽烷官能基化的奈米二氧化矽作為新型交聯劑的HG複合水凝膠將會是調整物理機械特性和細胞活動並增加軟骨生成基因表現的更好選擇。奈米二氧化矽(以下簡稱nSi)表面的羥基可以接枝多個甲基丙烯酸酯官能基，從而促進3D結構內的網絡交聯。此外，丙烯酸酯官能基化的nSi交聯劑表面具有游離雙鍵，可與HAMA和GelMA水凝膠中的雙鍵相互作用，透過加成反應形成C-C鍵。這些交聯鍵的形成以模擬天然軟骨的黏彈性的方式增加了水凝膠的機械強度。本發明的目的是構建一種新型的光固化複合水凝膠系統，該系統包含HAMA、GelMA、及少量丙烯酸酯官能基化的nSi(acrylate-functionalized nSi)(以下簡稱AFnSi)交聯劑，以評估其對人類脂肪幹細胞的細胞存活率及軟骨分化能力。此外，本發明使用低細胞毒性的LAP作為光引發劑。圖1顯示了本研究的整體概念，即將人類脂肪幹細胞埋入光交聯的複合水凝膠中以表徵其製備、物理/化學特性，並評估其軟骨分化能力。圖1a~圖1c顯示了2%(w/v)HAMA水凝膠、10%(w/v)GelMA水凝膠、及HG-AFnSi複合水凝膠的合成。將HG-AFnSi系統的複合水凝膠使用LAP在365~405nm的光源下進行光固化，如圖1d所示。接著驗證這些複合水凝膠的物理化學特性，包括溶脹現象(swelling behavior)、形態 構象、機械特性、及生物降解特性。為了進一步研究細胞存活率及軟骨分化能力，將人類脂肪幹細胞埋入具有0-1.0(w/v)AFnSi交聯劑的2% HAMA-10% GelMA複合水凝膠，以檢驗最佳的軟骨發育過程(圖1e)。此外，硫酸化糖胺聚醣和第二型膠原蛋白的體外細胞毒性與軟骨分化基因表現的結果將解釋為什麼這種新型複合水凝膠設計在未來的軟骨組織工程應用中具有極好的潛力(圖1f)。

在本發明中，含有少量丙烯酸酯官能基化奈米二氧化矽(AFnSi)無機交聯劑的可光固化HAMA-GelMA(HG)複合水凝膠可以表現出可變的孔徑大小、機械特性、澎潤率、及極具生物相容性的無細胞基質。值得一提的是，該複合水凝膠內的微結構穩定性受到與AFnSi量相關的交聯程度的影響，並且能夠承受額外的力和大的變形，這使得在去除該力後複合水凝膠能恢復到原本的形狀。換句話說，雖然AFnSi交聯劑的濃度或交聯程度可以控制HG複合水凝膠的機械特性，但在本發明中，只有最佳的交聯三維生物水凝膠基質能對細胞增殖、遷移、及形態發生產生益處。此外，我們針對HAMA-GelMA(HG)+0.5%(w/v)丙烯酸酯官能基化奈米二氧化矽(AFnSi)交聯劑的新型光交聯複合水凝膠開發了關於孔徑(約75~150μm)、澎潤率(約35~65%)、及壓縮模數(約35~100kPa)的最佳水凝膠特性，可讓人類脂肪幹細胞存活率提高，並可分化這些人類脂肪幹細胞以進行軟骨生成。例如，在具有0.5%(w/v)AFnSi交聯劑的光交聯HG複合水凝膠中，與其他組相比，sGAG沉積量和軟骨生成標記基因(如SOX-9、第二型膠原蛋白、及聚集蛋白多醣(Aggrecan)基因)的表現顯著增加。這種具有AFnSi交聯劑的生物啟發性HG複合水凝膠會是用於軟骨 生成的優良選擇，且對於未來的軟骨組織再生研究而言也會是一種極具前景的水凝膠

總而言之，本發明揭露一種可用於軟骨組織工程應用的新型光固化複合水凝膠系統，該系統包含HAMA、GelMA、及0~3.0%(w/v)丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽(AFnSi)交聯劑。本發明說明了相關的HAMA、GelMA、及AFnSi材料的製備，並透過特性分析(characterization)實驗確認彼等相對應的化學結構。本發明還檢驗了這些複合水凝膠的物理化學特性，包括溶脹行為、形態構象、機械特性、及生物降解能力。為了進一步研究細胞存活率及軟骨分化，將人類脂肪幹細胞裝入HAMA與GelMA比率為2：1且具有0~1.0%(w/v)AFnSi交聯劑的HAMA-GelMA(HG)複合水凝膠中。結果顯示，HG+0.5%AFnSi水凝膠的形態微觀結構、機械特性、及較長的降解時間證實這種新型無細胞基質是支持人類脂肪幹細胞分化的最佳選擇。此外，體外實驗結果顯示，與透明質酸(HA)及HG組相比，裝載在光固化複合水凝膠HG+0.5%AFnSi中的人類脂肪幹細胞不僅表現出顯著增加的軟骨生成標記基因表現(如SOX-9、聚集蛋白多醣(aggrecan)、及第二型膠原蛋白的表現)，也增強了硫酸化糖胺聚醣(sGAG)的表現及第二型膠原蛋白的形成。由此可知，HG+0.5%AFnSi的光固化複合水凝膠為關節軟骨組織工程應用提供了合適的環境。

本文中所使用之術語「一」或「一個」係用於描述本發明之元素及組分。這樣做僅僅是為了方便並給出本發明的一般意義。該描述應理解為包括一個或至少一個，並且單數也包括複數，除非很明顯它另有含義。

本文中所使用之術語「約」及「大約」指示一值係在統計學上有意義之範圍內。此一範圍可通常在所給值或範圍之20%內、更通常仍在10%內且甚至更通常在5%內。由術語「約」及「大約」涵蓋之容許變異取決於研究中之特定系統，且可容易由熟習此項技術者瞭解。

本文中所使用之術語「支架」係指適宜細胞生長的立體框架結構，也就是一般所稱的三維支架，其具有大量的孔洞供應細胞附著或接種，再藉此導引細胞朝規劃的三維方向進行生長分化，產生擬似的再生組織或器官。

本文中所使用之術語「治療」係指疾病或病症的任何改善(亦指抑制疾病或改善其至少一種臨床症狀的表象、範圍、或嚴重程度)。

本文中所使用之術語「軟骨缺損」包括但不限於因年齡、基因突變或外力引起的損傷所造成的軟骨退化或軟骨缺損/磨損的疾病，例如關節軟骨缺損。軟骨廣泛存在於骨關節面、肋軟骨、氣管、耳廓、腰椎間盤。

除非另外指示，否則本說明書及申請專利範圍中所使用之表示成分之量、反應條件等所有數目在所有情況下均應理解為經術語「約」修飾。因此，除非有相反指示，否則本發明之說明書及申請專利範圍中所闡述之數值參數可大致視本發明試圖獲得之所需特性而變化。

因此，本發明提供了一種複合水凝膠組合物，包含甲基丙烯醯酯透明質酸(hyaluronic acid methacryloyl)、甲基丙烯醯酯明膠(gelatin methacryloyl)、及丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽。在一實施例中，該丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽的含量為0.1至5.0%(w/v)；在另一實施 例中，該丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽的含量為0.1至3.0%(w/v)；在又一實施例中，該丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽的含量為0.25至0.75%(w/v)；在更又一實施例中，該丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽的含量為0.5%(w/v)。在一實施例中，該甲基丙烯醯酯透明質酸與甲基丙烯醯酯明膠的體積比範圍為1：4至4：1；在另一實施例中，該甲基丙烯醯酯透明質酸與該甲基丙烯醯酯明膠的體積比為2：1。在一實施例中，該複合水凝膠組合物另包含具有軟骨分化能力的幹細胞，該具有軟骨分化能力的幹細胞可為來自骨髓、胎盤、臍帶血、脂肪組織、成人肌肉、角膜基質、或乳牙牙髓的間葉幹細胞、或彼等之任意組合；在另一實施例中，該具有軟骨分化能力的幹細胞係脂肪幹細胞。

本發明亦提供一種製備前述之複合水凝膠組合物的方法，包含以下步驟：(a)製備甲基丙烯醯酯透明質酸水凝膠溶液；(b)製備甲基丙烯醯酯明膠水凝膠溶液；(c)製備丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽；(d)將步驟(a)所得之甲基丙烯醯酯透明質酸水凝膠溶液、步驟(b)所得之甲基丙烯醯酯明膠水凝膠溶液、步驟(c)所得之丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽、及苯基-2,4,6-三甲基苯甲醯次膦酸鋰(lithium phenyl-2,4,6-trimethylbenzoylphosphinate)混合成一複合水凝膠溶液；及(e)將步驟(d)所得之複合水凝膠溶液光固化。在一實施例中，該步驟(a)所得之甲基丙烯醯酯透明質酸水凝膠溶液的濃度範圍為0.5至3.0%(w/v)；該步驟(b)所得之甲基丙烯醯酯明膠水凝膠溶液的濃度範圍為5至30%(w/v)；該步驟(c)所得之丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽的濃度範圍為0.1至5.0%(w/v)；及該步驟(d)中甲基丙烯醯酯透明質酸水凝膠溶液 與甲基丙烯醯酯明膠水凝膠溶液的體積比範圍為1：4至4：1。在另一實施例中，該步驟(a)所得之甲基丙烯醯酯透明質酸水凝膠溶液的濃度為2%(w/v)；該步驟(b)所得之甲基丙烯醯酯明膠水凝膠溶液的濃度為10%(w/v)；該步驟(c)所得之丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽的濃度為0.1至3.0%(w/v)；及該步驟(d)中甲基丙烯醯酯透明質酸水凝膠溶液與甲基丙烯醯酯明膠水凝膠溶液的體積比為2：1。在又一實施例中，該步驟(c)所得之丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽的含量為0.25至0.75%(w/v)。在更又一實施例中，該步驟(c)所得之丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽的含量為0.5%(w/v)。

本發明進一步提供一種前述之複合水凝膠組合物在製備用於治療軟骨缺損的醫藥組合物的用途。在一實施例中，該醫藥組合物為裝載具有軟骨分化能力的幹細胞的三維支架，該具有軟骨分化能力的幹細胞可為來自骨髓、胎盤、臍帶血、脂肪組織、成人肌肉、角膜基質、或乳牙牙髓的間葉幹細胞、或彼等之任意組合；在另一實施例中，該具有軟骨分化能力的幹細胞係脂肪幹細胞。在一實施例中，該醫藥組合物的施用途徑包含關節內施予。

〔圖1〕係本發明之實驗設計與步驟示意圖，顯示最佳軟骨分化複合水凝膠裝載人類脂肪幹細胞的體外研究，該複合水凝膠包含甲基丙烯醯酯透明質酸(HAMA)、甲基丙烯醯酯明膠(GelMA)、及丙烯酸酯官能基化的nSi(AFnSi)交聯劑。

〔圖2〕係光交聯HAMA與GelMA水凝膠的合成示意圖。(a)：甲基丙烯醯酯透明質酸(HAMA)水凝膠的合成；(b)：甲基丙烯醯酯明膠(GelMA)水凝膠的合成。

〔圖3〕係HA(a)、HAMA(b)、明膠(c)、及GelMA(d)的¹H-NMR光譜。

〔圖4〕顯示(a)：AFnSi交聯劑合成示意圖；(b)：奈米二氧化矽、3-丙烯醯氧基丙基矽烷三醇(3-acryloxypropyl silanetriol,APS)、及丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽(AFnSi)的FTIR光譜；(c)：奈米二氧化矽的TEM圖像及電子束繞射圖；(d)：AFnSi的TEM圖像和電子束繞射圖。

〔圖5〕顯示奈米二氧化矽(nSi)(a)及AFnSi交聯劑(b)的粒度分佈。

〔圖6〕顯示奈米二氧化矽(SiO2)與丙烯酸酯官能基化奈米二氧化矽的XRD圖譜。

〔圖7〕顯示具有不同濃度AFnSi交聯劑(0、0.1、0.5、及1.0%(w/v))的HG水凝膠的澎潤率。誤差線(error bar)代表標準差(±；SD)，且**P<0.01代表與單獨的HG複合水凝膠相比有顯著差異。

〔圖8〕係具有不同濃度AFnSi的複合水凝膠支架的示意圖，分別為HG(a-c)、HG+0.1%(w/v)AFnSi(d-f)、HG+0.5%(w/v)AFnSi(g-i)、及HG+1.0%(w/v)AFnSi(j-l)的橫截面SEM圖像及尺寸分佈直方圖。

〔圖9〕顯示具有不同濃度AFnSi交聯劑(0、0.1、0.5、及1.0%(w/v)) 的HG複合水凝膠的壓縮應力-應變曲線。(a)：HG複合水凝膠的典型壓縮測試過程示意圖；(b)：HG複合水凝膠的壓縮應力(MPa)對壓縮應變(%)的典型曲線；(c)：HG複合水凝膠的平均楊氏模數(kPa)。誤差線代表標準差，**p<0.01表示與HG及HG/AFnSi值相比有顯著差異。

〔圖10〕顯示儲存模數(G')、損耗模數(G")(a)及損耗因子(Tan δ)(b)作為光交聯HG水凝膠的角頻率(ω；rad/s)的函數，其中該HG水凝膠具有如0、0.1、0.5、及1.0%(w/v)等不同濃度的AFnSi交聯劑。

〔圖11〕對於具有不同濃度AFnSi交聯劑(例如0、0.1、及0.5%(w/v))的光交聯HG水凝膠，儲存模數(G')作為溫度掃描的函數。

〔圖12〕顯示(a)：具有不同濃度AFnSi交聯劑(0、0.1、0.5、及1.0%(w/v))的HG複合水凝膠在2.5U/ml透明質酸酶下30天的體外降解率；(b)：浸入含2.5U/ml透明質酸酶的PBS中的HG+0.1% AFnSi水凝膠及HG+0.5% AFnSi水凝膠於第30天的光學影像。

〔圖13〕顯示在用光固化複合水凝膠HG、HG+0.5% AFnSi、及HG+1%AFnSi培養的人類脂肪幹細胞中，透過MTS測定法評估細胞存活率。單獨HA係用作對照組。誤差線代表±SD(n=3)；*p<0.05表示與HA組相比有顯著差異。

〔圖14〕顯示在第1天及第5天，用光固化複合水凝膠HG、HG+0.5%AFnSi、及HG+1%AFnSi培養的人類脂肪幹細胞中藉由活/死染色得到的螢光圖像。單獨HA係用作對照組。比例尺為100μm。

〔圖15〕顯示透過RT-qPCR分析在第1天、第3天、第5天、及第7天用光固化複合水凝膠HG及HG+0.5%AFnSi培養的人類脂肪幹細胞中相關的軟骨生成/骨生成基因表現。單獨HA係用作對照組。檢測軟骨生成標記基因SOX-9(a)、聚集蛋白多醣(aggrecan)(b)、及第二型膠原蛋白(c)的表現及骨生成標記基因第一型膠原蛋白(d)的表現。GAPDH係用作持家基因。誤差線代表±SD；***p<0.001、**p<0.01、及*p<0.05代表與HA組相比有顯著差異。HG+0.5%AFnSi組的^#p<0.05表示與HG組相比有顯著差異。

〔圖16〕顯示在用光固化複合水凝膠HG及HG+0.5%AFnSi培養的人類脂肪幹細胞中，分別於第5天及第7天透過DMMB測定法定量sGAG及透過ELISA法定量第二型膠原蛋白，並與作為對照組的單獨HA比較。(a)：硫酸化糖胺聚醣(sGAG)總量、(b)：sGAG總量/DNA總量、(c)：第二型膠原蛋白總量、及(d)：第二型膠原蛋白總量/DNA總量。誤差線代表±SD，**p<0.01及*p<0.05代表與HA組相比有顯著差異。

〔圖17〕顯示具有0、1.0、及3.0%(w/v)等不同濃度AFnSi交聯劑的HG複合水凝膠的澎潤率。

〔圖18〕顯示具有0%、1%、3%、及5%(w/v)等不同濃度AFnSi交聯劑的HG複合水凝膠(2%(w/v)HAMA水凝膠與15%(w/v)GelMA水凝膠的體積比為2：1)的流變儀測試結果。

〔圖19〕顯示具有0%、1%、及3%等不同濃度AFnSi交聯劑的光固化HG複合水凝膠的細胞毒性測試結果。

〔圖20〕顯示不同濃度及比例的水膠擠出狀態。

〔圖21〕顯示不同比例水膠的列印結果(GelMA濃度均為30%(w/v)；HAMA濃度均為2%(w/v))。

〔圖22〕顯示水凝膠支架表面的SEM圖。(a)2%(w/v)HAMA+30%(w/v)GelMA，且HAMA與GelMA的體積比為1：3。(b)2%(w/v)HAMA+30%(w/v)GelMA+0.5%(w/v)AFnSi，且HAMA與GelMA的體積比為1：3。

〔圖23〕顯示水凝膠支架內部的SEM圖。(a)2%(w/v)HAMA+30%(w/v)GelMA，且HAMA與GelMA的體積比為1：3。(b)2%(w/v)HAMA+30%(w/v)GelMA+0.5%(w/v)AFnSi，且HAMA與GelMA的體積比為1：3。

〔圖24〕顯示3D列印之水凝膠支架培養1、3天後的活/死染色分析結果。Ga：2%(w/v)HAMA+30%(w/v)GelMA，且HAMA與GelMA的體積比為1：3。Gb：2%(w/v)HAMA+30%(w/v)GelMA+0.5%(w/v)AFnSi，且HAMA與GelMA的體積比為1：3。

〔圖25〕顯示3D列印之水凝膠支架的軟骨化結果。Ga：2%(w/v)HAMA+30%(w/v)GelMA，且HAMA與GelMA的體積比為1：3。Gb：2%(w/v)HAMA+30%(w/v)GelMA+0.5%(w/v)AFnSi，且HAMA與GelMA的體積比為1：3。

本發明可以用許多不同的形式來實施並且不應被視為僅限於本文中所闡述之實例。所描述的實例並不限於如權利要求中所述之本發 明範圍。

實施例1

材料及方法

材料

透明質酸(分子量2000kDa)係購自Kikkoman(FCH-200，日本)，豬皮明膠(B型)和甲基丙烯酸酐(MA)(分子量154.16Da)係購自Sigma-Aldrich(美國)。光引發劑苯基-2,4,6-三甲基苯甲醯次膦酸鋰(LAP)、奈米二氧化矽(SiO₂)、及3-丙烯醯氧基丙基三甲氧基矽烷(3-acryloxypropyl trimethoxysilane,APMS)也是從Sigma-Aldrich(美國)獲得，且無水碳酸鈉(Na₂CO₃)及碳酸氫鈉(NaHCO₃)係購自J.Baker(美國)。其他試劑，如磷酸鹽緩衝液(PBS)、DMEM(Dulbecco's Modified Eagle's Medium)、胎牛血清(FBS)、青黴素、及鏈黴素，均購自Gibco BRL(美國)。所有其他的溶劑均購自Merck(德國)、TEDIA(Fairfield(美國))、或J.T.Baker(Phillipsburg(美國))。這些化學品均為分析/試劑級，無需進一步純化即可使用。

HAMA水凝膠的合成

甲基丙烯醯酯透明質酸(HAMA)係使用先前所述之方法生產(G.Camci-Unal,D.Cuttica,N.Annabi,D.Demarchi,A.Khademhosseini,Synthesis and characterization of hybrid hyaluronic acid-gelatin hydrogels,Biomacromolecules.14(2013)1085-1092)(B.Teong,S.C.Wu,C.M.Chang,J.W.Chen,H.T.Chen,C.H.Chen,J.K.Chang,M.L.Ho,The stiffness of a crosslinked hyaluronan hydrogel affects its chondro-induction activity on hADSCs,Journal of Biomedical Materials Research-Part B Applied Biomaterials.106(2018)808-816)。簡言之，將去離子蒸餾水與二甲基甲醯胺(dimethylformamide,DMF)以2：1的比例在37℃下攪拌直至溶液溶解，以製備出100ml的1wt%透明質酸(HA)溶液。然後，將8ml甲基丙烯酸酐(methacrylic anhydride,MAA)添加到該HA溶液中，用3N氫氧化鈉將pH值保持在8-9，並在4℃下連續攪拌24小時。將經甲基丙烯酸酯修飾的HA溶液用去離子蒸餾水透析3天，以去除未反應的甲基丙烯酸酯基團並用於純化過程。將該HAMA產品凍乾並儲存在4℃以供進一步研究。

GelMA水凝膠的合成

甲基丙烯醯酯明膠(GelMA)也使用先前所述之方法生產(H.Shirahama,B.H.Lee,L.P.Tan,N.J.Cho,Precise tuning of facile one-pot gelatin methacryloyl(GelMA)synthesis,Scientific Reports.6(2016)1-11)(B.Velasco-Rodriguez,T.Diaz-vidal,L.C.Rosales-rivera,C.A.García-gonzález,C.Alvarez-lorenzo,A.Al-modlej,V.Domínguez-arca,G.Prieto,S.Barbosa,J.F.A.Soltero Martínez,P.Taboada,Hybrid methacrylated gelatin and hyaluronic acid hydrogel scaffolds.Preparation and systematic characterization for prospective tissue engineering applications,International Journal of Molecular Sciences.22(2021)1-26.)，方法修改如下：將10g明膠溶解在100ml含有碳酸鹽-碳酸氫鹽(NaHCO3和Na2CO3)的0.25M緩衝溶液(10w/v%)中並加熱至溶液變得澄清，此時溫度為50℃。用5M氫氧化鈉或6M鹽酸將初始pH值調至pH 9。隨後，在50℃和500rpm的磁力攪拌下，將1mL的液態甲基丙烯酸酐(MA)添加到含10g明膠的10w/v%明膠溶液中。反應進行3小時，然後將pH重新調至7.4以停止反應。過濾後，用再蒸餾水透析3天，然後凍乾並將樣品儲存在-80℃備用。

丙烯酸酯官能基化的nSi交聯劑(AFnSi)的合成

為了防止奈米顆粒聚集並增強交聯能力，本研究使用3-丙烯醯氧基丙基矽烷三醇(3-acryloxypropyl silanetriol,APS)官能基化的nSi作為增強型新型交聯劑，其在HG複合水凝膠網絡中係充當光固化偶聯劑。首先，在100ml的95%乙醇中製備0.5%(w/v)3-丙烯醯氧基丙基三甲氧基矽烷(APMS)溶液，並在37℃下攪拌。水解反應會在48小時內將APMS轉化為pH值為4的APS。最後，將pH調整至7，取得APS結構並使用傅里葉轉換紅外光譜儀(FTIR)進行鑑定。隨後，將10g nSi粉末加入100ml APS溶液中並攪拌24小時以完全形成膠體溶液。然後，將該APS/nSi膠體溶液在100℃的油浴中攪拌4小時以進行羥基之間的縮合反應。然後，加入50ml乙醇並以8000rpm的速度離心10分鐘。收集離心後的沉澱物並乾燥。所獲得的丙烯酸酯官能基化的nSi(AFnSi)的功能結構亦由FTIR分析來鑑定。

將合成的HAMA及GelMA水凝膠進行鑑定

對透明質酸、HAMA、明膠、及GelMA水凝膠使用質子核磁共振光譜法(Varian Gemini-200，美國)以確定甲基丙烯酸酯基團的結合。將總共20mg的每個樣品完全溶解在1ml含有TMSP(3-(trimethylsilyl)propionic-2,2,3,3-d₄ acid sodium)鹽的氧化氘(D₂O)中，以作為內標準(internal standard)。亦利用式1來計算HAMA水凝膠的甲基丙烯酸化度(degree of methacrylation,DoM)。簡要說明如下：藉由¹H NMR分析測定HAMA水凝膠的甲基丙烯酸化度。將甲基丙烯酸酯的乙烯基訊號強度(這些訊號通常可以在約5.8及6.2ppm處發現)量化並與光譜中的已知峰值進 行比較。有時，也藉由量化甲基丙烯酸甲酯的峰值(在約1.9ppm處)來測定DoM(S.A.Bencherif,A.Srinivasan,F.Horkay,J.O.Hollinger,K.Matyjaszewski,N.R.Washburn,Influence of the degree of methacrylation on hyaluronic acid hydrogels properties,Biomaterials.29(2008)1739-1749)(M.Zhu,Y.Wang,G.Ferracci,J.Zheng,N.J.Cho,B.H.Lee,Gelatin methacryloyl and its hydrogels with an exceptional degree of controllability and batch-to-batch consistency,Scientific Reports.9(2019)1-13)。本研究中使用的方法著眼於在δ 6.2ppm及δ 5.8ppm處的甲基丙烯酸酯質子的總和，並與在δ 2.0-2.1ppm處的N-乙醯葡萄糖胺次單元的甲基上的三個質子比較。DoM計算公式如式1所示，其中分子和分母係每個質子的積分值。此外，亦藉由¹H-NMR分析將GelMA水凝膠中游離胺基和甲基丙烯醯基的量進行量化，並用於與文獻報導的DoM(%)值進行比較(H.Shirahama,B.H.Lee,L.P.Tan,N.J.Cho,Precise tuning of facile one-pot gelatin methacryloyl(GelMA)synthesis,Scientific Reports.6(2016)1-11)。基本上，GelMA水凝膠中甲基丙烯醯胺及甲基丙烯酸酯基團的定量是同時進行的。然而，檢查這些值以與90-100%的目標DoM(%)進行比較，明膠中游離胺基的訊號消失了(訊號通常可以在約3.0ppm處找到)。

DoM%=[(乙烯基峰值)/2]/[(甲基丙烯酸甲酯峰值)/3)]×100%-------------(式1)

將合成的AFnSi交聯劑進行鑑定

收集nSi、3-丙烯醯氧基丙基三甲氧基矽烷(APMS)、及丙烯酸酯官能基化的nSi(AFnSi)的紅外光譜(infrared spectra,IR)，以使用衰減反射(attenuated reflection,ATR)模式的FTIR光譜(system 2000 FT-IR, Perkin Elmer,USA)測定官能基的化學結構。藉由在4000-400cm^-1的光譜區內以4cm^-1的解析度累積32次掃描來測量樣品的透射率讀數。使用德國的布魯克D8先進繞射儀(Bruker D8 advance diffractometer,Germany)進行X射線粉末繞射(X-ray powder diffraction,XRD)以對nSi和AFnSi樣品的結晶材料進行相鑑定。該儀器的參數設置如下：Cu-K輻射採用石墨單色器，電壓40kV，電流40mA，掃描範圍10°~60°，掃描速度2°/min。也使用穿透式電子顯微鏡(TEM)來檢查這些奈米粒子的大小和形態。亦即，使用巴斯德吸管(Pasteur pipette)將nSi和AFnSi懸浮液樣品滴到塗有碳/馮瓦(formvar)支撐膜的銅網上，以進行TEM觀察。15秒後，用濾紙吸乾多餘的樣品並在室溫下乾燥。將該銅網放置在樣品架中並插入200kV Joel JEM-2100 TEM進行觀察。

HG複合水凝膠的製備

製備濃度為2%(w/v)的HAMA水凝膠溶液及濃度為10%(w/v)的GelMA水凝膠溶液。然後，將HAMA水凝膠溶液與GelMA水凝膠溶液的體積比為2：1的HG複合水凝膠溶液與0.3%(w/v)LAP分別在0.1、0.5、及1%(w/v)等不同濃度的AFnSi交聯劑下混合。使用不含AFnSi交聯劑的複合水凝膠溶液作為對照組。將該複合水凝膠溶液渦旋(vortex)以均勻混合，並使用光固化機(XYZ printing(USA))的UV固化室在280-400nm波長的UV光下光固化120秒。此外，這些複合水凝膠係由以下表示：HAMA-GelMA(HG)、HAMA-GelMA+0.1%(w/v)AFnSi(HG+0.1%AFnSi)、HAMA-GelMA+0.5%(w/v)AFnSi(HG+0.5%AFnSi)、及HAMA-GelMA+1%(w/v)AFnSi(HG+1%AFnSi)。

HG複合水凝膠的特性分析

澎潤率的評估

為了製備用於澎潤率測量的複合水凝膠樣品，將HAMA水凝膠溶液與GelMA水凝膠溶液的體積比為2：1的HG溶液與不同濃度(例如0、0.1、0.5、及1.0%(w/v)的AFnSi交聯劑)及0.3%(w/v)LAP混合成300μl的複合水凝膠溶液，然後添加到圓柱形的塑料模具中。然後將每組複合水凝膠溶液暴露於280-400nm的紫外光下120秒。在光聚合步驟後，將含有不同濃度AFnSi交聯劑的每個複合水凝膠樣品置於含有2ml PBS的微量離心管(Eppendorf)中24小時以保持平衡。24小時後，將溶脹的水凝膠稱重，並用精密科學擦拭紙(Kimwipes)輕輕地將水吸乾以除去多餘的水。每個水凝膠樣品都進行四重複。使用以下公式(式2)計算水凝膠樣品的澎潤率。

澎潤率=[(W_w-W₀)/W₀]-------------(式2)

W_w：水凝膠樣品的濕重

W₀：水凝膠樣品的乾重

微觀結構形態分析

在用0、0.1、0.5、及1.0%(w/v)等不同濃度AFnSi交聯劑對HG複合水凝膠進行光固化後，觀察這些複合水凝膠的形態特徵。然而，如先前所述製備這些複合水凝膠以用作澎潤率樣品，並在冷凍乾燥方法後取得截面積。在環境溫度下將所有水凝膠樣品用濺射鍍膜機(sputter coater)鍍金後，使用掃描電子顯微鏡(SEM,JEOL,Tokyo,Japan)對所有水凝膠樣品進行顯微照片或元素映射分析。使用ImageJ軟體評估具有0、0.1、0.5、 及1.0%(w/v)等不同濃度的AFnSi交聯劑的HG複合水凝膠中孔洞的平均直徑。

機械特性評估

亦測量具有0、0.1、0.5、及1.0%(w/v)等不同濃度的AFnSi交聯劑的HG複合水凝膠在光固化後的抗壓強度和流變行為。使用萬能機械壓縮試驗機(Instron 5567,USA)進行壓縮機械試驗。十字頭的速度為4mm/s，測力器(loading cell)為200N。當水凝膠中的壓縮應變達到60%時，計算壓縮強度為應力。每種複合水凝膠都用五個樣品重複進行壓縮試驗。此外，使用附有20mm平行板的混合流變儀(HR-2 Discovery Hybrid Rheometer-2(TA Instruments,USA))測量這些複合水凝膠的儲存模數(G')、損耗模數(G")、及損耗因子(Tan δ)與角頻率(rad/s)行為的函數關係。將每種複合水凝膠添加到板之間的0.5mm間隙中並保持平衡，直到正向力變為零。首先，在37℃下以恆定的1%應變進行頻率掃描(ω；rad/s)以檢查該些複合水凝膠的彈性特性。此外，亦藉由以1rad/s的頻率及0.5℃/min的加熱速率從10到60℃升高溫度來測量作為溫度和時間掃描的函數的儲存模數(G')。

透明質酸酶的體外降解試驗

如先前在澎潤率實驗中所述的來製備這些複合水凝膠，並使其在PBS中溶脹24小時直至達到平衡。然後，將這些複合水凝膠在1ml含有2.6Uml^-1透明質酸酶(人血漿生理濃度)的PBS緩衝液中於37℃培養。將這些複合水凝膠每5天收集一次並在吸乾後稱重，持續30天。每天用新鮮溶液更換透明質酸酶溶液，且每種複合水凝膠都進行四重複試驗。 藉由標準化殘餘水凝膠濕重及初始水凝膠濕重來計算複合水凝膠的降解程度。

HG複合水凝膠的細胞存活率及軟骨生成試驗

人類脂肪幹細胞的分離及培養

本研究檢驗了來自人類皮下脂肪組織的人類脂肪幹細胞的分離，其係根據先前所述之程序來進行(S.C.Wu,C.H.Chen,J.K.Chang,Y.C.Fu,C.K.Wang,R.Eswaramoorthy,Y.S.Lin,Y.H.Wang,S.Y.Lin,G.J.Wang,M.L.Ho,Hyaluronan initiates chondrogenesis mainly via CD44 in human adipose-derived stem cells,Journal of Applied Physiology.114(2013)1610-1618)。在獲得所有患者的知情同意並獲得高雄醫學大學醫院倫理委員會的批准(KMUH-IRB-E(II)-20150193)後，從骨科手術期間從人類患者獲得的皮下脂肪組織中分離出脂肪幹細胞。簡言之，取出3g的人類皮下脂肪組織並用剪刀切成小塊。將切碎的組織用1mg/ml第一型膠原蛋白酶在37℃、5% CO₂條件下消化24小時。然後，以1000rpm的轉速離心5分鐘。收集沉澱物並用PBS洗滌兩次。之後，將該沉澱物重新懸浮於K-NAC培養基中，計數細胞並將其接種於100mm培養盤中。隨後，將附著在該培養盤上的脂肪幹細胞保持在37℃的5% CO₂培養箱中。本研究中使用的K-NAC培養基適用於前面研究中描述的脂肪幹細胞的分離及擴增。該K-NAC培養基主要含有添加有25mg牛垂體萃取物(bovine pituitary extract,BPE)、2.5μg人類重組表皮生長因子、2mM N-乙醯-1-半胱胺酸、0.2mM L-抗壞血酸、及5% FBS的Keratinocytes-SFM(Gibco BRL,Rockville,MD)。24小時後進行第一次培養基更換，並使用PBS洗掉未黏附在培養盤上的脂肪幹細胞。 隨後，每兩天更換一次新鮮培養基。等細胞生長到接近90%的匯合度(confluence)時，進行繼代培養以用於進一步的細胞研究。

細胞存活率分析

根據上面提及之步驟程序，製備具有0%、0.5%、及1.0%(w/v)等不同濃度的AFnSi交聯劑的HG複合水凝膠。簡言之，將200μl的每個水凝膠樣品塗布在24孔盤上。每個水凝膠樣品都使用365nm的紫外光進行交聯。向每個交聯的水凝膠樣品中加入1ml PBS，並在37℃及5% CO₂條件下培養24小時以達到溶脹平衡速率。然後，輕輕去除PBS溶液。將該些樣品用於進行細胞存活率及分化分析。

使用CellTiter96®水性單一溶液細胞增殖分析(MTS)套組來測定細胞存活率(Promega,USA)。換言之，藉由MTS分析測試在人類脂肪幹細胞中的具有0%、0.5%、及1.0%(w/v)等不同濃度的AFnSi交聯劑的HG複合水凝膠及HA水凝膠(對照組)。所有樣品組均在DMEM中與1×10⁶個細胞於37℃、5% CO₂條件下培養1、3、及5天。簡言之，在每個指定時間點去除24孔培養盤中每個樣品孔中培養過後的培養基，並以200μl新鮮培養基及40μl MTS試劑替換。將該些培養盤在37℃、5% CO₂條件下培養4小時。最後，從每個樣品孔中吸出100μl溶液並置於96孔盤中。使用96孔ELISA盤式分析儀(Synergy H1,BioTek,Winooski,VT,USA)測量490nm處的光密度(optical density,OD)。

此外，使用活/死染色在第1天及第5天評估在人類脂肪幹細胞中的具有0%、0.5%、及1.0%(w/v)等不同濃度的AFnSi交聯劑的 HG複合水凝膠及HA水凝膠的細胞毒性。根據製造商提供的步驟流程進行活/死染色分析。簡言之，將總共20μl的乙錠同二聚體-1(ethidium homodimer-1,EthD-1)及5μl鈣黃綠素-AM(calcein-AM)與10ml PBS溶液混合並渦旋。然後，在每個含有樣品的孔中加入500μl工作染料溶液，並在37℃、5% CO₂條件下培養1小時。最後，使用倒立螢光顯微鏡(Leica DMi8倒立螢光顯微鏡)觀察樣品中的活細胞及死細胞。

軟骨生成標記基因的表現

具有0%及0.5%(w/v)AFnSi交聯劑的HG複合水凝膠及HA水凝膠(對照組)對人類脂肪幹細胞的軟骨生成效果係使用定量即時聚合酶連鎖反應(quantitative real-time PCR)測定法檢驗軟骨生成標記基因的表現。將每個樣品與24孔盤中於基礎培養基中的1×10⁶個細胞在37℃、5% CO₂條件下培養1、3、5、及7天。在每個指定的時間點，收集該些HG複合水凝膠樣品。使用TRIzol試劑進行總RNA萃取。使用Thermo Scientific NanoDrop^TM 1000分光光度計(Thermo Fisher Scientific,Waltham,MA,USA)確認該RNA的質量。使用TOOLs Easy Fast RT套組(台北，台灣)將RNA反轉錄為cDNA。使用iQ^TM SYBR^® Green Supermix(Bio-Rad Laboratories,Hercules,CA)進行即時聚合酶連鎖反應。分析轉錄的cDNA樣品中感興趣的基因，包含SOX-9、聚集蛋白多醣(Aggrecan)、第二型膠原蛋白、及第一型膠原蛋白基因。表1中列出了在本研究中所使用的引子，包括用於GADPH的正向引子(SEQ ID NO：1)及反向引子(SEQ ID NO：2)；用於 SOX-9的正向引子(SEQ ID NO：3)及反向引子(SEQ ID NO：4)；用於聚集蛋白多醣的正向引子(SEQ ID NO：5)及反向引子(SEQ ID NO：6)；用於第二型膠原蛋白的正向引子(SEQ ID NO：7)及反向引子(SEQ ID NO：8)；以及用於第一型膠原蛋白的正向引子(SEQ ID NO：9)及反向引子(SEQ ID NO：10)。完成即時聚合酶連鎖反應後，製作解離曲線以確認每個PCR產物的特異性。使用比較法將感興趣基因的所有值標準化為具有平均循環閾值(Ct)的甘油醛-3-磷酸去氫酶(glyceraldehyde-3-phosphate-dehydrogenase,GADPH)的表現水平。在每個指定的時間點重複該實驗3次。

DNA、sGAG沉積、及第二型膠原蛋白合成的量化

使用Hoechst染料測定法測量每個樣品的DNA含量，並使用小牛胸腺作為標準曲線來測量DNA含量。使用Blyscan^TM套組(Biocolor Ltd.,Carrickfergus,Northern Ireland)進行硫酸化糖胺聚醣(sGAG)分析測定法的步驟流程，並使用0至25μg/μL不同濃度的軟骨素溶液作為二甲基亞甲基藍(dimethylmethylene blue,DMMB)測定法的標準品。最後，使用ELISA盤式分析儀(Synergy H1,Biotek,Winooski,VT,USA)在650nm處進行光密度測量。進行DMMB測定法以檢測和量化人類脂肪幹細胞中具有0%及0.5%(w/v)AFnSi交聯劑的HG複合水凝膠及HA水凝膠中存在的sGAG量。將這些樣品與24孔盤中於基礎培養基中的1×10⁶個細胞在37℃、5% CO₂條件下培養5及7天。在每個指定的時間點，收集這些樣品，用PBS洗滌並使用木瓜蛋白酶溶液在60℃消化15小時。亦使用酵素連結免疫吸附分析法(enzyme-linked immunosorbent assay,ELISA)定量人類脂肪幹細胞中具有0%及0.5%(w/v)AFnSi交聯劑的HG複合水凝膠及HA水凝膠中存在的第二型膠原蛋白。亦將每個樣品與24孔盤中的1×10⁶個細胞於基礎培養基中培養5及7天。在每個指定的時間點，收集這些樣品，並使用第二型膠原蛋白檢測套組(Chondrex,Redmond,WA,USA)測量每個樣品中的第二型膠原蛋白含量。

統計分析

對所有計分數據進行統計分析以表示平均值±SD(n=3~6)，進行t檢定法，且^#p<0.05、*p<0.05、**p<0.01、及***P<0.001代表與對照組或其他治療組相比具有顯著差異。

結果

合成的HAMA及GelMA水凝膠的鑑定

甲基丙烯酸化過程涉及將甲基丙烯醯基添加到明膠及HA的胺及羥基殘基上(參見圖2流程)。具有良好生物耐受性的甲基丙烯醯酯透明質酸(HAMA)因其透過簡單的光交聯就能膠化的能力而越來越受歡迎。尤其是HAMA水凝膠在光固化後的生物相容性顯示出其不具細胞毒性。此外，可用這種方式將種子細胞封裝在HAMA水凝膠中，使細胞暫時活在3D環境中。圖2a表示甲基丙烯醯酯透明質酸(HAMA)的合成，其中透明質酸的一級羥基(primary hydroxyl group)與甲基丙烯酸酐(MA)的甲基丙烯酸酯懸垂基(pendant group)反應形成甲基丙烯醯酯透明質酸(HAMA)水凝膠。經甲基丙烯醯胺修飾的明膠同時具有天然及合成的特性，包括細胞黏附位點及可調節的機械特性。如圖2b中的示意圖所示，透過將酸酐簡單地一步轉化為胺基及羥基，將不飽和鍵接枝到明膠上，成功獲得了甲基丙烯醯酯明膠(GelMA)水凝膠。

甲基丙烯酸化度(DoM)是水凝膠基質交聯密度的基本特徵，它對機械特性、結構、孔隙率、及溶脹和降解能力有顯著影響。圖3繪示藉由¹H NMR光譜驗證兩種生物聚合物(HAMA、GelMA)的甲基丙烯酸化。圖3a及圖3c分別顯示了透明質酸及明膠的¹H NMR光譜。圖3b顯示了HAMA的¹H NMR光譜，在5.5及5.8ppm處顯示出甲基丙烯醯基峰。在2.16ppm處的峰對應於接枝的甲基丙烯醯基的甲基質子(CH₂=CH(CH₃))，這在未改變的HA光譜中給出了獨立的信號。具有最佳DoM的HAMA可產生更硬的水凝膠，其已被指出可在組織工程應用中促進細胞黏附。根據該NMR光譜，計算出HAMA的DoM約為85±10%。

圖3d顯示GelMA的¹H NMR光譜顯示甲基丙烯醯基峰在~5.5及~5.8ppm處，其與羥離胺酸及離胺酸的丙烯酸酯質子(CH₂=CH(CH₃))一致。雖然GelMA中同時存在甲基丙烯醯胺和甲基丙烯酸酯基團，但甲基丙烯酸酯的含量遠低於甲基丙烯醯胺。然而，與未改變的明膠的光譜相比，1.92ppm處的峰增加，其係對應於接枝的甲基丙烯醯基的甲基質子(CH₂=CH(CH₃))。因此，GelMA中甲基丙烯醯胺基團的定量及90-100%的目標DoM(%)證實了游離胺基的訊號在明膠中消失了(訊號通常可在~3.0ppm處找到)。

AFnSi交聯劑的鑑定

由於奈米粒子的小尺寸和非常高的表面能，奈米粒子易於在溶劑或其他液體基質中聚集。有一些研究透過物理和化學處理進行表面修飾以防止nSi黏聚並增加奈米粒子的表面反應性。其中，修飾nSi表面最常用的方法之一係有機矽烷化學處理，其可在奈米粒子的表面及聚合物鏈之間建立牢固的化學鍵。此外，nSi已被證實具備生物安全特性並能增強細胞生長，且先前報導已指出矽化合物可正向調節軟骨細胞外基質。

在本研究中，我們製備了一種新型丙烯酸酯官能基化的nSi(AFnSi)交聯劑來穩定可光交聯的HG複合水凝膠的3D網絡，表面修飾步驟的示意圖如圖4a所示。從圖4b的FTIR光譜結果可以看出，AFnSi光譜在1869cm^-1及1692cm^-1處出現了C=O基團的新譜帶，且在1611cm^-1處出現了一個譜帶，顯示出強C=C拉伸也出現在AFnSi光譜中，這與nSi所獲得的光譜不同。這些FTIR光譜表示AFnSi奈米粒子已被成功製造出來。使用穿透式電子顯微鏡(TEM)研究nSi和AFnSi奈米粒子的形態， 如圖4c及圖4d所示，其顯示了nSi和AFnSi奈米粒子交聯劑的TEM圖像。收到的nSi奈米粒子的平均尺寸約為16nm(圖5 a)。在nSi上進行APS表面修飾後，AFnSi奈米粒子的尺寸也約為15nm(圖5 b)，與未修飾的nSi沒有顯著差異。這表示AFnSi被包裹在聚合物鏈中，但是接枝到nSi上的較小的APS分子在乾燥後對其尺寸沒有太大影響。透過TEM的電子束衍射分析nSi和AFnSi交聯劑的結晶度，顯示它們都是無定形性質的晶體結構，這與XRD結果相關，如圖6所示。

HG複合水凝膠的澎潤率

水凝膠含有超過90%的水，並且能夠將水保留在其三維交聯結構內。水凝膠的溶脹能力可做為親水性的判斷基準，其係由水凝膠孔洞的大小決定。這一關鍵特徵已被證明會影響細胞活動。為了構建三維網絡，將水凝膠交聯，交聯程度會影響水凝膠的結構和溶脹能力以及其完整性。水凝膠是交聯的親水性聚合物網絡，它在水中不會溶解而是會發生膨脹。

圖7顯示了光交聯HG複合水凝膠與不同濃度的AFnSi交聯劑的溶脹行為。摻入HG複合水凝膠中的AFnSi交聯劑的濃度為0、0.1、0.5、及1%(w/v)。據觀察，具有不同濃度AFnSi交聯劑的HG複合水凝膠的溶脹行為是可調的。例如，具有0.1%(w/v)AFnSi的HG複合水凝膠的澎潤率降低到60%。相似地，與單獨HG水凝膠(~74%)相比，具有0.5%和1%(w/v)AFnSi的HG複合水凝膠的澎潤率顯著降低至約35%。因為先前已報導過增加的交聯濃度可以提高交聯密度，所以可以預期會有這些結果。因此，具有較高AFnSi交聯劑濃度的HG複合水凝膠應具有較小的 孔徑，並且比用較低交聯濃度製成的HG複合水凝膠具有更小的溶脹性。這些發現證實HG複合水凝膠的溶脹行為可受交聯劑濃度控制。這些不同的澎潤率可用作未來評估細胞存活率和軟骨生成能力的參數。

HG複合水凝膠的形態學檢查

支架的內部結構和形態對於它們在組織工程中的預期應用也是相當重要的，因為它們決定了支架在微環境中的表現。圖8顯示了具有不同濃度(0~1.0%)(w/v)AFnSi交聯劑的HG複合水凝膠的微觀結構，該圖像係來自掃描電子顯微鏡(SEM)。儘管凍乾可能會產生人造孔洞，但所有的HG複合水凝膠都是在相同的實驗環境下製備的，並在相同的溫度和相同的時間內凍乾以消除任何變異。所有的HG複合水凝膠都具有蜂窩狀結構，其係來自連接的內部光固化分子(HAMA、GelMA)與AFnSi交聯劑。然而，這些SEM圖像表明，當AFnSi交聯劑的濃度增加時，孔徑會減小，這可能是由於HG複合水凝膠中交聯度的增加。具有0、0.1、0.5、及1.0%(w/v)等不同濃度的AFnSi交聯劑的HG複合水凝膠中孔洞的平均直徑分別為95±0.8μm、86±0.6μm、75±0.2μm、及76±0.2μm。HG+0.5%(w/v)AFnSi與HG+1.0%(w/v)AFnSi的平均孔徑沒有顯著差異。這可能是因為添加超過1.0%(w/v)的AFnSi會導致HG複合水凝膠系統難以均勻分散的問題。HG複合水凝膠的孔隙連通性確保了它具有進行營養交換和細胞遷移的能力，表示其在生物醫學應用中具有應用潛力。使用AFnSi交聯劑對HG複合水凝膠進行光固化有利於形成不同程度的多孔網絡結構。此外，較高的交聯度和均勻的孔隙能改善機械特性並抑制生物水凝膠快速降解的問題，使其更易於在組織工程應用中使用。

HG複合水凝膠的機械特性

使用萬能試驗機(Instron 5567,USA)在壓縮模型下測試HG複合水凝膠的機械特性，以確定AFnSi交聯劑的添加量與其壓縮特性之間的關係。圖9a為具有不同濃度(0~1.0w/v)AFnSi交聯劑的光交聯HG複合水凝膠的典型壓縮過程的示意圖。一般來說，源自天然材料的常規水凝膠通常機械強度較弱，在組織工程和生物醫學應用領域的應用有限。具有理想機械壓縮穩定性和恢復性的生物水凝膠支架在市場上有很大的需求。而圖9b表示摻有0.5及1.0(w/v)AFnSi交聯劑(HG+0.5%AFnSi；HG+1%AFnSi)的HG複合水凝膠能夠抵抗更多變形(~50%應變)並在壓縮過程後保持高達85%的原始尺寸。單獨HG複合水凝膠表現出較低水平的應力(102kPa)及變形(35%應變)，且HG+0.5%AFnSi複合水凝膠的最大壓應力比單獨HG增加了近2倍。

此外，摻有0.5%(w/v)AFnSi交聯劑(HG+0.5%AFnSi)的HG複合水凝膠的壓縮模數(compressive modulus)也增加到約35±1.5kPa，其比單獨HG複合水凝膠的壓縮模數高出快三倍(圖9c)。HG+1%AFnSi和HG+0.5%AFnSi的模數沒有顯著差異，但HG+0.5%AFnSi的壓應力穩定性仍大於HG+1.0% AFnSi交聯劑配方(圖9b)。因此推斷，加入超過1.0%(w/v)的AFnSi會導致AFnSi在HG複合水凝膠系統中分散不均勻。

該些實驗在所有光交聯HG複合水凝膠的黏彈性特性的頻率依賴性於線性(1%應變)區域中時進行。這意味著儲存模數、損耗模數、及損耗因子在線性區域中近似恆定。圖10顯示在恆定應變幅度及1到100Hz的掃描頻率時，頻率(ω)對動態特性的影響，且儲存模數G'和損耗模 數G"在圖10a中的低角頻率到高角頻率區域顯示出穩定的水平。然而這些結果也顯示，在這些條件下，儲存模數總是高於損耗模數。顯而易見地，損耗因子始終小於1，因此所有的光交聯HG複合水凝膠在1.0至100Hz的頻率範圍內係以彈性反應為主。特別地是，HG+0.5%AFnSi及HG+1.0% AFnSi的光交聯複合水凝膠的G'在圖10a及圖10b中也具有更大的G"範圍，這表示與單獨HG複合水凝膠相比，此兩種複合水凝膠都具有高彈性。換言之，HG+0.5%AFnSi及HG+1.0% AFnSi兩種光交聯複合水凝膠的損耗因子(Tan δ)在1.0-100Hz頻率範圍內低於其他HG水凝膠，表現出更顯著的彈性行為。此外，在20℃與45℃之間以0.5℃/min的加熱速率和1rad/s的頻率進行振盪溫度掃描，發現這些HG複合水凝膠在監測的溫度範圍內具有熱穩定性(圖11)。

在高度交聯的水凝膠中，聚合物鏈透過共價交聯緊密耦合在一起，其可能會阻礙鏈的流動性。相較之下，較低的交聯密度可以促進鏈與鏈之間的運動並導致更放鬆的行為。因此，適量的交聯劑可以提供更多的黏彈性及更低的損耗因子。這就是為什麼當從具有0.5%(w/v)AFnSi交聯劑的HG複合水凝膠中去除額外的力時，與具有1.0%(w/v)AFnSi交聯劑的HG複合水凝膠相比，能以最小的能量損失恢復其原始形狀(圖10)。先前文獻已指出，細胞外基質的機械特性對各種細胞功能的進展具有深遠的影響，例如訊息傳導、基因表現、增殖、分化、及細胞外基質分泌。而人體骨骼和軟骨經常受到日常使用產生的壓縮行為的影響。因此，在體外和體內使用複合水凝膠HG+0.5%AFnSi及HG+1.0% AFnSi作為組織工程支架是非常有益的。

HG複合水凝膠的降解研究

生物降解性對於組織工程支架至關重要，可使組織工程支架能被修飾以用於再生過程或釋放封裝的生物活性分子。在許多情況下，基於工程水凝膠的支架被設計為在植入後會在體內以跟新組織形成速度差不多的速度降解。緩慢的降解過程可提供一個恆定的培養環境，這將促進細胞遷移及分化活性，為組織再生提供足夠的時間。向溶液中添加酵素或化學品可以觸發水凝膠降解。例如，透明質酸酶會在短時間內降解透明質酸。由於這種低長期生存能力，很難完成軟骨漫長而復雜的再生過程

透明質酸酶對HG複合水凝膠的酵素降解結果如圖12所示，其可降解HG複合水凝膠中的HAMA成分。研究這些結果以測定不同濃度的AFnSi交聯劑如何影響降解速率。如同預期地，將HG複合水凝膠中AFnSi交聯劑的濃度從0%增加到1.0%(w/v)會減慢降解速率。30天後，單獨HG複合水凝膠在37℃及2.5U/ml透明質酸酶下顯示出58%降解，而HG+0.1% AFnSi及HG+0.5%AFnSi的複合水凝膠則分別顯示出~46%及~25%降解。此外，HG+1.0% AFnSi複合水凝膠在37℃及2.5U/ml透明質酸酶酵素降解下的降解速率與沒有透明質酸酶的單獨HG複合水凝膠的降解速率非常接近。

HG複合水凝膠的酵素降解速率與其澎潤率、微觀結構、及交聯度已被證明是相關的。例如，降解數據證實了降解速率會與HG複合水凝膠的壓縮模數成反比的假設。因此，HG+0.5%AFnSi及HG+1.0% AFnSi複合水凝膠較高的交聯度及壓縮模數會隨著降解速率的增加而降低。然而，具有AFnSi交聯劑的最佳HG交聯複合水凝膠系統應該具有提高的穩 定性，以保護生物水凝膠免於快速降解，同時提供長期的機械支撐。

HG複合水凝膠上人類脂肪幹細胞的細胞存活率評估

在五天的培養期間，在作為對照組的透明質酸(HA)及其他包含HG、HG+0.5% AFnSi、及HG+1.0% AFnSi的光交聯複合水凝膠的樣品中評估細胞存活率，如圖13所示。所有組別均在37℃及5% CO₂下於基礎培養基中培養，並透過MTS測定法評估生長細胞中四唑鎓鹽到水溶性甲臘(formazan)晶體的粒線體轉化。與HA對照組的培養方法相比，在交聯HG水凝膠(單獨HG、HG+0.5 AFnSi、及HG+1%AFnSi)中培養的人類脂肪幹細胞的細胞存活率不受影響；從第0天到第5天，它們與對照組相比仍然穩定地維持或增加。換句話說，在HA與HG複合水凝膠之間沒有發現細胞毒性變化。

此外，藉由螢光顯像裝載在三維環境中的人類脂肪幹細胞以觀察在基礎培養基中的生物水凝膠，如圖14所示。使用活/死(Live/Dead)測定法以測定這些HG水凝膠是否會影響細胞活力行為，所測定者包含HA與HG、HG+0.5% AFnSi、及HG+1.0% AFnSi等光交聯的複合水凝膠。

所有組別的結果皆表示，大多數人類脂肪幹細胞在第1天仍然存活，僅看到少量死細胞。培養5天後，所有組別中的死細胞數量均略有增加，包含HA與HG、HG+0.5% AFnSi、及HG+1.0% AFnSi等光交聯的複合水凝膠。綜上所述，人類脂肪幹細胞不會因與具有0.5%和1%(w/v)AFnSi交聯劑的HG水凝膠支架一起培養而受到不利影響，且MTS測定證實了該些水凝膠支架具有進一步生物學研究所需的良好細胞相容性。其中，具有0.5% AFnSi交聯劑的HG水凝膠能維持較高的細胞存活率。因此， 含有0.5% AFnSi交聯劑的HG水凝膠支架具有低細胞毒性，可用於體外評估軟骨分化能力。

HG複合水凝膠的軟骨分化能力

組織微環境中的細胞行為受到細胞外基質及可溶性因子的強烈影響。尤其是，細胞外基質由膠原蛋白、纖網蛋白(fibronectin)、及彈性蛋白等纖維蛋白製成，它們在1kPa到幾百kPa的範圍內為體內的基質提供足夠的硬度。先前的研究也報導，脂肪幹細胞對基質硬度有反應，因為中等硬度(6-8kPa)傾向於誘導更好的軟骨分化，並導致細胞在前5天合成更多的透明狀軟骨基質。此外，先前也研究過將生物啟發性水凝膠結構透過機械特性優化或水凝膠穩定性增強來調節細胞行為和反應，而奈米粒子可以作為交聯劑，當添加到水凝膠中時，可用於調節仿生3D環境，從而為潛在的再生醫學重建天然組織的複雜性。

這些HG複合水凝膠對人類脂肪幹細胞中基因表現及酸化糖胺聚醣(sGAG)形成的軟骨分化結果如圖15及圖16所示。在第1、3、5、及7天分析在基礎培養基中接種於作為對照組的透明質酸(HA)、光交聯複合水凝膠HG及HG+0.5%AFnSi上的人類脂肪幹細胞的軟骨分化。圖15中，使用RT-PCR方法測定如SOX-9、聚集蛋白多醣(Aggrecan)、第二型膠原蛋白、及第一型膠原蛋白基因等基因的相對表現量。在各種時間點尋找這些基因的任何上調。SOX-9是早期軟骨分化的標記基因，其在HG+0.5%AFnSi的光交聯複合水凝膠上於第5天顯著上調(圖15a)。而在第7天，HG+0.5%AFnSi的SOX-9基因表現量與單獨HA及HG相比分別增加了約3.5及2.5倍。已知第二型膠原蛋白基因會參與軟骨分化的中後 期。實際上，與對照組HA相比，在第3天至第7天的光交聯複合水凝膠HG及HG+0.5%AFnSi中都觀察到第二型膠原蛋白基因的上調，如圖15c所示。同時，聚集蛋白多醣基因也被鑑定為軟骨分化的後期標記基因。圖15b中的實驗數據顯示，與對照組HA相比，在第3天至第7天的光交聯複合水凝膠HG及HG+0.5%AFnSi中聚集蛋白多醣的表現都是上調的。綜上所述，HG+0.5% AFnSi的光交聯複合水凝膠與HA對照組及單獨HG相比，顯示出SOX-9、第二型膠原蛋白、及聚集蛋白多醣基因的表現量在第3天至第7天有最顯著的增加。相反地，第一型膠原蛋白基因的表現被稱為纖維軟骨標記基因。當人類脂肪幹細胞在光交聯複合水凝膠HG及HG+0.5%AFnSi中培養時，與對照組HA相比，第一型膠原蛋白基因的表現從第1天到第7天在基礎培養基中顯著下調。

此外，sGAG被發現是關節軟骨中基本的細胞外基質成分，並且發現sGAG的產生量與軟骨生成程度成正比。因此，使用DMMB測定法以量化細胞外基質的產生，並由sGAG水平來表示。值得注意的是，在用光交聯複合水凝膠HG及HG+0.5%AFnSi培養的脂肪幹細胞中，與對照組HA相比，sGAG的總量和sGAG/DNA的平均量在第5天及第7天顯著更高，如圖16a及圖16b所示。

第二型膠原蛋白也是一種關節軟骨的重要組分。為了使關節軟骨保持分化的形態及相關的分泌活動，第二型膠原蛋白會提供訊息分子。不出所料，可以看出與單獨HG及HA相比，HG+0.5%AFnSi的光交聯複合水凝膠的第二型膠原蛋白總量和第二型膠原蛋白/DNA含量均顯示出顯著增加，如圖16c及圖16d所示。基於MTS測定的增殖結果以及該軟骨 分化基因研究的結果和軟骨分泌的sGAG及第二型膠原蛋白訊息分子的結果，可確定HG+0.5%AFnSi的光交聯複合水凝膠不僅在基礎培養基中培養時為人類脂肪幹細胞增殖提供了環境，也能透過軟骨分化來支持sGAG的產生及第二型膠原蛋白的分泌活動。總體而言，如這些發現所證明的，向HG複合水凝膠支架添加0.5% AFnSi交聯劑可顯著地增強人類脂肪幹細胞的軟骨分化。

實施例2

本實施例中的材料與方法大致上與實施例1中相同，惟將HG複合水凝膠製備過程中的GelMA水凝膠溶液的濃度調整為15%(w/v)並進行以下測試。

HG複合水凝膠的澎潤率測試

澎潤率描述了水凝膠支架擴張體積的程度，具有較高澎潤率的水凝膠支架可以刺激細胞遷移並促進支架內細胞生長所需營養物質的運輸。然而，較高的澎潤率表示交聯度較低的結構。在本實施例中，將具有0、1.0、及3.0%(w/v)等不同濃度AFnSi交聯劑的HG複合水凝膠支架置於圓柱形塑料模具(內徑：10mm)中，並暴露於UV光中。再稱重冷凍乾燥後水凝膠支架的淨重(W_d)。然後，將所有樣品浸入PBS(pH=7.4)中24小時，以達到平衡的溶脹狀態。從PBS中取出水凝膠支架後，用Kimwipes(拭鏡紙)輕輕吸乾，以除去殘留的液體，最後稱重取得溶脹平衡的水凝膠支架的淨重(W_i)。根據重量增加百分比定義澎潤率。

澎潤率(%)=(W_i-W_d)/W_d×100%

不同水凝膠比例之澎潤率如圖17所示。從數據中發現，加 入AFnSi會稍微削弱水凝膠支架的含水能力。這種現象可能是因其交聯程度增加而降低澎潤率，或者由於水凝膠支架中充滿AFnSi，而阻礙了水分子向水凝膠中的擴散。

HG複合水凝膠的流變性質

將具有0%、1%、3%、及5%(w/v)等不同濃度AFnSi交聯劑的HG複合水凝膠(2%(w/v)HAMA水凝膠與15%(w/v)GelMA水凝膠的體積比為2：1)做流變儀測試，結果如圖18所示。從數據中可看出，3%及5%的濃度在強度上有明顯增加，但同時數據又相當接近，推測可能是因為添加過多的AFnSi分散在水膠的量已飽和導致不均勻分散所致。

HG複合水凝膠的細胞毒性

將人體脂肪幹細胞與光固化HG複合水凝膠支架培養1、3、5天後進行XTT細胞存活率測試。以單獨細胞做為控制組，與單獨透明質酸(HA)、HAMA、及其他具有0%、1%、及3%等不同濃度AFnSi交聯劑的光固化HG複合水凝膠支架做比較。結果如圖19所示。由圖上可看出，交聯後HAMA在第1天的毒性與其他組別皆無任何差異，但第3天之後就其他組別有落差，推測因為HAMA比HA或HG複合水凝膠多了一些雙鍵，可能是因為這原因導致其細胞存活率下降。總之，培養到第5天，HA、G1、G2、G3與控制組(純細胞)的數據幾乎相同。證明沒有細胞毒性。

實施例3

本實施例中的材料與方法大致上與實施例1中相同，惟在製備HG複合水凝膠時，嘗試更多種不同HAMA與GelMA濃度及比例的變化，並研究其在生物列印(bioprinting)領域的應用情形。

HG複合水凝膠於3D列印機的擠出型態

HG複合水凝膠於3D列印機的擠出型態如圖20所示，可看出在相同濃度30% GelMA+2% HAMA在2：1、3：1以及4：1的比例之下，擠出的水膠呈線性且不間斷，此特性可使擠出成型的結構更為穩定推疊。

之後再經由列印結果來決定使用之比例，由圖21可看出30% GelMA比例越高，其堆疊性以及列印結果更加優越，但是GelMA比例越高，在配置水膠時AFnSi越不容易分散，故選擇比例3：1進行後續的測試。

HG複合水凝膠的掃描電子顯微鏡(SEM)影像

多孔性網絡對細胞遷移、增殖、及血管形成有密切關係。多孔性網絡結構可幫助引導和促進形成新的組織，孔徑越多可以使支架和周圍的組織能互相生長，並且改善植入物的機械穩定性。且具有高孔隙率的材料使生長因子可以有效地釋放，如蛋白質或培養液。將3D擠出成型的水凝膠支架進行冷凍乾燥後，透過掃描電子顯微鏡分析支架表面及內部構造，由圖22及圖23可證明支架表面以及內部具有多孔性的網狀結構，有助於細胞生長、分化及貼附。

HG複合水凝膠的細胞存活率分析

把水凝膠支架混合人類脂肪幹細胞後進行3D列印網格狀，並且培養1、3天後進行活/死染色分析。結果如圖24所示。實驗結果可證實經由3D列印後水凝膠支架的細胞仍可存活並且會隨著時間而增長。

HG複合水凝膠的軟骨化結果

將3D擠出成型的水凝膠支架於第5天及第7天透過DMMB測定法定量sGAG，並藉由sGAG產生量來判定軟骨生成程度，結果如圖25所 示。由圖中可知在第5天以及第7天的sGAG測試，在添加了AFnSi交聯劑的3D擠出成型水凝膠支架環境下具有好的軟骨化效果。

一個熟知此領域技藝者能很快體會到本發明可很容易達成目標，並獲得所提到之結果及優點，以及那些存在於其中的東西。本發明中之方法及組合物、其製造程序與方法及其用途乃較佳實施例的代表，其為示範性且不僅侷限於本發明領域。熟知此技藝者將會想到其中可修改之處及其他用途。這些修改都蘊含在本發明的精神中，並在申請專利範圍中界定。本發明的內容敘述與實施例均揭示詳細，得使任何熟習此技藝者能夠製造及使用本發明，即使其中有各種不同的改變、修飾、及進步之處，仍應視為不脫離本發明之精神及範圍。

說明書中提及之所有專利及出版品，都以和發明有關領域之一般技藝為準。所有專利和出版品都在此被納入相同的參考程度，就如同每一個個別出版品都被具體且個別地指出納入參考。

在此所適當地舉例說明之發明，可能得以在缺乏任何要件，或許多要件、限制條件或並非特定為本文中所揭示的限制情況下實施。所使用的名詞及表達是作為說明書之描述而非限制，同時並無意圖使用這類排除任何等同於所示及說明之特點或其部份之名詞及表達，但需認清的是，在本發明的專利申請範圍內有可能出現各種不同的改變。因此，應了解到雖然已根據較佳實施例及任意的特點來具體揭示本發明，但是熟知此技藝者仍會修改和改變其中所揭示的內容，諸如此類的修改和變化仍在本發明之申請專利範圍內。

<110> 高雄醫學大學

<120> 複合水凝膠組合物、其製備方法及其用途

<130> 3859-KMU-TW

<160> 10

<170> PatentIn version 3.5

<210> 1

<211> 23

<212> DNA

<213> 人工序列

<220>

<223> 用於GADPH之正向引子

<220>

<221> primer_bind

<222> (1)..(23)

<400> 1

<210> 2

<211> 22

<212> DNA

<213> 人工序列

<220>

<223> 用於GADPH之反向引子

<220>

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<222> (1)..(22)

<400> 2

<210> 3

<211> 18

<212> DNA

<213> 人工序列

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<223> 用於SOX-9之正向引子

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<213> 人工序列

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<223> 用於SOX-9之反向引子

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<210> 5

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<213> 人工序列

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<223> 用於聚集蛋白多醣(aggrecan)之正向引子

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<213> 人工序列

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<223> 用於聚集蛋白多醣(aggrecan)之反向引子

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<212> DNA

<213> 人工序列

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<223> 用於第二型膠原蛋白之正向引子

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<213> 人工序列

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<223> 用於第二型膠原蛋白之反向引子

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<400> 8

<210> 9

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<223> 用於第一型膠原蛋白之正向引子

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<222> (1)..(18)

<400> 9

<210> 10

<211> 19

<212> DNA

<213> 人工序列

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<223> 用於第一型膠原蛋白之反向引子

<220>

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<222> (1)..(19)

<400> 10

Claims (10)

1. 一種複合水凝膠組合物，包含甲基丙烯醯酯透明質酸(hyaluronic acid methacryloyl)、甲基丙烯醯酯明膠(gelatin methacryloyl)、及丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽。
2. 如請求項1之組合物，其中丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽的含量為0.1至5.0%(w/v)。
3. 如請求項1之組合物，其中甲基丙烯醯酯透明質酸與甲基丙烯醯酯明膠的體積比範圍為1：4至4：1。
4. 如請求項1之組合物，其另包含具有軟骨分化能力的幹細胞。
5. 如請求項4之組合物，其中該具有軟骨分化能力的幹細胞係脂肪幹細胞。
6. 一種製備如請求項1之組合物的方法，包含以下步驟：

   (a)製備甲基丙烯醯酯透明質酸水凝膠溶液；

   (b)製備甲基丙烯醯酯明膠水凝膠溶液；

   (c)製備丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽；

   (d)將步驟(a)所得之甲基丙烯醯酯透明質酸水凝膠溶液、步驟(b)所得之甲基丙烯醯酯明膠水凝膠溶液、步驟(c)所得之丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽、及苯基-2,4,6-三甲基苯甲醯次膦酸鋰(lithium phenyl-2,4,6-trimethylbenzoylphosphinate)混合成一複合水凝膠溶液；及

   (e)將步驟(d)所得之複合水凝膠溶液光固化。
7. 如請求項6之方法，其中步驟(a)所得之甲基丙烯醯酯透明質酸水凝膠溶液的濃度範圍為0.5至3.0%(w/v)；步驟(b)所得之甲基丙烯醯酯明膠水凝膠溶液的濃度範圍為5至30%(w/v)；步驟(c)所得之丙烯酸酯官能基化的奈米二氧化矽的濃度範圍為0.1至5.0%(w/v)；及步驟(d)中甲基丙烯醯酯透明質酸水凝膠溶液與甲基丙烯醯酯明膠水凝膠溶液的體積比範圍為1：4至4：1。
8. 一種如請求項1之組合物在製備用於治療軟骨缺損的醫藥組合物的用途。
9. 如請求項8之用途，其中該醫藥組合物為裝載具有軟骨分化能力的幹細胞的三維支架。
10. 如請求項9之用途，其中該具有軟骨分化能力的幹細胞係脂肪幹細胞。

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