技术领域
[0001] 本
发明涉及用于使用支架的组织工程的设备和方法。
背景技术
[0002] 组织工程通常涉及在生长期间使用支架作为支承件从活细胞生长新的结缔组织或器官。组织工程技术可以用于产生器官或组织移
植物以供植入回到供体宿主中。组织工程经常涉及干细胞；将干细胞植入在合适
位置可以生成骨骼、肌
腱和软骨。应用包括真皮创伤愈合及软骨、韧带或骨骼的修复。
[0003]
骨再生或修复通常涉及骨移植物的植入。然而骨移植的失败率可能很高。在骨组织工程中，在体内外已证明了干细胞在3D结构系统中的成骨的和生成血管的潜能。典型的组织工程
治疗使用由合成支架承载的骨细胞来
加速愈合过程。用于骨再生的环境非常复杂，包括不同细胞类型、生长因子、营养供应和机械刺激。
[0004] 已发现三维骨移植支架的孔隙度可以在体内情况下的骨再生中起到关键作用。孔隙度越大，骨细胞生长越成功，但是这会对支架的机械
稳定性产生不利影响。对于诸如骨骼和软骨等承重组织来说，支架的
生物力学稳定性尤为重要。
[0005] 已知由生物兼容性且
生物降解性的支架形成骨移植物，该支架可以在骨生成期间支持细胞生存功能。先前已经提出了由陶瓷、合成
聚合物、金属或
水凝胶制成的支架。例如，诸如大孔隙羟基
磷灰石(HA)等陶瓷支架已在试验中取得了一些临床成功。然而，陶瓷是相对易碎的材料并且这类支架易于断裂；此外，陶瓷材料可能不容易被再吸收。
[0006] 研究表明，第一代共聚物支架在体内外均是生物兼容性的，主要缺点是缺乏促进血管生成和骨生成的生物学诱因。此外，在一定程度上需要人工干预、缺乏支架再现性和机械性能是典型支架制造技术(诸如
溶剂浇铸法/粒子沥滤法和
静电纺丝法)的缺点。US8,702,808描述了一种包括多孔管状支架的支架
植入物。该支架由多孔生物吸收性聚合物或聚合物
复合材料(诸如聚已内酯(PCL)或PCL-陶瓷复合材料网)形成。该支架由多层微丝网形成从而形成互连孔隙。
[0007] 仍存在对于组合在孔隙度、机械稳定性和形状方面的期望性质的组织工程支架的需求。
发明内容
[0008] 根据本发明的第一方面，提供了一种用于组织工程的设备，所述设备包括支架，所述支架包括：
[0009] 内部，所述内部包括被第一组一个或多个壁包围的通道；
[0010] 外部，所述外部包括第二组一个或多个壁且被布置使得所述第二组一个或多个壁基本包围所述第一组一个或多个壁，其中所述第一组一个或多个壁与所述第二组一个或多个壁之间的间隔在所述内部与所述外部之间限定空腔；和
[0011] 基部，所述基部连接所述内部和所述外部。
[0012] 因此提供了一种包括三维(3D)支架的设备，该3D支架具有已被发现特别适合于快速成型(RP)或其它计算机控制的制造技术的构造。支架的3D形状可以很容易从
计算机辅助设计(CAD)数据或模型来再现。可以一致地且在相对较窄的容差范围内再现支架的形状和/或尺寸。从而可以保证
质量控制，以供大规模生产。
[0013] 此外，可以容易地针对不同的组织工程应用定制支架的3D形状。例如，3D支架可以被设计且被成形为在
生物反应器中适配于组织工程过程的建模。例如，3D支架可以被设计且被成形为模拟天然骨骼环境，用于体外药物测试。由内部限定的通道可以例如允许：离子交换；
氧气流动；或从由支架
支撑的培养基中扩散的
蛋白质、
葡萄糖或药物的运输。
[0014] 例如，可植入的3D支架可以被设计且被成形为匹配活体目标中现有的骨骼，其中，使用非侵入性成像方法(比如CT和MRI)来建立CAD模型以供制造使用。3D支架可以被用作(例如被植入作为)用于干细胞和/或血管的体内生长的支承件。相比于之前制作3D支架的尝试，该设备的优势在于，内部和外部是支架的独立部件，它们通过基部连接在一起。这意味着独立的内部和外部的各种因素(诸如形状、材料、孔隙度、机械强度等)可以被调节以使得针对不同功能分别优化内部和外部。
[0015] 这类设备可用于组织工程以形成骨骼或其它身体组织，例如软骨。
申请人认识到具有模拟骨骼的天然解剖结构的形状的支架的益处。下文参照图1描述了典型的骨骼解剖结构。可以对由内部的壁限定的通道进行尺寸设定和/或成形以基本匹配骨髓腔，即，任何骨骼(长的、扁平的等)内部的保持骨髓的中心区域。可以对在内部和外部之间限定的空腔进行尺寸设定和/或成形以基本匹配包围骨髓腔的松质骨。可以对外部的壁进行尺寸设定和/或成形以基本匹配形成任何骨骼的外部的密质骨。支架的机械稳定性由连接该内部和外部的基部来保证。当植入这类支架用于现有骨骼的再生时，外部可以传递去往/来自密质骨的机械力，同时内部之内的通道可以提供管道以供携带去往/来自骨髓腔中的骨髓的营养物。相应地，可以针对骨再生优化本文中所描述的设备。
[0016] 支架的3D形状主要通过内部和外部的设计来确定。如上所述，该设备的明显优势是可以彼此独立地设计和制造内部和外部。内部和外部都可以具有任何合适的三维形状。尽管第二组一个或多个壁基本包围第一组一个或多个壁，但是外部不一定为连续的。例如，外部可以包括之间具有小间隙的两个
马蹄状部、或按一定间隔隔开的多个壁部。然而在优选组实施方式中，外部包括连续的第二组一个或多个壁。这意味着填充材料(如将在下文进一步描述)可以通过第二组壁而被包含在内部与外部之间限定的空腔中。附加地或可替选地，内部优选地包括连续的第一组一个或多个壁。这也可以辅助使填充材料包含在内部与外部之间限定的空腔中。在优选实施方式中，外部和/或内部包括连续的环形壁。当然，当俯视或在横截面中观看时，该环形壁可以具有任何合适的环状形状，例如，圆形、卵形、椭圆形、三
角形、正方形、长方形、多边形等，并且，此外，内部和外部可以具有基本相同的形状，或内部和外部可以具有不同形状。在一个示例中，内部可以包括被第一组壁包围的三角形通道，并且外部可以包括包围该三角形通道的圆柱形壁，即，空腔由其间的间隔限定。
[0017] 外部的第二组壁可以围绕内部的第一组壁不对称地布置。例如，这可以导致围绕空腔的外周的间隔是非恒定的或变化的。事实上，这类设备可能更难以制造，但是支架可以更有可能匹配天然骨骼的横截面形状。然而，在至少一些实施方式中，外部围绕内部基本对称地被布置。这可以帮助简化支架的制造和/或构造。在一组示例中，支架包括外部和内部的
旋转对称布置。在一组示例中，第二组一个或多个壁围绕第一组壁同心地布置。因此外部和内部可以围绕同一中
心轴(例如由通道限定的中心轴)同心地布置。
[0018] 外部和/或内部的一个或多个壁可以为波状外形的或阶梯状的。在一组实施方式中，外部和/或内部的一个或多个壁可以为锥形的，例如为了匹配天然骨骼(例如长骨，诸如股骨)的锥形形状。在另一组实施方式中，外部和/或内部的一个或多个壁可以为基本笔直的。
[0019] 外部和/或内部的一个或多个壁可以具有任何合适的长度。内部的第一组壁可以与外部的第二组壁具有相同的长度或不同的长度。第一组壁和第二组壁中的任一种可以比另一种进一步延伸。形成支架的内部和外部的壁的长度可以独立于内部和/或外部的任何直径而选择。然而在至少一些实施方式中，外部和/或内部的一个或多个壁的长度小于外部和/或内部的直径。例如，内部的第一组一个或多个壁具有小于内部的直径的第一长度。例如，外部的第二组一个或多个壁具有小于外部的直径的第二长度。第一长度可以与第二长度相同。这意味着支架具有总体扁平的、而非长形的形状。通过相比于外部和/或内部的直径使壁长度最小化，使通道和空腔保持相对较宽，以免在使用设备时过度地限制物质(例如细胞、营养物、药物、蛋白质等)流经支架。
[0020] 在第一组实施方式中，例如当3D支架被设计且被成形为安装在生物反应器中时，由内部限定的通道具有大约3.5mm的直径。这类支架也可以用在用于基于动物的组织工程的设备中。
[0021] 在优选组实施方式中，由内部限定的通道具有与将供植入设备的骨骼中的骨髓腔的直径基本匹配的直径。该直径可以根据个体间的解剖结构变化(诸如性别、体重、年龄)而被改变且被定制。平均人类骨髓腔为20mm。在至少一些示例中，通道的直径可以为大约15mm、16mm、17mm、18mm、19mm、20mm、21mm、22mm、23mm、24mm或25mm。
[0022] 在第一组实施方式中，例如当3D支架被设计且被成形为安装在生物反应器中时，在内部与外部之间限定的空腔可以具有大约3.5mm的内径和大约11.4mm的外径。在至少一些示例中，外部的直径可以为11.4mm。
[0023] 在优选组实施方式中，在内部与外部之间限定的空腔的内径和/或外径与将供植入设备的骨骼中的松质骨的直径基本匹配。例如，该空腔可以具有大约20mm的内径和大约25mm、26mm、27mm、28mm、29mm或30mm的外径。这又可以根据个体解剖结构(即，定制的支架)而改变。
[0024] 在优选组实施方式中，外部的直径与将供设备植入的骨骼中的密质骨的直径基本匹配。在至少一些示例中，外部的直径可以为大约26mm、27mm、28mm、29mm或30mm。例如，这些直径可以基于根据骨骼(设备将被植入该骨骼中/被移植到该骨骼上)的图像进行的一次或多次测量来选择，例如，这些直径可以根据由CT扫描执行的测量而改变。人类股骨的平均直径为28.4mm。
[0025] 申请人认识到，对于支架来说重要的是提供足够的孔隙度以在功能上支持
细胞增殖并且使材料能够流入/流出空腔和/或通道。一种可能性可以是由多孔材料形成内部和/或外部。另一种可能性可以是由多孔结构形成内部和/或外部。多孔结构的一个示例包括多层网，例如微丝网。然而申请人还认识到，在许多多孔材料和/或多孔结构的情况下的问题在于，孔尺寸不均匀且孔隙度可能在相对较宽的范围上变化，使得，如果并非不可能的话，难以保证支架与设备之间的再现性。例如，由多层微丝网制成的支架具有随机互连的多孔结构，该多孔结构是不均匀的且不可再现的。因此优选的是，限定内部的第一组一个或多个壁由基本实心材料组成，包括第一组一个或多个壁中的多个孔隙。附加地或可替选地，优选的是，外部由基本实心材料组成，包括在第二组一个或多个壁中的多个孔隙。有利地，这意味着内部和/或外部可以向支架提供孔隙度而不降低机械强度。进一步优选地，在支架制造期间形成多个孔隙。相应地，可以在
制造过程中控制孔隙的数量、分布、尺寸和/或间距。这可以产生对支架的孔隙度和设备的再现性的更加严格控制。
[0026] 在优选组实施方式中，内部的第一组一个或多个壁包括布置在沿着壁长度而间隔开第一间距的第一组层中的多个孔隙。优选地，这些层沿着壁长度均匀地间隔开第一间距。在优选组实施方式中，外部的第二组一个或多个壁包括布置在沿着壁长度而间隔开第二间距的第二组层中的多个孔隙。优选地，这些层沿着壁长度均匀地间隔开第二间距。第二组层中的第二间隔间距可以与第一组层中的第一间隔间距相同。进一步优选地，第一组层可以被布置成与第二组层之间的间距一致，并且第二组层可以被布置成与第一组层之间的间距一致。换言之，内部中的孔隙可以形成在与外部中的孔隙交替的层中。通过使内部与外部之间的孔隙的轴向位置沿着支架的长度交替，在壁中的开口之间从来没有一条笔直的路径，因此在设备中没有脆弱面。
[0027] 第一组孔隙层和/或第二组孔隙层之间的间距可以具有100μm-800μm的高度或厚度。通过在内部和/或外部的原本实心材料中的孔隙之间提供大的间距，不会过度地削弱支架的机械强度。
[0028] 在内部和/或外部中，每层孔隙可以沿着壁长度间隔开一定间距，该间距不小于孔隙的高度。换言之，每个孔隙的高度可以等于或小于相邻层孔隙之间的间距。例如，每个孔隙的高度可以在范围100μm-800μm内。附加地或可替选地，每层优选地包括围绕内部的外周(相等地或不等地)间隔开的多个孔隙。每个孔隙的宽度可以小于同一层中的相邻孔隙之间的距离。这些特征中的任一个或两个可以有助于保证支架壁中的孔隙的存在不会过度地削弱内部和/或外部。
[0029] 内部的第一组一个或多个壁可以与外部的第二组一个或多个壁具有基本相同的厚度。注意，在内部和外部的同心布置中，根据上述的一组示例，第一组一个或多个壁和/或第二组一个或多个壁的厚度可以被定义为如从该同心布置的中心轴沿径向方向测量的壁宽度。然而申请人认识到可有益的是，第二组一个或多个壁比第一组一个或多个壁厚。这可以保证外部比内部具有更大的机械强度或
刚度。这在将设备植入或用在体内(例如为了使骨移植物生长)时尤为重要，因为外部随后与密质骨对齐且优选地传递去往/来自现有骨骼的负荷力。为了帮助易于通过
快速成型技术(诸如3D打印)制造设备，其中，壁可以通过依次沉积的材料层来构建，第二组壁可以为第一组一个或多个壁x倍厚，其中，x为整数，例如2、3、4等。在一组示例中，第二组壁为第一组一个或多个壁的两倍厚。
[0030] 如将在下文更详细地描述，内部的第一组一个或多个壁可以由第一材料形成，该第一材料与形成外部的第二组一个或多个壁的第二材料相同或不同。
[0031] 基部可以具有任何合适形状或形式，只要它起到在物理上连接所述内部和外部的作用即可。基部可以例如有助于在第一组一个或多个壁与第二组一个或多个壁之间设置间隔，该间隔在内部与外部之间限定空腔。基部可以为基本实心的或可以包括一个或多个孔隙。例如，基部可以包括连接在内部和外部之间的离散间隔件的布置。在内部和外部的同心布置中，根据上述的一组示例，基部可以包括从内部向外径向延伸到外部的多个
辐条部。然而优选的是，基部可以充当用于空腔中包含的任何填充材料的支承件，因此基部可以在内部与外部之间基本连续地延伸。
[0032] 附加地或可替选地，基部优选地在基本垂直于内部和/或外部的平面中延伸。在一组示例中，基部包括在内部与外部之间延伸的间隔板。该间隔板可以具有任何合适的形状，例如圆形、椭圆形、正方形、长方形、多边形或不规则形。间隔板的形状可以匹配或可以不匹配内部和/或外部的形状。然而在一个示例中，间隔板包括围绕由通道限定的中心轴基本对称布置的圆形板。无论以间隔板的形式还是以其它方式，基部都可以为基本扁平的。因此内部和外部可以对齐，从而被连接在基部的平面上。无论以间隔板的形式还是以其它方式，基部的直径都可以大于外部的直径。因此基部可以提供不仅用于空腔中包含的任何填充材料、而且还用于支架外部周围生长的任何组织材料的支承件。附加地或可替选地，延伸超过外部的基部可以有助于强化支架和/或供易于操作。附加地或可替选地，延伸超过外部的基部可以有助于使设备适配不同类型的生物反应器。例如，基部可以具有高达15mm的外径，从而适配包含24孔或48孔微量滴定板。
[0033] 如上所述，支架优选地被设计成模拟天然骨骼结构，并且由内部限定的通道可以模拟骨骼的骨髓腔。基部优选地包括至少部分地与通道对齐的窗口。该窗口可以包括比基部的其余部分更多孔的材料，或优选地，该窗口可以包括在基部中的开口。因此该窗口可以提供穿过基部的流动路径，例如使得血细胞和营养物可以沿着通道流动，然后通过支架的其余部分从内部向外扩散。在至少一些示例中，该窗口与通道对齐且优选地具有相同尺寸和/或形状。例如，如果内部包括三角形通道，则基部可以包括三角形窗口来进行匹配。
[0034] 基部可以由任何合适材料(例如实心的、多孔的或半多孔的材料)形成。如上所述，基部优选地用于支撑空腔中包含的任何填充材料。在一组实施方式中，基部由基本实心材料组成。例如，基部可以包括一种或多种材料或由一种或多种材料组成，该一种或多种材料诸如
钙的
磷酸盐(例如，磷酸三钙、羟基磷灰石等)或
生物玻璃。相应地，基部(可选地与内部和/或外部一起)可以有利地促进支架的机械强度和刚度。如果设备意图用在体外，例如用于药物测试目的，则基本实心基部可以为特别合适的。
[0035] 在另一组实施方式中，基部由基本多孔材料组成。例如，基部可以包括网或由网组成，该网例如微丝网。如果设备意图植入体内，例如支撑骨移植物，则这可以为特别合适的。基部的孔隙度可以基于多个因素来选择，多个因素诸如待由支架支撑的组织细胞的类型、和去往/来自被支撑的细胞的期望材料的扩散。
[0036] 基部可以由与形成内部和/或外部的一种或多种材料相同或不同的材料形成。下文进一步描述一些合适的聚合材料。
[0037] 各种材料可以适合于制作支架，包括陶瓷、聚合物、金属和水凝胶。然而，如上所概述，本发明的目的是提供一种牢固的、稳健的且能够通过快速成型技术(诸如3D打印)形成的设备。因此优选的是，支架由聚合材料(包括基于聚合物的复合材料)形成。在许多实施方式中，优选的是，支架包括一种或多种生物吸收性和/或生物兼容性聚合物或由一种或多种生物吸收性和/或生物兼容性聚合物组成。这类聚合物可以为天然的或合成的。因此支架非常适合于体内应用，诸如构建骨移植物，但是体外应用也可以得益于生物吸收性和/或生物兼容性设备，例如当对生物反应器中的天然骨骼环境建模时。支架的内部和/或外部可以由一种或多种聚合材料形成，该一种或多种聚合材料包括但不限于：聚丙交酯、聚乙交酯、聚已内酯、聚酸酐、聚酰胺、聚
氨酯、聚酰胺酯、聚原酸酯、聚对二氧环己
酮、聚缩
醛、聚缩酮、聚
碳酸酯、聚原碳酸酯、聚磷腈、聚羟基丁酸酯、聚羟基戊酸酯、聚亚烷基
草酸酯、聚亚烷基
琥珀酸酯、聚苹果酸、聚氨基酸、聚乙烯吡咯烷酮、聚乙二醇、聚羟基
纤维素、甲壳素、壳聚糖、聚左旋乳酸、聚(丙交酯-共-乙交酯)、聚(羟基丁酸酯-共-戊酸酯)、共聚物、三元共聚物或上述聚合材料的组合或混合物。在一组实施方式中，内部和/或外部由聚丙交酯形成。在一组实施方式中，内部和/或外部由聚已内酯(PCL)形成。
[0038] 可选地，支架的基部也可以由上文提及的相同聚合材料中的一种或多种材料形成。鉴于内部和/或外部优选地由基本实心材料组成，但根据各种优选实施方式在该实心材料中形成有孔隙，基部可以包括基本多孔材料或由基本多孔材料组成。在至少一些实施方式中，基部被制成微丝网。上文提及的许多聚合物(诸如PCL)适合于形成微丝网。
[0039] 优选地，形成支架的一种或多种聚合材料为生物兼容性的、骨引导性的和/或骨结合性的(有生物活性的)。这意味着支架可以用于培养未分化细胞、分化细胞、成骨细胞或(骨)祖细胞，这些细胞在体外形成类骨的细胞外基质，此后可以将包含生物细胞外基质的聚合物支架放置或植入在移植位点上。在本文中所描述的任何设备或方法中，支架优选地为生物兼容性的和/或生物降解性的，以帮助支撑功能细胞活体。
[0040] 在根据本发明的设备中，在第一组一个或多个壁与第二组一个或多个壁之间具有间隔，该间隔在内部与外部之间限定空腔，例如环形空腔。第一组一个或多个壁和第二组一个或多个壁优选地沿着其整体长度间隔开，例如以限定连续空腔。然而也可设想第一组一个或多个壁和第二组一个或多个壁可以在特
定位置彼此
接触，例如限定带有一些中断的空腔。该空腔的宽度可以为至少1mm、2mm、3mm、4mm、5mm、6mm、7mm或8mm。
[0041] 如上所述，可以对支架进行成形和/或尺寸设定从而总体上模拟解剖的骨骼结构。由内部限定的通道可以提供原位用于血管和去往/来自骨髓的营养物扩散的物理通道。该通道可以可选地至少部分地填充有填充材料。优选地，该设备还包括在内部与外部之间限定的空腔中的填充材料。该空腔可以至少部分地填充有多孔填充材料，例如类似于松质骨的多孔填充材料。在一些实施方式中，填充材料的孔隙度可以与目标骨骼结构中(例如人类骨骼中)的松质骨的孔隙度基本上匹配。在一些实施方式中，填充材料的孔隙度可以大于松质骨的孔隙度。优选地，填充材料的孔隙度95％的松质骨的孔隙度。填充材料例如可以具有多于大约100μm的平均孔尺寸。
[0042] 在一些优选实施方式中，填充材料优选地包括一种或多种水凝胶材料或由一种或多种水凝胶材料组成。合适的水凝胶材料包括无水和水合的天然和合成水凝胶。合适的水凝胶材料可以通过使聚合物分子交联(例如使用交联剂)来产生，包括但不限于：聚(
丙烯酸)、聚(乙烯醇)、聚(乙烯吡咯烷酮)、聚(乙二醇)、聚丙烯酰胺、透明质酸、
胶原蛋白、海藻酸酯、壳聚糖和多糖。在一组实施方式中，填充材料包括
纤维素纳米纤丝(CNF)水凝胶或
纳米纤维素水凝胶。在一组实施方式中，填充材料包括明胶水凝胶。例如，明胶甲基丙烯酰胺(Gel-MA)是一种生物降解性且生物兼容性的水凝胶。
[0043] 附加地或可替选地，填充材料可以包括粒子或多孔材料或者由粒子或多孔材料组成，例如，以有益于多种属性。附加地或可替选地，填充材料可以包括
泡沫结构或由泡沫结构组成。在至少一些实施方式中，填充材料可以通过静电纺丝法、粒子沥滤法、溶剂浇铸法、
冷冻干燥法、热诱导相分离法或其它技术来产生。
[0044] 将理解，填充材料，尤其多孔填充材料，与形成支架的内部和/或外部的材料截然不同。优选地，填充材料可以更加柔软且更加多孔。因此该设备可以依靠限定空腔的第一组壁和第二组壁，以提供用于包含且支撑填充材料必需的机械强度。
[0045] 如上所述，根据本发明的组织工程设备的优势在于，支架可以按易于按比例缩放的方式来制作，使得该支架可以被设计且被制作成模拟不同目标的宽范围内的特定骨骼结构。在至少一些实施方式中，该支架是使用3D纤维沉积(3DF)方法所制作的。在至少一些实施方式中，该支架是使用计算机控制的制造技术(诸如快速成型(RP)方法)所制作的。合适的RP方法包括3D打印(例如熔融沉积建模)、选择性激光
烧结；和任何其它逐层技术。使用这类技术，可以将支架设计按比例缩放到任何期望尺寸(但在RP机器的
分辨率的限度内)。在至少一些实施方式中，该支架由计算机辅助设计(CAD)模型中记录的定制型可再现设计制成/被制作为CAD模型中记录的定制型可再现设计。
[0046] 使用这类技术制作本文中所描述的支架凭借自身权利被视为具有新颖性和创造性。因此根据本发明的另一方面，提供了一种制作支架的方法，所述支架包括：内部，所述内部包括被第一组一个或多个壁包围的通道；外部，所述外部包括第二组一个或多个壁且被布置使得所述第二组一个或多个壁基本包围所述第一组一个或多个壁，其中所述第一组一个或多个壁与所述第二组一个或多个壁之间的间隔在所述内部与所述外部之间限定空腔；和基部，所述基部连接所述内部和所述外部；所述方法包括以下中的至少一种：3D纤维沉积(3DF)；3D打印；
选择性激光烧结；任何其它逐层快速成型技术。
[0047] 这类计算机控制的制造(例如快速成型)技术有利地提供了能够被定制的支架。在优选组实施方式中，该支架被定制成匹配人类或动物目标中的特定骨环境的尺寸。一种包括定制支架的设备然后可以被用在体内，例如用于骨移植，或被用在体外，例如作为用于模拟且分析组织工程过程或用于分析在受控环境下的药物释放的生物模型。支架的定制尺寸可以使用非侵入性成像技术(诸如CT或MRI)来确定。
[0048] 本文中所描述的支架的定制凭借自身权利被视为具有新颖性和创造性。因此根据本发明的另一方面，提供了一种制作用于组织工程的定制支架的方法，所述支架包括：内部，所述内部包括被第一组一个或多个壁包围的通道；外部，所述外部包括第二组一个或多个壁且被布置使得所述第二组一个或多个壁基本包围所述第一组一个或多个壁，其中所述第一组一个或多个壁与所述第二组一个或多个壁之间的间隔在所述内部与所述外部之间限定空腔；和基部，所述基部连接所述内部和所述外部；所述方法包括：对人类或动物目标中的骨环境进行成像；并且选择所述内部和/或所述外部的一个或多个尺寸以基本匹配所成像的所述骨环境。成像步骤优选地包括非侵入性成像技术(诸如CT或MRI)
[0049] 将理解，使内部和/或外部的一个或多个尺寸匹配所成像的骨环境可以包括：选择至少一个内径或外径。此外，可以使通道和/或空腔的宽度基本上匹配所成像的骨环境。支架尺寸的这类定制对于植入物来说可以尤为重要，因为用于骨(再)生成的环境非常复杂(包括例如不同的细胞类型、生长因子、营养供应和机械刺激)，并且支架对骨环境的模拟越接近，植入物成功进行骨(再)生成的可能性就越大。
[0050] 如上所述，本文中所公开的组织工程设备和方法可以用于各种应用，包括但不限于：
[0051] -用于组织工程的植入物；
[0052] -用于模拟且分析组织工程过程的生物模型；
[0053] -用于分析在受控环境下的药物释放的生物模型；
[0054] -在生物反应器中基于支架的研究。
[0055] 这些潜在用途都可以利用独特的支架形状和机械稳定性。
[0056] 根据本发明的另一方面，提供了一种使用如上所述的设备的组织工程的方法。这种方法可以包括如下步骤：用填充材料填充支架的在内部与外部之间限定的空腔；并且用组织细胞对支架进行接种。将理解，可以与填充材料一起或单独地引入细胞。如上所述，填充材料优选地为多孔的，例如由一种或多种水凝胶材料形成。填充空腔的步骤优选地包括：注入水凝胶溶液，并且进行交联或冷冻干燥以形成多孔的填充材料。填充材料的孔隙度允许骨向内生长到支架中，实现骨样本(例如用于在体外测试)和骨移植物(例如用于在体内(再)生成)的生长。这类方法可以可选地还包括：用第二填充材料填充通道。该第二填充材料可以与空腔中的填充材料相同或不同。在这类实施方式中，可以在细胞接种步骤之前或之后填充通道。
[0057] 在第一组实施方式中，这类方法还可以包括：在体外使组织在支架上生长。例如，设备可以被安装在生物反应器中，用于建模或测试目的。
[0058] 在第二组实施方式中，这类方法还可以包括：将设备(或至少其支架)植入活体目标中。根据本发明的设备可以用于需要骨生成或再生的各种外科治疗。这些包括整形外科、颌面部外科手术、牙科和需要骨生成或再生的任何其它学科中的所有骨缺损。该设备也可以用于例如牙科中的引导组织再生膜。
[0059] 根据本发明的另一方面，提供了一种骨生成或再生的方法，该方法包括：制作如上所述的设备，优选地包括定制支架的设备；用填充材料填充支架的在内部与外部之间限定的空腔；用组织细胞对支架进行接种；并且将支架植入活体人类或动物患者内的骨环境中。
附图说明
[0060] 下面将仅通过示例方式且参照附图描述本发明的一些实施方式，附图中：
[0061] 图1a至图1c示意性示出如何能够在长骨(诸如股骨)上对支架形状建模；
[0062] 图2为根据本发明的实施方式的支架的立体图；
[0063] 图3为构成图2的支架的部件的分解图；
[0064] 图4a至图4c为支架的微CT图像，示出了在支架中在不同高度的不同层的架构；和[0065] 图5为根据下文给出的示例制作且填充的支架的俯视图图像。
具体实施方式
[0066] 图1a至图1c给出如何能够在制造定制支架时对长骨(诸如股骨)建模的概观图。如在图1a的立体图和图1b的截面图中可见，骨骼的
基础解剖结构包括外部密质骨2、内部松质骨4和在骨髓所处的中央的骨髓腔6。如图1c示意性所示，该基础结构可以被建模为通常为同轴的两组壁。中央通道8可以被进行尺寸设定以匹配骨髓腔6。平均人类骨髓腔的直径为20mm。在这两组壁之间的空腔10可以填充有多孔材料以匹配松质骨4。在图2和图3中更详细地可见以这种方法建模的支架的一个示例。
[0067] 图2示出了包括内部和外部的支架12，该内部为中心管14的形式，该外部为轮廓管16的形式。在本示例中，中心管14被示出为三角形管，但是内部可以被制作成具有任何合适形状，例如圆柱形。而且，在本示例中，轮廓管16被示出为圆柱形管，但是它可以具有任何合适的横截面形状。特别地，在支架12已被定制成基本匹配目标骨骼的情况下，可以相应地调节该支架12的形状和/或尺寸。此外，该支架可以包括多于一个轮廓管16，例如布置在彼此内部的多个同心圆柱体。中心管14的壁围绕延伸穿过支架12的中央通道18。环形空腔20被限定在内部14和外部16之间。轮廓管16的主要功能是支撑可在空腔20中包含和/或生长的材料。
[0068] 同心的管部14和管部16通过
底板22连接。如从图3更清楚地看出，底板22通常为包括中心窗口24的圆盘，该中心窗口24被成形为匹配中央通道18。在本示例中，窗口24包括底板22的材料中的开口。因此
流体可以，即穿过窗口12且沿着中央通道18纵向流经支架12。底板22可以被制成不同直径，例如用于帮助将支架12并入特定设备中或适配预期的容器，诸如细胞培养板或生物反应器室。
[0069] 在图2和图3中均可见，内部管14和外部管16中均提供周向孔隙26。在交替层中开有孔隙26。例如，在内部管14的层1和层2中具有打开的孔隙26，而外部管16的层1和层2是连续的，然后在外部管16的层3和层4中具有打开的孔隙26，而内部管14的层3和层4是连续的。这可以参照图4a至图4c更清楚地来理解。孔隙26的这种交替布置保证了在任何给定高度都具有穿过支架12的可用的足够径向扩散。从图4a至图4c也可见，外部管16可以被制成相比于内部管14具有双倍壁厚度。这有助于提供机械强度增强的外部管16。孔隙26可以通过用于沉积内部管14和外部管16的聚合物材料的分层工艺中的中断来形成。相应地，每个孔隙
26可以具有对应于整数个制造层的高度，例如由3D
打印机沉积的两层的高度。
[0070] 内部管14和外部管16均由生物兼容性聚合物材料制成。可以将相同材料用于这两个管14和16，或可以使用不同材料从而提供不同的机械强度。底板22由聚合物微丝的模式形成，该模式例如为以60度递增(交替地，0度/60度/120度)的分层模式。当然，细丝之间的角度和/或距离可以被控制以提供期望的孔隙度。因此底板22提供可以使填充材料包含在空腔20中、同时也使内部管14和外部管16连接的网。
[0071] 在这类支架12中，内通道18可以提供用于血管和/或营养输送/扩散，允许培养基穿透支架12。内部管14和外部管16之间的空腔20可以填充有一种或多种多孔材料，例如以形成模拟松质骨的海绵结构。
[0072] 注意，可以使支架12的顶部打开，如图所示，或可选地用类似于底板22的盖板将其封闭。
[0073] 示例
[0074] 支架是使用标准CAD
软件(诸如Solidworks、AutoCAD、ProE、Magics等)从CAD模型中记录的定制型可再现设计所制作的。以立体平版印刷(STL)文件格式来记录该设计，且参考真实骨骼的图像确认尺寸。可替选地，可以根据
增材制造文件格式(AMF)标准或OBJ几何图形格式而非立体平版印刷(STL)文件格式来记录该设计。然后读取STL文件并将其传送到3D截切软件(诸如Slic3r、Bioplotter RP、Cura等)以被划分为逐层结构。然后将截切的设计导入RP软件，用以通过快速成型(RP)机器(诸如
3D打印机)进行制造。
[0075] 使用两种聚酯来制造支架12。内部14由从 订购的聚(丙交酯-共-己内酯)的共聚物制成。外部16和基部22由聚丙交酯制成。聚丙交酯被选择用于支架的主要承重部分，这是因为聚丙交酯的模数远远高于用于制作限定中央通道18的内部14的共聚物的模数。内部14与外部16之间的空腔20填充有通过对注入的明胶/CNF的水凝胶溶液进行冷冻干燥所制作的纳米纤维(TEMPO氧化的纳米纤维素)海绵。后修饰和清洗步骤准备好支架用于进行细胞接种。针对细胞培养物，将L929(纤维原细胞)与冷冻干燥的纳米纤维素海绵填料混合。
[0076] 在细胞接种1天和3天后拍摄的扫描
电子显微镜图像显示出细胞的积极附着和增殖行为。图5示出了在支架12上的细胞培养生长。
[0077] 在本示例中，支架12被制成适配生物反应器中的48孔板。外部轮廓管16具有11.4mm的外径和5.0mm的高度。内部三角形管14具有3.5mm的边长和5.0mm的相同高度。内部管14和外部管16二者中的孔隙26具有1.5mm的长度和0.68mm的高度(这对应于厚度0.34mm(如由RP机器所设置)的两层)。底板22包括边长为3.5mm的中心三角形窗口24以匹配内部三角形管14。底板22的外径为11.4mm。底板22被制成0.68mm厚，即两层厚。应理解，支架可以按比例缩放以适配任何特定环境。例如，外径可以被设置为15mm以适配生物反应器中的24孔板。
