CN102470195A用于组织工程的装置及方法

CN102470195A用于组织工程的装置及方法 (10)申请公布号102470195A (43)申请公布日xx.05.23102470195A*102470195A* (21)申请号xx80030958.5 (22)申请日xx.07.0861/224,675xx.07.10US61/234,768xx.08.18USA61L27/56(xx.01)A61L27/42(xx.01)C03C25/66(xx.01)A61L27/54(xx.01)A61F2/28(xx.01) (71)申请人百傲图科技有限公司地址美国马萨诸塞州 (72)发明人JJ刘J纽替尼A沃伦 (74)专利代理机构上海一平知识产权代理有限公司31266代理人任永武须一平 (54)发明名称用于组织工程的装置及方法 (57)摘要一种由生物活性玻璃纤维制造的可吸收性的(resorbable)组织支架，形成一具有生物活性组成的刚性三维多孔性基质。 按照互相连接的孔隙空间的形式的孔隙度是由多孔性基质中的生物活性玻璃纤维之间的空间提供。 所述生物可吸收性基质的强度是由熔合及连结所述生物活性玻璃纤维成刚性三维基质的生物活性玻璃而提供。 所述可吸收性的组织支架支持组织的向内生长以提供骨传导性(osteoconductivity)作为可吸收性的组织支架，用于修复受损及/或患病的骨组织。 (30)优先权数据 (85)PCT申请进入国家阶段日xx.01.10 (86)PCT申请的申请数据PCT/USxx/041331xx.07.08 (87)PCT申请的公布数据WOxx/005933ENxx.01.13 (51)Int.Cl.权利要求书1页说明书15页附图6页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请权利要求书1页说明书15页附图6页1/1页21.一种可吸收性的三维组织支架，包含生物活性玻璃纤维；生物活性玻璃，连结至所述生物活性玻璃纤维的至少一部分；以及在所述三维组织支架内的孔隙空间，其经由在所述生物活性玻璃连结至所述生物活性玻璃纤维期间所去除的挥发性组分而预定，其中所述孔隙空间在所述可吸收性的三维组织支架内产生约40至约85的孔隙度。 2.如权利要求1所述的组织支架，其特征在于，所述生物活性玻璃纤维和所述生物活性玻璃具有一致的组成。 3.如权利要求1所述的组织支架，其特征在于，所述三维组织支架内的孔隙空间的孔隙尺寸为约100微米至约500微米。 4.如权利要求4所述的组织支架，其特征在于，所述孔隙尺寸具有双峰尺寸分布。 5.如权利要求1所述的组织支架，其特征在于，多个所述生物活性玻璃纤维是与相邻的生物活性玻璃纤维连结，提供经连结的生物活性玻璃纤维束。 6.如权利要求1所述的组织支架，其特征在于，所述生物活性玻璃纤维包含碳酸钠、碳酸钙、五氧化二磷、约45摩尔至约60摩尔的二氧化硅、以及约2至约10的钙对磷摩尔比。 7.如权利要求1所述的组织支架，其特征在于，所述生物活性玻璃纤维包含13-93玻璃纤维。 8.如权利要求1所述的组织支架，其特征在于，所述生物活性玻璃纤维的直径为约1微米至约200微米。 9.如权利要求8所述的组织支架，其特征在于，所述生物活性玻璃纤维的直径为约5微米至约100微米。 10.一种生物活性组织支架，包含一种生物活性组合物的刚性三维基质，由包含以下的方法形成混合一种生物活性纤维、一种粘结剂、一种连结剂、一种孔隙形成剂、及一种液体成一塑性可成形的批料；使所述塑性可成形的批料形成一个成形物件；干燥所述成形物件以去除所述液体；去除所述粘结剂；去除所述孔隙形成剂；以及加热所述成形物件以使用所述连结剂熔合及连结所述生物活性纤维成所述刚性三维基质，其具有由所述孔隙形成剂所界定的孔隙空间。 权利要求书102470195A21/15页3用于组织工程的装置及方法技术领域0001一般而言，本发明涉及多孔性纤维医药植入物的领域。 具体而言，本发明涉及一种生物活性纤维植入物，当应用于活体内的环境中，其具有骨刺激性(osteostimulative)特性。 背景技术0002在手术及矫形外科程序中通常需要人工替代装置以用于修复骨组织中的缺陷。 在老化人口中，愈来愈需要人工替代物(prosthesis)以用于替换或修复患病或退化的骨组织，以及增进人体本身的机能以快速愈合因严重的外伤或退化性疾病所导致的肌肉与骨胳的伤害。 0003已发展自体移植术与异体移植术程序以修复骨缺陷。 在自体移植术程序中，将得自一病患的供应部位的骨移植物(例如得自髂骨棱(iliac crest)移植至修复部位，以促进骨组织的再生。 然而，自体移植术程序尤其具有侵入性，造成获取部位的感染及非必要的疼痛与不适的风险。 在异体移植术程序中，使用相同物种的捐赠者的骨移植物，但使用这些材料会升高感染、疾病传播、及免疫反应的风险，以及宗教反对。 因此，已寻找用于移植人造材料的人造材料及方法以作为自体移植术及异体移植术的替代方案。 0004已发展用于修复骨组织中的缺陷的人造的人工替代装置，以试图提供一种具有天然骨材料的机械特性的材料，同时促进骨组织生长以提供持续且永久的修复。 对于骨的结构及生物机械特性的知识、以及骨治疗过程的了解，提供关于用于骨修复的理想的人造的人工替代装置所要求的特性及特性的指引。 这些特性包括但不限于生物可吸收性，以使装置有效地溶解于身体中而无有害的副作用；骨刺激性及/或骨传导性，以在伤口愈合时促进骨组织向内生长进入所述装置；以及荷重承载或重量分担以支撑修复部位，使伤口愈合时不移动组织，以促进持续的修复。 0005至今已成功发展出达到至少部份所要求特性的材料，但几乎所有材料折损了至少部份关于理想的硬组织支架的生物机械需求。 发明内容0006本发明通过提供一种生物可吸收性、骨刺激性、及荷重承载的材料，达到用于修复骨缺陷的有效的人造骨的人工替代物的目的。 本发明提供一种生物活性玻璃纤维的生物可吸收性(即，可吸收性)组织支架，具有连结至所述纤维的至少一部分以形成一种刚性三维多孔性基质的生物活性玻璃。 所述多孔性基质具有互相连接的孔隙空间，其孔隙尺寸分布为约10微米至约600微米、孔隙度为40至85，以在一旦移植进骨组织后提供骨传导性。 本发明的实施方案包括孔隙空间为约50微米至约500微米。 0007根据本发明还提供一种制造一种人造骨的人工替代物的方法，包括混合一种生物活性纤维与一种粘结剂、一种孔隙形成剂、及一种液体，以提供一种塑性可成形的批料，并揉捏所述可成形的批料，以分散生物活性纤维成一种互相缠绕及重迭的生物活性纤维的充说明书102470195A32/15页4分均质团料。 所述可成形的批料经干燥、加热，以去除所述粘结剂及孔隙形成剂，并使用一主要热源及一次要热源加热至一个连结形成温度，以在互相缠绕及重迭的生物活性玻璃纤维之间形成连结。 0008本发明的这些及其他特征将参照以下描述而更清楚，且尤其可通过所附权利要求书中所指出的手段及组合而了解。 附图说明0009本发明的前述及其他目的、特点、及优点将通过以下数个本发明的实施方案的详细描述而清楚；如所附附图中所示，其中相同的元件符号在不同视图中是指相同部分。 附图并非一定按比例绘制，而是用以强调说明本发明的原则。 0010图1为大约1000X的放大倍率的光学显微镜图，显示根据本发明的生物活性组织支架的实施方案。 0011图2为本发明方法的用于形成图1的生物活性组织支架的实施方案的流程图。 0012图3为根据图2发明的方法的固化步骤的实施方案的流程图。 0013图4为根据本发明方法而制造的物件的实施方案的示意图。 0014图5为图4的物件在完成本发明方法的挥发性组分去除步骤后的示意图。 0015图6为图5的物件在完成本发明方法的连结形成步骤后的示意图。 0016图7为本发明的可吸收性的组织支架的各种实施方案相较于已知样本的比较分析图。 0017图8为根据本发明的生物活性组织支架制成的脊椎植入物的侧面立视图。 0018图9为植入椎间空间具有图8的脊椎植入物的脊椎的一部分的侧面透视图。 0019图10为一示意图，显示根据本发明的生物活性组织支架制成的截骨术楔形物(osteotomy wedge)的等角视图。 0020图11为一示意图，显示可经操作将图10的截骨术楔形物插入一个骨中的截骨开口的展开视图。 0021如前述，除了上述附图说明目前揭露的实施方案，亦可考虑其它实施方案。 这些揭露代表通过例示性的方式说明实施方案，并非用以限制。 本领域的技术人员可设计落入本发明揭露之实施方案的原则的范围与精神内的多种其他变型及实施方案。 具体实施方式0022本发明提供一种用于修复组织缺陷的人造的人工替代组织支架。 当用于本文中，各种形式的“人造的人工替代组织支架(synthetic prosthetictissue scaffold)”及“骨组织支架”及“组织支架”及“人造骨的人工替代物”等词于全文中可互换。 在一个实施方案中，人造的人工替代组织支架一旦植入活体组织后为生物可吸收性。 在一个实施方案中，人造的人工替代组织支架一旦植入活体组织后为骨传导性。 在一个实施方案中，人造的人工替代组织支架一旦植入活体组织后为骨刺激性。 在一个实施方案中，人造的人工替代组织支架一旦植入活体组织后为荷重承载。 0023已发展用于组织工程应用的各种种类的人造植入物，以试图提供一种人造的人工替代装置，其可模拟天然骨组织的特性及促进组织的修复及愈合。 已发展金属及生物持久说明书102470195A43/15页5性结构，以在促进新组织生长的多孔性结构中提供高强度。 然而，这些材料并非生物可吸收性且必须在后续的手术程序中去除，或终身留在病患体内。 生物持久性金属及生物相容性的植入物的一个缺点为高荷重承载能力并不会转移至围绕所述植入物的再生组织。 当形成硬组织时，应力荷重导致较强壮的组织，但金属植入物屏蔽新形成的骨接收此应力。 骨组织的应力屏蔽从而导致弱的骨组织，其确实会被身体再吸收，这是人工替代物松脱的起因。 0024植入物进入活体组织引起生物反应是取决于数种因素，如植入物的组成。 生物去活性材料通常以纤维组织封装(encapsulated)，以隔离主体与所述植入物。 金属及大多数聚合物产生如近惰性陶瓷(如氧化铝或氧化锆)这类的界面反应。 生物上的活性材料(biologically activematerials)或生物活性材料(bioactive materials)引发可产生使植入物材料牢固于活体组织的界面连结的生物反应，很像当天然组织自体修复时形成的界面。 这种界面连结可造成一个界面，其可稳定在骨床(bony bed)中的支架或植入物，并提供由支架跨过连结界面至骨组织中的应力。 当修复处承受重量时，包括再生的骨组织的骨组织受到应力，限制因应力屏蔽所导致的骨组织再吸收。 生物可吸收性材料会引发与生物活性材料相同的反应，但亦可通过体液展现完全的化学分解。 0025使用生物上活性且可吸收性的材料发展可吸收性的组织支架的挑战是在具有足以促进骨组织生长的孔隙度下达到荷重承载强度。 传统的多孔性形式的生物活性生物玻璃及生物陶瓷材料的固有强度并不足以提供如人造的人工替代物或植入物的荷重承载强度。 制备成具有足够的孔隙度以成为骨刺激性的组织支架的传统的生物活性材料并未展现荷重承载强度。 同样的，提供足够强度形式的传统的生物活性材料并未展现会被认为具骨刺激性的孔隙结构。 0026一般认为以纤维为基质的结构可提供固有较高的强度对重量比率(strength toweight ratios)，鉴于单一纤维的强度可显著大于相同组成的以粉末为基质或以颗粒为基质的材料。 可生产具有相对低的不连续性的纤维，不连续性会促使形成造成失效传递(failure propagation)的应力集中。 相反的，以粉末为基质或以颗粒为基质的材料需要在各个邻接的颗粒之间形成连结，各个连接界面可能产生应力集中。 此外，提供以纤维为基质的结构以缓和应力，因而具较大的强度，当以纤维为基质的结构受到拉伸时，任何单一纤维的失效并不会透过相邻的纤维传递。 因此，相较于一种相同组成的以粉末为基质的材料，以纤维为基质的结构在相等尺寸及孔隙度的情况下展现较优异的机械强度特性。 0027以生物活性纤维为基质的材料已用于组织工程应用，但这些现有技术的材料折损了荷重承载的需求或骨刺激性特性。 举例言之，Marcolongo等人的教示(美国专利第5,645,934号)揭露一种经编织的生物活性玻璃纤维复合物结构，其具有热塑性聚合物以提供荷重承载能力，但不具足以提供骨刺激性的孔隙度。 类似的，Dunn等人的教示(美国专利第4,655,777号)揭露一种经生物活性玻璃纤维强化的生物活性聚合物基质，以提供荷重承载硬组织支架，其是依靠所述生物活性聚合物的溶解而在所围绕的骨头愈合时促进骨组织的生长。 Pirhonen的教示(美国专利第7,241,48号)揭露一种通过烧结生物活性玻璃纤维而制备的多孔性骨填料材料，但所得孔隙形态并未受到良好控制，以使当其以具有用于可能的荷重承载应用的高强度的形式制造时，确保骨传导性及/或骨刺激性。 0028本发明提供一种用于组织工程应用的材料，其为生物可吸收性、具有荷重承载能力、及具有可受控制与最佳化的孔隙结构的骨刺激性，以促进骨的向内生长。 说明书102470195A54/15页60029图1为大约1000X的放大倍率的光学显微镜图，显示本发明的一种生物活性组织支架100的实施方案。 生物活性组织支架100是一种刚性三维基质110所形成一模拟骨结构的强度与孔隙形态的结构。 当用于本文中，“刚性”一词意指结构在应力的施用下，直到以与天然骨相同的方式断裂前，其并未明显屈曲(yield)，则可被认为是刚性结构。 支架100为一种多孔性材料，具有通常为互相连接的孔隙120网络。 在一个实施方案中，孔隙120的互相连接的网络提供骨传导性。 当用于本文中，骨传导性一词意指所述材料可促进骨组织的向内生长。 典型人类的疏松骨具有为约4兆帕(MPa)至约12兆帕的压缩粉碎强度、约0.1吉帕(GPa)至0.5吉帕的弹性模数。 如以下所示，本发明的生物活性组织支架100可在一种生物活性材料中提供一种多孔性骨刺激性结构，其具有大于约50的孔隙度、大于4兆帕且高达且超过22兆帕的压缩粉碎强度。 0030在一个实施方案中，三维基质110是由连结且熔合至一种刚性结构的纤维所形成，具有展现生物可吸收性的组成。 相较于使用传统的生物活性或生物可吸收性的以粉末为基质的原材料，使用纤维作为创造三维基质110的原材料提供一个明显的优点。 在一个实施方案中，在一个给定的孔隙度下，相较于以粉末为基质的结构，以纤维为基质的原材料提供一种具有更大强度的结构。 在一个实施方案中，使用纤维作为主要原材料，产生一种在体液中展现更均匀且受控制的溶解速率的生物活性材料。 0031在一实施方案中，相较于相同组成的以粉末为基质或以颗粒为基质的系统，三维基质110的以纤维为基质的材料展现较优异的生物可吸收性特性。 举例言之，溶解速率为可增加的变数，因此当材料展现粒状边界(grain boundaries)(如以粉末为基质材料的形式)，或当材料为一结晶相时，无法预期其溶解速率。 当通过体液而溶解时，已显示以颗粒为基质的材料展现快速降低的强度，展现因颗粒的粒状边界的裂缝传递(crack propagation)的疲乏所造成的失效。 由于纤维形式的生物活性玻璃或陶瓷材料通常为非晶形的，本发明方法的加热处理过程可更佳的控制次序化结构的数量及程度，以及结晶性，本发明的组织支架100可展现更受控制的溶解速率，具有更大的强度。 0032本发明的生物活性组织支架100提供所要求的机械及化学特性，结合孔隙形态以促进骨传导性。 孔隙120网络为天然的互相连接的孔隙度，其是由模拟天然骨的结构中的互相缠绕的、不织纤维材料之间的孔隙所形成。 此外，使用本文所描述的方法，可控制及最佳化孔隙尺寸，以在支架100及再生骨内增进血液及体液的流动。 举例言之，孔隙尺寸及孔隙尺寸分布可通过选择在形成支架100期间挥发的孔隙形成剂及有机粘结剂而控制。 孔隙尺寸及孔隙尺寸分布可由孔隙形成剂的颗粒尺寸及颗粒尺寸分布而决定，包含单峰(single mode)孔隙尺寸、双峰(bi-modal)孔隙尺寸分布、及/或多峰(multi-modal)孔隙尺寸分布。 支架100的孔隙度可为40至约85。 在一个实施方案中，一旦植入活体组织，在此范围内的孔隙度可促进再生组织的骨诱导性的过程，且展现荷重承载强度。 0033支架100是使用纤维作为原材料制造成。 所述纤维可由一种展现生物可吸收性的生物活性材料所组成。 本文中所用的“纤维”一词是用以描述连续性或不连续性的细丝，具有大于一的长宽比，且是通过纤维-形成过程(如拉制、纺制、吹制、或其他典型用于形成纤维材料的类似过程)所形成。 生物活性纤维可由可形成纤维形式的生物活性组合物而制造，如生物活性玻璃、陶瓷、及玻璃陶瓷。 所述纤维可由生物活性组合物的前驱物而制造，其可在形成三维基质110时形成一种生物活性组合物，而形成支架100。 说明书102470195A65/15页70034生物活性及生物可吸收性玻璃材料通常被称为具有碳酸钠、碳酸钙、五氧化二磷、及二氧化硅的组合物的玻璃，例如一种具有约45摩尔至约60摩尔的二氧化硅、以及约2至约10的钙对磷摩尔比的玻璃组合物。 具有这种或相似组合物的玻璃材料，证明其在一种含水环境中于所述材料表面形成一富含二氧化硅层及一钙磷膜，易使所述玻璃材料连结至骨。 可通过添加组合物(如氧化镁、氧化钾、氧化硼、及其他化合物)而变化组成，然而一般认为界面层中45摩尔至60摩尔的二氧化硅含量有利于形成富含二氧化硅层及钙磷膜，以促进支架及天然骨材料之间的连结的形成。 举例言之，参见Ogino、Ohuchi、及Hench的文献“Compositional Dependenceof theFormation ofCalcium PhosphateFilms onBioglass，J BiomedMater Res.1980，1455-64”，所述文献并于此处以供参考。 0035玻璃化合物更易于形成纤维形式，当所述材料可经融化及拉制成一种非晶形形式的纤维。 可在纤维拉制过程不经去玻作用(devitrification)而将生物活性及生物可吸收性材料制造成纤维形式，这需要高二氧化硅含量及氧化钠与氧化钾，以提供一种混合碱的影响，以在形成纤维时维持一种非晶形结构。 已证实混合碱与易于拉成纤维的高二氧化硅含量玻璃的各种化合物是同时为生物活性及生物可吸收性。 举例言之，参见Brink、Turunen、Happonen、及Yli-Urpo的文献“Compositional Dependenceof Bioactivityof Glassesin the系统Na2O-K2O-MgO-CaO-B2O3-P2O5-SiO2，J BiomedMater Res.1997；37114-121”(所述文献并于此处以供参考)，描述至少十种Na2O-K2O-MgO-CaO-B2O3-P2O5-SiO2系统可易于拉制成纤维且显示生物活性的不同组合物。 在一个实施方案中，一种生物活性及生物可吸收性材料具有以下所示摩尔含量的组成6Na2O；7.9K2O；7.7MgO；22.1CaO；0B2O3；1.7P2O5；及54.6SiO2(亦称作13-93玻璃)，提供生物活性及生物可吸收性性能。 0036再参照图1，在三维基质110内的孔隙120网络具有一种独特结构，其具有尤其有利于骨组织的向内生长而作为可吸收性支架100的特性。 孔隙空间120的特性可通过选择挥发性组分而控制，如以下所述。 孔隙尺寸及孔隙尺寸分布为孔隙120网络的重要特性，其可经指定及控制，从而通过选择具有特定颗粒尺寸及分布的挥发性组分而预定，以提供骨传导性的结构，同时维持用于荷重承载应用的强度。 此外，相较于现有技术材料，孔隙120网络展现改进的互相连接性，具有因粘结剂及孔隙形成剂造成的纤维位置所导致的在孔隙之间大的相对喉孔尺寸(throat sizes)，进一步增进本发明的可吸收性的组织支架100的骨传导性。 孔隙120网络是由纤维材料的天然的堆积密度所造成的空间、以及在形成可吸收性支架100期间与纤维混合的挥发性组分所造成的纤维的位移所造成的空间而产生的。 如以下进一步描述，形成三维基质110的生物活性材料是以玻璃熔合及连结重迭且互相缠绕的纤维而制造的。 纤维及玻璃及/或玻璃前驱物为非挥发性组分，是通过形成一种具有挥发性组分的均质混合物(如粘结剂及孔隙形成剂，例如包含有机材料)而预置(prepositioned)，以预定在孔隙间所得孔隙尺寸、孔隙分布、及喉孔尺寸。 此外，挥发性组分通过增加孔隙间的喉孔尺寸而有效地增加孔隙互相连接的数量，使得孔隙连接成多孔隙。 松散纤维在混合物中去结块及分散，得到纤维材料在挥发性有机材料内呈重迭及互相缠绕关系的相对位置。 在去除挥发性组分、且熔合及连结纤维与玻璃以形成三维基质110时，孔隙120网络是由经挥发性组分所占的空间所产生。 0037本发明的可吸收性支架的一目的为促进原位(in situ)组织生成，作为活体组织说明书102470195A76/15页8内的植入物。 有许多关于用于骨组织修复的理想支架的标准，一个重要特性为一高度互相连接的多孔性网络，兼具足以进行细胞迁移、液体交换及最终的组织的向内生长及血管新生(例如，血管的渗透)的大小的孔隙尺寸及孔隙互相连接。 本发明的可吸收性的组织支架100为一种具有孔隙尺寸及孔隙互相连接性的多孔性结构，其特别适用于骨组织的向内生长。 孔隙120网络具有可通过选择用以制造可吸收性的组织支架100的挥发性组分而控制的孔隙尺寸，以提供至少100微米的平均孔隙尺寸。 可吸收性的组织支架100的实施方案具有约10微米至约600微米的平均孔隙尺寸，或者，约100微米至约500微米的平均孔隙尺寸。 所述挥发性组分(包含有机粘结剂及孔隙形成剂(形成孔隙)确保在三维基质内具有大的孔隙喉孔尺寸的高程度的互相连接性。 具有小于可通过活体外(in vitro)分析而测定的孔隙尺寸的孔隙尺寸分布是理想的，其中当三维基质120溶解及吸收至体内时，其孔隙尺寸将增加。 以此方式，此材料的荷重承载能力在最初植入时增加，可吸收性的组织支架100溶解于体内时，再生的骨组织在其再生时承载更多荷重。 0038参照图2，显示形成生物活性组织支架100的方法200的实施方案。 一般而言，松散纤维210是与粘结剂230及液体250混合，形成一塑性可模塑材料，其接着经固化以形成生物活性组织支架100。 固化步骤280选择性的去除混合物的挥发性成分，留下开放且互相连接的孔隙空间120，及将纤维210有效地熔合与连结成刚性三维基质110。 0039松散纤维210可以一种松散形式，或细碎纤维而提供。 纤维210的直径可为约1微米至约200微米，且典型为约5微米至约100微米。 这类纤维210通常生产为具有相对窄的且经控制的纤维直径的分布，且可使用一种给定直径的纤维、或具有一种纤维直径范围的纤维的混合物。 纤维210的直径会影响所得多孔性结构的孔隙尺寸及孔隙尺寸分布、以及三维基质110的尺寸及厚度，这不仅会影响支架100的骨传导性，也会影响当支架100植入活体组织后通过体液而溶解的速率及其所得强度特性，包含压缩强度及弹性模数。 0040当粘结剂230及液体250与纤维210混合时，产生一种塑性可成形的批料混合物，其使纤维210均匀地分散在批料中，且提供生胚强度，以使批料材料在后续的形成步骤270中形成所要求的形状。 可使用有机粘结剂材料作为粘结剂230，如甲基纤维素、羟丙基甲基纤维素(HPMC)、乙基纤维素、及前述的组合。 粘结剂230可包含例如以下材料聚乙烯、聚丙烯、聚丁烯、聚苯乙烯、聚乙烯乙酯、聚酯、等规聚丙烯(isotactic polypropylene)、无规聚丙烯(atactic polypropylene)、聚砜、聚甲醛聚合物、聚甲基丙烯酸甲酯、富马-茚共聚物(fumaron-indane copolymer)、乙烯醋酸乙烯共聚物、苯乙烯-丁二烯共聚物、丙烯酸树脂橡胶、聚乙烯缩丁醛、离子键树脂、环氧树脂、尼龙、酚甲醛、苯酚糠醛、石蜡、蜡乳液、微晶蜡、纤维素、糊精、氯化烃类、精炼藻酸盐(refined alginates)、淀粉、明胶、木质素、橡胶、丙烯酸树脂、沥青、酪蛋白、树胶(gum)、白蛋白、蛋白质、乙二醇、羟乙基纤维素、羧甲基纤维素钠、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮、聚环氧乙烷、聚丙烯酰胺、聚醚酰亚胺、洋菜、洋菜糖、糖蜜、糊精、淀粉、木素磺酸盐、木质素液、海藻酸钠、阿拉伯树胶、黄原树胶、树胶黄蓍、刺梧桐树胶、刺槐豆树胶、爱尔兰苔藓、核菌多醣(scleroglucan)、丙烯酸、及阳离子半乳甘露聚糖、或前述的混合。 虽然以上已列示数种粘结剂230，应理解亦可使用其他粘结剂。 粘结剂230提供塑性批料材料所要求的流变性，以形成所要求的物件，并在所述物件形成时维持纤维210在混合物中的相对位置，同时保持对生物活性材料的惰性。 粘结剂230的物理特性会影响支架100的孔隙空间120的孔隙尺寸及孔隙尺寸分布。 优选地，粘结剂230可热崩说明书102470195A87/15页9解(thermal disintegration)，或选择性的溶解，而不冲击生物活性组分(包含纤维210)的化学组成。 0041视需要添加流体250，以使塑性批料材料达到所要求的流变性，使所述塑性批料材料在后续的形成步骤270中形成所要求的物件。 通常使用水，虽然亦可使用各种种类的溶剂。 可在混合步骤260期间进行流变测量，以在形成步骤270前评估混合物的可塑性及凝聚强度(cohesive strength)。 0042孔隙形成剂240可包含于混合物中，以增加生物活性支架100的孔隙空间120。 孔隙形成剂为非反应性材料，其在混合步骤260及形成步骤270期间在塑性批料材料中占有体积。 当使用孔隙形成剂240时，孔隙形成剂240的颗粒尺寸及尺寸分布影响所得支架100的孔隙空间120的孔隙尺寸及孔隙尺寸分布。 颗粒尺寸通常为约25微米至小于约450微米或更大，或者，孔隙形成剂的颗粒尺寸可为纤维210直径的函数，纤维210直径的约0.1倍至约100倍。 孔隙形成剂240必须可易于在固化步骤280期间移除，而不会明显破坏围绕的纤维210的相对位置。 在本发明的一个实施方案中，可通过在固化步骤280期间于上升的温度下的高温裂解或热分解，或挥发而去除孔隙形成剂240。 举例言之，微蜡乳液、酚醛树脂颗粒、面粉、淀粉、或碳粒子可包含于混合物中作为孔隙形成剂240。 其他孔隙形成剂240可包含炭黑、活性炭、石墨片、合成石墨、木粉、改质淀粉、纤维素、椰子壳荚、乳胶球、鸟饵、锯屑、可高温裂解的聚合物、聚(甲基丙烯酸烷酯)、聚甲基丙烯酸甲酯、聚甲基丙烯酸乙酯、聚甲基丙烯酸正丁酯、聚醚、聚四氢呋喃、聚(1，3-二氧戊环)、聚环氧烷、聚环氧乙烷、聚环氧丙烷、甲基丙烯酸酯共聚物、聚异丁烯、聚碳酸三亚甲酯、聚乙烯草酸、聚-丙内酯、聚-戊内酯、聚碳酸伸乙酯、聚碳酸伸丙酯、乙烯基甲苯/-甲基苯乙烯共聚物，苯乙烯/-甲基苯乙烯共聚物、及烯烃二氧化硫共聚物。 一般而言，孔隙形成剂240可定义为有机物或无机物，相较于无机物，有机物通常在较低的温度烧除。 虽然以上列示数种孔隙形成剂240，应理解可使用其他孔隙形成剂240。 然而孔隙形成剂240不须为完全生物可相容的，因为其在加工期间会自支架100去除。 0043连结剂220可包含在混合物中，以促进所得生物活性支架100的强度及性能。 连结剂22可包含与松散纤维210相同组成的以粉末为基质的材料，或可包含不同组成的以粉末为基质的材料。 如以下进一步的详细叙述，以连结剂220为基质的添加物通过在相邻的及交叉的纤维210之间形成连结而增进形成三维基质110的互相缠绕的纤维210的连结强度。 连结剂220可为生物活性玻璃、玻璃-陶瓷、陶瓷、或前述的前驱物。 0044个别材料的相对量(包含松散纤维 210、粘结剂 230、及液体250)是取决于生物活性组织支架100中所要求的整体孔隙度。 举例言之，提供孔隙度为约60的支架100，以混合物的体积计，其非挥发性组分275(如纤维210)的量为约40。 以混合物的体积计，挥发性组分285(如粘结剂230及液体250)的相对量为约60，其中粘结剂与液体的相对量是取决于混合物所要求的流变性。 此外，调整挥发性组分285的量以包含挥发性孔隙形成剂240，以产生具有由孔隙形成剂240所增加的孔隙度的支架100。 相似地，可调整非挥发性组分275的量以包含非挥发性连结剂220，以产生具有因连结剂220所增加的强度的支架100。 由于材料密度会因在固化步骤280期间的组分的反应而变化，故可理解非挥发性组分275及挥发性组分285的相对量以及所得支架100的孔隙度将会改变。 以下提供特定实施例。 说明书102470195A98/15页100045在混合步骤260中，纤维 210、粘结剂 230、液体 250、孔隙形成剂 240、及/或连结剂220(若包含)是混合成一种塑性可变形且均匀的混合物的均质团料。 混合步骤260可包含干燥混合、湿混合、剪切混合、及揉合，其必须可均匀地将材料分散成一种均质团料，且供给所需的剪切力以剪断与分散或去结块(de-agglomerate)纤维210与非纤维材料。 这种混合过程的混合、剪切、及揉合的程度及持续的时间是取决于所选择的纤维210及非纤维材料，随在混合步骤260期间所选用的混合设备的种类而定，以得到材料均匀且一致分散于混合物内、所述混合物具有所要求的流变特性，以在后续的形成步骤270形成所述物件。 可使用工业混合设备进行混合，例如批料混合机、剪切混合机、及/或揉捏机。 0046形成步骤270使混合步骤260的混合物形成可成为生物活性组织支架100的物件。 形成步骤270可包含挤制、滚卷、压力浇铸、或塑形为几乎任何所要求的外形，以提供一个大致的成形物件，其可在固化步骤280中固化，以提供支架100。 由于所述物件在固化步骤280期间可预期的收缩，可理解支架100的最终尺寸可与形成步骤270中的形成物件不同，因此可能需要进一步的机械加工及最终塑形，以符合特定的尺寸需求。 一个例示性的实施方案提供机械及活体外与活体内试验的样本，形成步骤270使用一种活塞式挤压机将混合物推动通过一圆形模具，将混合物挤压成圆柱状杆。 0047接着在固化步骤280中将所述物件固化成生物活性组织支架100，如进一步参照图3的描述。 在图3所述的一个实施方案中，固化步骤280可依序进行以下三阶段干燥步骤310；挥发性组分去除步骤320；及连结形成步骤330。 在第一阶段的干燥310，通过使用略为升高的温度且具有或不具有强制对流(forced convection)的热量以逐渐去除液体，而干燥所述形成物件。 可使用各种方法加热所述物件，包含但不限于热空气对流加热、真空冷冻干燥、溶剂萃取、微波、或电磁/无线电频率(RF)干燥方法。 在形成物件内的液体优选为不要太快速的去除，以避免因收缩而造成的干燥裂缝。 典型地，对于以水为基质的系统，可在形成物件曝露于约90至约150约一小时而干燥，然而确切的干燥时间可因物件的尺寸及形状而变化，愈大、愈重的物件则需要愈长的干燥时间。 在微波或RF能量干燥的情况中，液体本身、及/或物件的其他组分吸附辐射能，以更均匀地在整体材料中产生热。 在干燥步骤310期间，取决于选用的作为挥发性组分的材料，粘结剂230可冻凝(congeal)或冻胶(gel)，以提供较大的生胚强度，提供物件在后续处理中所需的刚度及强度。 0048一旦所述物件通过干燥步骤310而干燥，或实质不含液体组分250后，进行固化步骤280的下一个阶段，挥发性组分去除步骤320。 此阶段自物件去除挥发性组分(例如，粘结剂230及孔隙形成剂240)，仅留下非挥发性组分，其形成组织支架100的三维基质110。 可例如通过高温裂解、热分解、或溶剂萃取去除挥发性组分。 当挥发性组分285经选择以使挥发性组分去除步骤320可依序去除所述组分，挥发性组分去除步骤320可进一步分成一个连续的组分去除步骤，如粘结剂烧除步骤340，接着为孔隙形成剂去除步骤350。 举例言之，使用HPMC作为粘结剂230可在约300下热分解。 在氧气存在时加热至约600可将石墨孔隙形成剂220氧化成二氧化碳。 相似地，当使用面粉或淀粉作为孔隙形成剂220时，可在约300至约600的温度下热分解。 因此，由HPMC的粘结剂230及石墨颗粒的孔隙形成剂220所组成的形成物件可在挥发性组分去除步骤320中加工，通过使所述物件进行二个步骤的燃烧程序而去除粘结剂230，并接着去除孔隙形成剂220。 在此实施例中，粘结说明书102470195A109/15页11剂烧除步骤340可在至少约300但低于600的温度下进行一段时间。 可接着将温度加热至至少约600的温度，在包含氧的加热室中进行孔隙形成剂去除步骤350。 提供此热连续的(thermally-sequenced)挥发性组分去除步骤320以控制挥发性组分285的去除，并维持在形成物件中的非挥发性组分275的相对位置。 0049图4描绘一个在挥发性组分去除步骤320之前的形成物件的各种组分的示意图。 纤维210在粘结剂230及孔隙形成剂240的混合物内互相缠绕。 连结剂220可视需要进一步分散于混合物中(为清晰起见并未显示)。 图5描绘一个在挥发性组分去除步骤320完成后的形成物件的示意图。 纤维210维持其相对位置，如同由纤维210与挥发性组分285的混合物去除挥发性组分285时所决定的相对位置。 当完成挥发性组分285的去除时，物件的机械强度可能相当脆弱，应小心处理此阶段的物件。 在一实施方案中，固化步骤280的每一阶段皆在相同的烤炉或窑中进行。 在一个实施方案中，提供一个处理盘，可在所述处理盘上加工所述物件，以减少处理的损害。 0050图6描绘一个在完成固化步骤280的最后步骤、连结形成330后的形成物件的示意图。 孔隙空间120是在去除的粘结剂230及孔隙形成剂240的位置而创造的，且纤维210经熔合及连结成三维基质110。 挥发性组分285的特性(包含孔隙形成剂240的尺寸、及/或孔隙形成剂240的颗粒尺寸的分布、及/或粘结剂230的相对量)综合起来以决定所得组织支架100的孔隙尺寸、孔隙尺寸分布、及孔隙互相连接性。 连结剂220及在三维基质110的重迭节点610及相邻的节点620形成的玻璃连结提供所得三维基质110结构完整性。 0051图7显示比较分析700，证实本发明的特点组合的效果。 制备五个比较样本( 710、 720、 730、 740、及750)，并分析压缩强度(兆帕)及孔隙度(百分比)。 样本710证实13-93生物活性玻璃的以粉末为基质的多孔性结构的强度/孔隙度的关系。 由以下方式制备样本7105公克的13-93生物活性玻璃粉末、2公克HPMC有机粘结剂、及水的混合物提供一塑性批料；挤压成直径为14毫米的杆；以及在多个烧结温度下烧结成一种多孔性型态。 由以下方式制备样本7xx-93生物活性玻璃纤维、2公克HPMC有机粘结剂、及水的混合物提供一种塑性批料；挤压成直径为14毫米的杆；以及在多个连结形成温度下固化成一种多孔性型态，如以上关于图3的叙述。 样本710及样本720皆不包含孔隙形成剂240。 如上所述，相较于以粉末为基质的样本710，样本720的以纤维为基质的系统具有改进的强度/孔隙度关系。 在样本720中，作为挥发性组分285的有机粘结剂定位纤维，使纤维之间具有由挥发性组分285(此处为有机粘结剂230)所预订的空间，以增强其相较于一种相同有效强度的以粉末为基质的样本的孔隙度。 0052为了证实添加孔隙形成剂240的效果，由以下方式制备样本73013-93生物活性玻璃粉末、2公克HPMC有机粘结剂、1.5公克的颗粒尺寸为100微米的PMMA作为孔隙形成剂 240、及水，以提供一种塑性批料；挤压成直径为14毫米的杆；以及在多个烧结温度下固化成一种多孔性型态。 由以下方式制备样本740混合5公克13-93生物活性玻璃纤维、2公克HPMC有机粘结剂、1.5公克的颗粒尺寸为100微米的PMMA作为孔隙形成剂 240、及水，以提供一种塑性批料；挤压成直径为14毫米的杆；以及在多个连结形成温度下固化成一种多孔性型态。 由以下方式制备样本7505公克13-93生物活性玻璃纤维、2公克HPMC有机粘结剂、7公克的颗粒尺寸分布为约150微米至约425微米的4015石墨粉末作为孔隙形成剂240，惟添加各种量的13-93生物活性玻璃粉末作为连结剂220，其在约800的连结形说明书102470195A1110/15页12成温度下固化。 以纤维为基质的比较样本740及750再次展现超过样本710及730性能的强度/孔隙度关系。 孔隙形成剂240及粘结剂230一起预定所得样本的孔隙尺寸、孔隙尺寸分布、及孔隙互相连接性，在一个给定的孔隙度下，其具有较传统的方法及装置更高的强度。 0053往回参照图3，连结形成步骤330将非挥发性组分275(包含松散纤维210)转换为生物活性组织支架100的刚性三维基质110，同时维持由去除挥发性组分275所创造的孔隙空间120。 连结形成步骤330将非挥发性组分275加热至使松散纤维210连结至相邻及重迭的纤维210的温度，并维持足以形成连结的时间，且不会熔化纤维210而破坏非挥发性组分275的相对位置。 连结形成温度及其持续时间是取决于包含松散纤维210的非挥发性组分275的化学组成。 特定组成的生物活性玻璃纤维或粉末在玻璃转换温度下展现软化及未断裂的塑性变形能力。 玻璃材料通常具有一个去玻作用温度，非晶形的玻璃结构会在所述温度下结晶。 在本发明的一个实施方案中，连结形成步骤330中的连结形成温度是在介于玻璃转换温度与去玻作用温度之间的工作范围。 例如13-93生物活性玻璃组合物的连结形成温度可高于约606的玻璃转换温度且小于约851的去玻作用温度。 0054在连结形成步骤330中，将形成物件加热至连结形成温度，以在纤维结构的重迭节点610及相邻的结点620形成玻璃连结。 通过在纤维210周围流动的连结剂220的反应，与纤维210反应形成一玻璃涂覆及/或玻璃连结，而在所述纤维结构的重迭节点610及相邻的结点620形成所述连结。 在连结形成步骤330中，纤维210的材料可参与和连结剂220的化学反应，或纤维210在连结剂220的反应中保持惰性。 此外，松散纤维210可为纤维组合物的混合物，其中一部份或全部纤维210参与形成连结的反应，以创造三维基质110。 0055连结形成步骤330的持续时间是取决于在连结形成步骤330期间的温度轮廓(temperature profile)，其中纤维210的连结形成温度下的时间是限于相对短的持续时间，以使非挥发