基于韧性凝胶的药物递送组合物及其方法1.相关申请的交叉引用2.本技术要求于2019年9月20日提交的美国临时申请第62/903315号的优先权，其全部内容在此通过引用并入本文。3.政府支持声明4.本发明是在美国政府的支持下进行的，其资助号为ag057135，由国家卫生机构授予。政府具有本发明的某些权利。
背景技术：
：：5.肌腱断裂和重复性劳损通常伴有组织炎症和变性。尽管目前口服或静脉内递送的药物易受药物变性或药物诱导的毒性影响，但基于水凝胶的生物材料可通过局部增加药物生物利用度并允许延长释放而提供优势。然而，传统的水凝胶显示出力学韧性和药物储存不稳定性的缺陷，导致负载能力和可调释放之间的权衡。6.治疗剂递送至肌腱的时间非常关键。例如，blomgran等人(scirep.，2017，7(12468)：1-7)报告称，地塞米松在晚期递送时改善了肌腱愈合，但在药物早期递送时未改善。muto及其同事报道，曲安奈德降低细胞存活力并改变细胞形态，但这可通过使用富含血小板血浆进行预防(jorthopres.,2013,31(6):976-982；bonejointres.,2016,5(12):602-609).7.因此，对用于局部的、可调节的和延长的药物递送至肌腱组织的策略存在未满足的需要。8.发明概述9.本文公开了能够调节和延长药物递送的韧性凝胶组合物，其包含具有共价交联的第一聚合物网络和离子或物理交联的第二聚合物网络的互穿网络(ipn)水凝胶组合物。10.因此，一方面，本发明提供一种互穿网络(ipn)水凝胶组合物，所述ipn水凝胶组合物包含第一聚合物网络和第二聚合物网络；以及至少一种治疗剂，其中所述第一聚合物网络包含共价交联的第一聚合物，并且所述第二聚合物网络包含离子交联的第二聚合物；并且其中所述治疗剂以持续的方式从所述ipn水凝胶组合物中释放。11.另一方面，本发明提供一种粘合剂组合物。所述粘合剂组合物包含互穿网络(ipn)水凝胶，所述互穿网络水凝胶包含第一聚合物网络和第二聚合物网络；和至少一种治疗剂；以及粘附至所述ipn水凝胶的粘合剂聚合物层，其中所述第一聚合物网络包含共价交联的第一聚合物，并且所述第二聚合物网络包含离子交联的第二聚合物；并且其中所述治疗剂以持续的方式从所述粘合剂组合物中释放。12.在另一方面，本发明提供了互穿网络(ipn)水凝胶组合物。所述ipn水凝胶组合物包含第一聚合物网络和第二聚合物网络；至少一种治疗剂；以及粘土材料；其中所述第一聚合物网络包含共价交联的第一聚合物，并且所述第二聚合物网络包含离子交联的第二聚合物。13.另一方面，本发明提供了一种粘合剂组合物。所述粘合剂组合物包含互穿网络(ipn)水凝胶，所述互穿网络水凝胶包含：第一聚合物网络和第二聚合物网络；至少一种治疗剂；和粘土材料；以及粘附至所述ipn水凝胶的粘合剂聚合物层；其中所述第一聚合物网络包含共价交联的第一聚合物，并且所述第二聚合物网络包含离子交联的第二聚合物。14.在本发明各个方面的一个实施方案中，治疗剂在小于1天、约1天、约2天、约4天、约1周、约2周、约1个月、约2个月、约4个月、约6个月、约1年或更长的时间段内释放。15.在本发明各个方面的一个实施方案中，治疗剂的浓度(治疗剂/水凝胶w/v％)大于治疗剂在水中的溶解极限。在另一个实施方案中，治疗剂的浓度比治疗剂的溶解极限大至少约2倍、约4倍、约8倍、约16倍、约25倍、约50倍、约100倍、约200倍、约500倍、约1000倍、约2000倍、约5000倍、约10000倍、约20000倍、约25000倍。16.在另一个实施方案中，治疗剂形成悬浮在ipn水凝胶中的聚集体。在另一个实施方案中，聚集体具有约1μm2至约500μm2的横截面积。在又一个实施方案中，聚集体具有大于约1μm2、约2μm2、约5μm2、约10μm2、约20μm2、约50μm2、约100μm2、约150μm2、约200μm2或约500μm2的横截面积。17.在另一个实施方案中，治疗剂以基本上恒定的速率从ipn水凝胶释放。18.在本发明各个方面的一个实施方案中，治疗剂选自生物制剂、小分子、金属或其组合。19.在一个实施方案中，生物制品选自抗体、疫苗、血液、血液组分、过敏原、核酸、蛋白质、肽、细胞、激素、生长因子、细胞因子、趋化因子、免疫细胞或其组合。20.在另一个实施方案中，治疗剂是治疗炎症的物质。在另一个实施方案中，治疗剂是促进组织再生的物质。在又一个实施方案中，组织选自皮肤组织、肌肉组织、肌腱组织、韧带组织、骨组织、神经组织、结缔组织、囊组织、脂肪组织或其组合。在一个实施方案中，治疗剂是促进神经再支配的物质。在另一个实施方案中，其中所述治疗剂是减轻或缓解疼痛的物质。21.在另一个实施方案中，治疗剂选自肝细胞生长因子(hgf)、碱性成纤维细胞生长因子(bfgf)、胰岛素样生长因子-1(igf-1)、神经生长因子(ngf)、白血病抑制因子(lif)、酸性成纤维细胞生长因子(afgf)、血小板衍生生长因子(pdgf-aa)、血小板衍生生长因子(pdgf-bb)、表皮生长因子(egf)、转化生长因子-α(tgf-α)、转化生长因子-β1(tgf-β1)、血管内皮生长因子121(vegf121)、血管内皮生长因子121b(vegf121b)、血管内皮生长因子145(vegf145)、血管内皮生长因子165(vegf165)、血管内皮生长因子165b(vegf165b)、血管内皮生长因子189(vegf189)和血管内皮生长因子206(vegf206)。22.在另一个实施方案中，权利要求1-14中任一项的组合物，其中所述治疗剂是皮质类固醇。在一个实施方案中，皮质类固醇选自倍他米松、泼尼松、氯倍他索、泼尼松龙、曲安奈德、甲泼尼龙、地塞米松或其药学上可接受的盐。在另一个实施方案中，皮质类固醇为曲安奈德或其药学上可接受的盐。23.在另一个实施方案中，治疗剂是非甾体抗炎药(nsaid)。在一个实施方案中，nsaid选自阿司匹林水杨酸盐(amigesic)、二氟尼柳(dolobid)、布洛芬(motrin)、酮洛芬(orudis)、萘丁美酮(relafen)、吡罗昔康(feldene)、萘普生(aleve，naprosyn)、双氯芬酸(voltaren)、吲哚美辛(indocin)、舒林酸(clinoril)、托美汀(tolectin)、依托度酸(lodine)、酮咯酸(toradol)、奥沙普秦(daypro)、塞来昔布(celebrex)。24.在本发明各个方面的一个实施方案中，组合物包含约0.1mg/ml至约500mg/ml的治疗剂。在另一个实施方案中，组合物包含约0.5mg/ml至约100mg/ml的治疗剂。在另一个实施方案中，其中所述组合物包含约1mg/ml、约10mg/ml或约100mg/ml的治疗剂。25.在本发明各个方面的一个实施方案中，粘土材料包括在第二聚合物网络中聚集的多个粘土颗粒。在一个实施方案中，治疗剂被包封在聚集的粘土颗粒的疏水层间空间中。在另一个实施方案中，治疗剂被吸附至聚集的粘土颗粒上。26.在本发明各个方面的一个实施方案中，粘土材料选自高岭石、伊利石、绿泥石、蛭石、蒙脱石、膨润土、钠蒙脱石、凹凸棒石、海泡石、dicite、埃洛石、珍珠陶土和锂皂石。在另一个实施方案中，粘土材料是锂皂石。27.在本发明各个方面的一个实施方案中，本发明的组合物包含约1mg/ml至约200mg/ml的粘土材料。在另一个实施方案中，本发明的组合物包含约1mg/ml至约120mg/ml的粘土材料。在另一个实施方案中，本发明的组合物包含约20mg/ml、约40mg/ml、约80mg/ml或约120mg/ml的粘土材料。28.在本发明各个方面的一个实施方案中，粘土材料与治疗剂的重量比为约100：1至约2：5。在另一个实施方案中，粘土材料与治疗剂的重量比为约50：1至约2：5。29.在本发明各个方面的一个实施方案中，第一聚合物选自聚丙烯酰胺、聚(甲基丙烯酸羟乙酯)(phema)、聚(乙烯醇)(pva)、聚乙二醇(peg)、聚磷腈、胶、明胶、聚(丙烯酸酯)、聚(甲基丙烯酸酯)、聚(甲基丙烯酰胺)、聚(丙烯酸)、聚(n-异丙基丙烯酰胺)(pnipam)、聚(n，n-二甲基丙烯酰胺)、聚(烯丙胺)及其共聚物。在某些实施方式中，第一聚合物是聚丙烯酰胺。30.在本发明的各个方面的一个实施方案中，所述第一聚合物网络包含与共价交联剂共价交联的第一聚合物，所述共价交联剂选自n，n-亚甲基双丙烯酰胺(mbaa)、甲基丙烯酸酯交联剂，n，n’‑二环己基碳二亚胺(dcc)、1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳二亚胺(ecc)、n-羟基琥珀酰亚胺、n-羟基磺基琥珀酰亚胺、戊二醛和转谷氨酰胺酶，任选地其中所述共价交联剂为n，n-亚甲基双丙烯酰胺(mbaa)。在另一个实施方案中，共价交联剂是n，n-亚甲基双丙烯酰胺(mbaa)。31.在另一个实施方案中，第一聚合物网络包含与生物可降解共价交联剂共价交联的第一聚合物，所述生物可降解共价交联剂选自聚(乙二醇)丙烯酸酯、明胶丙烯酸酯、透明质酸丙烯酸酯、藻酸盐丙烯酸酯和泊洛沙姆(peg-ppg-peg)二丙烯酸酯。在另一个实施方案中，生物可降解共价交联剂选自聚(乙二醇)二丙烯酸酯(pegda)、明胶甲基丙烯酸酯(gelma)、甲基丙烯酸酯化藻酸盐(algma)、透明质酸甲基丙烯酸酯和泊洛沙姆(peg-ppg-peg)二丙烯酸酯。在又一个实施方案中，生物可降解共价交联剂是分子量为约250至约20000da的pegda。32.在本发明的各个方面的一个实施方案中，第二聚合物选自藻酸盐、果胶酸盐、羧甲基纤维素、氧化羧甲基纤维素、透明质酸盐、壳聚糖、κ-卡拉胶、ι-卡拉胶和λ-卡拉胶，其中藻酸盐、羧甲基纤维素、透明质酸盐壳聚糖、κ-卡拉胶、ι-卡拉胶和λ-卡拉胶各自任选地被氧化，其中藻酸盐、羧甲基纤维素、透明质酸盐壳聚糖、κ-卡拉胶、ι-卡拉胶和λ-卡拉胶任选地包括选自甲基丙烯酸酯、丙烯酸酯、丙烯酰胺、甲基丙烯酰胺、硫醇、肼、四嗪、降冰片烯、反式环辛烯和环辛炔的一种或多种基团。在另一个实施方案中，第二聚合物是藻酸盐。在另一个实施方案中，藻酸盐是氧化的藻酸盐。在另一个实施方案中，藻酸盐包括高分子量藻酸盐和低分子量藻酸盐的混合物。在一个实施方案中，高分子量藻酸盐与低分子量藻酸盐的比例为约5：1至约1：5。在另一个实施方案中，高分子量藻酸盐与低分子量藻酸盐的比例为约1：1。33.在本发明各方面的一个实施方案中，第二聚合物网络包含用选自cacl2、caso4、caco3、透明质酸和聚赖氨酸的离子交联剂离子交联的第二聚合物。在另一个实施方案中，离子交联剂是caso4。34.在本发明的各个方面的一个实施方案中，第一聚合物网络和第二聚合物网络共价偶联。35.在一个实施方案中，ipn水凝胶组合物或粘合剂组合物是生物可降解的。在另一个实施方案中，ipn水凝胶组合物或粘合剂组合物是生物相容的。36.在本发明各个方面的一个实施方案中，粘合剂聚合物是高密度伯胺聚合物。在另一个实施方案中，高密度伯胺聚合物是壳聚糖。37.在本发明各个方面的一个实施方案中，粘合剂聚合物层通过偶联剂连接到ipn上。在另一个实施方案中，偶联剂包含第一羧基活化剂。在又一个实施方案中，第一羧基活化剂是碳二亚胺。在又一个实施方案中，碳二亚胺选自1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳二亚胺(edc、edac或edci)、二环己基碳二亚胺(dcc)和二异丙基碳二亚胺(dic)。在又一个实施方案中，偶联剂还包含第二羧基活化剂。在一个实施方案中，第二羧基活化剂选自n-羟基琥珀酰亚胺(nhs)、n-羟基磺基琥珀酰亚胺(sulfo-nhs)、羟基苯并三唑(hobt)、二甲基氨基吡啶(dmap)、羟基-3,4-二氢-4-氧代-1,2,3-苯并三嗪(hoobt/hodhbt)、1-羟基-7-氮杂-1h-苯并三唑(hoat)、2-氰基-2-(羟肟基)乙酸乙酯、苯并三唑-1-基氧基-三(二甲基氨基)-鏻六氟磷酸盐(bop)、苯并三唑-1-基氧基-三吡咯烷基鏻六氟磷酸盐、7-氮杂苯并三唑-1-基氧基-三吡咯烷基鏻六氟磷酸盐、氰基(羟基亚氨基)乙酰基-o2)-三-(1-吡咯烷基)-鏻六氟磷酸盐、3-(二乙氧基-磷酰氧基)-1,2,3-苯并[d]三嗪-4(3h)-酮、2-(1h-苯并三唑-1-基)-n,n,n',n'-四甲基胺四氟硼酸盐/六氟磷酸盐、2-(6-氯-1h-苯并三唑-1-基)-n,n,n',n'-四甲基六氟磷酸铵)、n-[(5-氯-1h-苯并三唑-1-基)-二甲基氨基-吗啉代]-六氟磷酸脲n-氧化物、2-(7-氮杂-1h-苯并三唑-1-基)-n,n,n',n'-四甲基六氟磷酸铵、1-[1-(氰基-2-乙氧基-2-氧代亚乙基氨基氧基)-二甲基氨基-吗啉代]-六氟磷酸脲,2-(1-氧-吡啶-2-基)-1,1,3,3-四甲基异硫脲四氟硼酸盐、四甲基氟甲脒六氟磷酸盐、n-乙氧基羰基-2-乙氧基-1,2-二氢喹啉、2-丙烷膦酸酐、4-(4,6-二甲氧基-1,3,5-三嗪-2-基)-4-甲基吗啉鎓盐、双-三氯甲基碳酸酯和1,1'-羰基二咪唑。[0038]在本发明各个方面的一个实施方案中，ipn水凝胶还包含药学上可接受的赋形剂。在一个实施方案中，药学上可接受的赋型剂包括泊洛沙姆188(p188)、聚乙烯吡咯烷酮(pvp)和羟丙基纤维素(hpc)或其组合。[0039]一方面，本发明提供一种药物递送系统。药物递送系统包含根据本发明各个方面的任何实施方案的组合物和另外的药物递送装置。在一个实施方案中，另外的药物递送装置包含控释递送制剂。在另一个实施方案中，另外的递送装置包含基于支架的递送装置、基于微球的递送装置、脂质体、微球、基于二氧化硅微粒的药物递送装置、纳米颗粒、聚合物-药物缀合物、聚复合物或胶束。在又一个实施方案中，将另外的药物递送装置包封或包埋在根据本发明各个方面的任何实施方案的组合物中。[0040]在一个方面，本发明提供了治疗受试者的疾病、紊乱或病症的方法。所述方法包括向受试者施用根据本发明各个方面的任何实施方案的组合物，从而治疗受试者的疾病，紊乱或病症。[0041]在另一个方面，本发明提供了一种治疗受试者的组织，或促进组织再生，或促进神经再支配的方法，该方法包括向该受试者施用根据本发明的多个方面的任何实施例的组合物，由此治疗该受试者的组织，促进组织再生，或促进神经再支配。[0042]在另一个方面，本发明提供了在受试者中诱导免疫抑制的方法，包括向受试者施用根据本发明的各个方面的任何实施方案的组合物，从而在受试者中诱导免疫抑制。[0043]在本发明各个方面的一个实施方案中，组合物全身、静脉内、腹膜内、肌内、皮下(subcutaneously)、经皮(transcutaneously)、经皮(percutaneously)、透皮、动脉内、皮下(subdermally)、经粘膜、肠胃外或局部施用。[0044]在本发明的各个方面的一个实施方案中，所述方法包括使所述组合物经受超声搅动、热处理、酶处理、辐射处理或其组合，以引发治疗剂的按需释放。[0045]在本发明各个方面的一个实施方案中，所述疾病、紊乱或病症是炎症。在另一个实施方案中，所述疾病、紊乱或病症是组织变性。在另一个实施方案中，所述疾病、紊乱或病症是肌肉或肌腱变性。在另一个实施方案中，所述疾病、紊乱或病症是自身免疫性疾病。在一个实施方案中，自身免疫性疾病选自痛风、系统性红斑狼疮、类风湿性关节炎和银屑病。[0046]在本发明各个方面的一个实施方案中，组织选自皮肤组织、肌肉组织、肌腱组织、韧带组织、骨组织、神经组织、结缔组织、囊组织、脂肪组织或其组合。[0047]在一个方面，本发明提供了一种减小第一组织的第一侧与第二侧之间的摩擦的方法。所述方法包括将粘合剂组合物施加至所述第一面，其中所述粘合剂组合物包含互穿网络(ipn)水凝胶，所述互穿网络水凝胶包含第一聚合物网络和第二聚合物网络；和粘附至所述ipn水凝胶的第一表面的粘合剂聚合物层；其中所述第一聚合物网络包含共价交联的第一聚合物，并且所述第二聚合物网络包含离子交联的第二聚合物；其中所述粘合剂聚合物层接触所述第一侧，并且所述ipn水凝胶的第二表面接触所述第二侧；由此减小所述第一侧与所述第二侧之间的摩擦。[0048]另一方面，本发明提供了一种保护第一组织的第一侧免受第二侧影响或促进所述第一组织恢复的方法。所述方法包括将粘合剂组合物施加至所述第一组织，其中所述粘合剂组合物包含互穿网络(ipn)水凝胶，所述互穿网络水凝胶包含第一聚合物网络和第二聚合物网络；和粘附至所述ipn水凝胶的第一表面的粘合剂聚合物层；其中所述第一聚合物网络包含共价交联的第一聚合物，并且所述第二聚合物网络包含离子交联的第二聚合物；其中所述粘合剂聚合物层接触所述第一组织的所述第一侧，并且所述ipn水凝胶的第二表面接触所述第二侧；其中所述方法减小了所述第一组织的第一侧与第二侧之间的摩擦，从而保护所述第一组织免受所述第二侧的影响或促进所述第一组织的恢复。[0049]在本发明各个方面的一个实施方案中，组织选自皮肤组织、肌肉组织、肌腱组织、韧带组织、骨组织、神经组织、结缔组织、囊组织和脂肪组织。在另一个实施方案中，第二侧面是第二组织或医疗装置的一侧。在另一个实施方案中，医疗装置选自植入物、导管、网和板。在另一个实施方案中，粘合剂组合物选自根据本发明各个方面的任何实施方案的粘合剂组合物。[0050]在本发明的各个方面的一个实施方案中，粘合剂组合物还包含减少ipn水凝胶的第二表面和第二侧之间的摩擦的润滑剂。在一个实施方案中，润滑剂选自表面活性磷脂、润滑素、透明质酸(ha)、胶原、蛋白聚糖和羧甲基纤维素(cmc)流体。附图说明[0051]图1是描述用于肌腱的janus韧性粘合剂(jta)的通用性能的概况的示意图。示例性jta水凝胶被设计成包含韧性水凝胶耗散基质和粘合剂表面，例如壳聚糖表面。除组织粘连外，该材料可用作用于药剂，如本公开中示例的曲安奈德的局部释放的药物递送系统。[0052]图2a示出了曲安奈德(cort)的化学结构。[0053]图2b说明了曲安奈德在水、2％藻酸盐和12％丙烯酰胺中的溶解度。[0054]图2c、2d和2e是示出在高于溶解度极限0.1mg/ml、1mg/ml和10mg/ml曲安奈德的药物负载下，2％藻酸盐和12％丙烯酰胺的溶液中颗粒聚集的显微照片。[0055]图2f说明溶解控制释放如何使得cort在韧性凝胶粘合剂上的高负载。[0056]图2g是显示负载有10mg/mlcort的韧性凝胶的标称应力和最大拉伸的图表，其不受药物存在的影响。[0057]图2h是显示负载有cort的韧性凝胶粘合剂的负载随时间变化的图表，其不受药物存在的影响。[0058]图2i示出用于测试粘合性的负载有cort的韧性凝胶粘合剂。[0059]图2j是显示自由漂浮于eppendorf管中的负载有cort的韧性凝胶粘合剂和固定到transwell的另一负载有cort的韧性凝胶粘合剂随时间(5天)的药物释放的图表。[0060]图2k是显示在transwell中和各自固定到transwell的负载有cort的韧性凝胶粘合剂(水凝胶中1mg/ml、10mg/ml或100mg/mlcort)的壳聚糖层中的药物浓度的图表。[0061]图2l是显示由负载有1mg/ml、10mg/ml或100mg/mlcort的韧性凝胶粘合剂覆盖的(水凝胶的)面积百分比的图表；图2m示出由负载有1mg/ml、10mg/ml或100mg/mlcort的韧性凝胶粘合剂覆盖的(水凝胶的)面积。[0062]图2n是显示在ph7.7、ph5.5和具有0.1％tween的hank平衡盐溶液(hbss)中药物随时间(7天)释放的图表。[0063]图2o是显示随着cort浓度增加，在负载有cort的韧性凝胶粘合剂中力学性能的保持的图表。[0064]图2p是显示100mg/mlcort(冻干的和未冻干的)随时间(长达15天)的累积释放的图表。[0065]图2q、2r和2s是负载有1mg/ml、10mg/ml或100mg/mlcort的韧性凝胶粘合剂的显微照片，示出微粉化的cort颗粒如何形成聚集体。[0066]图3a和3b是描述肌腱衍生细胞与释放cort的jta的细胞相容性的示意图和图表。[0067]图3a是描述使用来自大鼠跟腱的肌腱衍生细胞的示意图。将负载有cort的jta置于培养细胞上方的transwell中。[0068]图3b是描述用释放cort的jta培养1天和2天之后检验细胞存活力的图表。[0069]图3c示出当皮下施用于大鼠时，负载有1mg/ml、10mg/ml或100mg/mlcort的韧性凝胶粘合剂均允许cort在体内控制释放。[0070]图3d和3e是分别示出负载有1mg/ml、10mg/ml或100mg/mlcort的韧性凝胶粘合剂在药物释放之前和之后的压缩模量的图表。[0071]图4a是来自供应商torontoresearchchemicals(trc)的cort干粉的sem显微照片。[0072]图4b是图4c的sem显微照片的一个区域的放大图。[0073]图4c是来自另一供应商sandoz(nibr)的cort干粉的sem显微照片。[0074]图4d是图4e的sem显微照片的一个区域的放大图。[0075]图4e、4f和4g分别是来自trc的1mg/ml、10mg/ml或100mg/mlcort在藻酸盐和丙烯酰胺单体溶液中的显微照片。[0076]图4h、4i和4j分别是来自sandoz(nibr)的1mg/ml、10mg/ml或100mg/mlcort在藻酸盐和丙烯酰胺单体溶液中的显微照片。[0077]图4k是显示由负载有来自trc或sandoz(nibr)的1mg/ml、10mg/ml或100mg/ml的cort的韧性凝胶粘合剂覆盖的(水凝胶的)面积百分比的图表。[0078]图4l、4m和4n分别是来自trc的1mg/ml、10mg/ml或100mg/mlcort在藻酸盐和丙烯酰胺单体溶液中的显微照片，示出溶液的均匀性。[0079]图4o、4p和4q分别是来自sandoz(nibr)的1mg/ml、10mg/ml或100mg/ml的cort在藻酸盐和丙烯酰胺单体溶液中的显微照片，示出溶液的均匀性。[0080]图4r和4s是分别显示药物从负载有来自trc或sandoz(nibr)的1mg/ml、10mg/ml或100mg/mlcort的韧性凝胶粘合剂随时间(长达10天)释放的图表。[0081]图4t比较了分别来自trc或sandoz(nibr)的负载有100mg/mlcort的韧性凝胶粘合剂的药物释放速率。[0082]图4u比较了药物在分别负载有来自trc或sandoz(nibr)的10mg/ml或100mg/ml的cort的韧性凝胶粘合剂中的保留。[0083]图4v和4w是比较药物分别在负载有来自trc或sandoz(nibr)的10mg/ml或100mg/ml的cort的韧性凝胶粘合剂中的保留的图表。[0084]图5a说明增加的cort负载对韧性凝胶粘合剂的拉伸的影响。图5b是描述相同内容的图表。[0085]图5c说明增加的cort负载对韧性凝胶粘合剂的峰值应力的影响。图5d是描述相同内容的图表。[0086]图5e是描述增加的cort负载对延长的药物释放的影响的图表。[0087]图6a示出泊洛沙姆188(p188)的化学结构。图6b和6c显示分别在1分钟和5分钟时具有来自sandoz(nibr)的100mg/mlcort的溶液，其中p188的量增加。图6d和6e分别是具有来自sandoz(nibr)的100mg/mlcort以及0％和1％p188的溶液的显微照片。[0088]图7a示出聚乙烯吡咯烷酮(pvp)的化学结构。图7b示出具有来自sandoz(nibr)的100mg/mlcort的溶液，其中pvp的量分别在1分钟和5分钟增加。图7c和7d分别是具有来自sandoz(nibr)的100mg/mlcort以及0％和0.2％pvp的溶液的显微照片。[0089]图8a示出羟丙基纤维素(hpc)的化学结构。图8b、8c和8d是分别具有来自sandoz(nibr)的100mg/mlcort以及0％、0.5％或3％hpc的溶液的显微照片。[0090]图9a、9b和9c是分别显示1％p188、0.2％pvp或3％hpc对负载有来自sandoz(nibr)的100mg/mlcort(nibr)的韧性凝胶粘合剂的影响的图表。[0091]图10a和10b是说明粘土如何掺入韧性凝胶粘合剂以及药物如何从材料中释放的示意图。[0092]图10c说明在cort的羟基和羰基之间形成氢键。[0093]图11a、11b、11c、11d和11e分别是仅锂皂石(lap)、锂皂石与1mg/ml、10mg/ml或100mg/mlcort的混合物以及仅cort的显微照片。[0094]图12a和12b是显示锂皂石分别对未负载或负载有来自sandoz(nibr)的100mg/mlcort的韧性凝胶粘合剂的最大拉伸和最大应力的影响的图表。[0095]图13a是显示仅具有锂皂石(lap)、仅具有cort和具有不同cort：lap比率的韧性凝胶粘合剂的电动势(ζ电位)的图表。[0096]图13b和13c是显示具有不同量的锂皂石的韧性凝胶粘合剂的拉伸和应力值的图。[0097]图14a、14b和14c分别是trc、sandoz(第一批)和sandoz(第二批)cort干粉在200×放大倍数下的显微照片。[0098]图14d、14e和14f分别是trc、sandoz(第一批)和sandoz(第二批)cort干粉在200×放大倍数下的显微照片。[0099]图15a、15b和15c分别是负载有来自trc的1mg/ml、10mg/ml或100mg/mlcort的韧性凝胶粘合剂的显微照片。[0100]图15d、15e和15f分别是负载有来自sandoz(第一批)的1mg/ml、10mg/ml或100mg/mlcort的韧性凝胶粘合剂的显微照片。[0101]图16a和16b分别是负载有来自sandoz的10mg/ml或100mg/ml微粉化cort的韧性凝胶粘合剂的显微照片。[0102]图16c、16d和16e分别是负载有来自sandoz的1mg/ml、10mg/ml或100mg/ml未微粉化cort的韧性凝胶粘合剂的显微照片。[0103]图17是比较来自sandoz的微粉化cort和来自trc的cort的溶解度极限的图表。[0104]图18a、18b和18c是显示负载有来自sandoz(nibr)的1mg/ml，10mg/ml或100mg/ml的cort和4％锂皂石(40mg/ml锂皂石)的韧性凝胶粘合剂的药物释放的图表。[0105]图19a是说明已进行和未进行初始超声处理的韧性凝胶粘合剂的5天药物释放研究设计的示意图。[0106]图19b示出超声处理在减小水凝胶尺寸中的作用。图19c是描述相同内容的图表。[0107]图19d是显示用或不用超声处理的cort在5天内的累积释放的图表。[0108]图19e是显示负载有100mg/mlcort、使用锂皂石和超声处理，或使用超声处理的韧性凝胶粘合剂的累积cort释放的图表。[0109]图20b和20c是显示负载有100mg/mlcort的韧性凝胶粘合剂的药物释放或累积释放的图表，所述粘合剂在4℃孵育，但在第3、6和9天在37℃下进行加热。图20a示出热研究实验设计。[0110]图21a是显示不同条件(高/低分子藻酸盐、存在hpc/pvp/p188、存在hpc、超声处理)对药物释放速率的影响的图表。[0111]图21b显示了0.2％pvp或3％hpc的存在对负载有100mg/mlcort的韧性凝胶粘合剂的影响。图21c是描述相同内容的图表。[0112]图21d是显示0.2％pvp、1％p188、2％p188、3％hpc或所有三种精炼剂的组合的存在对凝胶溶胀的影响的图表。[0113]图22b示出了对cort通过聚偏二氟乙烯(pvdf)膜、韧性凝胶和韧性凝胶粘合剂的被动扩散差异进行评估的研究的实验设计。图22a是描述研究结果的图。[0114]图23a-23h描述了jta牢固地粘附到肌腱并支撑滑动。[0115]图23a是描述使用低温切片机由牛肌腱样品制备用于粘附测试的薄肌腱板的示意图。[0116]图23b是描述通过使用荧光标记的壳聚糖，将jta放置在肌腱平面上，并定量随时间变化的壳聚糖深度来分析壳聚糖桥连聚合物在体外渗透到肌腱中的图。[0117]图23c和23d是代表性图像(图23c)和壳聚糖随时间进入肌腱的渗透深度的定量(图23d)。示出平均值，误差棒表示±s.d.(n＝3个样品/组)。用bonferroni校正的事后t-检验通过单向anova分析数据(时间点之间*p《0.008)。[0118]图23e是描述使用剥离测试对粘合能进行评估的示意图。[0119]图23f是描述jta对肌腱的粘合能随时间的定量，并与用tisseel在100分钟时获得的值(虚线)进行比较的图表。*时间点之间*p《0.008。显示平均值且误差棒表示±s.d.(n＝6-8个样品/组)，通过使用bonferroni校正的事后t-检验的单向anova分析。[0120]图23g是描述对jta的非肌腱粘附侧与相邻(非粘附)肌腱之间的摩擦进行分析的示意图。[0121]图23h是描述jta的非粘附侧与相邻肌腱组织(肌腱-凝胶)之间的测量摩擦系数，以及另一腱上的肌腱滑动(肌腱-肌腱)的测量摩擦系数的图表。为了比较，一种韧性粘合剂在另一种韧性粘合剂(凝胶-凝胶)上滑动的摩擦系数以虚线表示。显示平均值，误差棒表示±s.d.(n＝3个样品/组)，通过student’st-检验分析(组间*p《0.05)。[0122]图24a和24b是描述用于粘附和力学测试的肌腱制备的图像和示意图。如图24a所示，将牛肌腱样品切成薄肌腱板用于粘合能测试。如图24b所示，将大鼠髌骨肌腱切细，冲压成狗骨形状，使用高频超声对其横截面积进行成像，并在力学测试之前用液态金属固定在丙烯酸罐中。[0123]图25a-25h描述了jta与肌腱生物相容并支撑愈合。[0124]图25a是描述髌腱损伤和jta植入对肌腱结构和力学性能的影响的示意图。损伤后，将jta应用于髌腱的中央中质。[0125]图25b是描述在植入后3周，使用高频超声评估凝胶厚度的图像和图表。显示平均值，误差棒为±s.d.(n＝5-8个样品/组)，通过单向anova进行分析。a-前侧；i-下侧；m-内侧。[0126]图25c-25e是描述评估愈合和jta植入对松弛半衰期和|e*|的影响的图表。显示平均值，误差棒为+s.d.(n＝6-8个样品/组)，通过使用bonferroni校正的事后t-检验的双向anova进行分析(*p《0.013是组间的显著差异)。[0127]图25f是描述jta植入后最小邻近组织炎症的免疫组织学图像。[0128]图25g和25h是描述评估愈合和jta植入对核纵横比和细胞密度的影响的图表。比例尺＝100μm。显示平均值，误差棒为±s.d.(n＝4-8个样品/组)，通过使用bonferroni校正的事后t-检验的双向anova进行分析(p《0.013是组间的显著差异)。[0129]图25i和25j是显示韧性凝胶粘合剂在大鼠冈上肌腱上的肩峰下植入的显微照片。[0130]图26a-26g是描述力学测试方案以及愈合和jta植入对力学性能的影响的示意图和图表。[0131]图26a是描绘由应力松弛、动态负载和到斜升至失效组成的力学测试的示意图。[0132]图26b-26g是描述3周后评价jta植入和损伤对趾模量(图26b)、横截面积(图26c)、线性模量(图26d)、应力松弛(图26e)、tanδ(图26f)和细胞等级(图26g)的影响的图表。数据显示为平均值+/-标准差。*p《.013表示在使用bonferroni校正的事后t-检验的双向anova之后组间的显著差异。线条表示趋势为*p《0.025。[0133]图27a-27e是描述jta粘附到骨的外骨膜表面并且在植入大鼠肩袖后不引起明显炎症的示意图、图像和图表。[0134]图27a是描述在肩袖中，jta被设计成与冈上肌腱和附着部重叠的示意图。[0135]图27b是描述jta粘附到骨的外骨膜表面的图像。[0136]图27c是描述愈合和jta植入对冈上肌腱中标准化t2加权信号的影响的图表，通过双向anova进行评估和分析。数据显示为平均值+/-标准差。[0137]图27d是描述jta植入完整大鼠肩袖4周后jta生物相容性的免疫组织学图像。[0138]图27e是描述jta植入大鼠肩袖4周后冈上肌腱的免疫组织学图像。[0139]图28是描述治疗后jta和愈合对体重的影响的图。数据显示为平均值+/-标准差。[0140]图29a-29i是描述jta能够以前所未有的药物负载下进行溶出控制释放的示意图、图表和图像。[0141]图29a是使用franz池评估韧性水凝胶对cort扩散的影响的示意图。[0142]图29b是描述计算建模和实验评估粘合剂的扩散常数的图表。显示平均值，误差棒为±s.d.(n＝4-6个样品/组)，通过使用bonferroni校正的事后t-检验的单向anova进行分析(*p《0.017是组间的显著差异)。[0143]图29c是描述除了扩散控制释放之外，还通过在韧性水凝胶中负载高达其在水中的溶解度极限的25000倍的cort晶体(橙色)来研究溶解控制释放的示意图。[0144]图29d是描述cort在水凝胶内的聚集和溶解的示意图和图像，其基于预凝胶溶液内的明场显微镜图像进行建模。[0145]图29e和29f是描述在充分混合的条件下使用fe模拟对固体cort的溶解进行建模以预测颗粒的溶解的示意图。[0146]图29g是描述cort颗粒从外凝胶到内水凝胶发生溶解的图表。[0147]图29h是描述评价cort负载对药物释放的影响的图表。显示平均值，误差棒为±s.d.(n＝3个样品/组)，如通过student’st-检验分析的(*p《0.05是组间的显著差异)。[0148]图29i是描述药物负载对jta力学性能和粘附性的影响的图像。[0149]图30是描述使用微粉化的cort颗粒将曲安奈德掺入jta中的图。[0150]图31a-31e是描述jta减少肌腱中的早期炎症并促进改善的愈合的示意图、图像和图表。[0151]图31a是描述研究负载有曲安奈德(cort)的jta对髌腱血管分布的影响的示意图。[0152]图31b是描述在未损伤和损伤组中随时间对血清中cort浓度进行评估的图表。[0153]图31c和31d是描述hfus成像显示jta对肌腱的持续粘附的示意图和图像。[0154]图31d和31e是描述使用hfus多普勒成像评估治疗和时间对损伤后总血管体积的影响的图像和图表。显示平均值，误差棒为±s.d.(n＝4-7个样品/组)，通过使用bonferroni校正的事后t-检验的双向anova进行分析(*p《0.017是组间的显著差异，线p《0.034为组间趋势)。[0155]图31f-31h是描述评估损伤后治疗对肌腱生物力学的影响的图表。显示平均值，误差棒为±s.d.(n＝6-9个样品/组)，通过使用bonferroni校正的事后t-检验的单向anova进行分析(*p《0.0083是组间的显著差异，线p《0.017为趋势组)。[0156]图32a-32c是描述cort释放jta对动物生理学随时间的影响的图像和图表。图32a-32c显示双重jta植入被大鼠良好耐受。[0157]图32a是描绘jta溶出控制释放系统被外部jta包围以将其稳定在大鼠髌腱上并且还实现基于贮库的递送系统的图像。[0158]图32b是描述随时间检验大鼠体重的图表。[0159]图32c是描述随时间评估血糖水平的图表。[0160]图33a和33b是描述jta通用性在大型动物和人肌腱中提供机会的示意图和图像。[0161]图33a是描述对jta与润湿的和带血的猪髌骨、尺侧腕屈肌和跟腱的粘附性进行评估的示意图和图像。[0162]图33b是描绘在人尸体肢体中对jta支撑深屈肌腱滑动穿过横向腕韧带和掌板的能力的示意图和图像。[0163]图34a和34b是描述jta植入对屈肌腱在人尸体腕部中的掌板上滑动的影响的示意图。[0164]图34a是描述研究jta以确定其是否与屈肌腱滑动相容的示意图。[0165]图34b是描述韧性凝胶的未处理侧表现出低摩擦的示意图。[0166]发明详述[0167]本公开提供了能够调节和延长药物递送的韧性凝胶组合物，其包含互穿网络(ipn)水凝胶、粘土材料和至少一种治疗剂。已经发现，通过将粘土掺入韧性凝胶中，与传统水凝胶和ipn水凝胶的药物储存不稳定性相关的缺陷可以得到显著的补救，因此使得能够通过水凝胶持续的(即，延长的)和控制释放(即，可调的)治疗剂。[0168]在第一方面，本公开涉及互穿网络(ipn)水凝胶组合物，其包含：第一聚合物网络和第二聚合物网络；至少一种治疗剂；以及粘土材料。第一聚合物网络包含共价交联的第一聚合物，第二聚合物网络包含离子交联的第二聚合物。[0169]在第二方面，本公开涉及包含互穿网络(ipn)水凝胶的粘合剂组合物。ipn水凝胶包含：第一聚合物网络和第二聚合物网络；至少一种治疗剂；和粘土材料；以及粘附至所述ipn水凝胶的粘合剂聚合物层。第一聚合物网络包含共价交联的第一聚合物，第二聚合物网络包含离子交联的第二聚合物。[0170]在根据如上所述的第一和第二方面的组合物的一些实施方案中，第一聚合物网络和第二聚合物网络共价偶联。[0171]i.定义[0172]为了更容易理解本发明，首先定义某些术语。除非本文另有定义，与本发明结合使用的科学和技术术语应具有本领域普通技术人员通常理解的含义。然而，术语的含义和范围应该是清楚的，在任何潜在的歧义的情况下，本文提供的定义优先于任何字典或外来定义。[0173]此外，应当注意的是，无论何时叙述参数的值或值的范围，所叙述的值的中间值和范围也是本发明的一部分。[0174]除非本文中另有说明或与上下文明显矛盾，在描述本发明的上下文中(特别是在所附权利要求书的上下文中)，术语“一”和“一个”和“所述”以及类似指示物的使用应解释为涵盖单数和复数(即，一个或多个)。除非另外指明，否则术语“包含”、“具有”、“包括”和“含有”应被解释为开放式术语(即，意指“包括但不限于”)。除非本文中另外指明，否则本文中数值范围的列举仅旨在用作单独提及所列举的每个单独值或落入该范围内的速记方法，并且每个单独的值如同其被单独列举一样并入本说明书中。[0175]术语“约”或“大约”通常意指在给定值或范围的5％内，或更优选在1％内。[0176]通常，术语“治疗(treatment)”或“治疗(treating)”被定义为向患者施加或施用治疗剂，或向从患者分离的组织或细胞系施加或施用治疗剂，所述患者具有疾病、疾病的症状或对疾病的倾向，目的是治愈、恢复、减轻、缓解、改变、补救、改进、改善或影响疾病、疾病的症状或对疾病的倾向。因此，治疗可包括抑制(suppressing)、抑制(inhibiting)、预防、治疗或其组合。治疗尤其是指增加持续进展的时间、加速缓解、诱导缓解、增强缓解、加速恢复、增加对替代疗法的功效或降低对替代疗法的抗性，或其组合。“抑制(suppressing)”或“抑制(inhibiting)”尤其是指延迟症状发作、预防疾病复发、减少复发发作的次数或频率、增加症状发作之间的潜伏期、降低症状的严重性、降低急性发作的严重性、降低症状的数目、降低疾病相关症状的发生率、降低症状的潜伏期、改善症状、降低继发性症状、降低继发性感染、延长患者存活期或其组合。在一个实施方案中，症状是原发性的，而在另一个实施方案中，症状是继发性的。“原发性”是指为疾病(例如糖尿病)的直接结果的症状，而继发性是指源于或继发于主要原因的症状。症状可以是疾病或病理状况的任何表现。[0177]因此，如本文所用，术语“治疗(treatment)”或“治疗(treating)”包括本文所述的组合物的任何施用，并且包括：(i)预防疾病在可能易患疾病但尚未经历或表现出疾病的病理或症状的受试者中发生；(ii)抑制正在经历或表现出患病的病理学或症状学的受试者中的疾病(即，阻止病理和/或症状的进一步发展)；或(iii)改善正在经历或表现出患病的病理或症状学的受试者的疾病(即逆转病理和/或症状。[0178]疾病或紊乱的“治疗”、“预防”或“改善”是指延迟或预防这种疾病或紊乱的发作、逆转、减轻、改善、抑制、减缓或停止与这种疾病或紊乱相关的病症的进展、加重或恶化或严重程度。在一个实施方案中，疾病或紊乱的症状减轻至少5％、至少10％、至少20％、至少30％、至少40％或至少50％。[0179]与用于诊断紊乱的任何已知方法相关联地确定治疗的功效。紊乱的一种或多种症状的减轻表明组合物赋予临床益处。上述任何治疗方法可应用于任何合适的受试者，包括例如哺乳动物，如狗、猫、牛、马、兔、猴，最优选人。[0180]如本文所用，术语“受试者”包括可受益于施用本发明的水凝胶或可植入药物递送装置的任何受试者。术语“受试者”包括动物，例如脊椎动物、两栖动物、鱼、哺乳动物、非人动物，包括人和灵长类，例如黑猩猩、猴等。在本发明的一个实施方案中，受试者是人。[0181]术语“受试者”还包括农业上生产性家畜，例如牛、绵羊、山羊、马、猪、驴、骆驼、水牛、兔、鸡、火鸡、鸭、鹅和蜜蜂；以及家养宠物，例如狗、猫、笼养鸟和观赏鱼，以及所谓的测试动物，例如仓鼠、豚鼠、大鼠和小鼠。[0182]ii.发明的组合物[0183]尽管开发了许多新的手术、康复、移植和药物疗法，但肌腱损伤的治疗仍然是高度未满足的医疗需求。基于生物材料的疗法可通过向肌腱提供机械支撑和药物治疗剂的靶向持续递送来解决这些未满足的需求。然而，水凝胶通常表现出差的力学韧性，并且需要细胞渗透或缝合以与周围组织整合，并且经常表现出药物的突释。本发明提供了一种新型水凝胶，其具有力学韧性，通过粘合剂表面粘附至组织上，并以持续的方式释放治疗剂。[0184]韧性凝胶粘合剂或janus韧性粘合剂[0185]在一些实施例中，本发明提供一种粘合剂组合物，其包含互穿网络(ipn)水凝胶(也称为“韧性凝胶”或“韧性水凝胶”)作为耗散基质和粘合剂组合物以解决前述问题和其它问题。粘合剂组合物称为“韧性凝胶粘合剂”或“韧性水凝胶粘合剂”。韧性凝胶粘合剂具有不同的表面性质，因此也被称为janus韧性粘合剂(jta)，用作将药物递送至受试者体内的组织，例如肌腱的高容量贮库。本文表明，与目前可获得的市售粘合剂例如纤维蛋白胶相比，jta的耗散基质例如韧性水凝胶和粘合剂聚合物层例如壳聚糖层的组合促进单向组织粘合，粘合能显著增加(如增加约50％、约2倍、约4倍、约8倍、约16倍、约32倍、约50倍、约100倍或更多)。令人惊讶和有利的是，jta的相对表面(未用粘合剂桥接聚合物处理的jta的表面)支撑组织或医疗装置沿相对表面的单向滑动，例如肌腱滑动，如在原位猪和人肌腱制备中所证明的。jta的相对表面具有低摩擦系数，因此，组织或医疗器械滑动不会影响单向组织粘附，或仅具有极小的影响。因此，当jta粘附至第一组织的一侧时，未用粘合剂桥接聚合物处理的jta的相对表面接触第二侧。第二侧可以低摩擦沿相对表面滑动，并且jta保持粘附至第一组织的一侧。jta和第一组织的侧的相对位置在第二侧的滑动期间不改变或仅可忽略地改变。第二侧可以是第二组织或医疗装置的一侧。因此，jta可以提供对组织如损伤的组织的保护。例如，损伤的肌腱的周围组织在身体运动期间沿着损伤的肌腱的表面滑动，从而对损伤的肌腱造成伤害，例如炎症，或延迟损伤的肌腱的恢复。本发明的jta可以通过将jta的粘合剂聚合物层粘附至损伤的肌腱上来保护损伤的肌腱。周围组织可以以低摩擦沿jta的相对表面滑动，从而避免直接沿损伤的肌腱滑动并伤害损伤的肌腱。[0186]本发明的ipn水凝胶或jta通常是生物相容的。如本文所用，术语“生物相容的”旨在描述植入后在体内不引起实质有害反应，例如免疫反应，如炎症、毒性或损伤的任何材料。在髌腱和冈上肌腱损伤模型的大鼠模型中证实了示例性jta的生物相容性。纵向mri分析证实了示例性jta在大鼠肩袖中植入后长达4周的持续解剖学定位，并且耐受性良好，没有明显炎症迹象。令人惊讶和有利的是，示例性jta允许皮质类固醇曲安奈德在体外和体内的前所未有的药物负载和持续药物释放。总之，本发明表明jta提供机械支撑和作为用于治疗组织损伤例如肌腱损伤的药物递送的高容量贮库的效用。[0187]有利地，本发明的韧性凝胶或jta可以负载有大量未溶解的颗粒，并保持其有利的性能，例如力学、粘合和润滑性能。负载的未溶解颗粒的重量可以高达水凝胶聚合物含量的约4倍或更高。因此，大量的治疗剂可以配制成不溶解的聚集体或颗粒并悬浮在韧性凝胶或jta中。[0188]韧性凝胶或jta也可用于“包装”递送的治疗剂。例如，治疗剂可以配制成“核心”制剂并包封在韧性凝胶或jta中。治疗剂的核心制剂可以是任何合适的形状。在某些实施方案中，芯制剂为圆柱形。[0189]同样有利的是，当jta用作药物递送的贮库时，其可定位于有需要的受试者体内的所需位置。不希望受任何理论束缚，jta可粘附至身体内的表面，如肌腱的表面。jta可以通过粘附至组织的表面而保持定位在所需位置，因其对表面的高粘合能而不需要缝合。[0190]在一些实施方案中，本发明提供了包含本发明的ipn水凝胶组合物或jta组合物的药物递送系统。药物递送系统还可以包含另外的药物递送装置。另外的药物递送装置可以是本领域已知的任何药物递送装置。示例性的另外的药物递送装置包括但不限于基于支架的药物递送装置(例如，基于plga支架的药物递送装置，基于水凝胶的药物递送装置)、脂质体、微球、基于二氧化硅微粒的药物递送装置、纳米颗粒、聚合物-药物缀合物、聚复合物或胶束。在一些实施方案中，示例性的药物递送装置包括但不限于美国专利第9610328号、美国专利公开us20170119892a1中描述的装置，其各自的内容通过引用并入本文。另外的药物递送装置可以以任何合适的方式连接至ipn水凝胶组合物或jta组合物。例如，另外的药物递送装置可以包埋或包封在ipn水凝胶组合物中。[0191]术语“韧性凝胶组合物”、“ipn水凝胶组合物”、“耗散基质”等可互换使用，是指具有共价交联的第一聚合物网络和离子或物理交联的第二聚合物网络的互穿网络(ipn)水凝胶组合物。术语“韧性凝胶粘合剂”、“韧性水凝胶粘合剂”、“janus韧性粘合剂(jta)”等可互换使用，是指具有粘附至其表面或侧的粘合剂聚合物层的ipn水凝胶。如本文所用，术语“侧”和“表面”在其是指组织、韧性凝胶、韧性凝胶粘合剂或医疗装置的表面时可互换使用。[0192]在某些实施方案中，本发明组合物的第一聚合物网络中的第一聚合物选自聚丙烯酰胺、聚(甲基丙烯酸羟乙酯)(phema)、聚(乙烯醇)(pva)、聚乙二醇(peg)、聚磷腈、胶原、明胶、聚(丙烯酸酯)、聚(甲基丙烯酸酯)、聚(甲基丙烯酰胺)、聚(丙烯酸)、聚(n-异丙基丙烯酰胺)(pnipam)、聚(n，n-二甲基丙烯酰胺)、聚(烯丙胺)及其共聚物。在一个实施方案中，第一聚合物是聚丙烯酰胺。[0193]ipn水凝胶可以是生物可降解的或非生物可降解的。第一聚合物网络的共价交联剂可以是不可生物降解的或可生物降解的。在某些实施方案中，第一聚合物网络包含与共价交联剂共价交联的第一聚合物，所述共价交联剂选自n，n-亚甲基双丙烯酰胺(mbaa)、甲基丙烯酸盐交联剂、n，n’‑二环己基碳二亚胺(dcc)、1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳二亚胺(ecc)、n-羟基琥珀酰亚胺、n-羟基磺基琥珀酰亚胺、戊二醛和转谷氨酰胺酶。在一个实施方案中，共价交联剂是n，n-亚甲基双丙烯酰胺(mbaa)。在其它实施方案中，第一聚合物网络包含与生物可降解共价交联剂共价交联的第一聚合物，所述生物可降解共价交联剂选自聚(乙二醇)丙烯酸酯、明胶丙烯酸酯、透明质酸丙烯酸酯、藻酸盐丙烯酸酯和泊洛沙姆(peg-ppg-peg)二丙烯酸酯。在一个实施方案中，生物可降解共价交联剂选自聚(乙二醇)二丙烯酸酯(pegda)、明胶甲基丙烯酸酯(gelma)、甲基丙烯酸酯化藻酸盐(algma)、透明质酸甲基丙烯酸酯和泊洛沙姆(peg-ppg-peg)二丙烯酸酯。在一个实施方案中，生物可降解共价交联剂是分子量为约250至约20000da的pegda。[0194]在某些实施方案中，第一聚合物网络包含与生物可降解共价交联剂共价交联的第一聚合物，所述生物可降解共价交联剂选自聚(乙二醇)丙烯酸酯、明胶丙烯酸酯、透明质酸丙烯酸酯、藻酸盐丙烯酸酯和泊洛沙姆。在wo2020/077173中描述了生物可降解的ipn水凝胶，其全部内容通过引用并入本文。[0195]在一些实施方案中，本发明的组合物的第二聚合物网络中的第二聚合物选自藻酸盐、果胶酸盐、羧甲基纤维素、氧化羧甲基纤维素、透明质酸盐、壳聚糖、κ-卡拉胶、ι-卡拉胶和λ-卡拉胶，其中所述藻酸盐、羧甲基纤维素、透明质酸盐壳聚糖、κ-卡拉胶、ι-卡拉胶和λ-卡拉胶各自任选地被氧化；其中所述藻酸盐、羧甲基纤维素、透明质酸盐壳聚糖、κ-卡拉胶、ι-卡拉胶和λ-卡拉胶任选地包含选自甲基丙烯酸酯、丙烯酸酯、丙烯酰胺、甲基丙烯酰胺、硫醇、肼、四嗪、降冰片烯、反式环辛烯和环辛炔中的一种或多种基团。在一个实施方案中，第二聚合物是藻酸盐。改性的藻酸盐，例如但不限于美国公开号us20170119892a1，us20180326073a1中描述的改性的藻酸盐、官能化的藻酸盐、氧化的藻酸盐(包括部分氧化的藻酸盐)和氧化/还原的藻酸盐，其公开内容均通过引用并入本文。[0196]在一些实施方案中，藻酸盐包含高分子量藻酸盐和低分子量藻酸盐的混合物。在一个实施方案中，高分子量藻酸盐与低分子量藻酸盐的比例为约5：1至约1：5、约4：1至约1：4、约3：1至约1：3、约2：1至约1：2、或约1：1。在一个具体实施方案中，高分子量藻酸盐与低分子量藻酸盐的比例为约1：1。[0197]在一些实施方案中，第二聚合物网络包含与离子交联剂离子交联的第二聚合物，所述离子交联剂选自cacl2、caso4、caco3、透明质酸和聚赖氨酸。在一个实施方案中，离子交联剂是caso4。[0198]如本文所用，术语“粘合剂”、“粘合剂聚合物层”和“粘合剂表面”可互换使用，是指通过将粘合剂聚合物施加到ipn水凝胶的表面而形成的层或表面。[0199]在某些实施方案中，根据本发明各方面及其实施方案的组合物中的粘合剂聚合物是高密度伯胺聚合物。在一个实施方案中，高密度伯胺聚合物选自壳聚糖、明胶、胶原、聚烯丙胺、聚赖氨酸和聚乙烯亚胺。在一个具体的实施方案中，所述高密度伯胺聚合物是壳聚糖。[0200]在一些实施例中，根据本发明的各个方面及其实施例的组合物中的粘合剂聚合物层经由偶联剂粘附至ipn。在一些实施方案中，偶联剂包含第一羧基活化剂，例如碳二亚胺。碳二亚胺的非限制性实例包括1-乙基-3-(3-二甲氨基丙基)碳二亚胺(edc、edac或edci)、二环己基碳二亚胺(dcc)和二异丙基碳二亚胺(dic)。在一些实施方案中，偶联剂还包括第二羧基活化剂。第二羧基活化剂的非限制性实例选自n-羟基琥珀酰亚胺(nhs)、n-羟基磺基琥珀酰亚胺(磺基-nhs)、羟基苯并三唑(hobt)、二甲氨基吡啶(dmap)、羟基-3,4-二氢-4-氧代-1,2,3-苯并三嗪(hoobt/hodhbt)、1-羟基-7-氮杂-1h-苯并三氮唑(hoat)、2-氰基-2-(羟基氨基)乙酸乙酯、苯并三氮唑-1-氧基-三(二甲氨基)-六氟磷酸膦(bop)、苯并三唑-1-酰氧基-三吡咯烷基-六氟磷酸膦、7-氮杂-苯并三唑-1-酰氧基-三吡咯烷基-六氟磷酸膦)、乙基氰基(羟基亚氨基)乙酰基-o2)-三-(1-吡咯烷基)-六氟磷酸膦，3-(二乙氧基磷酰氧基)-1,2,3-苯并[d]三嗪-4(3h)-酮、2-(1h-苯并三唑-1-基)-n,n,n',n'-四甲基胺四氟硼酸盐/六氟磷酸盐，2-(6-氯-1h-苯并三唑-1-基)-n,n,n',n'-四甲基胺六氟磷酸盐)、n-[(5-氯-1h-苯并三唑-1-基)-二甲氨基吗啉]-六氟磷酸脲n-氧化物，2-(7-氮杂-1h-苯并三唑-1-基)-n,n,n',n'-四甲基胺六氟磷酸盐、1-[1-(氰基-2-乙氧基-2-氧乙基亚氨基氧基)-二甲氨基吗啉基]-六氟磷酸铕，2-(1-氧基吡啶-2-基)-1,1,3,3-四甲基异硫脲四氟硼酸盐，四甲基氟甲脒六氟磷酸盐、n-乙氧羰基-2-乙氧基-1,2-二氢喹啉，2-丙炔膦酸酐，4-(4,6-二甲氧基-1,3,5-三嗪-2-基)-4-甲基吗啉盐，双三氯甲基碳酸酯和1,1'-羰基二咪唑。[0201]ipn水凝胶(包括具有粘合剂材料的ipn水凝胶)的进一步公开可以在国际专利申请公开号wo2013/103956、wo2017/165490和wo2020/077173中找到，其全部公开内容通过引用并入本文。[0202]术语“本发明的组合物”是指根据如上文所描述的第一和第二方面以及如贯穿本公开所描述的其所有实施例的组合物。[0203]治疗剂[0204]通常，韧性凝胶或jta可用作任何治疗剂的贮库。本文所用的术语“治疗剂”是指能够产生治疗效果的物质。在一个实施方案中，治疗剂选自生物制剂、小分子、金属(例如纳米颗粒)或其组合。[0205]生物制品(包括重组生物制品)的非限制性实例是抗体、疫苗、血液、血液组分、过敏原、核酸、蛋白质、肽、细胞、激素、生长因子、细胞因子、趋化因子、免疫细胞、脂质、碳水化合物、糖类或多糖，或其组合。[0206]已经发现，令人惊讶和有利的是，本发明的韧性凝胶粘合剂可以以未溶解的形式负载大量的治疗剂，并保持其有利的性质，例如韧性凝胶粘合剂的力学性能和粘合特性。例如，本发明的韧性凝胶或jta可以以聚合物含量的约4倍(500mg/ml)负载治疗剂，例如曲安奈德(cort)，并且仍然保持其其它有利的性质，例如力学、粘合和/或润滑特性。[0207]不希望受任何理论束缚，假设治疗剂可以配制成未溶解的制剂并悬浮在韧性凝胶或jta中。在将韧性凝胶或jta施用于有需要的受试者后，治疗剂依次被体液溶解并从韧性凝胶或jta中释放。因为大量的治疗剂可以负载在韧性凝胶或jta中并且治疗剂可以顺序地溶解，所以可以实现以基本上恒定的速率的持续释放。[0208]治疗剂可以包封在ipn水凝胶或粘合剂层或二者内。治疗剂也可粘附于ipn水凝胶或粘合剂层或二者的表面。在ipn水凝胶或粘合剂层中的包封和/或与ipn水凝胶或粘合剂层的粘附可以经由共价连接或非共价相互作用。[0209]在一些实施方案中，治疗剂以持续的方式从韧性凝胶或jta释放。如本文所用，术语“持续释放”、“延长释放”、“以持续方式释放”、“以延长方式释放”等是指与治疗剂的参比释放相比，治疗剂在更长的时间段内从韧性凝胶或jta释放。“参比释放”是指从治疗剂的其他方面相似或相同的制剂中释放，但用于与韧性凝胶或jta从受试者体内相似位置的结合。例如，参比释放是指如果治疗剂溶解或悬浮在相同的缓冲液中并包封在韧性凝胶或jta中或粘附在韧性凝胶或jta上，则治疗剂从在盐水缓冲液中的治疗剂的快速推注(bolus)施用到类似位置的释放。在另一个实例中，参比释放是指如果治疗剂被类似地配制并包封在韧性凝胶或jta中或粘附于韧性凝胶或jta，使用载体或赋形剂配制的治疗剂的释放。[0210]从韧性凝胶或jta的持续释放可以是治疗剂的参比释放时间的约2倍、约4倍、约8倍、约16倍、约25倍、约50倍、约100倍、约250倍、约500倍、约1000倍或更多。[0211]在某些实施方案中，治疗剂的持续释放可持续小于1天，长于约1天、约2天、约4天、约1周、约2周、约1个月、约2个月、约4个月、约6个月、约1年或更长的时间段。[0212]治疗剂的持续释放可包括初始突释，随后在长时间段内较慢释放。例如，约80％的治疗剂可以在前几天(例如2天)内突释。其余可以以相对恒定的速率在更长的时间段内释放，例如四天或更多天。在一些实施方案中，治疗剂还可以在不包括“突释”释放时间段的长时间段内从施用韧性凝胶或jta时释放到受试者体内。例如，如图29h所示，治疗剂在十(10)天或更多天内释放而没有明显的“突释”。[0213]治疗剂的持续释放可通过各种机制或制剂实现。在某些实施方案中，治疗剂是化合物并且可以以高于治疗剂在水中或在盐水缓冲液(例如pbs或hess)中的溶解极限的浓度(治疗剂/水凝胶w/v％)包封在韧性凝胶或jta中或粘附于韧性凝胶或jta。在这种情况下，治疗剂的释放曲线由溶解和负载控制。具有较低溶解度的药物或配制成缓释制剂的药物可能具有延长释放。较高的负载也可用于延长释放。在一些实施方案中，如实施例1中所述的计算建模可用于模拟某些治疗剂(如具有低溶解度的药剂)的释放并设计药物在韧性凝胶或jta中的负载以用于延长释放。在一些实施方案中，治疗剂的释放可通过刺激响应释放来控制，其可通过改变温度、施加超声和通过冻干改变凝胶孔隙率来实现。对于较低的药物负载，可使用添加粘土材料如锂皂石来调节释放。[0214]治疗剂在韧性凝胶或jta中的浓度可以比治疗剂的溶解极限大至少约50％、约2倍、约4倍、约8倍、约16倍、约25倍、约50倍、约100倍、约200倍、约500倍、约1000倍、约2000倍、约5000倍、约10000倍、约20000倍、约25000倍或更多。如本文所用，术语“浓度”是指治疗剂的重量与韧性凝胶或jta的体积的比率，无论治疗剂是否溶解于韧性凝胶或jta中。[0215]在一些实施方案中，负载在根据本发明的ipn水凝胶或jta中的治疗剂是ipn水凝胶的至少约10重量％、约20重量％、约50重量％、约1重量％、约2重量％、约4重量％、约8重量％或更多的聚合物含量。[0216]在一些实施方案中，以比其在韧性凝胶或jta中的溶解极限高得多的浓度负载的治疗剂形成未溶解的聚集体。聚集体可具有大于约1μm2、约2μm2、约4μm2、约10μm2、约20μm2、约50μm2、约100μm2、约150μm2或更大的横截面积。治疗剂从聚集体中的顺序溶解导致治疗剂的持续释放。治疗剂的聚集体可以由治疗剂的晶体形式或无定形结构形成。对于疏水性治疗剂，可以在交联之前将药剂悬浮在预凝胶混合物中并形成聚集体。[0217]在一些实施方案中，通过将治疗剂配制在控制释放制剂中来实现治疗剂的持续释放。例如，治疗剂可以配制在微球、脂质体、纳米颗粒、胶束、聚合物-药物缀合物或聚复合物中。含有治疗剂的制剂，例如微球或脂质体，可以包封在韧性凝胶或jta中。在某些实施方案中，将亲水性治疗剂配制成控制释放制剂并悬浮在ipn水凝胶或jta中，并且可以实现治疗剂的持续释放。控制释放制剂是本领域熟知的，例如描述于li和mooney,designinghydrogelsforcontrolleddrugdelivery,naturereviewmaterials1,articlenumber:16071(2016)与langer和folkman，同上的那些。[0218]在一些实施方案中，通过刺激响应释放实现治疗剂的持续释放。通过改变温度、施加超声和通过冻干改变凝胶孔隙率来实现刺激响应释放。对于较低的药物负载，可使用加入锂皂石来延长释放。[0219]本发明的治疗剂可以与合适的载体，赋形剂和提供改善的转移，递送，耐受性等的其它试剂一起配制。许多合适的制剂可以在所有药物化学家已知的配方中找到：remington'spharmaceuticalsciences,mackpublishingcompany,easton,pa。这些制剂包括例如粉剂、糊剂、软膏剂、胶冻剂、蜡、油、脂质、含有脂质(阳离子或阴离子)的囊泡(如llpofectintm,lifetechnologies,carlsbad,ca)、dna缀合物、无水吸收糊剂、水包油和油包水乳液、乳液碳蜡(各种分子量的聚乙二醇)、半固体凝胶和含有碳蜡的半固体混合物。还参见powel等人."compendiumofexcipientsforparenteralformulations"pda(1998)jpharmscitechnol52:238-311。[0220]在某些实施方案中，通过用可裂解的共价键将治疗剂连接至韧性凝胶或jta来实现治疗剂的持续释放。可裂解的共价连接详细描述于专利申请公开us2016/0114046中，其全文通过引用并入本文。[0221]在一些实施方案中，治疗剂的持续释放通过如本文详细描述的将治疗剂连接至粘土来实现。[0222]在一些实施方案中，治疗剂是细胞，其原位产生第二治疗剂，例如蛋白质或小分子。细胞可以长时间产生第二治疗剂，并且第二治疗剂以持续的方式释放。[0223]在一些实施方案中，韧性凝胶是生物可降解的，并且治疗剂可以通过韧性凝胶的降解以持续的方式释放。[0224]在某些实施方案中，治疗剂包含抗体。如本文所用，术语“抗体”是指免疫球蛋白分子或其片段，其通过免疫球蛋白分子可变区内的至少一个抗原识别位点识别并特异性结合靶标，例如蛋白质、多肽、肽、碳水化合物、多核苷酸、脂质或前述的组合。术语“抗体”包括完整的多克隆抗体、单克隆抗体、抗体片段(例如，fab、fab’、f(ab’)2和fv片段)、单链fv(scfv)突变体、多特异性抗体如双特异性抗体、嵌合抗体、人源化抗体、人抗体，包含抗体的抗原决定部分的融合蛋白，和包含抗原识别位点的任何其它修饰的免疫球蛋白分子，只要所述抗体表现出所需的生物活性。抗体可以是五大类免疫球蛋白中的任一种：:iga、igd、ige、igg，和igm，或其亚类(同种型)(例如igg1，igg2，igg3，igg4，iga1和iga2)、基于它们的重链恒定结构域的同一性，分别称为α，δ，ε，γ和μ。[0225]在某些实施方案中，治疗剂是小分子。如本文所用，“小分子”是指分子量小于1000da的化合物。小分子可以是有机化合物或无机化合物。在某些实施方案中，小分子是合成有机化合物。小分子可以具有天然存在的结构或人工设计的结构。[0226]在一些实施方案中，治疗剂是核酸。如本文所用，“核酸”是生物聚合物，包括rna(核糖核酸)和dna(脱氧核糖核酸)以及重组核酸，其由核苷酸的单链或双链组成，所述核苷酸是由三种组分制成的生物聚合物的单体：5-碳糖、磷酸基和含氮碱基(例如dna中的腺嘌呤(a)、胞嘧啶(c)、鸟嘌呤(g)、胸腺嘧啶(t)或rna中的尿嘧啶(u))。在一些实施方案中，核酸编码蛋白质、肽或rna。在一些实施方案中，核酸是调节基因表达的rna分子，例如sirna、反义rna、核酶rna、mirna、shrna和dicer底物sirna(dsirna)。[0227]在一些实施方案中，治疗剂是蛋白质或肽。示例性蛋白质包括但不限于酶、生长因子、细胞因子或结构蛋白。[0228]在一些实施方案中，本发明的ipn水凝胶中的治疗剂是治疗炎症的物质。在一些实施方案中，治疗剂是治疗组织再生的物质。在某些实施方案中，治疗剂是治疗组织再生的物质，例如皮肤组织、肌肉组织、肌腱组织、韧带组织、骨组织、神经组织、结缔组织、囊组织、脂肪组织或其组合。在另一个实施方案中，治疗剂是治疗神经再支配的物质。在一个实施方案中，治疗剂是减轻或缓解疼痛的物质。在一些实施方案中，治疗剂是国际专利申请公开号wo2011/109834中公开的任何治疗剂，其公开内容通过引用并入本文。[0229]在一个具体实施方案中，治疗剂选自肝细胞生长因子(hgf)、碱性成纤维细胞生长因子(bfgf)、胰岛素样生长因子-1(igf-1)、神经生长因子(ngf)、白血病抑制因子(lif)、酸性成纤维细胞生长因子(afgf)、血小板衍生生长因子(pdgf-aa)、血小板衍生生长因子(pdgf-bb)、表皮生长因子(egf)、转化生长因子-α(tgf-α)、转化生长因子-β1(tgf-β1)、血管内皮生长因子121(vegf121)、血管内皮生长因子121b(vegf121b)、血管内皮生长因子145(vegf145)、血管内皮生长因子165(vegf165)、血管内皮生长因子165b(vegf165b)、血管内皮生长因子189(vegf189)和血管内皮生长因子206(vegf206)。[0230]在另一个具体的实施方案中，治疗剂是皮质类固醇(也称为糖皮质激素或类固醇)。皮质类固醇的非限制性实例包括倍他米松、泼尼松、泼尼松龙、曲安奈德、甲泼尼龙、地塞米松或其药学上可接受的盐。在一个实施方案中，所述皮质类固醇为曲安奈德或其药学上可接受的盐。[0231]在另一个具体的实施方案中，治疗剂是非甾体抗炎药(nsaid)。nsaid的非限制性实例包括阿司匹林水杨酸盐(amigesic)、二氟尼柳(dolobid)、布洛芬(motrin)、酮洛芬(orudis)、萘丁美酮(relafen)、吡罗昔康(feldene)、萘普生(aleve，naprosyn)、双氯芬酸(voltaren)、吲哚美辛(indocin)、舒林酸(clinoril)、托美汀(tolectin)、依托度酸(lodine)、酮咯酸(toradol)、奥沙普秦(daypro)、塞来昔布(celebrex)。[0232]在某些实施方案中，本发明的组合物中包含的治疗剂的量的范围为约0.1mg/ml至约500mg/ml(即，每总体积的水凝胶或第二聚合物网络)、或约0.1mg/ml至约200mg/ml、约0.2mg至约150mg/ml约0.2mg/ml至约125mg/ml、约0.5mg/ml至约100mg/ml、约1mg/ml至约100mg/ml。在一个实施方案中，组合物包含约1mg/ml、约5mg/ml、约10mg/ml、约20mg/ml、约25mg/ml、约30mg/ml、约40mg/ml、约50mg/ml、约60mg/ml、约70mg/ml、约75mg/ml、约80mg/ml、约90mg/ml或约100mg/ml的治疗剂。在一个实施方案中，组合物包含约1mg/ml、约10mg/ml或约100mg/ml的治疗剂。[0233]粘土[0234]在一些实施方案中，在根据如上所述的第一和第二方面及其实施方案的组合物中，假设并验证粘土材料包含在第二聚合物网络中聚集的多个粘土颗粒。在一个实施方案中，治疗剂被包封在聚集的粘土颗粒的疏水层间空间中。在另一个实施方案中，治疗剂被吸附到聚集的粘土颗粒上。通常，治疗剂分子和聚集的粘土颗粒之间的相互作用主要由非共价相互作用组成。非共价相互作用的类型包括例如静电相互作用、范德华相互作用、π-效应、疏水相互作用等。进一步假设粘土纳米颗粒是ph响应性的，其中低ph可以使粘土颗粒上的负电荷质子化，从而减弱药物-粘土相互作用并加速药物释放。对于延长的药物释放，通过施加高ph使机理逆转，然后高ph可以使粘土颗粒上的负电荷去质子化，从而增强药物-粘土相互作用并使药物释放减速。此外，可以使用机械搅拌(例如超声处理)、加热和酶促反应来控制药物释放的可调节性。此外，在治疗剂如曲安奈德的分子的羟基和羰基之间存在氢相互作用。[0235]合适的粘土材料的非限制性实例选自高岭石、伊利石、绿泥石、蛭石、蒙脱石、膨润土、钠蒙脱石、凹凸棒石、海泡石、dicite、埃洛石、珍珠陶土和锂皂石。在一个实施方案中，粘土材料是锂皂石。在一个实施方案中，本发明组合物中粘土材料的量为粘土材料的约1mg/ml至约500mg/ml、或约1mg/ml至约400mg/ml、约1mg/ml至约300mg/ml、约1mg/ml至约250mg/ml、约2mg/ml至约200mg/ml、约5mg/ml至约200mg/ml、约10mg/ml至约200mg/ml、约10mg/ml至约175mg/ml，或约10mg/ml至约150mg/ml。在另一个实施方案中，组合物包含约1mg/ml、约5mg/ml、约10mg/ml、约20mg/ml、约25mg/ml、约30mg/ml、约40mg/ml、约50mg/ml、约60mg/ml、约70mg/ml、约75mg/ml、约80mg/ml、约90mg/ml、约100mg/ml、约110mg/ml或约120mg/ml的粘土材料。在另一个实施方案中，组合物包含约20mg/ml、约40mg/ml、约60mg/ml、约80mg/ml或约120mg/ml的粘土材料。在又一个实施方案中，组合物包含约40mg/ml或约80mg/ml的粘土材料。[0236]本发明组合物中粘土材料和治疗剂的量也可以粘土材料与治疗剂的重量比表示。通常，粘土材料与治疗剂的较高比率显示导致改善的胶体稳定性。在一个实施方案中，粘土材料与治疗剂的重量比为约100：1至约2：5，例如约100：1、95：1、90：1、80：1、75：1、70：1、60：1、50：1、40：1、30：1、25：1、20：1、15：1、10：1、8：1、7：1、6：1、5：1、4：1、3：1、2：1、1：1、1：2、1：3、1：5、2：3、2：5。在一个实施方案中，粘土材料与治疗剂的重量比为约50：1至约2：5。[0237]润滑剂[0238]jta的令人惊讶和有利的性质是jta的非粘性表面在相邻表面如组织或医疗装置的表面上表现出非常低的jta摩擦系数。因此，jta可用作组织(例如损伤的肌腱)的保护性屏障，因为jta允许其它组织或医疗装置在待保护的组织上滑动。不希望受任何理论束缚，假设邻近组织或待保护组织的医疗装置可以在低摩擦下滑过jta的非粘性侧，从而保护组织免受损伤。[0239]为了进一步降低jta的非粘性表面和组织或医疗装置的相邻表面之间的摩擦，本发明的jta还可以包含润滑剂。适于活体内目的的任何润滑剂可用于本发明中。用于体内使用的润滑剂是本领域公知的，例如在zhao等人,effectsoflubricantandautologousbonemarrowstromalcellaugmentationonimmobilizedflexortendonrepairs,j.orthop.res.,34(1):154-160(2016)；sun等人,theeffectofhyaluronidase,phospholipase,lipidsolventandtrypsinonthelubricationofcanineflexordigitorumprofundustendon,j.orthop.res.,26(9):1225-1229(2008)；和sun等人,boundarymodelubricationofarticularcartilagewithabiomimeticdiblockcopolymer,proc.natl.acad.sci.,116(25)12437-12441(2019)中描述的那些。用于体内使用的示例性润滑剂包括但不限于表面活性磷脂、润滑素、透明质酸(ha)、胶原、蛋白聚糖或羧甲基纤维素(cmc)流体。[0240]药物组合物[0241]本公开还考虑在本发明的组合物中包含一种或多种药学上可接受的赋形剂。因此，在一些实施方案中，ipn水凝胶还包含药学上可接受的赋形剂。[0242]为了施用于受试者，本文所述的ipn水凝胶、jta和治疗剂可作为药学上可接受的(例如无菌的)组合物提供。因此，一方面，本发明提供了包含ipn水凝胶或jta的药物组合物。另一方面，本发明提供了包含ipn水凝胶或jta作为治疗剂的药物组合物。[0243]这些药学上可接受的组合物，例如包含ipn水凝胶，jta或治疗剂的组合物，可以与一种或多种药学上可接受的载体(添加剂)和/或稀释剂一起配制。如以下详细描述的，本公开的药物组合物可以特别配制用于以固体或液体形式施用，包括适用于以下的那些：(1)肠胃外施用，例如通过皮下、肌内、静脉内(例如推注或输注)或硬膜外注射，例如作为无菌溶液或悬浮液或持续释放制剂；(2)口服施用，例如，湿透剂(水性或非水性溶液或悬浮液)、锭剂、糖衣丸、胶囊、丸剂、片剂(例如，靶向用于颊、舌下和/或全身吸收的那些)、大丸剂、粉剂、颗粒剂、用于施用至舌的糊剂；(3)局部施用，例如作为乳膏、软膏或控制释放贴剂或喷雾施用于皮肤；(4)阴道内或直肠内，例如作为阴道栓剂、乳膏剂或泡沫剂；(5)舌下；(6)眼部；(7)经皮；(8)经粘膜；或(9)经鼻。另外，可将化合物植入患者或使用药物递送系统注射。参见，例如，urquhart等人,,ann.rev.pharmacol.toxicol.24:199-236(1984)；lewis,ed.“controlledreleaseofpesticidesandpharmaceuticals”(plenumpress,newyork,1981)；美国专利第3773919号；和美国专利第353270960号，其全部内容通过引用并入本文。[0244]如本文所用，术语“药学上可接受的”或“药理学上可接受的”是指在合理医学判断范围内适用于与人和动物的组织接触而无过度毒性、刺激、过敏反应或其它问题或并发症，与合理益处/风险比相称的那些化合物，材料，组合物和/或剂型。此外，对于动物(例如人)施用，应理解组合物应满足fda生物标准办公室要求的无菌性、热原性、一般安全性和纯度标准。[0245]如本文所用，术语“药学上可接受的载体”意指药学上可接受的材料、组合物或溶媒，诸如液体或固体填充剂、稀释剂、赋形剂、制造助剂(例如润滑剂、滑石、硬脂酸镁、硬脂酸钙或硬脂酸锌或硬脂酸)或溶剂包封材料，其涉及将主题化合物从身体的一个器官或部分携带或运输至身体的另一个器官或部分。每种载体必须是“可接受的”，其含义是与制剂的其它成分相容并且对患者无害。可用作药学上可接受的载体的材料的一些实例包括：(1)糖类，例如乳糖、葡萄糖和蔗糖；(2)淀粉，如玉米淀粉和马铃薯淀粉；(3)纤维素及其衍生物，如羧甲基纤维素钠、甲基纤维素、乙基纤维素、微晶纤维素和醋酸纤维素；(4)黄蓍胶粉末；(5)麦芽；(6)明胶；(7)润滑剂，如硬脂酸镁、十二烷基硫酸钠和滑石；(8)赋形剂，如可可脂和栓剂蜡；(9)油类，例如花生油、棉籽油、红花油、芝麻油、橄榄油、玉米油和大豆油；(10)二醇类，例如丙二醇；(11)多元醇，例如甘油、山梨醇、甘露醇和聚乙二醇(peg)；(12)酯类，例如油酸乙酯和月桂酸乙酯；(13)琼脂；(14)缓冲剂，例如氢氧化镁和氢氧化铝；(15)藻酸；(16)无热原的水；(17)等渗盐水；(18)林格氏溶液；(19)乙醇；(20)ph缓冲溶液；(21)聚酯、聚碳酸酯和/或聚酐；(22)填充剂，如多肽和氨基酸；(23)血清组分，如血清白蛋白、hdl和ldl；(22)c2-c12醇类，例如乙醇；和(23)药物制剂中使用的其它无毒相容物质。润湿剂、着色剂、脱模剂、包衣剂、崩解剂、粘合剂、甜味剂、调味剂、芳香剂、蛋白酶抑制剂、增塑剂、乳化剂、稳定剂、增粘剂、成膜剂、增溶剂、表面活性剂、防腐剂和抗氧化剂也可存在于制剂中。术语例如“赋形剂”、“载体”、“药学上可接受的载体”等在本文中可互换使用。[0246]iii.本发明的方法[0247]此外，还考虑了使用本发明的组合物的方法。在一些实施方案中，本发明涉及一种减小第一组织的第一侧与第二侧之间的摩擦的方法。不希望受任何理论束缚，假设本发明的jta可应用于第一组织的第一侧，其中粘合剂组合物包含互穿网络(ipn)水凝胶，其包含第一聚合物网络和第二聚合物网络；和粘附至所述ipn水凝胶的第一表面的粘合剂聚合物层；其中所述ipn水凝胶具有不同于所述第一表面的第二表面；其中所述第一聚合物网络包含共价交联的第一聚合物，并且所述第二聚合物网络包含离子交联的第二聚合物；其中所6645517中公开的温度敏感性聚合物组合物或通过光热能释放药物。在本公开中，通过改变可影响药物溶解的温度来触发治疗剂的按需释放。这可以通过将冰袋或热源放置在支架附近来实现。释放还可以通过例如超声刺激(例如使用超声换能器)来加速。例如，超声系统可以邻近支架定位。按需释放也可通过将生物可降解交联剂(即凝胶剂)并入水凝胶系统的第一聚合物网络中来实现。此外，还设想了破坏水凝胶完整性从而触发药物释放的酶促方法(例如蛋白酶)和光活化。因此，在一些实施方案中，根据如上所述的第三、第四、第五、第六、第七、第八和第九方面的方法进一步包括使组合物进行超声搅动、热处理、酶处理、辐射处理或其组合，以触发治疗剂的按需释放。实施例[0257]实施例1材料与方法[0258]合成韧性凝胶粘合剂：韧性凝胶如先前sun等人(nature，2012，489(7414)：133-136)中所述进行合成，特别是通过将2％藻酸钠和12％丙烯酰胺在hank’s平衡盐溶液(hbss)中的溶液与n，n’‑亚甲基双(丙烯酰胺)、temed、过硫酸铵和二水合硫酸钙混合。壳聚糖(2％)和偶联剂(1-乙基-3-3-二甲基氨基丙基)碳二亚胺和硫酸化n-羟基琥珀酰亚胺)(12mg/ml)用于共价结合耗散基质和肌腱。[0259]为了制备包含皮质类固醇和锂皂石(laponite)的韧性凝胶粘合剂，将两种类型的交联聚合物(离子交联的藻酸盐和共价交联的聚丙烯酰胺)与锂皂石和皮质类固醇颗粒混合。[0260]粘合能应用和测量：使用冷冻阶段切片机(cm1950，leica，wetzlar，germany)由牛屈肌腱制备薄肌腱板条(15×1×40mm3)。合成了韧性水凝胶条，并将0.003mil薄的pet背衬层放置在该条附近，并用强力胶(loctite454)附着。用薄丙烯酸片(2×1cm2)和强力胶固定韧性水凝胶-pet复合材料的末端。然后将韧性水凝胶粘附至如上所述的腱板上，同时在应变控制下夹在载玻片之间(li，j.等人toughadhesivesfordiversewetsurfaces.science357,378-381,doi:10.1126/science.aah6362(2017))。在单轴拉伸(100mm/min)下用180°剥离测试(instron3342，norwood，ma)测量粘合能。使用捕获的力和位移数据，通过将稳态力乘以2并除以样品宽度来定量粘合能。以类似的方式测试市售纤维蛋白封闭剂(tisseel，baxter)作为对照。[0261]桥连聚合物的相互渗透：使用fitc-标记的壳聚糖(qaqish,r.b.和amiji,m.m.synthesisofafluorescentchitosanderivativeanditsapplicationforthestudyofchitosan-mucininteractions.carbohydratepolymers38,8(1999))和共聚焦显微镜(lsm710，zeiss，oberkochen，德国)评估桥接聚合物在组织中的相互渗透。使用低温切片机产生薄肌腱样品，并将活检组织冲压成圆片(直径8mm，厚度1mm)。合成韧性凝胶圆片(直径8mm，厚度1mm)。使用类似的应用方法，将jta与fitc-标记的壳聚糖一起应用于肌腱表面，并在1、10和100分钟后评估其中肌腱组织中的相互渗透。在这些时间点，肌腱-jta复合物在液氮中快速冷冻、平分并冷冻切片(切片厚度＝40μm)。然后将切片用dapi染色并封固(prolongtmgoldantifademountantwithdapi，thermofisher)。使用共焦显微镜对细胞核(dapi，激发激光405nm)、壳聚糖(fitc，激发激光488nm)和胶原(偏振光)的样品进行成像。渗透深度定义为fitc通道与胶原通道重叠的距离。[0262]摩擦评估：将扁平肌腱样品和韧性凝胶安装在载玻片(15×40×1.5mm3)上。将肌腱和韧性凝胶的较小样品(10×10×1mm3)安装在含有50g质量的滑橇上。通过水平拉动样品组合(n＝3/组)(0.25mm/min)并安装称重传感器以计算动摩擦系数(μk)对肌腱-肌腱、肌腱-janus韧性凝胶和janus韧性凝胶-janus韧性凝胶摩擦进行测试。通过将稳态力除以法向力计算动摩擦系数。[0263]髌腱缺损模型：在f344xbn大鼠(年龄：8个月；体重：400-500g；国家衰老研究所)(n＝8/组)(哈佛大学iacuc批准)评估jta植入对未受伤和受伤肌腱的影响。使用无菌技术制备jta凝胶盘(直径4mm，厚度0.5mm)并将其植入髌腱的中央中质(midsubstance)(iacuc批准)。为了评估jta对肌腱愈合的影响，在放置jta之前，对大鼠的髌腱进行双侧全层-部分宽度(～50％)的切除损伤，并在损伤和放置jta3周后实施安乐死。简言之，用异氟烷(2-2.5vol％)麻醉动物，同时通过前表皮向髌腱切开一个8mm切口。对于肌腱损伤，将髌腱两侧的支持带切开，并将涂有橡胶背衬的抹刀置于肌腱深处。然后使用2mm活检穿孔器在中央髌腱中质产生全层部分宽度缺损。然后在未受伤和受伤的动物中将jta植入肌腱中质。在jta上施加温度和压力4分钟，在此期间产生粘附。然后用4-0vicyl缝线缝合皮肤，并使动物恢复笼子活动，在此期间每12小时皮下给予术后丁丙诺啡(0.5mg/kg，buprenex)，持续三天。对于药物递送实验，对雌性spraguedawley大鼠(年龄：16周；体重：300-350g，charlesriver实验室)(n＝24)进行了类似的程序。手术后，给予单一剂量的缓释丁丙诺啡(72小时释放)(0.05mg/kg，zoopharms)。[0264]冈上肌腱切断术：使用成年雌性spraguedawley大鼠(年龄：》6个月；体重：300-400g)。在使用异氟烷(1.5-3vol％)的全身吸入麻醉下进行无菌外科手术。使用解剖刀从肩峰向肱骨切开15mm切口，以暴露三角肌。然后从肱骨向肩峰切开三角肌10mm切口，以暴露肩峰和肱骨头。然后用脊髓钩将冈上肌腱从肩峰下间隙拉出，并保持在中等张力下。为创建全层部分肌腱切开术，沿肌腱长轴放置23g套管，以使用手术刀引导切割。为植入jta(长6mm，宽2mm)，外展肩关节并抬高肩峰以定位jta。将jta放置在冈上肌附着部和肌腱上，并深入至肩峰以进行额外锚定。使用薄刮刀施加压力4分钟，之后降低肩峰。然后通过连续缝合闭合三角肌，并通过连续皮内缝合(safil6-0)闭合皮肤。从麻醉中恢复后，给予大鼠一定剂量的丁丙诺啡(2剂/天，持续3天)并恢复笼子活动。实验根据瑞士有关动物实验的法律进行，并获得巴塞尔城市州兽医当局的批准。[0265]高频超声成像(hfus)：hfus(vevo770扫描仪；35mhz(rmv712)；轴向分辨率：50μm，横向分辨率：140μm，景深：15mm；visualsonics，toronto，canada)用于评价体内凝胶溶胀、肌腱横截面积和轴平面中的肌腱回声。简言之，在死后，将大鼠仰卧放置在载物台上。将膝盖剃毛并用脱毛膏去除毛发。对于水凝胶的成像，在整个水凝胶直径(～4mm)内每0.5mm采集超声图像。为了分析，将水凝胶在matlab(vr2017a；mathworks，natickma)中进行分割并用三个最中心的图像对jta厚度取平均值。对于肌腱图像，在安装到3d打印器械之前，首先对组织进行精细解剖(参见精细解剖方法)，以保持未负载的髌腱的水平方向。在成像期间将样品浸没在1xpbs浴中。沿肌腱长度每0.5mm采集一次轴向图像。为分析肌腱形态，肌腱部分从在matlab(vr2017a；对mathworks，natick，ma)中的每个图像切片中分割出来，并且评估三个最中心图像的横截面积和回声(shih,t.y.等人..injectable,toughalginatecryogelsascancervaccines.advhealthcmater7,e1701469,doi:10.1002/adhm.201701469(2018))。[0266]高频多普勒超声成像[0267]高频多普勒超声成像(vevo3100扫描仪；50mhz换能器；轴向分辨率：20μm，景深：15mm；visualsonics，toronto，canada)用于评估活动物中jta的纵向位置和血管分布。简言之，用1.5-2.5％异氟烷麻醉动物，并在成像期间在加热的载物台上保持仰卧。将膝盖剃毛并用脱毛膏去除毛发。在呼吸过程中采集生命体征以获取呼吸门控图像。将膝关节弯曲约90°，同时使用电动传感器(0.25mm增量)在整个髌腱长度(约8mm)上拍摄轴平面中的b-模式和多普勒图像。使用多普勒超声模块在vevolab(visualsonics)中分析数据以计算分段图像中的总血管体积。[0268]肩袖生物相容性：在大鼠中评估韧性凝胶粘合剂植入对完整的和损伤的冈上肌腱的影响(n＝10)。使用无菌技术制备韧性凝胶粘合剂(l＝6mm，th＝0.75mm)，并将其植入大鼠(iacuc批准)中完整的或损伤的(矢状肌腱切断术)冈上肌腱的肩峰下、中质背侧。[0269]磁共振成像(mri)：用pharmascan7tesla扫描仪(brukermedicalsystems，etlingen，germany)进行体内mri测量。在用4％异氟烷诱导期后，在采集期间用1.5-2％异氟烷在空气中麻醉大鼠，通过鼻锥施用。使用turbo-rare序列(有效回波时间21ms，重复时间5600ms，rare因子4，视场4×3cm(矢状)或3×4cm(轴向)，矩阵256×192，切片厚度0.4mm，30个切片)采集矢状和轴向图像，以评估jta随时间的解剖位置，并评估对jta的炎性组织反应。通过比较jta相对于其手术后的即刻位置的位置，对jta位置随时间的维持情况进行评估。比较冈上肌中标准化t2加权信号随时间的变化，以确定潜在的炎症(较高的t2加权信号表明液体是炎症的指标)。[0270]组织学：将肩部固定在4％pfa中，切片(5μm)并染色(h&e)。[0271]髌腱组织学：安乐死后，收集髌腱并在4％pfa中浸泡24小时，然后在1xpbs中洗涤并转移到70％乙醇中。然后处理样品，包埋在石蜡中，并在矢状面中切片(5μm)。然后将组织切片用苏木精和伊红染色并成像(axiozoom组织扫描仪，zeiss，德国)。然后使用cellprofiler处理图像以获取细胞结构和核形状。简言之，在剪切感兴趣区域之后，应用颜色去卷积算法以基于吸光度值分离组织学染色。接着，用两类otsu阈值算法处理去卷积的苏木精图像以识别和分割细胞核。最后，应用处理模块提取核面积、形状和数量。[0272]冈上肌腱组织学：最后一次mri成像后，收集大鼠肩部并在10％中性缓冲福尔马林(nbf)中浸泡72小时，然后转移到脱钙溶液(immunocal#1440，decalchemicalcorp，suffern，ny)中5-7天，每天更换，直到脱钙完全，如使用先前描述的程序(verdenius,h.h.和alma,l.aquantitativestudyofdecalcificationmethodsinhistology.journalofclinicalpathology11,229-236(1958))进行化学验证。在冠状解剖平面中二等分以暴露肩袖的中间平面后，将样品脱水并包埋石蜡。然后获得5μm厚的冠状切片，使用st5010autostainerxl(leica)用苏木精(3分钟)和伊红(30秒)(h&e)染色，并固定在(#41-4011-00,medite)中。用aperio载玻片扫描仪(leica)扫描he染色的载玻片以进行一般观察。[0273]细胞分离和存活力：从8个月大的雄性f344xbn大鼠中分离腱细胞，所述大鼠获自国家衰老研究所(pardes,a.m.等人.agingleadstoinferiorachillestendonmechanicsandalteredanklefunctioninrodents.inreview(2016)中)。对大鼠实施安乐死，使用无菌技术解剖周围腱旁组织和腱鞘的趾长屈肌腱，并在dulbecco’smodifiedeagle’smedium(dmem)(invitrogen)中保持在冰上。然后将肌腱切碎并在含0.5％i型胶原酶(worthington)和4u/ml分散酶(干细胞技术)的hbss中在37℃下消化4小时。从消化物中，将细胞过滤、收集并重悬于培养基(mienaltowski,m.j.,adams,s.m.和birk,d.e.regionaldifferencesinstemcell/progenitorcellpopulationsfromthemouseachillestendon.tissueengparta19,199-210,doi:10.1089/ten.tea.2012.0182(2013))。腱细胞在具有10％胎牛血清(invitrogen)和1％青霉素/链霉素(invitrogen)的dmem中培养。对于韧性凝胶存在下的细胞相容性测试，将肌腱来源的细胞与或不与韧性水凝胶(直径3mm，厚度1.5mm)一起孵育1天和2天。对于在cort释放凝胶存在下的细胞相容性测试，将肌腱来源的细胞与含有0μg、0.53μg或0.212μgcort(直径3mm或6mm，厚度1.5mm，负载10mg/ml)的韧性水凝胶一起孵育(图3a和3b)。在transwells中孵育含有cort的凝胶并使用自动计数器(countessiiautomatedcellcountersystem,thermofisher,waltham,ma)定量后，通过台盼蓝染色(在transwells中孵育含有cort的凝胶并使用自动计数器进行定量后)评估细胞活力。[0274]动态力学测试[0275]在损伤和/或jta植入后3周将大鼠安乐死后，采集髌骨-髌腱-胫骨样品并精细解剖。简言之，在保持组织水合(1xpbs)的同时，使用立体显微镜小心地除去周围肌肉组织、脂肪组织和非肌腱结缔组织。然后将精细解剖的肌腱样品冲压成狗骨形状以分离损伤区域，在中央留下2mm宽度。然后浸没在1xpbs中的同时，使用hfus对肌腱成像，以测定其回声和横截面积。对于力学测试，将肌腱固定在浸没在1xpbs浴中的定制的固定装置中。简言之，使用液态金属将胫骨端安装在丙烯酸罐中，并将髌骨端固定在定制的固定装置中，以不压迫肌腱的方式固定髌骨。在动态力学测试架(electroforce3200，tainstruments，minnesota)中，在室温下将样品浸没在1xpbs浴中的同时进行固定。然后完成综合力学测试以评估肌腱粘弹性、动态和准静态力学性能(图26a)。简言之，对样品进行预负载(0.1n)、预处理(在0.25-0.5％应变下循环30次)、应力松弛(4％应变)、动态频率扫描(0.1、1、5和10hz)，应变振幅为0.125％，并使用225n称重传感器斜升至失效(ramptofailure)(0.05％应变/s)。使用自定义matlab软件(vr017a；mathworks，natick，ma)以计算松弛百分比、半松弛时间、动态模量、tanδ、趾模量、线性模量、转变应变和失效应力(freedman,b.r.等人.,biomechanicalandstructuralresponseofhealingachillestendontofatigueloadingfollowingacuteinjury.jbiomech47,2028-2034,doi:10.1016/j.jbiomech.2013.10.054(2014)；freedman,b.r.等人,evaluatingchangesintendoncrimpwithfatigueloadingasanexvivostructuralassessmentoftendondamage.jorthopres33,904-910,doi:10.1002/jor.22875(2015)；peltz,c.d.等人.theeffectofpostoperativepassivemotiononrotatorcuffhealinginaratmodel.jbonejointsurgam91,2421-2429,doi:10.2106/jbjs.h.01121(2009)；freedman,b.r.等人.nonsurgicaltreatmentandearlyreturntoactivityleadstoimprovedachillestendonfatiguemechanicsandfunctionaloutcomesduringearlyhealinginananimalmodel.jorthopres34,2172-2180,doi:10.1002/jor.23253(2016))。[0276]药物负载和释放：使用扫描电子显微镜评估微粉化的cort形态。用1、10或100mg/ml皮质类固醇负载韧性凝胶粘合剂(th＝0.75mm，d＝3mm)(在实施例7中也是20、40、80和120mg/ml的锂皂石)，并在漏槽条件(hbss)中和在冻干后检验释放。漏槽条件定义为溶解水凝胶中cort负载量所需的水体积。每天取样释放的药物并使用液相色谱-质谱法进行评估(agilent1290/6140，梯度方法；sim模式)。使用hplc柱(agilantzorbaxrx-c18；id：2.1mm，l：150mm)在室温下进行色谱分离。使用双溶剂线性梯度法(a：0.02％甲酸；b：甲醇)。通过积分特征峰定量药物释放。对于评价温度对药物释放的影响的研究，在13天的研究过程中，韧性凝胶粘合剂的孵育温度在第3、6和9天升高。每天对释放的药物进行取样。对于评估超声处理对药物释放的影响的研究，在考虑到突释后，超声刺激的释放为最大强度的40％。每天对释放的药物进行取样。[0277]计算建模[0278]franz池模拟[0279]对未负载的水凝胶中溶解的曲安奈德的扩散进行建模并与源自在室温下进行的标准无夹套franz扩散池实验的湿工作台扩散数据相匹配。供体隔室的体积为1ml(未搅拌)，且受体隔室的体积为5ml(充分搅拌)。供体隔室中曲安奈德的起始浓度为20μg/ml(图c)。通过pvdf膜[水凝胶的机械支撑，厚度125μm，孔径0.45μm，孔隙率70％，(duraporenf-hvlp02500)]或pvdf膜和水凝胶的组合(厚度750μm)将供体隔室与受体隔室分离。[0280]使用浓度c和扩散常数d以2d轴对称形式求解时间瞬态扩散方程(eq2)。充分搅拌受体隔室，从而将扩散常数设定得足够大以实施即时分布(gudnason,k.,sigurdsson,s.和jonsdottir,f.anumericalframeworkfordiffusivetransportinrotationalsymmetricsystemswithdiscontinuousinterlayerconditions.ifac＝papersonline51,5,doi:https://doi.org/10.1016/j.ifacol.2018.03.109(2018))。相反，供体隔室是未搅拌的，并且在20℃下曲安奈德在水中的扩散常数约为436μm2/s(wilke,c.r.和chang,p.correlationofdiffusioncoefficientsindilutesolutions.alche1,7(1955))。[0281]湿工作台扩散数据用于调整未负载的水凝胶中溶解的曲安奈德的模拟表观扩散常数。模拟的pvdf膜中曲安奈德的表观扩散常数为305μm2/s。在第二模拟中，pvdf膜中的表观扩散常数是固定的，并且曲安奈德在水凝胶中的表观扩散常数仅为16μm2/s。[0282]来自jta的曲安奈德的溶解和运输动力学[0283]为了模拟在漏槽条件下来自耗散水凝胶的包埋的曲安奈德晶体的溶解和运输动力学，使用有限元软件comsolmultiphysics(release5.5)的模块“稀释的物质的运输”开发了3d有限元模型(fe-模型)。在3dfe模型中，每个球形曲安奈德晶体被立方体积的水凝胶包围。fe-模型由具有边长为46.8μm的8个立方单元组成，导致fe-模型探针的总长度为375μm。fe-模型探针在除了与受体隔室的界面之外的所有侧面上具有对称条件。受体隔室模拟为充分搅拌的充满水的隔室，每24小时更换总体积。在模拟的时间点‘0’，水凝胶和受体隔室中曲安奈德的浓度被设定为‘0’。使用这种模块化方法，在10mg/ml和100mg/ml的两种曲安奈德负载下模拟包埋在水凝胶中的曲安奈德晶体的溶解和运输动力学。[0284]使用曲安奈德的最大溶解度在热力学平衡中模拟包埋的曲安奈德晶体在晶体水凝胶相边界处的溶解。通过fick定律计算曲安奈德的质量通量，主要变量为水凝胶相中的扩散常数和溶解度(方程1)。93,328-335,doi:10.2106/jbjs.j.00193(2011))，粘性水凝胶也应支撑肌腱滑动(tang,j.b.clinicaloutcomesassociatedwithflexortendonrepair.handclin21,199-210,doi:10.1016/j.hcl.2004.11.005(2005)；strickland,j.w.developmentofflexortendonsurgery:twenty-fiveyearsofprogress.jhandsurgam25,214-235,doi:10.1053/jhsu.2000.jhsu25a0214(2000)；may,e.j.和silfverskiold,k.l.rateofrecoveryafterflexortendonrepairinzoneii.aprospectivelongitudinalstudyof145digits.scandjplastreconstrsurghandsurg27,89-94,doi:10.3109/02844319309079789(1993))。[0296]在本发明中，设计了一种新的韧性凝胶粘合剂。具有不同表面性质的韧性凝胶粘合剂，称为janus韧性粘合剂(jta)，具有双向组织粘附和组织滑动性质，用作药物递送至肌腱的高容量贮库(图1)。jta的高力学韧性是通过使用双重互穿水凝胶网络实现的，该网络将藻酸盐水凝胶通过离子键的解离而耗散能量的能力与高度弹性的共价交联的丙烯酰胺水凝胶进行组合，所述丙烯酰胺水凝胶可以将应力分布在整个网络中(zhao,x.multi-scalemulti-mechanismdesignoftoughhydrogels:buildingdissipationintostretchynetworks.softmatter10,672-687,doi:10.1039/c3sm52272e(2014)；sun,j.y.etal.highlystretchableandtoughhydrogels.nature489,133-136,doi:10.1038/nature11409(2012))。通过富含胺的桥连聚合物壳聚糖与耗散性藻酸盐丙烯酰胺水凝胶进行单侧偶联实现了对组织的粘附，具有jta前所未有的粘附特性(li，j.等人，同上)。据推测，jta将提供新的途径以同时促进机械组织完整性和受控的空间和时间药物递送，用于治疗或预防肌腱损伤。jta可以成为广泛适用于各种药物治疗形式和许多其它疾病状态的治疗平台。[0297]由蛞蝓分泌的粘稠粘液的启发，并将粘合剂表面与耗散性韧性凝胶基质结合起来，制备了韧性凝胶粘合剂生物材料(参见图1)，以探索这些材料用作局部的、可调节的、延长的药物递送系统。还未进行过将韧性凝胶粘合剂材料应用于肩袖中以增强肌腱-骨愈合的研究。因此，本实施例的主要目的是研究韧性凝胶粘合剂对大鼠肩袖冈上肌腱的植入和生物相容性，并从机械上确定其局部药物递送的能力。[0298]设计的韧性凝胶粘合剂表现出高力学韧性、拉伸和粘合能(》800jm-2)。在大鼠肩袖中植入之后，无论是否存在矢状肌腱切断术，韧性凝胶粘合剂都可保持原位长达4周。韧性凝胶粘合剂具有良好耐受性，并且在完整的或具有矢状肌腱切断术的大鼠中都没有检测到对ta的过度组织反应，如图25j的mrit2对比度噪声比(cnr)所示。mri结果与微观组织学评价一致。[0299]因此，本发明人发现韧性凝胶粘合剂牢固地粘附到大鼠冈上肌腱上并且，并且耐受性好。[0300]实施例3曲安奈德(cort)的理化性质、cort对韧性凝胶粘合剂力学性能的影响以及影响cort从韧性凝胶粘合剂中释放的因素的评估[0301]具有图2a所示化学结构的曲安奈德(cort)的分子量为434.5g/mol，在大鼠中急性毒性为1451mg/kg(口服ld50)，白色固体外观，logp值为2.5，且水溶解度为0.02mg/ml。[0302]在24小时内评价cort在各种水和其它溶液中的溶解度。如图2b所示，cort在ddh2o以及2％藻酸盐和12％丙烯酰胺的水基溶液(即约0.01-0.1mg/ml)中的溶解度，但可通过以比率为1:4的dmso:ddh2o添加二甲亚砜(dmso)将溶解度增加至约1mg/ml。图2c，2d和2e是显微照片，分别显示0.1mg/ml，1mg/ml和10mg/ml曲安奈德在2％藻酸盐和12％丙烯酰胺溶液中的溶解度。[0303]当将cort掺入韧性凝胶粘合剂中时，由于cort在水中的低溶解度，应用了通过溶解释放的原理，由此在～25000×溶解度极限(即，100mg/ml)下使水凝胶负载有cort(参见图2f)。[0304]发现cort不影响材料韧性。图2g示出负载有10mg/ml的cort的韧性凝胶的标称应力和最大拉伸，其类似于未负载的韧性凝胶(未示出)的曲线。重复类似的实验，并在实施例5中讨论结果(参见图5a、5b、5c、5d)。[0305]还发现cort不影响韧性凝胶粘合剂粘附到组织的能力(参见图2h、2i)。在0mg/ml、1mg/ml和10mg/ml的cort下，韧性凝胶粘合剂的粘合性很强并且保持至少约700j/m2。[0306]然而，发现时间和方向性影响cort从韧性凝胶粘合剂中释放。如图2j所示，当韧性凝胶粘合剂自由浸没于eppendorf管中时，cort释放速率高于当它们固定到transwell的底部时的释放速率。图2k显示不论药物在韧性凝胶中的浓度如何(1mg/ml、10mg/ml或100mg/ml)，在约90分钟后cort向壳聚糖粘合剂层和transwell中的最小释放。[0307]还研究了被1mg/ml，10mg/ml或100mg/mlcort覆盖的水凝胶面积的量(参见图2l，2m)。[0308]最后，如图2n所示，发现缓冲条件不影响cort从韧性凝胶粘合剂的释放动力学。[0309]因此，本发明人发现，当将cort掺入韧性凝胶粘合剂中时，由于cort在水中的低溶解度，释放速率主要由药物溶解控制，并由药物负载调节。发现与表现出差的力学强度和低药物负载的传统亲水性水凝胶不同，本文所述的韧性凝胶粘合剂能够使药物负载超过水凝胶重量的》10％，这对于水凝胶是前所未有的，如图2o所示。具体地，韧性凝胶粘合剂负载高达100mg/ml(10％wt)，这比用平常的水凝胶实现高约10倍的负载。图2p显示了cort从负载有100mg/mlcort的韧性凝胶粘合剂中的累积释放。韧性凝胶粘合剂在负载高达100mg/ml下保持其前所未有的机械性能的能力对于产生强粘合性是重要的。这种“过度负载”策略对于在动态组织环境(例如跳动的心脏)中处理或起作用期间失去物理完整性的其它水凝胶系统也可能是特别有吸引力的，所述水凝胶系统可改变释放。由于高药物负载，观察到cort颗粒在较高负载下形成聚集体，如图2q、2r和2s所示。[0310]实施例4.体内细胞活力研究和延长释放[0311]接下来，对负载有cort的韧性凝胶粘合剂的细胞活力进行研究。图3a说明细胞活力研究的实验设计。简言之，从大鼠趾长屈肌肌腱分离用未负载的韧性凝胶粘合剂或负载有53μg或212μgcort的韧性凝胶粘合剂处理的肌腱细胞，然后切碎分离的肌腱细胞并添加胶原酶-i和分散酶，并使用dmem、10％fbs和1％青霉素-链霉素接种在24孔板中。在transwell中孵育含有皮质类固醇的凝胶(cort)之后，通过台盼蓝染色评估细胞活力。发现大鼠腱细胞对负载有53μg或212μgcort的韧性凝胶粘合剂具有良好耐受性(参见图3b)，并且如通过图3c的药物释放和血清暴露曲线所证明的，药物可以成功地在体内释放。还测量了cort释放之前和之后粘合剂的机械性能，如图3d、3e所示。韧性凝胶粘合剂显示出在药物释放之后其压缩应力降低。[0312]实施例5.cort及其对韧性凝胶粘合剂机械性能影响的进一步研究[0313]获得不同批次的cort并进行实验。具体地，从两个供应商获得cort，即torontoresearchchemicals(trc)和sandoz(nibr)。首先，使用单电子显微镜(sem)研究来自两个供应商的干cort粉末的形态(参见图4a、4b、4c、4d)。下表1示出了sem下的曲安奈德晶体尺寸。[0314]表1：来自sandoz和trc的干皮质类固醇颗粒的尺寸[0315]x10(μm)x50(μm)x90(μm)d(4,3)(μm)sandoz1.242.845.623.27trc2.8215.2947.5221.79[0316]接下来，研究了来自两个供应商的干cort粉末在1mg/ml、10mg/ml或100mg/mlcort的单体溶液中的形态(参见图4e、4f、4g、4h、4i、4j)。参考4k，如所预期的，单体溶液中被cort覆盖的面积百分比随着cort浓度的增加而增加。如图4l、4m、4n、4o、4p和4q所示，发现用从trc获得的用cort制备的水凝胶更均匀，这可归因于trccort被微粉化的事实(参见实施例6中更详细的讨论)。图4u、4v和4w所示，在对大鼠皮下注射7天后，cort(10mg/ml或100mg/ml)尚未在体内从韧性凝胶粘合剂中完全释放。[0317]图4r和4s示出增加的cort浓度延长了从韧性凝胶粘合剂的释放并降低了从韧性凝胶粘合剂的释放速率，在图5e中重复类似的实验，并且结果是一致的。图4t示出来自sandoz的cort(nibr)以较高速率释放。[0318]通过实施例2和图2g佐证，发现增加的cort负载对韧性凝胶粘合剂的拉伸没有影响(参见图5a、5b)。然而，图5c和5d显示增加的cort增加了韧性凝胶粘合剂的峰值应力。[0319]实施例6.韧性凝胶粘合剂中的其它添加剂及其对韧性凝胶粘合剂的机械性能的影响[0320]尝试改善cort的粒度的细化，从而改善负载有cort的韧性凝胶粘合剂的均匀性。[0321]泊洛沙姆188(p188)，一种润湿剂，似乎通过包含1％的物质有效地改善了负载有cort的韧性凝胶粘合剂的均匀性(参见图6a、6b、6c、6d、6e)。[0322]聚乙烯吡咯烷酮(pvp)，一种能够改变粘度的试剂，似乎对负载有cort的韧性凝胶粘合剂的均匀性具有最小的影响(参见图7a、7b、7c、7d)。[0323]羟丙基纤维素(hpc)，一种增溶剂，似乎随着物质浓度的增加而有效地改善负载有cort的韧性凝胶粘合剂的均匀性(参见图8a、8b、8c、8d)。[0324]还研究了p188、pvp和hpc各自对负载有cort的韧性凝胶粘合剂的压缩模量、拉伸和应力性质的影响(参见图9a，9b，9c)。发现hpc对所有三种力学性能具有不利影响。[0325]实施例7.具有锂皂石的cort-韧性凝胶粘合剂[0326]开发了具有锂皂石并负载有cort的韧性凝胶粘合剂，用于改善治疗剂(例如，皮质类固醇)向例如肌腱组织的控制释放。发明人假设皮质类固醇(非离子)可以被包封在锂皂石粘土聚集体的疏水层间空间中或吸附到锂皂石聚集体上(参见图10a、10b)。具体地，假定携带负电荷的粘土纳米颗粒自组装成纳米尺寸和微米尺寸的颗粒，所述纳米尺寸和微米尺寸的颗粒提供用于吸附带电药物(例如，带正电荷的药物分子)的大表面积，从而使药物从韧性凝胶组合物中的释放减速。图11a、11b、11c、11d和11e的显微照片证实了锂皂石-粘土大颗粒的形成。具有较高的lap：cort比率，在整个凝胶中始终发现更多的锂皂石-cort聚集体，从而导致胶体稳定性。图10c显示氢键也可以在cort分子的羟基和羰基之间形成。还假设粘土纳米颗粒可以是ph响应性的，其中低ph可以使粘土颗粒上的负电荷质子化，从而减弱药物-粘土相互作用并加速药物释放。[0327]对负载有cort的韧性凝胶-锂皂石粘合剂的力学性能(图12a、12b、13b、13c)和药物释放动力学(图18a-18c)进行评估。发现负载至多8％锂皂石的水凝胶表现出优异的力学韧性(4.06±1.2kj/m2)，拉伸性(15.6±2.3mm/mm)和强粘合性。即使在高药物负载下，皮质类固醇仍保持胶体稳定性(ζ电位＝-18.1±3.3mv)(图13a)。这些物理和化学相互作用导致支架在1和10mg/ml(而非100mg/ml)负载下的延长的、低突发累积药物释放，与非锂皂石凝胶相比，所述负载含有更高的锂皂石(即，8％锂皂石(80mg/ml)与4％锂皂石(40mg/ml))的药物浓度(p《0.05)。当存在更多的锂皂石时，cort和锂皂石之间的相互作用更强(p《0.05)，更高的药物负载没有引起任何显著影响。[0328]总之，该研究开发了具有高力学韧性和粘附性的新型皮质类固醇递送系统，用于控制的药物释放。[0329]还发现获自sandoz的第一批cort干粉(nibr)未微粉化，但第二批微粉化(参见图15a、15b、15c、15d、15e、15f)。发现微粉化显著改善水凝胶的均匀性，如图16a、16b、16c、16d、16e的显微照片所示。还对微粉化的sandoz(nibr)cort和trccort的溶解度极限进行评估(参见图17)。此外，与实施例5中的观察一致，发现用从trc获得的cort制备的水凝胶更均匀(参见图12a、12b、12c、12d、12e、12f)。[0330]实施例8.超声对药物释放的影响[0331]如图19a所示，在5天的钝化(passive)后，仅具有cort或cort和锂皂石的韧性凝胶粘合剂每小时超声处理3分钟，持续5小时。图19b和19c表明超声处理减小了水凝胶的尺寸，并且图19d显示超声处理加速了cort的释放。图19e显示超声刺激的释放可能略微减速，这很可能归因于锂皂石-cort相互作用，其将减慢药物分子从水凝胶中的释放。[0332]实施例9.温度对药物释放的影响[0333]如图20a所示，热研究涉及在4℃下将负载有100mg/mlcort的韧性凝胶粘合剂孵育总共13天，除了第3、6和9天，其中组合物在37℃下进行热处理。图20b和20c显示可以通过调节温度来控制药物释放，并且较高的温度导致加速的药物释放。[0334]实施例10.控制药物释放的其它因素[0335]最后，还研究了添加剂p188、pvp和hpc对韧性凝胶-锂皂石粘合剂的影响。图21b和21c表明pvp和hpc似乎增加药物释放速率，但也有助于控制凝胶溶胀。图21d表明将所有三种添加剂，即p188、pvp和hpc组合有助于降低凝胶溶胀。图21a表明似乎加速cort从水凝胶释放的其它条件(使用来自sandoz的微粉化cort(nibr)，100mg/ml)，即高分子量藻酸盐和超声处理。高和低分子量藻酸盐的混合物似乎有助于减少药物释放。p188、pvp和hpc的组合，除了如图14d所示减少凝胶溶胀的所需效果外，还似乎稍微有助于减少cort释放，如图21a所示。[0336]实施例11.与聚偏二氟乙烯膜的比较[0337]如图22b所示，比较了cort通过聚偏二氟乙烯(pvdf)膜、韧性凝胶和韧性凝胶粘合剂的被动扩散。图22a所示的结果表明韧性水凝胶和粘合剂系统可用于减缓药物扩散。该原理可进一步控制药物从韧性粘合剂中的释放，并支持水凝胶系统控制药物溶解和释放的重要性。[0338]实施例12.jta牢固粘附于肌腱并支撑离体组织滑动[0339]首先研究jta对肌腱的粘附强度。通过使用低温切片机将组织切成薄肌腱板来制备牛肌腱样品(图23a和图24a)。在将带正电荷的桥连聚合物壳聚糖施加到韧性耗散性藻酸盐丙烯酰胺水凝胶上之后(图23b)，壳聚糖迅速扩散到韧性水凝胶和肌腱表面中(图23c和23d)并产生强粘附力(图23e)。粘合能在1分钟内随时间增加超过纤维蛋白胶(图23f)。由于jta仅在一侧组织粘附，因此据推测，jta的相对非粘附侧甚至可以支撑肌腱滑动。实际上，摩擦测试表明，非粘附表面表现出jta对相邻组织上非常低的摩擦系数(μk)，甚至低于组织上组织的摩擦系数(图23g和23h)。[0340]实施例13.jta是生物相容的并且在体外和体内促进肌腱愈合肌腱来源的细胞在与jta孵育后在体外保持高生存力(》95％)(图3a和3b)。为了评估jta在体内的性能，对其髌腱的中央中质造成全厚度，部分宽度切除损伤的大鼠或未损伤的大鼠用jia进行治疗或不进行治疗(图25a)。将jta的物理完整性纵向评估为体内jta厚度，以使用高频超声成像评估任何潜在的溶胀或降解(图25b)。在3周的观察期内，没有观察到jta厚度的变化。[0341]3周后，取出髌腱，使用超声进行轴向成像，并准备用于力学测试或用于组织学。肌腱损伤，但不应用jta，增加了肌腱横截面积(图26c)。此外，损伤降低了肌腱回声，表明胶原蛋白堆积或组织减少(图25d)(riggin,c.n.,sarver,j.j.,freedman,b.r.,thomas,s.j.和soslowsky,l.j.analysisofcollagenorganizationinmouseachillestendonusinghigh-frequencyultrasoundimaging.jbiomecheng,doi:10.1115/1.40262851793821[pii](2013))。jta改善受损肌腱的损伤松弛(图25c)，但不影响初始和受损肌腱的弹性肌腱的力学、动态模量(图25d)和线性模量。正如所料，肌腱损伤影响肌腱力学的这些弹性特性(图26d)。脚趾模量、松弛百分比和tanδ不受jta或损伤的影响(图26b、e和f)。与力学数据一致，发现损伤而非jta植入影响肌腱细胞结构或形状(图25g和25h)。[0342]与髌腱不同，肩袖存在额外的粘性附着挑战，但仍是需要手术干预的肌腱损伤的主要类型(colvin,a.c.,egorova,n.,harrison,a.k.,moskowitz,a.和flatow,e.l.nationaltrendsinrotatorcuffrepair.jbonejointsurgam94,227-233,doi:10.2106/jbjs.j.00739(2012))。基于这些原因，进行了一项研究，以研究将jta连接到大鼠中肩袖冈上肌腱上的可行性和生物相容性。因为肌腱和骨在组成、结构和力学方面差异很大，所以首先在体外评估骨的骨膜表面的jta粘附性。骨-肌腱界面(即，附着部)的机械支撑被认为是支撑肩袖肌腱损伤愈合的关键(图27a和27b)。接下来在大鼠肩袖中进行了体内研究(soslowsky,l.j.,carpenter,j.e.,debano,c.m.,banerji,i.和moalli,m.r.developmentanduseofananimalmodelforinvestigationsonrotatorcuffdisease.jshoulderelbowsurg5,383-392,doi:s1058-2746(96)80070-x[pii](1996))，以评估部分肌腱切断后jta对初始和损伤的冈上肌腱的附着部的粘附性(图25j和图27c)。在此，对jta的覆盖范围(footprint)进行扩大以覆盖附着部并在肩峰下通过，用于额外的结构支撑。植入后，使用磁共振成像(mri)纵向跟踪动物以评估jta随时间的解剖位置并评估对jta的炎性组织反应(t2加权图像)。mri分析证实，随着动物恢复笼子活动，jta的位置维持在整个研究过程中(图25j和图27d)。mri和组织学也鉴定了jta植入后最小的邻近组织炎症(图25f和25i，和图27d和27e)。组织学染色鉴定出最小的纤维化囊(fibroticcapsule)(图27e)。手术和jta植入对动物体重的影响极小，不显著(图28)。[0343]实施例14.jta在计算机和体外能够实现前所未有的药物负载和持续的药物释放[0344]皮质类固醇曲安奈德(cort)的递送(kosiyatrakul,a.,loketkrawee,w.和luenam,s.differentdosagesoftriamcinoloneacetonideinjectionforthetreatmentoftriggerfingerandthumb:arandomizedcontrolledtrial.jhandsurgasianpacvol23,163-169,doi:10.1142/s2424835518500157(2018))，用作模型药物治疗剂以检验jta的药物负载和释放。首先，使用franz池检验jta对cort扩散的影响(图29a)。与仅支撑膜相比，jta显著减慢cort的扩散(图29b)。计算模型用于计算cort通过jta的扩散常数(d＝16μm2/s)，其低于通过pvdf膜的扩散常数(d＝305μm2/s)(seki,t.等人.measurementofdiffusioncoefficientsofparabensandsteroidsinwaterand1-octanol.chempharmbull(tokyo)51,734-736,doi:10.1248/cpb.51.734(2003))。接下来，将韧性水凝胶负载至cort的溶解度极限的25000倍(wang,j.r.等人.polymorphismoftriamcinoloneacetonideacetateanditsimplicationforthemorphologystabilityofthefinisheddrugproduct.crystalgrowthanddesign17,9,doi:10.1021/acs.cgd.7b00453(2017))(图29c)。通过在交联之前将cort微晶悬浮液添加到高粘度藻酸盐丙烯酰胺水凝胶中来实现药物负载。尽管cort微晶是微粉化的(图30)，但是它们在jta中在高负载下形成更大的聚集体(尺寸》150μm2)(图29e，图2q-2s)。cort的添加将jta的颜色从透明变为白色(图30c)。接下来进行有限元(fe)模拟以模拟在充分混合条件下cort从jta的释放(图29d)。值得注意的是，该模型预测药物颗粒从外围开始依次溶解，导致持续释放(图29e-29g)。该预测与实验观察一致(图29h)。在漏槽条件(hbss，37℃，ph7.4，每天更换)下的cort释放延长两周，其方式取决于初始cort负载(图29h)。值得注意的是，负载有以聚合物含量的4倍(500mg/ml)的cort的jta仍保持前所未有的力学和粘合性能(图2i，2o和29i)。无论cort负载如何，暴露于cort-负载的jta的肌腱衍生细胞在体外仍然保持高的活力(图3b)。[0345]实施例15.粘附于肌腱的jta在体内提供持续的cort释放[0346]为了研究cort-负载的jta是否可以在体内提供持续释放，在髌腱损伤的大鼠模型中的进行了研究(图31a)。血清中cort的定量证实了体外观察到的持续释放也在体内发生一周(图31b)。接下来，为了保持jta中的高cort浓度(100mg/ml)并具有溶解控制释放动力学，然而在降低每只动物递送的cort总剂量的情况下，设计了一个jta，其含有具有cort的圆柱形核心，两侧和顶部为空白藻酸盐丙烯酰胺水凝胶(图32a)。这种贮库jta在体内大鼠髌腱模型中也具有良好的耐受性(图32b和32c)，并且hfus成像证实随着时间的推移，两隔室jta在髌腱上方的位置保持不变(图31c)。如血管分布水平所示，贮库jta本身早期愈合中减轻炎症，并且cort的递送进一步减轻植入后第3天的炎症(图31d和31e)。[0347]在有和没有jta植入或cort递送的损伤后两周，取出髌腱并对其形态、回声和生物力学特性(粘弹性、动态和准静态)进行评估。两周后，与未受伤的肌腱相比，受伤的肌腱仍具有降低的回声和提高的力学松弛(图31f和31g)。相反，接受jta或jta+cort治疗的髌腱与未损伤的髌腱相比没有统计学差异(图31f和31g)。如所预期的，无论治疗类型如何，损伤都会降低动态模量(图31h)。[0348]实施例16.推测的原位和体外兽用和临床应用机会的评估[0349]作为向解剖学上较大的肌腱转化应用的一步，接下来在猪原位研究jta的通用性。immobilizationafterflexortendonrepair.jorthopres30,1940-1944,doi:10.1002/jor.22177(2012))。值得注意的是，韧性粘合剂的非壳聚糖涂覆侧支持在肌腱上以低于正常肌腱的摩擦下滑动。这种促进与周围组织滑动的能力可改善关节活动范围并加速恢复活动，并将在未来研究中进一步进行检验。jta的设计具有低摩擦和可调节的力学性能，这可能与需要滑动的组织，包括软骨、半月板和肌肉的其它骨科应用相关。[0356]局部递送通常需要将药物递送贮库放置(langer,r.&folkman,j.polymersforthesustainedreleaseofproteinsandothermacromolecules.nature263,797-800,doi:10.1038/263797a0(1976))在目标组织附近或缝合到目标组织上，但这种方法可能由于动态组织运动而随时间推移遭受贮库迁移和的贮库崩解(freedman和mooney，同上；markl和zeitler，同上)。jta具有吸引力，因为它的粘合性能消除了随时间推移而发生的迁移，并且其极高的韧性使其能够抵抗由组织运动引起的力学崩解。粘合剂贮库系统还可使其它药物递送系统易于整合和稳定。此外，虽然许多药物贮库系统负载能力有限(0.01-1mg/ml)，并且经常表现出大部分负载药物的突释(li和mooney，同上)，但是jta能够将药物负载超过其聚合物含量的4倍(高达500mg/ml)，并且再在完美的漏槽条件下在体外释放超过10天，并在体内释放超过1周，这对于水凝胶来说是前所未有的。本文检验的来自jta的皮质类固醇、曲安奈德的溶解控制释放表明该策略对于其它疏水性药物治疗剂也是有效的。虽然曲安奈德被用作模型药物，但几十年来使用皮质类固醇减轻肌腱上的疼痛和炎症一直存在争议(hugate,etal.,supra；zhang,等人,supra；kapetanos,g,theeffectofthelocalcorticosteroidsonthehealingandbiomechanicalpropertiesofthepartiallyinjuredtendon.clinorthoprelatres,170-179(1982)；yang,s.l.等人.,lidocainepotentiatesthedeleteriouseffectsoftriamcinoloneacetonideontenocytes.medscimonit20,2478-2483,doi:10.12659/msm.891116(2014)；blomgran,p.etal.,systemiccorticosteroidsimprovetendonhealingwhengivenaftertheearlyinflammatoryphase.scirep7,12468,doi:10.1038/s41598-017-12657-0(2017))。尽管一些研究表明皮质类固醇对肌腱健康的潜在有害作用，例如降低组织活力(harada,y.等人.dose-andtime-dependenteffectsoftriamcinoloneacetonideonhumanrotatorcuff-derivedcells.bonejointres3,328-334,doi:10.1302/2046-3758.312.2000321(2014)；wong,m.w.等人.,triamcinolonesuppresseshumantenocytecellularactivityandcollagensynthesis.clinorthoprelatres,277-281,doi:10.1097/01.blo.0000118184.83983.65(2004))，增加细胞凋亡(harada等人，同上)，丧失成纤维细胞外观(tempfer,h.等人.effectsofcrystallineglucocorticoidtriamcinoloneacetonideonculturedhumansupraspinatustendoncells.actaorthop80,357-362,doi:10.3109/17453670902988360(2009))，降低胶原-i的表达(tempfer等人，同上)，这些研究倾向于利用浓度比在本研究中应用的浓度高20-200倍的体外组织培养模型。较低的肌腱组织浓度可能会产生极小的影响(wang,j.c.等人.,supra；rudnik-jansen,i.等人.localcontrolledreleaseofcorticosteroidsextendssurgicallyinducedjointinstabilitybyinhibitingtissuehealing.brjpharmacol176,4050-4064,doi:10.1111/bph.14817(2019))，并且相关的持续释放可改善肌腱的生物力学(blomgran等，同上)。[0357]jta的吸引人的转化特征是大多数组件被fda都被批准用于其他设备，并广泛用于其他临床应用。海藻酸盐、壳聚糖和聚丙烯酰胺用于许多商品化的产品，并且已经针对体内和体外适应症进行了广泛的动物试验(li,j.等人.,supra；darnell,m.c.等人.performanceandbiocompatibilityofextremelytoughalginate/polyacrylamidehydrogels.biomaterials34,8042-8048,doi:10.1016/j.biomaterials.2013.06.061(2013)；blacklow,s.o.等人.bioinspiredmechanicallyactiveadhesivedressingstoacceleratewoundclosure.sciadv5,eaaw3963,doi:10.1126/sciadv.aaw3963(2019))。海藻酸盐和壳聚糖已经用于许多伤口敷料，例如algisitemtm，chitoflex并作为蛋白质递送系统，例如emdogain(smucker,j.d.和fredericks,d.c.assessmentofprogenix((r))dbmputtybonesubstituteinarabbitposterolateralfusionmodel.iowaorthopj32,54-60(2012)；heijl,l.,heden,g.,svardstrom,g.和ostgren,a.enamelmatrixderivative(emdogain)inthetreatmentofintrabonyperiodontaldefects.jclinperiodontol24,705-714,doi:10.1111/j.1600-051x.1997.tb00253.x(1997)；lee,k.y.和mooney,d.j.alginate:propertiesandbiomedicalapplications.progpolymsci37,106-126,doi:10.1016/j.progpolymsci.2011.06.003(2012))，和聚丙烯酰胺，例如在尿失禁的治疗中用作填充材料(lose,g.,mouritsen,l.和nielsen,j.b.anewbulkingagent(polyacrylamidehydrogel)fortreatingstressurinaryincontinenceinwomen.bjuint98,100-104,doi:10.1111/j.1464-410x.2006.06205.x(2006)；kasi,a.d.,pergialiotis,v.,perrea,d.n.,khunda,a.和doumouchtsis,s.k.polyacrylamidehydrogel(bulkamid(r))forstressurinaryincontinenceinwomen:asystematicreviewoftheliterature.inturogynecolj27,367-375,doi:10.1007/s00192-015-2781-y(2016))。材料的这些有利特性与所证实可拓展到更大组织的解剖尺寸的组合将使jta用于临床应用的进一步开发。总之，本文描述的用于治疗和预防肌腱损伤的jta的设计可以提供能够实现许多应用的技术平台，包括缝线的潜在增强、机械支撑和肌腱滑动的同时促进，以及药物治疗剂的局部递送。[0358]虽然已经描述了多个实施例，但是本公开的范围将由所附权利要求限定，而不是由通过实施例方式表示的具体实施方案进行限定。在本技术中引用的所有参考文献(包括参考文献、授权的专利、公开的专利申请和共同未决的专利申请)的内容明确地通过引用并如本文。除非另有定义，否则本文使用的所有技术和科学术语符合本领域普通技术人员通常已知的含义。当前第1页12当前第1页12