专利名称：：互穿网络和相关方法及组合物的制作方法
技术领域：
：本发明涉及包含互穿聚合网络(interpenetratingpolymericnetwork)的t|C凝胶(hydrogel)材料。更具体地，本发明涉及包含互穿聚合网络的水凝胶材料和其用途，以及由该水凝胶材料制造的装置，该互穿聚合网络中至少组分网络基于生物聚合物。
背景技术：
：组织工程是快速发展的领域，其包含许多旨在取代或恢复组织和器官功能的技术。组织工程中的关键目的是通过利用可整合到现存组织中的材料使缺陷组织再生，从而恢复正常的组织功能。因此组织工程需要能够支4争细月包过度生长(over-growth)、向内生长(in-growth)或包裹(encapsulation),和在很多情况下支持神经再生的材料。美国专利No.5,716,633描述了促进上皮细胞生长的胶原-水凝胶，其通过在38°C于隐形眼镜模子中使用过硫酸铵和偏硫酸氢钠(sodiummetabisulfate)作为自由基引发剂由胶原(0.12-0.14。/。(w/w》和曱基丙烯酸2-羟乙酯(HEMA)制得。使用乙二醇二曱基丙烯酸酯作为交联剂以仅仅交联HEMA。在此专利中，胶原浓度非常低，而且胶原未交联。在这样的体系中，胶原能被滤出(leachout)到周围的水介质中。美国专利No.4,388,428描述了作为隐形眼镜材料的生物稳定的水凝胶，由胶原和烯式不饱和化合物及交联剂组成，所述交联剂例如经6QCo辐照的N-异丙基丙烯酰胺和N,N-亚甲基双丙烯酰胺。胶原与合成聚合物之间存在一些键合。最后的胶原含量为约7%w/w。在此凝胶体系中，只有烯式不饱和化合物得到有效交联；通过l.OMrd总剂量的y辐照来仅仅轻微地交联了胶原。美国专利No.4,452,929描述了水性涂层组合物，其中在最终的胶原-烯式不饱和化合物水凝胶中胶原的浓度为约1.5%。已报道了增强视力的眼科材料的例子，所述材料当被移植时是不能生物降解的且允许角膜细胞和神经的再生。但是，尽管有这些性质，这些材料还缺少弹性(elasticity)和最适宜的韧性(toughness)以手术过程中容易操作，特别是在未达最佳标准的(suboptimal)条件下，如在发展中国家中。因而，仍需要可用于眼科装置且具有手术过程中操作所需的弹性和韧性的材料。提供该背景信息是为了公开本申请人认为与本发明可能有关的信息。未必意欲也不应理解为承认任何前述信息构成针对本发明的现有技术。发明概述本发明的目的是提供互穿聚合网络(IPNs)及相关方法和组合物。依照本发明的一个方面，提供了包含两个或更多个聚合物网络的互穿网络的水凝胶材料，其中聚合物网络中的至少一个基于生物聚合物。依照本发明的另一个方面，提供了制造本发明的水凝胶材料的方法，该方法包括将第一聚合网络与第二聚合网络组合，其中第一聚合网络或第二聚合网络基于生物聚合物。依照本发明的另一个方面，提供了用于制造本发明的水凝胶材料的试剂盒(kit)，该试剂盒包括(i)两个或更多个聚合网络的互穿聚合网络，其中聚合网络中的至少一个是基于生物聚合物的；和(ii)制造它的说明书。依照本发明的另一个方面，提供了由IPN水凝胶材料制得的装置及它们的制造方法，所述装置包括但不限于植入物(implant)(如角膜植入物)、角膜外置物(cornealonlays)、神经导管(nerveconduit)、血管、药物递送装置和导管(catheters)、治疗4竟(therapeuticlens)、眼内4霓(intraocularlens)。附图筒述图1是根据本发明的一个实施方式的NiColl20/MPCIPN水凝胶的照片。图2图示了根据本发明的具体实施方式的两种IPN的力学性质(强度、伸长和韦刃性)；图3图示了与对照-I、对照-II、人角膜和兔角膜相比IPN-I和IPN-II的光学性质(％光透射率(％lighttransmission))。图4图示了人上皮细胞在(a)IPN-1和(b)IPN-II水凝胶上的生长。图5图示了IPN-II(EP10-11)水凝胶的表面上的神经生长。图6是胶原-合成共聚IPN的照片。图7是通过板层角膜移植术(lamellarkeratoplasty)(局部层移植(partialthicknessgraft))植入Yucatan小种猪(mini-pig)的角膜的上述聚合物(EP10-11)的照片。图8显示了基于硫酸软骨素的材料将内皮祖细胞(endothelialprogenitorcell)(EPCs)运送至肌肉试验系统并获得将标记的EPCs(标记为绿色)经血管发生而参入血管，(A)在大鼠缺血后肢的骨骼肌中的EPCs(绿色标记的)的注射点(箭头)，(B)EPCs(箭头)从注入基质迁移到组织的放大图，(C)在血管组织中观察到EPCs(箭头)。图9图示了与对照-1、对照-2、HPN-1(IPN-I)和HPN-2(IPN-II)相比HPN-3至HPN-5材料的力学性质(强度、伸长和韧性)；图10图示了与HPN-1(IPN-I)、HPN-2(IPN-II)、人角月莫和兔角月莫相比HPN-3和HPN-7的光学性质(％光透射率)。图11显示了接种后第6天人上皮细胞在(a)培养亚对照表面，(a)HPN-3水凝胶，(b)HPN-4水凝胶和(c)HPN-5水凝胶上的生长；图12图示了具有不同的胶原对DMA比的水凝胶的最大强度，以kPa表示(士标准偏差)；图13图示了对于各种月交原对DMA比的水凝胶的百分比破坏应变(percentbreakingstrain)(士才示〉焦"f扁差)；图14图示了胶原对DMA比的模量，以kPa表示(士标准偏差)；图15图示了胶原-DMA水凝胶的白光透射率；图16显示了上皮细胞在胶原-DMA(3:1w/w)水凝胶上的体外生长，第3天的光学图象显示了细胞融合；和图17为藻酸盐(alginate)微球的扫描电子显微照片图像(平均直径300微米)。图18图示了胶原和IPN水凝胶的体外生物降解。图19显示了IPN(右侧栏)与交联的重组人胶原(中间栏)的对比，左侧栏显示未经处理的对照。图19显示了在手术后6个月时与一组典型的未处理的、对侧的(contralateral),对照角膜相比典型植入物的体内共聚焦图像。(EDC/NHS)交联的重组人胶原和医学级猪胶原-MPCIPNs都显示了神经在基质和上皮下神经网络中的再生(箭头)。图20显示了藻酸盐-接枝在等经离子体处理的(plasmatreated)胶原/壳聚糖IPN上对上皮粘连增殖的影响。A组射频功率(RFP)=0w;B组RFP-40w;C组RFP=100w。蓝条0°/。藻酸盐；绿条1%藻酸盐；橙条5%。发明详述定义除非另有定义，本文使用的所有技术和科学术语都具有与本发明所属领域的技术人员通常理解的相同的含义。本文所用的术语"水凝胶"指交联的聚合材料，其显示在水或含水溶液中膨胀而不溶解的能力，并在其结构内保持显著部分的水或含水溶液。本文所用的术语"聚合物，，指由连接在一起的各个单体组成的分子。在本发明的上下文中，聚合物可包含"端对端(end-to-end)"连接以形成线性分子的单体，或可包括互相连接形成分支结构的单体。本文所用的术语"生物-聚合物"指天然存在的聚合物。天然存在的聚合物包括，但不限于蛋白质和碳水化合物。术语"生物-聚合物"还包括天然存在的聚合物的衍生(derivatised)形式，其经过修饰以便于交联到本发明的合成聚合物。本文所用的术语"合成聚合物，，指非天然存在并通过化学或重组合成产生的聚合物。本文所用的术语"互穿网络，，或"IPN"指互穿聚合网络，其是两个或多个聚合物的组合其中每个聚合物形成网络。网络间存在缠结(entanglement)和相互作用。当在溶剂中膨胀时，没有一个聚合物会溶解于该溶剂中。本文所用的"光学清晰的(opticallyclear)"指至少85%的白光透射率。在某些实施方案中，"光学清晰的"指与健康角膜相当的光学清晰度，例如具有超过90%的白光透射率和不足3%的散射。本文所用的"角膜外置物(cornealonlay)"是眼科植入物或装置，其以胞层与鲍曼氏膜(Bowman，smembrane)之间。与此相比，隐形眼镜被设置以置于眼的上皮上。角膜外置物可完全置于鲍曼氏膜上，或者它可包括延伸入鲍曼氏膜的一或多个部分。这些部分构成该装置的次要部分，如少于该装置面积或体积的50%。本文所用的"角膜内置物(cornealinlay)"是被设置以置于眼的基质中的装置或植入物。可通过形成基质内的瓣(flap)或口袋而将角膜内置物置于基质内。角膜内置物置于眼的鲍曼氏膜下面。本文所用的"全层(full-thickness)角膜植入物"指设置以替换眼晴的全部或部分不健康角膜的装置，其位于眼晴房水(aqueoushumour)之前。IPN水凝胶材料本发明的IPN水凝胶材料包括适用于各种应用的IPN，这些应用包括但不限于临床、治疗、预防或美容应用。IPN水凝胶材料可用于在需要它的受试者中取代、恢复和/或者增加组织和/或器官功能。本发明的IPN水凝胶材料的特征在于低细胞毒性或无细胞毒性、促进细胞和/或神经生长的能力、和/或成型性(moldability)。该材料还具有充分的机械和结构性质从而允许操作、移植等，其可包括缝合和安装后的损耗(wearandtear)。依照本发明的一个实施方式，使用模子制得由IPN水凝胶材料制造的装置。这样的装置包括但不限于模制的眼科外置物和植入物，它们被成型为所需的尺寸和形状。依照本发明的具体的非限制性实例，将IPN材料用于眼科装置，其中此材料为安装所述装置的个体提供了一个或多个下列益处(i)所需的折射率，(ii)所需的光学清晰度(对于可见光，光透射和光散射等于或优于具有相当厚度的健康人角膜材料)，(iii)所需的光强度，如视力增强的光强度，(iv)增强的舒适性，(v)增强的角膜的和上皮的健康，和(vi)治疗益处，例如在眼的疾病、病症或外伤的治疗中的治疗益处。依照该实施方式，本发明的材料可制成透明的或光学清晰的。还可模制该材料以包含视力矫正曲率(visioncorrectivecurvaturs)。本发明的材料适用于眼科装置，部分地，因为它是(i)可成型的，如可并莫制的，以形成具有可接受的光强度的基质，(ii)有效促进神经穿过所述装置和/或在所述装置上的生长，并且(iii)可制成光学清晰的或^L觉透明的。当所述装置是角膜外置物时，该装置有效促进在所述装置前表面上的上皮再形成(re-epithelialization)。可制造本发明的IPN材料以允许其特定的应用所需的气体或营养物的扩散。例如，在角膜外置物的情况下，制备所述外置物的材料提供或允许鲍曼氏膜和上皮之间的气体和营养物交换，以维持存活的、全功能的上皮。这样的营养物包括葡萄糖和促进或增强细胞如上皮细胞的存活、生长和分化的因子或试剂。所述交换应相当于或优于健康人角膜的交换。可使用常用的技术监测所述材料对营养物和/或药物的透过性。另外，营养物和/或药或透镜体(lenticles)是完全生物相容的，可使上皮与所述外置物迅速粘着，并允许神经支配(nerveinnervation)和敏感性(例如接触每文感性)的恢复。本发明的IPN水凝胶材料包括两个或更多个聚合网络的组合。聚合网络中的至少一个由生物-聚合物形成。第二个聚合物网络由合成聚合物或第二生物-聚合物形成。该材料可包括第三个或更多个由连续的IPN形成的聚合网络。例如，IPN材料与交联剂可以在第三种单体中溶胀从而在固化后形成另外的网络。第三种单体可以与第一种或第二种单体相同。生物_聚合物生物-聚合物是天然存在的聚合物和它们的衍生物，如蛋白质和碳水化合物。根据本发明，该材料包括网络形式的生物-聚合物或其衍生形式。用于本发明的合适的生物-聚合物的实例包括但不限于胶原(包括I、II、III、IV、V和VI型)、变性的胶原(或明胶)、重组胶原、纤维蛋白-纤维蛋白原、弹性蛋白、糖蛋白、多糖(诸如但不限于藻酸盐、壳聚糖、N-羧甲基壳聚糖、O-羧甲基壳聚糖、N,O-羧曱基壳聚糖、透明质酸、硫酸软骨素和糖胺聚糖(或蛋白聚糖))、氧化多糖(诸如但不限于氧化硫酸软骨素、氧化藻酸盐和氧化透明质酸)。用于本发明的合适的生物-聚合物可购自各种商业来源或可通过标准技术从天然来源制备。基于下列的一个或多个性质选择生物-聚合物或其衍生物(l)所述生物-聚合物是生物相容的并任选地促进细胞粘着和生长和/或促进神经生长；(2)所述生物-聚合物含有反应基团，所述反应基团能通过多种交联剂交联而形成IPN的一个组分，所述交联剂例如，但不限于EDC/NHS化学；(3)所述生物-聚合物能经由螯合离子交联以形成水凝胶，即网络的一个组分，或者通过pH或温度而物理交联。在一实例中，通过将Ca^加入藻酸盐水溶液中而将藻酸盐交联形成水凝胶；(4)可选择衍生的生物-聚合物，例如氧化的多糖(氧化的硫酸软骨素含有醛基)，以交联另一生物-聚合物(如胶原)而形成IPN的一个组分；(5)所述生物-聚合物可与合成聚合物形成用于眼科装置用途的透明IPN。然而，也可将不透明IPN用于其它应用中，如巩膜斑(sclerapatch)或用于其它组织工程领域。合成聚合物形成合成聚合物的单体包括但不限于，例如各种烷基丙烯酰胺、水溶性聚乙二醇二丙烯酸酯、丙蹄酸和它的衍生物、丙烯酸烷基酯(alkylacylate)、曱基丙烯酸(methylacrylicacid)和它的衍生物、曱基丙烯酸烷基酯、曱基丙烯酸2-羟基乙酯、2-甲基丙烯酰氧乙基磷酸胆碱(2-methacryloyloxyethylphosphorylcholine)、乙烯基咯烷酮、糖单体(此处指可聚合的单体，其是衍生的单糖或衍生的寡糖，例如，曱基丙烯酸糖基氧乙基酯和2-曱基丙烯酰氧乙基葡糖苷)。所得的聚合物应该是生物相容的、生物安全的且易与生物-聚合物混溶的。起始单体是亲水的且通常包含可聚合的双键。在某些情况下如当蛋白质作为生物聚合物诸如使用胶原作为其它组分以形成IPN时，聚合应发生在低于约37。C,或低于该蛋白的变性温度的温度。生物活性剂可制造本发明的IPN水凝胶材料以包含一种或多种生物活性剂。基于该材料的应用选择适当的生物活性剂或试剂组合。可掺入材料中的生物活性剂的非限制性实例包括，例如，生长因子、类视黄醇(retinoids)、酶、细胞粘附因子、细胞外基质糖蛋白(如层粘连蛋白(laminin)、纤连蛋白(fibronectin)、生腱蛋白(tenascin)等)、激素、成骨因子、细胞因子、抗体、抗原和其它生物活性蛋白，某些药物化合物以及肽，源自生物活性蛋白质的片段或基序(motifs)。生物活性剂还包括抗菌剂和抗病毒剂。制备基于IPN的水凝胶材料的方法如上所讨论，IPN是互穿聚合网络。在罐(pot)中顺序加入反应物，且交联反应同时发生。例如制备NiColl/MPCIPN(实施例I):通过EDC/NHS交联胶原而形成一个聚合网络；通过PEG-二丙烯酸酯交联MPC而形成另一个聚合网络。这两聚合网络互相贯穿形成IPN。将单体和聚合物及交联剂的相对量控制在一定范围内以制得热力学相容的互穿聚合物网络，这对于装置的机械性能和任选地光学性能是重要的。一个组分过量可导致大尺寸的微域(microdomain),引起明显的相分离，其损害了装置的性能。因而选择IPN中的组分的量应首先满足IPN的基本要求。可调整组分的比例从而制得用于眼科应用的透明IPN。也可调整组分的比例以满足最终水凝胶的力学性能。测试基于IPN的水凝胶材料依照本发明，为了适用于组织工程目的的体内植入，加入或没有加入生物活性剂的水凝胶材料必须在生理温度保持其形式，充分坚固地用于操作和缝合，基本上不溶于水，支持细胞的生长，且用作血管、导管或用于白内障手术的眼内镜是惰性的。所述材料能支持神经生长也是理想的。容易理解的是，对于某些专门的应用，所述材料可能需要其它特性。例如，对于外科目的，该材料可能需要是相对柔性的(flexible)并且足够强以支持使用缝线和针的外科手术操作，且对于眼科应用诸如角膜修复或置换，该材料的光学透明度(opticalclarity)将是重要的。选择IPN材料的组分和它们的相对量从而提供所需的特性。物理/化学测试当用于组织工程应用时，材料必须显示出所需的机械性能以防止材料用于外科手术时一皮撕裂或石皮裂，并一旦就位(inplace)就为在该材料内/或该材料的周围的细胞生长提供足够的支持。材料抵抗剪切力和撕裂的能力与其内在机械强度，材料的形式和厚度以及所施加的压力(tension)有关。可通过利用两对镊子以相反的方向对试样施力来粗略地确定材料耐受剪切力或撕裂的能力。或者，可使用合适的工具来定量测定材料耐受剪切力的能力。用于该目的的张力计是商业上可得到的，例如来自MTS、Instron和ColeParmer。为进行测试，可将材料形成片并切成适当大小的条。或者，可将材料模制成用于组织工程目的所需的形状并可测试整个成型的材料。为计算可拉伸强度(tensilestrength),将该材料的破裂或"断裂(failure)，'时的力除以测试样品的横截面积，得到以力(N)/单位面积表示的值。该材料的硬度(模量)可从应力/应变(stess/strain)曲线的线性部分的斜率算出。应变是在测试过程中长度的实时变化除以测试开始前测试样品的初始长度。破裂时的强度是测试样品在破裂时的最终长度减去初始测试样品的长度，除以此初始长度。本领域熟练技术人员应理解的是，由于水凝胶的柔软性以及含水组分在受夹时渗出，难以从水凝胶获得有意义的拉伸数据。例如，可通过对成型的材料样品使用缝合拉开测定来获得水凝胶中拉伸强度的定量表征。通常，将缝合线置于离测试样品的边缘约2mm处，并测量为扯裂穿过样品的缝合线而需要施加的峰值力。例如，对于用于眼科应用的成型为人角膜的形状和厚度的材料的测试样品，可将两条完全相对的缝合线插入该材料中，这是眼部植入手术所需的第一步。这两条缝合线可随后以约10mm/min在适宜的仪器例如InstronTensileTester上拉开。计算该材料破裂时的强度，以及断裂伸长率和弹性模量(见例如，Zeng等，J.Biomech"34:533-537(2001))。本领域熟练技术人员应理解的是，对于用于手术用途的材料，材料无需与哺乳动物组织一样强(即具有相同的抗撕裂能力)。在这些应用中，材料强度的决定因素是它是否是由仔细的和有经验的医师在适当位置进行缝合。如需要，可利用标准技术测定水凝胶材料的低临界会溶温度(LCST)。例如，可通过以约0.2。C每分钟加热基质样品并目测浊点来计算LCST(见例如H.Uludag等，J.Appl.Polym.Sci.75:583-592(2000))。可通过如下方法来测定材料的渗透性使用标准技术例如使用渗透性小室(permeabilitycell)和/或原子力显孩"竟的PBS渗透性评估来评估材料的葡萄糖渗透性系数和/或平均孔径。透射和光散射(见例如，Priest和Munger,Invest.Ophthalmol.Vis.Sci.39:S352(1998》。体外测试容易理解的是，该材料必须是非细胞毒性的或最低限度/可接受细胞毒性的并且是生物相容的以适于体内使用。可利用标准技术来评估该材料的细胞毒性，所述标准技术例如用于筛选诱变活性的Ames检测，用于筛选材料在哺乳动物细胞系中诱导基因突变的能力的小鼠淋巴瘤4企测，体外染色体异常检测，其使用例如中国仓鼠卵巢细胞(CHO)来筛选由基质诱导的任何DNA重排或损伤。其它检测包括姊妹染色单体检测，其测定由基质诱导的染色体臂之间的任何交换；以及体外小鼠微核检测，其测定对染色体或对有丝分裂纺锤体的任何损害。这些以及其它标准检测的M4呈是本领域已知的,例如，参见OECDGuidelinesfortheTestingofChemicals和由ISO开发的规程。自适当的细胞系的细胞(如人上皮细胞)直接接种在该材料上或该材料周围的适当支持物上。在合适的培养基的存在下生长适当时间长度后，对该材料进行共聚焦显孩i术和组织学4全测以确定细胞是否生长在材料表面上和/或生长在材料中。也可在体外评估该材料支持神经细胞向内生长的能力。例如，可将神经源(如背根神经节)包埋入材料周围的适当支持物中或直接插入该材料中。合适的支持物的实例可为基于软胶原的凝胶。然后可将来自适当细胞系的细胞直接接种在该材料上或该材料周围适当的支持物上，并可将材料在合适培养基的存在下保温预定的时间长度。检测该材料的神经生长将显示该材料支持神经向内生长的能力，所述检测直接进行和/或在神经特异性标记物存在下进行，例如通过免疫荧光法使用神经特异性荧光标记物和共聚焦显樣i术进行。在评估材料支持细胞生长能力的实验中，可将生长补充物(growthsupplements)加入培养基，加入材料和加入两者。所用的具体生长补充物将取决于被评估的细胞的类型(例如，考虑水凝胶材料的预期应用)，并可由本领域熟练技术人员容易测定。例如，神经细胞的合适的补充物包括层粘连蛋白、乙酸一见黄酯、—见黄酸和神经细胞的神经生长因子。体内测i式为检测该材料的生物相容性以及其支持细胞在体内生长的能力，可将该材料移植到用于免疫原性、炎症、释放和降解研究以及测定细胞生长的适当动物^t型中。合适的对照动物可包括在评估中。合适的对照的实例包括，例如，没有经过手术的(unoperated)动物，接受了来自供体动物的类似大小的同种异体植入物的动物和/或接受了与标准的、接受的植入材料类似大小的植入物的动物。在移植后的各个阶段，可进行活组织检查(biopsies)来评估在植入物表面和/或在植入物中的细胞生长，并可用组织学才企测和免疫组织化学技术来确定神经向内生长是否出现以及炎性或免疫细胞是否存在于植入物的位点。例如，可使用本领域已知的各种细胞特异性染色来评估存在的细胞的类型以及各种细胞特异性抗体，例如可用于显示神经细胞的存在或不存在的抗神经丝抗体。此夕卜，利用标准技术测定神经动作电位(nerveactionpotential)将提供神经是否有功能的指示。可使用体内共聚焦显微检查来在选定的术后时间监测动物中的细胞和神经生长。适当的时候，可通过本领域已知的技术，例如使用触觉测量计(esthesiometer)测定触觉敏感性。触觉敏感性的恢复显示有功能的神经的再生。应用本发明提供了一种IPN水凝胶材料，其是生物相容的和非细胞毒性的(或最低限度细胞毒性的)，且因此适合用作使体内组织再生的支架。例如，可将该材料用于植入患者体内来取代已经被破坏或去除的组织，用于伤口覆盖，作为组织封闭剂或粘合剂，作为皮肤代替品或角膜代替品，或者作为角膜贴面(cornealveneer)。该材料可在移植前才莫制成适当的形状，例如其可被预成型以填满组织被破坏或去除而留下的空间。该材料还可用作无需允许组织再生的支持物/支架，例如当其用作眼内镜或治疗镜时可以是理想的。此外，本发明的IPN水凝胶材料可用于，例如i)使用角膜植入物移植；ii)通过角膜内置物、外置物、可植入的隐形眼镜、IOLs的屈光矫正(refractivecorrection);iii)白内障手术-IOLs;iv)皮肤再造；任选地与纤维蛋白组合(以经由血管发生引起血管向内生长)；v)递送用于刺激干细胞生长和分化的药的绷带L形眼镜或植入物，或者在抗衰老或再生应^1(整容手术)中用于去除皱紋的比单独的胶原更长寿命的美容填料。在此点上，；险测显示大鼠30天后的皮下的生物相容性和稳定性)，vi)递送基因工程细胞，如在血友病A的治疗中产生用于递送系统的因子VIII的骨髓干细胞；vii)神经支架，特别是加固纤维时；和viii)当需要支架时植入其它器官或组织中-例如心脏补片(cardiacpatches)和软骨置换(cartilagereplacement^虽然此应用主要涉及水凝胶材料，对于技术人员显然的是可将所述材料用作再造皮肤、心脏补片、包嚢用于植入的基因工程细胞(例如用于血友病的产生因子VIII的细胞)和神经再造的基材。对于这些其它组织工程/再生医学应用，可加入生物活性因子、生长因子的组合、肽以区分这些基材。在本发明的一个实施方式中，将所述材料预制成用于组织工程目的的适当形状。在另一实施方式中，将所述材料预制成全层人工角膜或者适用于角膜贴面的部分层材料。依照本发明的另一实施方式，提供包含含有本发明的材料的主体的装如当置于个体的眼内，所述材料能促进穿过主体的神经生长，从而允许接受一个或多个装置的角膜保持它们的触觉敏感性。在具体的实例中，其中该装置是用于置于个体眼内的眼科装置，该主体可成形以具有光学强度。因而，该主体可理解为透镜体。如本文所讨论的，可对该眼科装置进行设置，如尺寸化和成型，以成为角膜外置物、角膜内置物、或全层角膜植入物。在某些实施方式中，该眼科装置是不具有光学强度的屈光误差矫正装置。例如，依照本公开的屈光误差矫正装置可理解为能置于患者的角膜上皮和鲍曼氏膜之间，或患者的角膜基质内的空白(blanks)。所述材料也可用作递送系统来将生物活性剂递送到患者体内的特定区域。一旦进入体内，生物活性剂例如通过扩散控制的工艺从所述材料中释放，或如果生物活性剂与所述材料共价结合，则通过从所述材料中酶、化学、或物理裂解并随后通过扩散控制的工艺释放。或者，生物活性剂可在所述材料内发挥其作用。在本发明一实施方式中，将生物合成材料用作人工角膜。对于这种应用，将所述材料预制成全层人工角膜或者作为适用于角膜贴面的部分层材料。依照该实施方式，设计水凝胶以使其具有高的光透射和低的光散射。试剂盒本发明还涉及包含所述水凝胶材料的试剂盒。试剂盒包含"成品(ready-made)"形式的所述材料，并且它们可包含制备该材料所需的适当比例的各种组分。试剂盒可任选地还包含一种或多种生物活性剂。试剂盒可还包含使用说明，一种或多种合适的溶剂，用于辅助将最终材料组分注入或置于动物体内的一种或多种器具(例如注射器、吸液管、镊子、滴眼器(eyedropper)或类似的医药上允许的递送媒介物)，或它们的组合。试剂盒的各个成分可包装在分开的容器中。试剂盒还可包含管理生物产品的制备、使用或销售的政府机构规定的形式的注意事项(notice)，其反映了所述机构对用于人或动物应用的制备、使用或销售的许可。为更好理解本文所述的发明，给出以下实施例。应理解这些实施例仅用于iJL明。因此，它们不应以任何方式限制本发明的范围。实施例实施例I-NiColl/MPCIPNs水凝胶材料.Nippon胶原(猪皮)；0.625M吗啉代乙磺酸[MES,含萏素红S(AalizarinRedS)pH指示剂(6.5mg/100ml水)];l-乙基-3-(3-二曱基氨基丙基)碳化二亚胺HC1(EDC),N-羟基-琥珀酰亚胺(NHS)。MPC(2-甲基丙烯酰氧乙基石粦酸月旦石成)购自BiocompatiblesInternationalPLC(UK)。NaOH;容液(2N);PEG-二丙烯酸酯(Mw二575Da);和过硫酸铵(APS)及N,N,N，,N，-四曱基乙二胺(TEMED)购自Sigma-Aldrich。制备NiColl/MPCIPNs水凝胶.首先，在冰水浴中在连着塑料三通(Tee)的两个注射器中混合0.3ml的13.7wt%Nippon胶原溶液和0.1ml的0.625MMES。随后，将12.9mg的MPC(胶原对MPC的比为4:1w/w)溶解于0.25ml的MES中，用100)al微量注射器将其中0.2ml注射到上面的混合物中。接着，用500jil微量注射器按对MPC的重量比为1:2注射4.6pi的PEG-二丙烯酸酯。除非另外指出，PEG-二丙烯酸酯对MPC的比固定为1:2。然后彻底混合该溶液。接着，经100|ul微量注射器注入25(il的2%APS和TEMED溶液(溶于MES中)，然后按对胶原NH2的摩尔比为3:3:1注入57pi的EDC/NHS溶液(溶于MES中)。对于本研究还将EDC对胶原的比保持恒定。使用NaOH(2N)将pH调节至约5。将此均质的混合物浇铸到玻璃模具中，并室温100%湿度中保温16小时。将所得的模子转移至37。C的恒温箱中5小时，用于后固化(post-curing)。使用与此相同的方法制备具有胶原对MPC的比为1:1、2:1和3:1的IPNs,表示为NiColl/MPCIPNs水凝胶。如本实施例所用，术语NiColl/MPCIPN4-3,NiColl/MPCIPN3-3、NiColl/MPCIPN2-3和NiColl/MPCIPNl-3表示来自13.7%Nippon胶原，胶原:MPC的比分别为4/1、3/1、2/1和1/1的IPN凝胶。表征折射率〖RI).使用VEEGEE折射计测定样品的RI。光透射.使用定制设计的仪器来测量样品在白光、450nm、500nm、550nm、600nm和650nm的波长时的光透射。机械性能.使用Instron机电检测器(型号3340)测定样品的应力、断裂应变和模量0样品尺寸为5mmx5mmx0.5mm。水容量.根据下式计算样品的水含量(W-W0)/W%其中W。和W分别表示干燥样品和溶胀样品的重量。结果折射率表l列出了胶原水凝胶的折射率值。表l.IPN样品的RINiColl/MPCNiColl/MPCNiColl/MPCNiColl/MPC样品IPN4墨3IPN3-3IPN2-3固l-3平均Rf1.3448±0扁31.3472±0.00121,3464±0細31.3525±0.0025*表示平均值士标准偏差(S.D.)光透射表2总结了光透射结果。表2.光透射波长(nm)白光(White)450500550600650平均透射率(％)NiColl/MPC88.9±3.1IPN4-388.5±6.487.8±2.888.0±4.889.8±3.590.7±2.8NiCol画PC91.8±0.276.1±2.180.9±1.585.6±1.388.4±1.089.9±0.8IPN3-3NiCo醒PC91.8±1.077.6±2.785.9±4.390.1±2.791.2±0.991.2±0.3IPN2陽3NiColl/MPC65.6±3.128,3±1.339.5±2.148.0±2.654.9±3.059.9±3,3IPN1-3__NiColl/MPCIPN1-3已变为不透明的。机械性能表3示出了IPN样品的力学性能。NiColl/MPCIPN4-3显示了高至360KPa<table>tableseeoriginaldocumentpage18</column></row><table>生物相容性试马全且比对照(培养平板)更大程度地促进上皮细胞生长。体内研究表明含IPN的胶原/MCP支持神经生长。图19显示了与一组典型的未处理的对侧的对照角膜相比，典型4直入物在手术6个月后体内共聚焦图像。(EDC/NHS)交联的重组人胶原和医药级猪胶原-MPCIPN都显示神经在基质和上皮下神经网络中的再生(箭头)。这比较了IPN(右侧栏)与交联的重组人胶原(中间栏)和左手栏未处理的对照。这些结果显示虽然IPN是显著的合成组分，但在允许神经再生方面IPN同单独的胶原(即完全天然聚合物)一样有效。参考文献1.SchraderMEandLoebGL(Eds),Modernapproachestowettabilty:theoryandapplications,PlenumPress,NewYork,pp231—248(1992》2.KonnoT,HasudaH,IshiharaK,ItoY.Photo-immobilizationofaphospholipidpolymerforsurfacemodification.Biomaterials2005,26:1381—1388.3.LewisAL,Crosslinkablecoatingsfromphosphorylcholine-basedpolymers.Biomaterials2001,22:99-111.实施例II-NiColl/MPCIPNs水凝胶进行本研究以表明通过以1.5的EDC/Coll-NH2比将胶原溶液的浓度从13.7%增加到20%来改变按实施例1所制得的IPN的特性的能力。另外，使用不含pH指示剂的MES。材料.Nippon胶原(猪皮)；0.625M吗啉代乙磺酸[MES,不含pH指示剂];l-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳化二亚胺HC1(EDC),N-羟基-琥珀酰亚胺(NHS)。MPC购自BiocompatiblesInternationalPLC(UK)。NaOH溶液(2N);PEG-二丙烯酸酯(Mw二575Da);过硫酸铵(APS);及N,N，N，,N，-四曱基乙二胺(TEMED)由Sigma-Aldrich提供。制备NiColl/MPCIPNs水凝胶.首先，在冰水浴中在连着塑料三通的两个注射器中混合0.3ml的20.0wt%Nippon胶原溶液和0.1ml的MES(0.625M)。接着，将12.9mg的MPC(胶原对MPC的比为4/1w/w)溶解于0.25ml的MES中，用100pi的微量注射器将其中0.2ml注射到上面的混合物中。接着，用500fil的微量注射器按对MPC的重量比为1:2注射4.6pi的PEG-二丙烯酸酯。彻底混合该溶液。接着，经100pi微量注射器注入25)il的2%APS和TEMED溶液(溶于MES中)，然后按对胶原-NH2的摩尔比为1.5:1.5:1注入86jal的EDC/NHS溶液(溶于MES中)。将此均质的混合物浇铸到玻璃模具或塑料模具(厚度500nm)中，并室温100。/。湿度中保温16小时。将所得的模子转移至37。C的恒温箱中5小时，用于后固化。如本文所用，NiColl20/MPCIPN指由20%胶原溶液制得的IPNs。性能测量折射率(RI).在VEEGEE折射计上测定样品的RI。光透射.使用自己设计的仪器来测量水凝胶样品在白光、450nm、500nm、550nm、600nm和650nm波长时的透射。机械性能.在Instron机电检测器(型号3340)上测定水凝胶样品的拉伸强度、断裂伸长和弹性才莫量。样品尺寸为5mmx5mmx0.5mm。水含量.根据下式计算水凝胶的水含量(WA):CW-W0)/Wx100%其中w。和w分别表示干燥样品和溶胀样品的重量。结果折射率由20%溶液制得的IPN水凝胶是澄清且均一的，(如图1所示)。折射率为约1.3519。光透射表5总结了光透射结果。表5.光学性能波长白450500550600650透射率(％)87.9±2.281.1±2.283.1±2.283,2±2.284.9±2.286.6±2,2机械性能表6列出了凝胶的机械性能。与实施例1中制备的水凝胶相比,NiColl20/MPCIPN的拉伸强度和模量得到改善。重要的是，所述凝胶是柔韧的(flexible)但坚固的(hard)(例如，使用镊子不能将其破碎)。表6.机械性能拉伸强度(KPa)断裂伸长率(％)弹性模量(MPa)566.0±243.949.0肚6.732093±1157平衡水含量平tf水含量为88.97%。体外生物相容性试验显示NiColl20/MPCIPN水凝胶很好地促进了上皮细胞生长，且比对照(培养平板)更大程度地促进上皮细胞生长。实施例III-用于增强视力的眼科装置的新型生物合成材料本实施例中所述的组织工程材料是基本上坚固的可植入材料，其与先前已知的材料相比具有增强的韧性和弹性。尽管它们是基于胶原的，但它们也掺入了模仿人角膜中发现的天然细胞外基质分子(ECM)的仿生分子如壳聚糖，同时赋予显著增加的拉伸强度。另外，开发了混合交联系统(hybridcross-linkingsystem)并用于胶原/壳聚糖支架的稳定化从而进一步增强材料的弹性和韧性。测试了这些增强材料的机械、光学和生物学性能。结果显示这些支架是坚韧的、弹性的、并在光学清晰度上优于人眼库角膜，且允许角膜细胞和神经的体外再生。材料与方法基材包括10%(w/v)不完全-胶原(atelo-collagen)1型和3%(w/v)壳聚糖的混合物。将由NipponHam(Japan)得到的冷冻干燥的猪胶原粉溶于冷水(无菌ddH20)t,并在4°C搅拌得到10%(w/v)的浓度。还通过将壳聚糖粉末(由Fluka得到的MW40000)溶解在0.2N盐酸(HC1)中并于4°C搅拌来制备3%(w/v)壳聚糖溶液。然后在交联前于注射器系统中按预定的比例混合这两种溶液从而制得均质的混合物。使用多种交联剂(即PEG二醛和EDC/NHS)开发具有特殊性能的互穿网络(IPNs),该性能基于交联剂的类型和浓度和仿生组分(参见表7)。基于胶原的角膜植入物(IPN-I)的制备.通常，在Luer尖端玻璃注射器中将0.12ml的3%壳聚糖溶液加至0.6ml的10%胶原溶液中[壳聚糖:胶原的摩尔比为0.5:1]。再使用Tefzel三通件将该组合物与0.4ml的MES緩沖液混合。然后在约0。C-4°C将该混合物与溶于0.35ml的MES緩沖液中的EDC/NHS交联剂[3:1摩尔当量比的EDC:NH2(在胶原/壳聚糖中)和1:1摩尔当量比的EDC:NHS]混合而无气泡滞留(entrapment)。通过在第一和第二注射器间经三通反复抽吸(pumping)将所述组合物完全混合。将每个基本上均质的溶液的等分试样立即分配至500微米的植入物模具中，并首先在室温固化16小时，再在37°C固化16小时，这两个温度都处于100。/。的湿度环境中。在浸渍于磷酸盐緩沖盐水(PBS)中2小时后，仔细地从它的模具中分离出每个最终的植入物样品。最后在20。C将交联的植入物水凝胶浸渍于PBS溶液(0.5%于PBS中，含1%氯仿)中以终止(terminate)任何的反应性残基并提取出反应副产物。IPN-I(EP10-2):使用l-乙基-3-(3-二曱基氨基丙基)碳化二亚胺(EDC)和N-鞋基-琥珀酰亚胺(NHS)交联胶原/壳聚糖混合物。在约5的酸性pH将胶原/壳聚糖混合物和EDC/NHS交联剂混合在一起，同时使用2-(N-吗啉代)乙磺酸(MES)緩沖液防止pH的波动。经充分混合后，将混合的组合物的部分置于模具中，并允许其在模具中固化而形成网络。基于胶原的角膜植入物(IPN-II)的制备.在Luer尖端玻璃注射器中将0.02ml的3%壳聚糖溶液加至0.6ml的10%胶原溶液[壳聚糖胶原的摩尔比为O.l:l]中。然后使用Tefzel三通件将该组合物与0.4ml的MES緩沖液混合。然后在约0°C-4。C将该混合物与溶于0.35mlMES緩沖液中的混合交联剂混合而无气泡滞留。通过在第一和第二注射器间经三通反复抽吸而将所述组合物完全混合。将每个基本上均质的溶液的等分试样立即分配至500微米的植入物模具中，并首先在室温固化16小时，再在37°C固化16小时，这两个温度都处于100%的湿度环境中。在浸渍于磷酸盐緩冲盐水(PBS)中2小时后，仔细地从它的模具中分离出每个最终的植入物样品。最后在20°C将交联的植入物水凝胶浸渍于PBS溶液(0.5%于PBS中，含1。/。氯仿)中以终止任何的反应性残基并提取出反应副产物。IPN-II(EPlO-11):使用包含PEG-二丁基醛(MW4132Da来自NektarInc.)、l-乙基-3-(3-二曱基氨基丙基)碳化二亚胺(EDC)和N-羟基琥珀酰亚胺(NHS)的混合交联系统将胶原/壳聚糖混合物交联。在约5的酸性pH将胶原/壳聚糖混合物和PEG-EDC/NHS混合交联剂混合在一起，同时使用2-(N-吗啉代)乙磺酸(MES)緩冲液防止pH的波动。经充分混合后，将混合后的组合物的部分置于模具中，并允许其在模具中固化而形成IPN-II。结果使用混合交联制备的IPN水凝胶具有足够的机械或结构性能以承受操作、移植，其可包括缝合和安装后损耗。如图2所示，它们机械上强于先前报道的由EDC/NHS交联的10%胶原制得的眼科材料(对照1与对照2)。例如，当IPN-I和IPN-II与对照1和对照2分别相比时，极限拉伸强度和韧性显著地增强。通常，拉伸强度的增强，特别是当由增加交联剂引起时，与极限伸长率的降低相关(参见图2中对比于对照I的IPN-I的值)。这可能是对聚合物网络的流动性的额外限制所带来的影响。对比于对照II和IPN-I未观察到IPN-II水凝胶的这种行为。IPN-I1水凝胶的所有机械性能包括弹性均得到增强。这很可能是由于将壳聚糖和PEG掺入胶原支架时形成了IP网络。与EDC/NHS产生的零-长度交联(zero-lengthcross-link)相反，PEG能产生长交联。这使得胶原分子更自由地移动，导致更有弹性的支架。如表7所总结和图3所示，IPN水凝胶是光学透明的。它们提供对可见光的理想的光学清晰度，等于或优于健康人角膜和兔角膜的光透射和光散射。这两种材料都是非细胞毒性的。如图4(a)和(b)所示它们允许角膜上皮细胞的再生。图5表明在IPN-II上的神经生长。该材料看起来是神经友好的且允许神经在水凝胶上且很可能穿过水凝胶生长。表7:IPN材料的组成和性能及它们的对照<table>tableseeoriginaldocumentpage24</column></row><table>至于EP10-11，发现水凝胶对白蛋白和葡萄糖的渗透率分別为1.67x10(exp-7)和2.8x10(exp-6)。还研究了EP10-Il水凝胶以表明生物相容性/稳定性。将植入物置于大鼠皮下30天以测定生物相容性以及稳定性。在3个样品之一中观察到免疫细胞的一些浸润(infiltmtion),但30天后样品仍保持完好，显示了稳定性。进行了多种实-睑来评定三种菌种(金黄色葡萄球菌(Staphylococcusaeureus)、月申炎f连J求菌(Streptococcuspneumonia),口纟录膝W支单月包菌(Pseudomonasaeurogenosa)的生长。制得的角膜基质是蛋白质胶原和合成的基于N-异丙基丙烯酰胺的聚合物的复合物，该复合物模制成与人角膜相同的曲率和尺寸，具有天然角膜的光学清晰度。首先将每个合成的角膜体外缝合到死人的角膜边缘中，并评定角膜的缝合能力和拉伸强度。使用不同相对百分比的水、胶原和聚合物来制造10种不同的角膜构建体。每个构建体复制三组每组5个，并对每组注射入100jal(O.lml)的提及的细菌的一种。注射后，将角膜室温保温24-48小时，并评定细菌的生长。结果在基于EP10-11的角膜构建体中观察到比来自眼库的人角膜中更低的细菌计数。图7是通过板层角膜移植术(局部层移植)移植入Yucatan小种猪的角膜内的EP10-11的照片。500^m、5mm直径的移植物置于猪的角膜内(猪角膜的平均厚度为约700-1000pm)。实施例IV-胶原/PAAIPN7jC凝胶材料.Nippon胶原(猪皮)；0.M5M吗啉代乙磺酸[MES，含茜素红SpH指示剂(6.5mg/100ml水)];1-乙基-3-(3-二曱基氨基丙基)碳化二亚胺HC1(EDC)，N-羟基-琥珀酰亚胺(NHS)。丙烯酸(AA)购自Aldrich。PEG-二丙烯酸西旨(Mw575)，过硫酸铵(APS)及N，N，N，，N，-四曱基乙二胺(TEMED)由Aldrich提供。胶原/PAAIPNs水凝胶的制备.第一步，在水水浴中在与塑料三通相连的两个注射器中将0.3ml的10.0wt%Nippon胶原溶液和O.lml的MES(0.625M)混合。第二步，经100ial的微量注射器将30iil的AA(胶原对AA的比为l:lw/w)注射到上面的混合物中。第三步，经50^的微量注射器以对AA的重量比为1:5注射5.0pl的PEG-二丙烯酸酯。除非另外指出，PEG-二丙烯酸酯对AA的比固定为1:5。然后彻底混合该溶液。第四步，经100pl微量注射器注射25!il的2。/。APS和TEMED溶液(溶于MES中)，然后以对胶原,2的摩尔比为6:6:1注射57nl的EDC/NHS溶液(溶于MES中)。对于此系列也将EDC对胶原的比保持恒定。将此均质的混合物浇铸到玻璃模具中，并在室温及100%湿度保持16小时。然后将模具转移至恒温箱中用于在37。C后-固化5小时。所得的水凝胶是坚固而透明的。实施例V-将药物、生物活性因子递送至眼睛的系统的材料用于角膜的应用已开发了掺有生物活性肽或生长因子的生物合成材料。这些材料主要用作角膜代替品，该角膜代替品已显示促进角膜细胞的再生和切断的角膜神经的再生长，特别是在掺入生物活性的YIGSR(层粘连蛋白)肽后(Li等2003，2005)。还能使材料适用于生长因子的递送(Klenker等2005)。目的是开发能用于将生物活性因子治疗性递送至角膜的两种不同模式之一的材料l)经由可植入的递送系统(例如贴面、外置物、内植物、薄层移植物)；和2)经由治疗隐形眼镜。在1984年开发了作为角膜绷带透镜的胶原角膜护罩，目前出售用于在白内障和屈光手术、全层角膜成形术和外伤性上皮缺陷后的眼表面保护。它们由猪或牛的胶原制得，且目前可得到具有分解时间(dissolutiontimes)为12、24和72小时的三种不同的胶原护罩。理论、实验和临床证据支持胶原角膜护罩作为药品递送装置的作用和在促进上皮和基质康复的作用。但是，这些装置的缺点包括它们相对短的寿命。最长可使用时间至多是72小时。另外，它们本质上是不透明的且是视觉闭塞的。因此这样的装置看起来未获得广泛使用。隐形眼镜装置，除了光学指示之外，在现代眼科实践中具有广泛的治疗应用，诸如用于减轻痛苦、机械保护和结构支持、药品递送等等。这些完全合成的水凝胶透镜不是由天然生物材料组成的，因此不是完全生物相容的。与合成绷带隐形眼镜有关的并发症从轻微到严重。实例包括角膜生理变化，其可导致上皮的、基质的和内皮的损害(compromise)、透镜沉积、过敏性结膜炎、巨乳突结膜炎、外周浸润(peripheralinfiltrates)、微生物角膜炎和新血管化。因此高度生物相容的、适于长期佩戴的也可加载药物的治疗隐形眼镜是非常适宜的。可基于两个主要的材料组制得合适的透镜。壳聚糖-合成聚合物IPN水凝胶透镜壳聚糖，曱壳类的外骨骼的主要组成成分，最近已经在医学和制药应用中受到大量关注。已报道它促进了伤口愈合并且还具有抑菌的作用。约20年前，建议将壳聚糖作为隐形眼镜制造的优良材料，但是这没有成功因为壳聚糖不溶于中性水且壳聚糖凝胶不具有良好的机械强度。如本文所述，将壳聚糖和壳聚糖衍生物用于开发作为用于移植的角膜替代物使用的材料。发现这些材料用于水凝胶具有优良的机械强度和弹性。还对它们在动物中进行了体外和皮下测试，目前正在啮齿类和猪模型中在LKP手术中对它们进行测试。治疗隐形眼镜装置开发依照本发明的一个方面，用于治疗用途的高度生物相容的绷带隐形眼镜具有下列特征1.促进伤口愈合2.抑菌3.能加载多种药物，诸如用于神经营养性角膜炎治疗的NGF-beta4.长期佩戴至2-3星期或甚至更长5.透明的(>90%光透射率，<3%散射)-允许视觉这通过使用生物合成聚合物来实现，所述生物合成聚合物通过形成互穿网络而将壳聚糖的生物学特性与合成水凝胶的机械性能组合。通过加入胶原可以增强这些材料的性能。胶原涉及来自提取的动物来源的糖蛋白(例如猪不完全胶原(ateocollagen)或重组人胶原诸如可从Fibrogen得到的I型和ni型胶原)。另外，可使用先前开发的方法掺入多种生物活性因子(例如肽、生长因子或药物)。制造方法使用了水溶性的壳聚糖和部分羧甲基化的壳聚糖。使用了合成的单体或交联剂，例如丙烯酸、PEG-二丙烯酸酯、曱基丙烯酸和乙烯基吡咯烷酮等。基于胶原的生物合成透镜现已开发了一系列具有88.9%水含量、1.35折射率和约88%光透射率的胶原-合成共聚合IPN(对于500pm厚样品；参见图6)。这些水凝胶所达到的机械性能如下所示:拉伸强度(KPa)断裂伸长率(％)弹性模量(MPa)566.0±243.949.08±6.732093±1157例如通过提高折射率，提高光透射率，或通过改进机械强度可能进一步改进这些水凝胶的特性。为了改进机械强度，可使用更高浓度的组分诸如胶原和合成单体来形成IPN或者可将水凝胶浸渍于含一种或多种单体的溶液中以形成一个或多个另外的聚合网络，因而水凝胶的强度应得到增强。已发现所述材料作为皮下植入物在体外和体内是生物相容的；并可作为角膜替代物植入和作为基材用于掺入生物活性因子。通过使用本文所述的材料，可能制得生物相容的且促进伤口愈合和/或抑菌的隐形眼镜。这样的隐形眼镜可包括各种负载药物、生物活性肽和/或生长因子如用于神经营养性角膜炎治疗的NGF。而且，可将胶原掺入这种壳聚糖-合成透镜以增强生物相容性和药物装载。制得的隐形眼镜可任选地适用于长期佩戴至2-3星期或更长。实施例VI-用于眼睛前室和后室的粘合剂为了修补贯通角膜伤口，如角膜破裂，缝合已是一种成功的方法。但是，缝合有着某些缺点，如延长的手术时间和对手术技术的要求。缝合还可引起严重的拓朴变形和高度的散光。松动的缝合可携带细菌并引起炎症和组织坏死。另外，缝合会造成显著的不适。此外，非可生物降解的缝合线需要去除，这延长了对病人的追踪观察。可将在多种组织粘合剂中发现类似应用的粘合剂细分为合成粘合剂(如氰基丙烯酸酯衍生物)和生物粘合剂(如基于纤维蛋白的粘合剂)。氰基丙烯酸酯衍生物是具有非常高的拉伸强度的化合物，其一接触到碱性物质如水或血液就迅速聚合形成强的结合。因为它们是合成的且非可生物降解的，包括新血管化和组织坏死。在眼科学中，尽管已将氰基丙烯酸酯衍生物在各种其他眼科手术中试用，氰基丙烯酸酯衍生物主要还是用于处理角膜穿孔和严重稀化(severethinning)。相比之下，基于纤维蛋白的粘合剂具有较低的拉伸强度和较慢的聚合，但它们是生物的且可生物降解的。它们可用于表面覆盖层下(如结膜、羊膜)并引起最小限度的炎症。这些粘合剂已用于眼科来治疗角膜稀化和穿孔、眼表面病症和青光眼。最近，基于纤维蛋白的粘合剂已用于实施无缝合线的板层角膜移植术和将羊膜连结至棵的巩膜。不幸的是，因为纤维蛋白胶使用人凝血酶，这种血产品仍带有从污染的供体汇集物传染和病毒传播的风险。此外，基于纤维蛋白的胶的制备和应用明显比氰基丙烯酸酯胶更复杂。，，、、，、一。，，"、。降解的、高拉伸强度的、无毒性的和安全的组织粘合剂。可使用两组分胶，其中可通过修饰侧基来调节胶凝速度。也可将药物、生物活性肽和生长因子掺入胶凝系统用于持续释放。另外，因为可控制胶凝速度以及粘度，也可将此系统用于递送千细胞和祖细胞。组织粘合剂具有两个组分1)氧化硫酸软骨素和2)水溶性壳聚糖。一经混和，这两組分就通过硫酸软骨素上的醛基和壳聚糖上的胺基之间的反应形成胶或凝胶。可通过调节硫酸软骨素的邻近羟基的氧化程度来调节胶凝速度。也可将药物、生长因子(例如NGF-beta)和生物活性肽(如层粘连蛋白、纤连蛋白、协同的P物质(syngisticsubstanceP)和IGF-样肽的组合)掺入凝胶系统中用于持续释放。如图8所示，可使用基于硫酸软骨素的材料将内皮祖细胞(EPCs)递送至肌肉试验系统并经血管发生将标记的EPCs(在下图中标为绿色)掺入至血管中。图8图示了基于硫酸软骨素的材料将内皮祖细胞(EPCs)递送至肌肉试验系统并经血管发生将标记的EPCs(在下图中标为绿色)掺入至血管中。(A)EPCs(标为绿色)在大鼠缺血性后肢的骨駱肌中的注射部位(箭头)，(B)EPCs(箭头)从注射基质迁移到组织中的放大图像，(C)在血管结构内观察到EPCs(箭头)。参考文献KlenklerBJ.，Gri伍thM.,BecerrilC.,West-MaysJ.，SheardownH.(2005)EGF-graftedPDMSsurfacesinartificialcorneaapplications.Biomaterials26:7286-7296.Li,F.,Carlsson，D.J.，Lohmann,C.R，Suuronen，E丄,Vascotto，S.,Kobuch，K.,Sheardown,H.，Munger,M.andGriffith,M.(2003)Cellularandnerveregenerationwithinabiosyntheticextracellularmatrix:cornealimplantation.Pro"Natl.Acad.Sci.USA100:15346-15351.Li，F.，Griffith,M.,Li，Z.,Tanodekaew，S.，Sheardown，H.，Hakim,M.andCarlsson，D.J.(2005)Recruitmentofmultiplecelllinesbycollagen-syntheticcopolymermatricesincornealregeneration,Biomaterials26:3039-104.实施例VII-具有12.1%w/w胶原的重组人III型胶原-MPCIPN第一步，在冰水浴中在与塑料三通相连的两个注射器中将0.3ml的12.1wt%III型胶原溶液和0.1ml的MES(0.625M)混合。第二步，将50mg的MPC(胶原对MPC的比为1:1w/w)溶解于0.138ml的MES中，用100)il的微量注射器将其中0.1ml注射到上面的混合物中。第三步，用100W的微量注射器以对MPC的重量比为1:2注射16的PEG-二丙烯酸酯(Mw二575)。然后彻底混合该溶液。第四步，经100^微量注射器注射25^的2%APS和TEMED溶液(溶于MES中)，然后以对Coll-NH2的摩尔比为3:3:1注射57|il的EDC/NHS溶液(溶于MES中)。将此均质的混合物浇铸到玻璃模具或塑料才莫具(厚度500iim)中，并在室温及100%湿度维持16小时。然后将模具转移至恒温箱中用于在37。C后固化5小时。所得的水凝胶是坚固且光学清晰的，然而相同条件下制备的Nippon胶原/MPC胶原是不透明的。rhcIII型的优点在于它能在很大范围的pH和交联剂含量保持透明。实施例vni-胶原或胶原水凝胶如实施例in中，与先前已知的材料相比，此部分所述的眼科材料是基本上坚固的具有增强的韧性和弹性的可植入材料。尽管它们是基于胶原的，但它们也掺入了模仿人角膜中发现的天然胞外基质分子(ECM)的仿生分子如壳聚糖，同时赋予显著增加的拉伸强度。另外，开发了交联系统并用于胶原和胶原/壳聚糖支架的稳定化从而进一步增强材料的弹性和韧性。测试了这些增强材料的机械、光学和生物学性能。结果显示支架是坚韧的、有弹性的、并在光学清晰度上优于人眼库角膜，且允许角膜细胞和神经的体外再生。材料和一般方法基材包括10%(w/v)不完全-胶原I型和3%(w/v)壳聚糖的混合物。将由NipponHam(日本)获得的冷冻干燥的猪胶原粉溶于冷水中(无菌ddH20),并在4°C搅拌得到10%(w/v)浓度。还通过将壳聚糖粉(MW400000从Fluka获得)溶于0.2N盐酸(HC1)并在4°C搅拌来制备3%(w/v)壳聚糖溶液。在交联前将这两种溶液以预定比率于注射器系统中混合而制得均质的混合物。将多种交联剂，如PEG-二丁醛(MW3400Da,来自NektarInc)和1-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳化二亚胺(EDC)和N-羟基琥珀酰亚胺，用于开发具有特殊性能的互穿网络，该特殊性能基于交联剂和仿生组分的类型和浓度(参见表8)。实施例IX-制备EDC/NHS和PEG-二丁醛交联的胶原水凝胶(HPN-3)在Luer尖端玻璃注射器中使用Tefzel三通件将0.6ml的10%胶原溶液和0.4ml的MES緩冲液混合。在约0°C-4°C使用溶于0.35mlMES缓冲液中的包含PEG-二丁醛和EDC/NHS的交联系统将该胶原混合物交联而无气泡滞留。在交联反应过程中使用MES緩冲液保持pH为5。通过在第一和第二注射器之间经三通反复抽吸而将所述组合物完全混合。将每个基本上均质的溶液的等分试样立即分配至500微米的植入物模具中，并首先在室温固化16小时，再在37。C固化16小时，这两个温度都处于100%湿度环境中以形成HPN-3。在浸渍于磷酸盐緩沖盐水(PBS)中2小时后，仔细地从它的模具中分离出每个最终的植入物样品。最后在20°C将交联的植入物水凝胶浸渍于PBS溶液(0.5%于PBS中，含1%氯仿)中以终止任何的反应性残基并提取出反应副产物。实施例X-制备EDC/NHS和PEG-二丁醛交联的胶原-壳聚糖水凝胶(HPN-4)在Luer尖端玻璃注射器中将0.036ml的3%壳聚糖溶液加至0.6ml的15%胶原溶液中[壳聚糖胶原的摩尔比为0.01:1]。然后使用Tefzel三通件将该组合物与0.4ml的MES緩沖液混合。在约0。C-4。C使用溶于0.35mlMES緩冲液中的包含PEG-二丁醛和EDC/NHS的杂合交联系统(hybridcross-linkingsystem)将该胶原/壳聚糖混合物交联而无气泡滞留。在交联反应过程中使用MES緩沖液保持pH为5。通过在第一和第二注射器之间经三通反复抽吸而将所述组合物完全混合。将每个基本上均质的溶液的等分试样立即分配至500微米的植入物模具中，并首先在室温固化16小时，再在37。C固化16小时，这两个温度都处于100%湿度环境中以形成HPN-4。在浸渍于磷酸盐緩沖盐水(PBS)中2小时后，仔细地从它的模具中分离出每个最终的植入物样品。最后在20°C将交联的植入物水凝胶浸渍于PBS溶液(0.5%于PBS中，含1%氯仿)中以终止任何的反应性残基并提取出反应副产物。实施例XI-制备EDC/NHS和PEG-二丁醛交联的胶原水凝胶(HPN-5)在Luer尖端玻璃注射器中使用Tefzel三通件将0.6ml的15%胶原溶液和0.4mlMES缓沖液混合。在约0°C-4°C使用溶于0.35mlMES緩沖液中的包含PEG-二丁醛和EDC/NHS的杂合交联系统该胶原混合物交联而无气泡滞留。在交联反应过程中使用MES緩冲液保持pH为5。通过在第一和第二注射器之间经三通反复抽吸而将所述组合物完全混合。将每个基本上均质的溶液的等分试样立即分配至500微米的植入物模具中，并首先在室温固化16小时，再在37。C固化16小时，这两个温度都处于100%湿度环境中以形成HPN-5。在浸渍于磷酸盐緩冲盐水(PBS)中2小时后，仔细地从它的模具中分离出每个最终的植入物样品。最后在20。C将交联的植入物水凝胶浸渍于PBS溶液(0.5%于PBS中，含1%氯仿)中以终止任何的反应性残基并提取出反应副产物。实施例XII-制备PEG-二丁醛交联的胶原水凝胶(HPN-6)在Luer尖端玻璃注射器中使用Tefzel三通件将0.6ml的20%胶原溶液和0.4ml的MES缓冲液混合。在约0。C-4°C使用溶于0.35mlMES緩沖液中的PEG-二丁醛[1:1摩尔当量比的PEG:NH2]将该胶原混合物交联而无气泡滞留。在交联反应过程中使用MES緩沖液保持pH为5。通过在第一和第二注射器之间经三通反复抽吸而将所述组合物完全混合。将每个基本上均质的溶液的等分试样立即分配至500微米的植入物模具中，并首先在室温固化16小时，再在37°C固化16小时，这两个温度都处于100%湿度环境中以形成HPN-6。在浸渍于磷酸盐緩冲盐水(PBS)中2小时后，仔细地从它的模具中分离出每个最终的植入物样品。最后在20°C将交联的植入物水凝胶浸渍于PBS溶液(0.5%于PBS中，含1%氯仿)中以终止任何的反应性残基并提取出反应副产物。实施例XHI-制备PEG-二丁醛交联的胶原水凝胶0IPN-7)通常，在Luer尖端玻璃注射器中使用Tefzel三通件将0.6ml的20%胶原溶液和0.4ml的MES緩冲液混合。在约0。C-4。C使用溶于0.35mlMES緩沖液中的PEG-二丁醛[2:1摩尔当量比的PEG:NH2]将该胶原混合物交联而无气泡滞留。在交联反应过程中使用MES緩冲液保持pH为5。通过在第一和第二注射器之间经三通反复抽吸而将所述组合物完全混合。将每个基本上均质的溶液的等分试样立即分配至500微米的植入物模具中，并首先在室温固化16小时，再在37。C固化16小时，这两个温度都处于100%湿度环境中以形成HPN-7。在浸渍于磷酸盐緩沖盐水(PBS)中2小时后，仔细地从它的模具中分离出每个最终的植入物样品。最后在20。C时将交联的植入物水凝胶浸渍于PBS溶液(0.5°/。于PBS中，含1%氯仿)中以终止任何的反应性残基并提取出反应副产物。表8.HPN材料和它们的对照的组成和性能<table>tableseeoriginaldocumentpage33</column></row><table>对照1NipponHam,10%EDC:NHS:NH23:3:1072±952±2.813.9±2优异99±0.2对照2NipponHam,10%EDC:NHS:NH26:6:10153±2327±2.713.6±3优异99±0.5实施例XIV:由重组人I型胶原和EDC/NHS制备的胶原基质在注射器混合系统中无气泡载入重组人胶原1型溶液(12.7%w/w)的等分试样。经隔膜从第二注射器添加计算体积的EDC和NHS(都为10%w/v,EDC:胶原-NH2比-0.4:l;EDC:NHS比=1:1)，再在0。C彻底混合。将最终溶液迅速分置于玻璃盘上以形成平膜。在100%湿度固化该平膜(在21。C24小时然后在37°C24小时)。用新鲜PBS将该膜洗涤三次，然后储存于含1%氯仿的PBS中以保持无菌状态。以同样的方式制备具有其它EDC/Coll-NH2比的凝胶。表9I型重组胶原水凝胶的机械性能EDC/CollNH20.30.40.50.60.7标准平均值偏差标准平均值偏差标准平均值，，^偏差标准平均值偏差标准平均值偏差最大负载，kN最大应力，Mpa模量，Mpa断裂应变％断裂应变韦刃性0.00180扁40.73460.14369.7031.81218,670.860.74960.16120.0370.00790.0030細1U90.05715.171.8418.892.69U90.0570.06180.01330.00250細89.8490.308115.452.8315,411.20.98490.30810.03970.0140.00240.00050.96810.183912.930.3413.561.710.96810.18390.4550.01320.00280.0004U250.177112.211.2315.171.731.1250.17710扁90.0176实施例XV:由重组人III型胶原和EDC/NHS制备的胶原基质在注射器混合系统中无气泡载入重组人胶原III型溶液(12.7%w/w)的等分试样。经隔膜从第二注射器添加计算体积的EDC和NHS(都为10%wt/vo1,EDC:胶原-NH2比=0.4:1;EDC:NHS比=1:1),再在0。C彻底混合。将最终溶液迅速分置于玻璃盘上以形成平膜。在100%湿度固化该平膜(在21。C24小时然后在37。C24小时)。用新鲜PBS将该膜洗涤三次，然后储存于含1%氯仿的PBS中以保持无菌状态。以同样方式制备具有其它EDC/Coll-NH2比的)疑月交。表iom型胶原凝胶的机械性能<table>tableseeoriginaldocumentpage35</column></row><table>实施例XVI:由重组人I型和III型二元胶原(dualcollagen)与EDC/NHS制备的角膜基质在注射器混合系统中无气泡载入重组人胶原1型溶液(12.7%w/w)的等分试样并称重。在同一注射器混合系统中载入等重量的重组人胶原III型溶液(12.7%w/w)的等分试样从而在注射器混合系统中得到胶原I型和III型溶液的50/50wt/wt%溶液。经隔膜^Mv第二注射器添加计算体积的EDC和NHS(都为10%(w/v),EDC:NH2比=0.4:1;EDC:NHS比=1:1)，再在0。C彻底混合。将最终溶液迅速分置于玻璃盘上以形成平膜。在100。/。湿度固化该平膜(21。C24小时然后在37。C24小时)。用新鲜PBS将该膜洗涤三次，然后储存于含1%氯仿的PBS中以保持无菌状态。最终凝胶的水含量是93.3%。表111:1w/w比的I-III型凝胶的机械性能<table>tableseeoriginaldocumentpage35</column></row><table>表12胶原基质变性温度的DSC结果<table>tableseeoriginaldocumentpage35</column></row><table>表13最终胶原基质的水含量<table>tableseeoriginaldocumentpage36</column></row><table>实施例xvn:胶原-合成互穿聚合网络材料Nippon胶原(猪皮)；0.625M吗啉代乙磺酸[MES,含萏素红SpH指示剂(6.5mg/100ml水)];l-乙基-3-(3-二甲基氨基丙基)碳化二亚胺HC1(EDC)，N-羟基-琥珀酰亚胺(NHS)。NaOH溶液(2N);PEG-二丙烯酸酯(Mw575);和过硫酸铵(APS)及N,N,N，，N,-四曱基乙二胺(TEMED)购自Sigma-Aldrich。N，N-二曱基丙烯酰胺(99%)购自Sigma-Aldrich。通过使用购自Sigma-Aldrich的抑制剂去除剂除去抑制剂。Coll-DMAIPNs水凝胶的制备第一步，在水水浴中在与塑料三通相连的两个注射器中混合0.3ml的13.7wt。/。Nippon胶原溶液和0.3ml的MES(0.625M)。第二步，用50pl的微量注射器将14.2pl的DMA(胶原对DMA的比为3/1w/w)注入上面的混合物中。第三步，经100|il的微量注射器以对DMA的重量比为1:2注射6.I4(il的PEG-二丙烯酸酯(Mn二575)。除非另外指出，PEG-二丙烯酸酯对DMA的比固定为1:2。然后彻底混合该溶液。第四步，经lOOiul微量注射器注射相对于DMA为1%的APS和1%的TEMED溶液(溶于25plMES中)，然后以EDC:NHS:Coll-NH2=3:3:l的摩尔比注射57(il的EDC/NHS溶液(溶于MES中)。对于此系列也将EDC对胶原的比保持恒定。将此均质的混合物浇铸到玻璃模具中，并在室温及100%湿度维持16小时。然后将模具转移至恒温箱用于在37。C后固化5小时。以同样的方法制备了胶原对DMA比为1:1、2:1和4:1的Coll-DMAIPNs水凝胶。水凝胶的特性图12、图13和图14显示了所有DMA:胶原=1:1、1:2、1:3和1:4(w/w)的凝胶的拉伸、应变和模量结果。图15显示了胶原-DMA水凝胶的白光透射结果。对除1:1外的所有比率的凝胶，白光透射率大于90%,相当于或优于人角膜。图16)。在3天培养中上皮细胞发生融合。实施例xvin:含生物活性剂的眼科装置掺有生物活性剂如抗菌剂、抗病毒剂或生长因子如神经营养因子(neutrophicfactors)的水凝胶材料构成了先进装置，该先进装置可用于例如角膜移植或者作为治疗透镜用于药物递送或者伤口愈合。待混入IPN水凝月交的抗菌肽的实例包括但不限于肽#1:酸-CGSGSGGGZZQOZGOOZOOZGOOZGY-NH2肽#2:酸-GZZQOZGOOZOOZGOOZGYGGSGSGC-NH2这些肽包含Giangaspero等才艮道的基本肽序列(basicpeptidesequence)(Giangaspero,A.，Sandri,L.，andTossi,A.，Amphipathicalphahelicalantimicrobialpeptides.Asystematicstudyoftheeffectsofstructuralandphysicalpropertiesonbiologicalactivity./所oc/ze附.268,5589—5600，2001)。或者，或此外，可将防卫素掺入角膜基质。将生物活性剂掺入角膜基质的方法可使用下列方法1.p及附和释力文将IPN水凝胶材料加至生物活性剂饱和溶液中从而允许生物活性剂渗入角膜基质。一旦建立平衡，可将角膜基质用作接目绷带透镜(ocularbandagelen)或才直入物。2.在基质中/上化学接枝本方法相似于上面的方法1,但使用一种(或多于一种)化学品来促进肽在IPN水凝胶材料中/上的化学键接。对于植入物和用于药物递送的绷带透镜，载有生物活性肽的角膜基质是良好的。于药物递送的绷带透镜，所得的基质是良好的。图17为制成用于包嚢生物活性剂的藻酸盐微球的扫描电子显微术(SEM)图像。在载入生物活性剂后，将这些微球掺入基质用于药物延长释放。制造藻酸盐微球的方法，藻酸盐球是依照文献制备的(C.C.Ribeiro，C.C.Barrias，M.A.BarbosaCalciumphosphate-alginatemicrospheresasenzymedeliverymatrices,5/o麵欣油254363~4373，2004)。实施例XIX:胶原-MPCIPN水凝胶的体外生物降解步骤将50-80mg的水合的水凝胶置于含5ml0.1MPBS(pH7.4)的小瓶中，然后是加入60pi的1mg/ml胶原酶(溶组织4炎菌(C/o^nW/wm/^to/j^/cww)，EC3.4.24.3,SigmaChemicalCo.)。然后将小瓶保温在37。C的恒温箱中，并在不同时间间隔取出凝胶擦去表面水再称重。基于起始溶胀重量来跟踪水凝胶残余重量的时程(timecourse)。对于每种水凝胶样品测试了3种样本。根据下式计算水凝胶的残余质量百分数残余质量％=Wt/W。式中W。为水凝胶的起始重量而Wt为水凝胶在每个时间点的重量。结果和讨论胶原和IPN水凝胶的体外生物降解的时程如图18所示，用EDC/NHS交联的猪胶原水凝胶降解非常快。3小时后，它完全降解了。掺入MPC和PEG减缓了降解速度，IPN-4-1和IPN-3-1分别在10小时和15小时后完全降解。进一步增加水凝胶中的MPC含量，即对于IPN-2-1和IPN-1-1,显著抑制了降解。48小时内，IPN-2-1的残余质量保持为约79%,而IPN-1-1只损失了6°/。的质量。48小时后，对它们的残余质量继续跟踪了7天。发现IPN-2-1和IPN-卜l水凝胶都保持它们的残余质量不变。因而IPN网络有效增强了胶原水凝胶的生物稳定性。实施例XX:III型胶原-MPCIPN水凝胶的特性和体外生物降解III型重组人胶原(rhc)-MPCIPN水凝胶的制备第一步，在冰水浴中在与塑料三通相连的两个注射器中0.3ml的13.7wt%rhcIII溶液和0.1ml的MES(0.625M)混合。第二步，用500|ul的微量注射器将250|ul的MPC溶液(在MES中，MPC/胶原-2/1,w/w)注射入上面的混合物中。第三步，经100ml的微量注射器以对MPC的重量比为l:2注射9.3ml的PEG-二丙烯酸酯。然后彻底混合该溶液。第四步，经100ml微量注射器注入25ml的2%APS和TEMED溶液(溶于MES中)，然后以对胶原-NH2的摩尔比为1:1:1注射19ml的EDC/NHS溶液(溶于MES中)。将此均质的混合物浇铸到玻璃模具中，并在N2下在室温及100%湿度维持24小时。然后将模具转移至恒温箱中用于在37°C后固化24小时。将产物编码为Coll-III-MPC-IPN2-l-l。除了EDC/NHS/Coll-NH2=3/3/l之外，以相同条件制备了其它rhcIII/MPCIPNs。编码Coll-III-MPC画IPN4画l-3、Coll画III-MPC-IPN3陽l-3、Coll-III-MPC-IPN2-1-3、Coll-in-MPC-IPNl-l-3分别表示由rhcIII/MPC=4/1、3/1、2/1和1/1(w/w)得到的IPNs。机械和光学性能表14和15显示III型胶原-MPCIPN水凝胶的机械性能和光学性能.表14.机械性能样品Coll-ni-mpc-IPN4-l-3Co11-iii-mpc陽IPN3-l-3Coll-ni陽MPC-固2-l-3ColI-ni-MPC-IPN1-1-3Coii-in-MPC-IPN2-1-1拉伸强度(KPa)469.4±82.7470.3±481.4±95.5456.9±66,4805.1±14.4平均断裂应变(％)25.50±3.9131.14±5.2333.77±8.5920.16±7.2934.11±11.49平均模量(MPa)4.788±1.4314.639±1.2364.509±0.7245.457±2.5545.771±1.122表15.光透射波长(nm)白光450500550600650平均透射率(％)Co11-iii-mpc98.6±2.999.1±1.798.3±1.291.4±3.693.8±2.497.5±1.5-IPN2-1-1体外生物降解胶原III型-MPCIPN水凝胶的体外生物降解的方法与猪胶原-MPCIPN水凝胶相同。只测试了Coll-III-MPC-IPN2-l-l的体外生物降解。该凝胶在胶原酶溶液(12fig/ml)中稳定了至少20天。实施例XXI:藻酸盐接枝的大分子在本实施例中，我们开发了两-阶段等离子体-辅助的(plasma-assisted)表面改性技术以将藻酸盐大分子共价接枝到基于胶原的人造角膜基质的后表面从而防止内皮细胞附着和增殖。冷冻干燥的猪I型胶原粉由NipponHam(Japan)得到，并将其容易地溶于冷水(无菌ddH20)中，并在4。C搅拌得到10。/。(w/w)浓度。1-乙基-3-(3-二曱基氨基丙基)碳化二亚胺(EDC)和N-羟基-琥珀酰亚胺(NHS)购自Sigma-Aldrich。通过将壳聚糖粉(MW40,000Da从Fluka得到)溶解在0.2N盐酸(HC1)中并于4。C搅拌来制备3。/。壳聚糖溶液。如表1所示，将10%胶原溶液、3%(w/w)壳聚糖溶液和EDC/NHS交联剂以预定的比例在注射器系统中混合在一起从而制得均质的混合物表l角膜水凝胶的化学组成交联剂初始胶原白浓度壳聚糖:胶原交联剂对胶原-NH2摩尔当量比(wt/v)%摩尔比EDC:NHS:NH2*EDC/NHS1013:2:1由内皮细胞生长试验得到的结果显示藻酸盐表面接枝阻止了内皮细胞迁移和对角膜水凝胶的后表面的粘合。图20显示在接种后第5天附着于角膜材料的后表面的内皮细胞数作为基质材料、等离子体功率(plasmapower)、藻酸盐溶液浓度的函数。当相比于对照表面观察到所有藻酸盐接枝表面对内皮细胞生长的普遍的抑制。对照未改性的表面在所有的图和表中以射频功率和藻酸盐浓度为0来表示。如图20所示，通过描绘置信区间而显示组平均值的变异的区间图，在100W的等离子体功率和5。/。的藻酸盐浓度处理的表面显现出有效地抑制了99%的内皮细胞生长，而在40W的等离子体功率和5%的藻酸盐浓度处理的表面显现出阻止了约89%的内皮细胞生长。本说明书提到的所有出版物、专利和专利申请指示了本发明所属领域的技术人员的技术水平，并且并入本文作为参考，其程度同于表示将每个单独的出版物、专利或专利申请具体地且单独地并入作为参考。由此描述了本发明，但显然本发明可在许多方面变化。这些变化不应看作背离了本发明的精神和范围，且所有这样的修饰对于本领域技术人员而言都是显而易见的，并意欲包括在如下权利要求的范围内。权利要求1.包含两个或更多个聚合物网络的互穿网络的水凝胶材料，其中至少一个所述聚合物网络基于生物聚合物。2.权利要求1的水凝胶材料，其中所述生物聚合物为变性的明胶、纤维蛋白-纤维蛋白原、弹性蛋白、糖蛋白、多糖、糖胺聚糖、蛋白多糖、或氧化多糖或它们的任意组合。3.权利要求2的水凝胶材料，其中所述胶原为I型胶原、II型胶原、III型胶原、IV型胶原、V型胶原、VI型胶原、变性胶原或重组胶原。4.权利要求2的水凝胶材料，其中所述多糖为藻酸盐、壳聚糖、N-羧曱基壳聚糖、O-羧甲基壳聚糖、N，O-羧曱基壳聚糖、透明质酸或硫酸软骨素。5.权利要求2的水凝胶材料，其中所述氧化多糖为氧化硫酸软骨素、氧化藻酸盐或氧化透明质酸。6.权利要求1的水凝胶材料，其中至少一个所述聚合物网络基于合成的聚合物。7.权利要求6的水凝胶，其中所述合成聚合物为烷基丙烯酰胺、水溶性聚乙二醇二丙烯酸酯、丙烯酸和它的衍生物、丙烯酸烷基酯、曱基丙烯酸和它的衍生物、曱基丙烯酸烷基酯、曱基丙烯酸2-羟基乙酯、2-曱基丙烯酰氧乙基磷酸胆碱、乙烯基吡咯烷酮或糖单体。8.根据权利要求1至7中任一项的水凝胶材料，其中所迷材料的特征在于下列的至少一项低细胞毒性，无细胞毒性，促进细胞和/或神经生长的能力，成型性，承受操作、植入、缝合和/或安装后损耗的能力。9.根据权利要求1至8中任一项的水凝胶材料，还包含生物活性剂或药物。10.根据权利要求1至8中任一项的水凝胶材料，其用作眼科外置物或植入物。11.根据权利要求1至8中任一项的水凝胶材料，其用于药物递送。12.制备根据权利要求1至10中任一项的水凝胶材料的方法，该方法包括将第一聚合物网络和第二聚合物网络组合，其中第一聚合物网络和第二聚合物网络中的至少一个基于生物聚合物，且将所得反应混合物保持在适合形成互穿网络的条件下。13.权利要求10的方法，其中所述第一和第二聚合物网络与至少一种交联剂组合。14.权利要求12或13的方法，其中将所述反应混合物保持在酸性pH。15.根据权利要求12至14中任一项的方法，其中将所述反应混合物置于模具中且使其固化。16.包含根据权利要求1至11中任一项的水凝胶材料的装置，该装置适合施用于哺乳动物。17.根据权利要求16的装置，其为眼科装置。18.根据权利要求16或17的装置，其中所述的装置包含用于递送至所述哺乳动物的生物活性剂或药物。19.根据权利要求18的装置，其中所述生物活性剂或药物分散于水凝胶中。20.根据权利要求18的装置，其中所述药物包含分散在水凝胶材料内的毫微球-或微球中。21.权利要求19的装置，其中生物活性剂为生长因子、类视黄醇、酶、细胞粘附因子、细胞外基质糖蛋白、激素、成骨因子、细胞因子、抗体、抗原、生物活性蛋白质，药物化合物、肽，源自生物活性蛋白质的片段或基序、抗菌剂或抗病毒剂。全文摘要本发明提供互穿聚合网络(IPNs)及相关方法和组合物。本发明的水凝胶材料包含两个或更多个聚合物网络的互穿网络，其中聚合物网络中至少一个基于生物聚合物。还提供了制备水凝胶材料的方法，其包括将第一聚合物网络和第二聚合物网络组合，其中第一聚合物网络或第二聚合物网络基于生物聚合物。本发明还公开了由IPN水凝胶材料制得的装置和其用途。文档编号C08H1/00GK101305052SQ200680041970公开日2008年11月12日申请日期2006年9月11日优先权日2005年9月9日发明者刘文广,李凤富,梅·格里菲思,梅尔达迪·拉法特申请人:渥太华健康研究所;渥太华大学