膠原支架、具有其的醫用植入物以及使用方法

2023-12-03 05:31:16 2

專利名稱：：膠原支架、具有其的醫用植入物以及使用方法
技術領域：
：本發明涉及可植入的生物傳感器和醫用設備(device)。更具體地，本發明涉及用於可植入的傳感器和/或其它醫用設備的膠原支架覆蓋物(covering),以促進生物適合性。
背景技術：
：可長期植入的設備可能引起組織創傷或組織對異物的應答導致的炎症和/或纖維化。見，例如Reichert等人，HandbookofBiomaterialEvaluation,第28章Biosensors,第439-460頁，(VonRecumA.，編輯)(1999);Wisniewski等人，JAnalChem2000;366(6-7)(第611-621頁)。植入的設備還可能導致其它不想要的生物反應。例如，近來研究者已經指出，藥物包覆的支架可能導致不利反應，這在一些患者中造成血凝塊形成。見Lagerqvist等人，丄卵《-7^附Owfco附esw/狄Z>r"g-￡7Mft>ig5toteveraws必are-Afe,"/5Vewte/"5W&w，NewEnglandJnl.OfMedicine,2007年3月8日。可能產生(invoke)不想要的生物反應的其它可長期植入的設備是生物傳感器。例如，為了保持接近正常的血葡萄糖水平(70-120mg/dL)，糖尿病患者廣泛使用無需處方出售的葡萄糖計，這需要一天數次刺手指來取血樣。自我檢測血葡萄糖(SMBG)的疼痛(Lee等人，2005)、不便以及不適通常是有效的患者M和最優的糖尿病管理的阻礙。過去20年間，已經研究了多種類型的連續的葡萄糖監測系統，包括^JV皮下組織的傳感器(Moussy等人，1993;Johnson等人，1992;Koudelka等人，1991;Bindra等人，1991;Pickup等人，1989;Shichiri等人，1986;和Ertefai等人，1989)、植入血管床的傳感器(Armour等人，1990;Frost等人，2002)以及在使用微滲析設備取樣的組織液中測定葡萄糖濃度(Ash等人，1992;Meyerhoff等人，1992;Moscone等人，1992)。雖然已經報導了對可植入的葡萄糖傳感器的若千研究，但人們認為，這些生物傳感器都無法令人信賴地在長期M期間連續監測葡萄糖水平。傳感器功能的進行性喪失部分由於生物淤積，部分由於異物應答，例如炎症、纖維化，以及維管結構的喪失而發生(Reichert等人，1992;Reichert等人，1999;Sharkawy等人，2007)。一些研究者已經改良了傳感器的表面，以降低體內的膜生物淤積。在降低蛋白質吸附的手段中，Quinn等人，1995使用了處於聚羥基乙基異丁烯酸酯(PHEMA)基質中的聚(乙二醇)(PEG)。鑑於PEG鏈趨向於與膜表面垂直豎立，它們提供了富含水的相，這抵擋了很多蛋白質分子的結合。Rigby等人，1995和Reddy等人，1997通過使用金剛石樣碳一一所謂的"惰性"材料來降低了蛋白質吸附。Shichiri等人，1988將藻酸鹽/聚賴氨酸凝膠層摻入到傳感器上。Shaw等人，1991報導了包覆有PHEMA/PU(聚氛基曱酸酯)的生物傳感器的生物適合性的提高。Wilkins等人，1995和Moussy等人引入了NAFION(全氟磺酸)膜(杜邦(DuPont))，來降低傳感器表面的7"生物淤積"，以及降低來自尿酸鹽和抗壞血酸鹽的幹擾(Moussy等人，1993;Moussy等人，1994a;Moussy等人，1994b;Moussy等人，1994c)。Armour等人，19卯用經交聯的清蛋白來包覆它們的傳感器尖端，Kemer等人，1993開發了包覆有纖維素的傳感器，以提高傳感器的血相容性。但是人們認為，這些手段都不能令人滿意地用於長期穩定的葡萄糖監測。膠原及其衍生的基質具有低抗原性、生物可降解性及良好的機械、止血和細胞結合性質，從而在生物醫藥領域(包括組織工程)廣泛用作為天然聚合物(Sheu等人，2001;Pieper等人，2002;Cbvapil等人，1973;Pachence等人，1996;和Lee等人，2001)。為設計出在開發用於生物醫藥工程的先進生物材料中使用膠原的策略，通常需要採用化學或物理交聯策略賦予對酶促(膠原酶)降解的抗性和機械強度。有若干種策略可用於對基於膠原的生物材料進行交聯。戊二醛(GA)是用於基於膠原的生物材料的最廣泛使用的交聯劑(Sheu等人，2001;Barbani等人，1995)。但是，GA及其反應產物與體內細胞毒性相關，這是因為交聯副產物的存在以及與GA相連的膠原肽在SI^降解期間的釋放(Huang-Lee等人，1990;vanLuyn等人，1992)導致的。為了避免體內細胞毒性以及與GA交聯的膠原的隨後鈣化，已經針對作為潛在的膠原交聯劑來檢查了若干種備選的化合物(Khor等人，1997;Sung等人，l"6)，例如聚環氧化物(polyepoxy)、1，6-己二異氰酸酯(HDMI)、l-乙基-3-(3-二曱基氨基-丙基)碳二亞胺(EDC)和紫外(UV)或Y-射線照射。Koob等人近來描述了一種用於用去甲二氫愈創木酸(NDGA)(具有抗氧化劑性質的植物化合物)來交聯I型膠原纖維的工藝(Koob等人，2002a;Koob等人，2002b;Koob等人，2001a;和Koob等人，2001b)。Koob等人顯示，NDGA顯著改善了合成的膠原纖維的機械性質。此外，他們還顯示，體內六周期間，經NDGA交聯的膠原纖維並不引發異物(fordgnbody)應答，它們也不會刺激免疫反應。交聯的程度和對交聯劑的選擇還影響支架的孔隙率和孔徑，並且可能影響纖維嚢的厚度、血管密度和三維有孔支架中血管的位置(Jos印h等人，2004)。大孔支架(超過60微米的孔徑)允許毛細管的深度穿過，並且支持細胞外基質(ECM)。Sharkawy等人，1997顯示，在大鼠中皮下植入四周後，經包裹的無孔#^物出現異物應答中典型的經良好組織的膠原基質，而有孔的聚乙烯醇(PVA)植入物則產生較少的纖維性和血管化的組織嚢。
發明內容本發明的實施方式提供了用於醫用設備的生物適合的膠原覆蓋物，以提供提高的生物適合性和/或降低的不良反應風險。本發明的實施方式可特別適合作為用於可長期植入的醫用設備的覆蓋物和/或支架。一些實施方式涉及不可降解的、生物適合的、三維有孔膠原支架。這些支架可在用於植入體內的設備和/或傳感器上形成或被放到其上和/或在其周圍製備。本發明的一些特別的實施方式是可植入的葡萄糖傳感器，在其外部表面上具有有孔膠原支架。本發明的包含膠原支架的傳感器可具有提高的生物適合性，這通過在刺激血管發生的同時降低組織反應來實現。本發明的其它一些實施方式涉及製備膠原支架的方法。可通過使用冷凍乾燥方法，以及用不同濃度的至少一種戊二醛(GA)、1-乙基_3-(3-二甲基氨基丙基)碳二亞胺(EDAC)和/或去甲二氫愈創木酸(NDGA)溶液對其進行交聯，來製造三維有孔膠原支架。本發明的一種實施方式涉及生物適合的膠原支架和/或包覆物(coating)，用於與可在人或動物體內或組織內^V的設備一起使用，其中，所述支架或包覆物包含插入所述支架或包覆物中的聚合物。本發明的一種實施方式還涉及製備用於植入人或動物體內或組織內的i殳備的方法，所述方法包括將生物適合的膠原支架或包覆物放到所述設備上，其中，所述支架或包覆物包含插入所述支架或包覆物中的聚合物。本發明的一種實施方式還涉及提供具有生物適合的膠原包覆物或支架的可植入設備的方法，所述方法包括a)將可植入的設備結構與含膠原的溶液相接觸；b)乾燥所述結構上的所述膠原溶液；以及c)將所述結構的所述膠原包埋在聚合物基質中。本發明的一種實施方式還涉及具有增強的生物適合性的、用於植入人或動物體內或組織內的設備，其中，所述設備包含生物適合的膠原支架和/或包覆物，所述支架和/或包覆物包含插入所述支架或包覆物中的聚合物。附圖簡述圖l是根據本發明實施方式的、示例性的葡萄糖電極的傳感元件的示意圖，所述元件包覆有支架。圖2A-2B是根據本發明實施方式的、GA(圖2A)和NDGA(圖2B)交聯膠原支架的化學機制的示意性闡述。圖3A-3C是掃描電子顯微照片(SEM)，其顯示了根據本發明的實施方式的示例性膠原支架的SEM形態。通過SEM來測定膠原支架的孔徑。圖3A顯示了沒有交聯的膠原支架(200X;25.0kV);圖3B顯示了用GA交聯的膠原支架(200X;25.0kV);圖3C顯示了用NDGA交聯的膠原支架(200X;25.0kV)。圖4是經GA和NDGA交聯的支架的吸7K程度(％)和交聯程度(%)的柱狀圖，其顯示了才艮據本發明的實施方式的經GA和NDGA交聯的支架的容積性質(bulkproperty)。結果以均值士SD(n=3)來顯示。圖5是％(原重量)對膠原酶處理時間(周)的柱狀圖，其顯示了經GA和NDGA交聯的支架在體外的膠原酶抗性。結果以均值士SD(n=3)來顯示。圖6A-6D是SEM，其顯示了體外降解研究後支架的SEM形態。圖6A顯示了兩周膠原酶處理後的經NDGA交聯的支架(200X;25.0kV);圖6B顯示了兩周膠原酶處理後的經GA交聯的支架(200X;25.0kV);圖6C顯示了四周膠原酶處理後的經NDGA交聯的支架(200X;25.0kV);圖6D顯示了四周膠原酶處理後的經GA交聯的支架(200X;25.0kV)。圖7A-7F是顯示經GA和NDGA交聯的支架在大鼠皮下組織中的體內穩定性的數碼照片。圖7A-7C:#^兩周後；圖7A顯示了經NDGA交聯的支架；圖7B顯示了經GA交聯的支架；圖7C(左側)顯示了經NDGA交聯的支架；圖7C(右側)顯示了經GA交聯的支架。圖7D-7F:植入四周後；圖7D顯示了經NDGA交聯的；圖7E顯示了經GA交聯的支架；圖7F(左側)顯示了經NDGA交聯的支架；圖7F(右側)顯示了經GA交聯的支架。圖8A-8D是可^的葡萄糖傳感元件的光顯微數碼圖片(圖8A顯示了未被包覆的傳感器；圖8B顯示了包覆有支架的傳感器)和支架區域的SEM形態(圖8C顯示了表面；圖8D顯示了橫截面)。圖9是電流(nA)對時間(分鐘)的圖，其顯示了葡萄糖傳感器從5mM到15mM葡萄糖濃度的電流計應答曲線(應答曲線1-未被包覆的傳感器；應答曲線2-包覆有經GA交聯的支架；以及應答曲線3-包覆有經NDGA交聯的支架)。T95。/。被定義為最大電流改變(I1SmM-l5mM)的95%處的時間。圖IO是電流(nA)對葡萄糖濃度(mM)的圖，其顯示了未被包覆的和經膠原支架包覆的葡萄糖傳感器的電流計應答(2-30mM葡萄糖)。對照(無支架)以實心方塊顯示；經GA交聯的支架以實心圓圈顯示；經NDGA交聯的支架以實心三角來顯示。結果以均值士SD(n=3)來顯示。圖11是靈敏度的改變(％)對浸漬循環(dippingcycle)數的圖，其顯示了支架厚度對於葡萄糖傳感器靈敏度的影響。結果以均值士SD(n=3)來顯示。圖12A-12L是隨時間採集的數碼圖，其顯示了生物傳感器的炎症應答(直接#^、-組織測定)。圖12A-12F顯示了經GA交聯的支架圖12A(3天)；圖12B(7天)；圖12C(14天)；圖12D(21天)；圖12E(28天)；圖12F(49天)。圖12G-12L顯示了經NDGA交聯的支架圖12G(3天)；圖12H(7天)；圖12I(14天)；圖12J(21天)；圖12K(28天)；圖12L(49天)。與經NDGA交聯的支架相關的炎症較少。圖13顯示了可^iA的葡萄糖傳感器。雙虛線代表皮膚，雙虛線左邊顯示的葡萄糖傳感器的所有組分是植入皮膚中的；雙虛線右邊顯示的葡萄糖傳感器的所有組分處於皮膚外。圖14顯示了可植入的葡萄糖傳感器。在圖的上面部分中的葡萄糖傳感器具有長的線(30mm)。在圖的下面部分中的葡萄糖傳感器具有短的線(10mm)。圖15A-15C顯示了用^大鼠背部的葡萄糖傳感器進行的體內研究。圖16顯示了經水合的膠原支架。左側是經GA交聯的膠原支架，右側是經NDGA加強的膠原支架。圖17是傳感器靈敏度的改變(％)對時間的圖；對照(無支架)以實心方塊顯示；具有經NDGA交聯的支架的傳感器以實心圓圏顯示；具有經GA交聯的支架的傳感器以實心三角來顯示。圖18是傳感器靈敏度改變(％)對^期(周)的圖。短線傳感器的對照(無支架)以實心方塊顯示(8個植入的傳感器中6個工作的傳感器)；長線傳感器的對照(無支架)以空心方塊顯示(8個植入的傳感器中4個工作的傳感器)；具有經NDGA交聯的支架的短線傳感器以實心圓圏來顯示(8個植入的傳感器中4個工作的傳感器)'；具有經NDGA交聯的支架的長線傳感器以空心圓圏來顯示(8個l的傳感器中2個工作的傳感器)；具有經GA交聯的支架的短線傳感器以實心三角來顯示(8個植入的傳感器中4個工作的傳感器)；具有經GA交聯的支架的長線傳感器以空心三角來顯示(8個植入的傳感器中l個工作的傳感器)。圖19A-19C是植入的葡萄糖傳感器的照片，其顯示了^四周後膠原支架的物理穩定性。圖19A顯示了分離的植入的長線葡萄糖傳感器，其具有經NDGA加強的膠原支架。圖19B顯示了穩定的^L/v的短線葡萄糖傳感器，其具有經NDGA加強的膠原支架。圖19C顯示了具有經GA交聯的膠原支架的植入的短線和/或長線葡萄糖傳感器。圖20A-20D是待進行組織學測定的組織的數碼圖(沒有傳感器的支架)。圖20A顯示了經GA交聯的支架(#^2周後)；圖加B顯示了經NDGA交聯的支架(植入2周後)；圖20C顯示了經GA交聯的支架(植入4周後)；圖20B顯示了經NDGA交聯的支架(植入4周後)。圖21顯示了用於製備根據本發明的、包含生物適合的膠原支架的設備的方法的流程圖。虛線表示任選的步驟。本發明的其它特徵、優點和細節將是本領域普通技術人員從附圖和下文對實施方式的詳細描述中可獲知的，這類描述僅為了闡釋本發明之用。發明詳述一般而言，本發明的實施方式涉及特別適用於可^醫用設備的膠原覆蓋物、包覆物和/或支架以及在動物或人類患者中製備和使用它們的方法。患者可以是人或其它動物，例如靈長類、馬科、牛科、綿羊科、犬科或貓科動物。覆蓋物、包覆物和/或支架可作為組織接觸表面來提供，其可包裹可植入設備的全部或部分，以由此提供降低的免疫原性應答和/或植入的設備的長期有用(long-lived)的體內功能性。現在，下文將參照附圖來更完善地描述本發明，附圖中顯示了本發明的實施方式。但是本發明可以以很多不同的形式來實現，並且不應當被解釋為由本文所示的實施方式所限；更確切地說，這些實施方式僅是為了使本文的公開內容徹底、完全來提供的，它們將向本領域技術人員完善傳達本發明的範圍。本文中採用相似的數字來代指相似的元件。在附圖中，某些線、層、組分、元件或特徵的厚度可能為了清楚而有所誇大。除非另有指明，虛線表示任選的特徵或操作。本文所用的術語僅是為了描述特定實施方式的目的，其並非意欲限制本發明。在本文中使用時，單數形式"一個/種"、"這個/種"("a"、"an"和"the")同樣意欲包括複數形式，除非上下文另有清楚指明。還應當理解，當用於本申請文件中時，術語"包含"及其各種詞性形式("comprise"和/或"comprising")表示所指出的特徵、數字、步驟、操作、元件和/或組分的存在，但是這並不排除一種或多種其它特徵、數字、步驟、操作、元件、組分和/或它們的組的存在或添加。在本文中使用時，術語"和/或"包括相關列出的項目中一種或多種的任何和所有組合。在本文中使用時，短語，例如"在X和Y之間"以及"在大約X和Y之間"應當被理解為包括X和Y。在本文中使用時，短語例如"在大約X和Y之間"表示"在大約X和大約Y之間，，。在本文中使用時，短語例如"從大約X至Y"表示"從大約X至大約Y，，。除非另有定義，本文中使用的所有術語(包括技術術語和科學術語)都具有與本發明所屬領域的普通技術人員通常所理解的相同的含義。還應當理解，術語，例如在常用詞典中定義的那些，應當被理解為其含義與其在本申請文件上下文和相關領域中的含義相符，而不應當被理解為理想化或過於正式的意義，除非本文中那樣明確定義過。為了簡潔和/或清楚的目的，公知的功能或構建物可能不予贅述。應當理解，當元件被稱為在另外的元件"之上"、與另外的元件"相聯結"、"相連"、"相偶聯"、"相接觸"等時，其可直接處於另外的元件上，與另外的元件相聯結、相連、相偶聯或相接觸，或者還可以存在間插(intervening)元件。相反，當元件被稱為例如"直接在另外的元件上，'、與另外的元件"直接相聯結"、"直接相連"、"直接相偶聯"或"直接相接觸"時，不存在間插元件。本領域技術人員還將知道，提到結構或特徵與另外的特徵"相鄰"放置時，可能還有其它部分覆蓋該相鄰的特徵或者處於該相鄰的特徵之下。應當理解，雖然可以在本文中使用術語第一、第二等來描述多個元件、組分、區域、層和/或截面(section)，但是這些元件、組分、區域、層和/或截面並不應當受這些術語的限制。這些術語僅是為了將一個元件、組分、區域、層或截面與另一區域、層或截面區分開。因此，下文中討論的第一元件、組分、區域、層或截面也可以被稱為第二元件、組分、區域、層或截面，而不會偏離本發明的教導。操作(或步驟)的順序並不限於權利要求或圖中所示的步驟，除非另有特別指明。術語"可植入，，表示設備可被插入、包埋入、移植入或短時或長期聯結或放置到患者上或患者中。術語"組織"表示皮膚、肌肉、骨或細胞的其它組。術語"長期"表示設備被設定為保持^至少2個月，通常至少6個月，以及在一些實施方式中，一年或數年，同時針對其想要的功能還保持為有效的。術語"包覆物"或"覆蓋物，，指設備的耙表面上的材料。包覆物可以是有孔包覆物，這可抑制下面設備的細胞或組織淤積。包覆物可以不促進組織生長。包覆物可以是薄或厚的膜、泡沫或組織淤積和生物降解的其它屏障。術語"支架"指這樣的有孔材料和/或結構，其中細胞、組織、血管等可生長進其中、在其中駐紮(colonize)和成群(populate)。支架可抑制i殳備的細胞和組織淤積，和/或降低異物炎性和免疫原性應答，由此延長留置設備的功能壽命。膠原"微原纖維"、"原纖維"、"纖維"和"天然纖維"指腱中發現的天然存在的結構。微原纖維直徑為大約3,5至50nm。原纖維直徑為大約50nm至50jim。天然纖維直徑超過50nm。"合成纖維"指已形成和/或化學或物理製造或從其天然存在的狀態改變的任何纖維樣材料。例如，從經消化的腱形成的原纖維的擠出纖維就是合成纖維，但是從哺乳動物新收穫的腱纖維是天然纖維。當然，合成的膠原纖維可以包括非膠原組分，例如羥磷灰石或促進組織生長的藥物。例如，組合物可含有生長因子，例如，鹼性成纖維細胞生長因子、腫瘤生長因子p、骨形態發生蛋白、血小板衍生生長因子和胰島素樣生長因子；趨化因子，例如纖連蛋白和乙醯透明質酸；以及細胞外基質分子，例如聚集蛋白聚糖、XMI鏈蛋白聚糖和飾膠蛋白聚糖。當然，合成的膠原纖維可以包括非膠原組分，例如微粒、羥磷灰石和其它礦物質相，或者促進組織生長的藥物。例如，組合物可含有碳納米管、鋅納米線、納米晶體金剛石或其它納米級的微粒；更大的晶體和非晶體微粒，例如磷酸鈞、硫酸4丐、磷灰石礦物質。例如，組合物可含有治療劑，例如，二膦酸鹽、抗炎性類固醇，生長因子，例如鹼性成纖維細胞生長因子、腫瘤生長因子p、骨形態發生蛋白、血小板衍生生長因子和胰島素樣生長因子；趨化因子，例如纖連蛋白和乙醯透明質酸；以及細胞外基質分子，例如聚集蛋白聚糖、X5U^鏈蛋白聚糖和飾膠蛋白聚糖。本發明的實施方式預計可從膠原包覆物和/或支架獲益的設備的例子包括但不限於，可植入的支撐架(stent),包括心臟、動脈、神經(腦)、尿道和其它支撐架；可植入的能量發生器(implantablepowergenerator,IPG)、起搏器、除顫器、復律器、刺激器和/或用於腦、中樞神經系統(CNS)或外周神經系統、心臟或其它生物系統、心臟置換瓣膜的導聯體系(leadsystem);可植入的傳感器，包括葡萄糖傳感器，心臟傳感器，鑑定或示蹤傳感器(例如RFID)，用於檢測或測量02、pH、溫度、離子等的傳感器；整形外科tt^物，包括組織植入物，例如用於下顎、面頰、顎骨和鼻子的面部植入物；可^的皮下或經皮的i^口(accessport)、引流管(例如Eustachian引流管)、導管(例如尿管、呼吸輔助管)等。纖維的膠原支架或覆蓋物可被配置為基本上包住靶標可植入設備，或可M蓋其部分。支架或覆蓋物可以是纖維或原纖維以任何合適的方式聚到一起或在設備上的三維陣列，所述方式包括在壓縮或擠出下通過它們天然的親和力粘到一起，通過4吏用粘性包覆物或黏合劑，例如，膠狀包覆物，或者通過另外將纖維聯結起來以形成陣列。支架或包覆物還可任選包含經擠出、電紡(electrospun)、編織(braid)和/或網捕(mesh)的膠原片斷。術語"編織"及其衍生形式表示以任何方式將三條或更多條纖維或纖維束(相互)紡織和/或互鎖(interlock)在一起，包括編結(knitting)和打結(knotting)以及它們或其它互鎖構建物的組合。膠原可作為分成薄片的纖維、泡沫、電紡紗線(electrospunyarn)或其它形式提供。在一些實施方式中，支架或包覆物可被配置為藥物遞送設備，用於短期或長期釋》文或洗脫。例如，水凝tt質可被整合皿原支架或包覆物之中或之上。在一些實施方式中，經NDGA處理的膠原支架或膠原包覆物被應用至生物傳感器或其它可植入的醫用設備。本發明的膠原支架或包覆物能提高植入體內或組織內的傳感器和設備的生物適合性和壽命。本發明實施方式的膠原支架和/或包覆物的使用降低了植入的生物傳感器和醫用i殳備上組織反應(即，炎症和纖維化)的影響。在一些實施方式中，在可^的葡萄糖傳感器周圍提供了不可降解的三維有孔膠原支架，以基本上包裹設備的至少部分，從而通過降低組織反應來提高其生物適合性，同時還刺激血管發生以及抑制生物淤積。圖1闡釋了葡萄糖傳感器的一個例子(1—Teflon包覆的Pt-Ir線；2-Ag/AgCl參照線；3-膠原支架；4-電絕緣的密封層(sealant);5-環氧-Pu外膜；6-酶層；7-剝皮並盤繞的Pt-Ir線；8-具有GOD凝膠的棉纖維)。葡萄糖傳感器的例子在公開的美國專利申請No.20070131549和美國專利No.6,475,750、6,033,866、6,965,791和6,893,545中已有描述。三維有孔膠原支架可以以任何合適的方式來提供。在一些實施方式中，可通過使用冷凍乾燥方法來製備支架，並使用去曱二氫愈創木酸(NDGA)溶液來加強。本發明還涉及包含生物適合的膠原支架的生物傳感器和其它設備。在一些特別的實施方式中，所述設備包含傳感器，例如葡萄糖傳感器。傳感器可以是但不限於電化學、光學、聲學、壓電或熱電傳感器。在一些實施方式中，對膠原支架進行處理，以形成插入膠原支架中的聚合物，例如，美國專利No.6,821,530和6,565,960所述。在一些實施方式中，在足以產生反應性的醌的pH下，用包含反應性兒茶酚的交聯化合物來處理膠原支架。通常，用於反應的pH是中性或鹼性的。在一種實施方式中，pH在7至大約8之間。在另一實施方式中，pH在大約8至大約9之間或在大約9至大約ll之間。在一種特定的實施方式中，用於交聯的反應性兒茶酚是二兒茶酚。在一種示例性的實施方式中，膠原支架被包埋在NDGA雙醌(bisquinone)聚合物基質中。設備還可包含環氧或其它保護性材料層。在一些實施方式中，環氧層位於膠原支架之下。設備還可包含電絕緣層。在一些實施方式中，電絕緣層位於膠原支架之下。本發明的膠原支架可包含直徑為大約10jim至大約200jam,或者直徑為大約20jim至100jtm的開孔。在一些實施方式中，本發明的膠原支架具有直徑為大約60jam或更小的平均孔徑。在一些實施方式中，膠原支架具有大約40i^m和大約80jam之間的平均孔徑。如上文所述，膠原支架可被裝載多種治療性化合物，例如具有抗^L生物活性的化合物和/或調節炎性應答、血管發生等的化合物。在一些實施方式中，膠原支架裝栽有抗微生物、抗炎和/或血管發生化合物、藥物或生長因子。本發明的實施方式還涉及製備用於^體內或組織內或動物中的設備的方法，其中，在所述設備的至少部分的外部周圍製備本發明的生物適合的膠原支架。任選地，設備或其部分被環氧層(例如，環氧聚氨基曱酸酯)和/或電絕緣層所包覆。在一些實施方式中，所述方法包括將設備與含膠原的溶液接觸，接著乾燥所述設備上的膠原溶液，然後再在聚合基質中交聯和/或包埋膠原。在一些實施方式中，含膠原的溶液包含大約0.5%至大約10%(w/v)之間的膠原，通常大約1%(w/v)的膠原。在一些實施方式中，在酸性溶液中制M膠原的溶液。乾燥步驟可以通過冷凍乾燥來進行。將設備與膠原溶液相接觸然後再乾燥膠原溶液的步驟可重複多次。在一種實施方式中，所述步驟重複大約2至4次。在一種特定的實施方式中，可使用反應性兒茶酚，在足以產生反應性醌(能聚合以形成聚合物)的pH下，將膠原包埋入聚合物基質。在一些實施方式中，對用於反應性兒茶酚的反應溶液加以處理，以增加溶液中溶解氧的水平，例如通過用氧對溶液進行鼓泡。通常，反應中使用的pH為中性或鹼性的。在一種實施方式中，pH在7至大約8之間。在另一實施方式中，pH在大約8至大約9或者大約9至大約11之間。在一種示例性的實施方式中，反應性兒茶酚是二兒茶酚，例如NDGA。包覆有膠原的設備可暴露給中性或鹼性pH的NDGA溶液，暴露合適的一段時間(例如24小時)。膠原支架由此被包埋在NDGA雙醌聚合物基質中。NDGA處理後，任選地，可對支架加以洗塗。在一些實施方式中，對膠原進行處理以將膠原包埋入經聚合的基質後，包埋入的膠原隨後被冷凍乾燥。任選地，所述方法可包括用具有抗微生物、抗炎和/或血管發生活性的化合物、藥物、生長因子等裝載膠原支架。這些方法的一些實施方式的流程圖示於圖21中。在一些實施方式中，設備是生物傳感器，其具有，例如，與其相聯結、偶聯或交聯的核酸、蛋白質、有機化合物或其它分子(例如，酶可聯結到傳感器的電極上)。傳感器可用於檢測葡萄糖、醇、M酸、藥物(及其代謝產物)、尿素、激素和感興趣的其它化合物和分析物。本發明涉及的傳感器包括但不限於能檢測」微生物、蛋白質、核酸、有機化合物(例如糖和脂肪酸)以及其它分子或分析物的傳感器。如圖1所示，在一種示例性的實施方式中，葡萄糖傳感器是巻繞型(coil-type)的葡萄糖傳感器，其包含經交聯的酶，例如葡萄糖氧化酶。在一種實施方式中，設備外部上的支架包含直徑為大約10|Lim至大約200pm(均值)，或者直徑為大約20pm至大約100jam的開孔。在一種特定的實施方式中，設備外側周圍的膠原支架的平均孔徑具有直徑為大約60pm或更小的平均孔徑。在一種實施方式中，膠原支架的平均孔徑直徑在大約40jLim和大約80之間。傳感器還可任選地包含層，例如環氧層和電絕緣層。本發明的膠原支架可裝載有能調節炎性應答、血管發生等的多種化合物。在一種實施方式中，膠原支架裝載有抗微生物、抗炎和/或血管發生藥物或生長因子。本發明還涉及使用本發明的設備(包含本發明的生物適合的膠原支架)體內監測生物學過程的方法。在一些實施方式中，所述設備是葡萄糖傳感器，其能用於監測患者，例如糖尿病患者中的血糖水平。在另一實施方式中，所述設備是能檢測人或動物中激素(例如，與妊刷目關的激素)水平的傳感器。在其它一些實施方式中，所述設備是心臟或神經系統監測器，其用於監測心臟、腦等的功能。在一種示例性的實施方式中，本發明的設備^人或動物的體內或組織內，並且監測或檢測所述設備所能監測或檢測的生物學過程等。可使用本發明的設備對生物學過程進行數周、數月或數年的監測，其中支架或包覆物提供了對生物淤積的抗性，由此促進了體內操作壽命。本發明還涉及本發明的膠原支架用於體外或體內遞送生物活性化合物、藥物、生長因子、蛋白質、肽、核酸、無機或有機分子等的用途。本發明的膠原支架可裝載有生物活性化合物等，然後經裝載的支架可被;ttyV人或動物的機體、組織、細胞等或與人或動物的機體、組織、細胞等相接觸。然後化合物得以從支架釋放進機體、組織、細胞等。膠原支架在生物可降解或不可降解的支持結構或基質上被提供。本發明所用的膠原可以是合成的，或者源自任何合適的動物物種。膠原可來自脊推動物或無脊稚動物(例如，海星、海膽、海綿(sponges)等)。在一些實施方式中，膠原是魚、鯊魚(shark)、鰩魚(skate)或魟魚(ray)的膠原。在另一實施方式中，膠原是人、馬、牛、綿羊、豬、犬或貓的膠原。在一種示例性的實施方式中，膠原是牛的膠原。本發明的膠原支架在體溫下於體外和體內都能穩定至少4周。此外，葡萄糖傳感器周圍的支架應用不會顯著影響到傳感器的靈敏度。本發明的支架可用於遞送抗炎藥物和血管發生生長因子(例如VEGF、PDGF),以產生傳感器周圍具有最小程度炎症和纖維化但具有增加的血管密度的受控局部組織環境，。本文引用或提到的所有專利、專利申請、臨時申請和公開文本都通過引用，以與本申請文件的明確教導並無不一致的程度，整體併入本文，包括所有圖和表格。下面是實施例，其闡釋了用於實踐本發明的流程。這些實施例不應當被解釋為限制。除非另有指明，所有百分比都是按重量計的，所有溶劑混合比例都是按體積計的。材料和方法材料I型膠原(從胎牛腱純化的)是來自ShrinersHospitalforChildren(Tampa，FL)的慷慨饋贈。去甲二氬愈創木酸(NDGA)購自開曼化學公司(CaymanChemicalCo.)(AnnArbor,MI)。葡萄糖、牛血清清蛋白(BSA)和50%(w/w)戊二醛(GA)從費舍科學公司(FisherScientific)(Pittsburgh,PA)獲得。葡萄糖氧化酶(GOD)(EC1.1.3.4.，X畫S型，黑麴黴(/i/gc),157,500U/g)、環氧粘合劑(ATACS5104)、聚氨基甲酸酯(PU)、四氫呋喃(THF)和膠原酶(EC3.4.24.3，I型，來自溶組織桿菌(C/仍加V/,"附A/sto(v"'c"附)，302U/mg)從西格瑪阿爾德裡克7^司(Sigma-Aldrich)(St.Louis,MO)獲得。Sprague陽Dawley遠交大鼠(雄性，375-399g)從哈蘭公司(Harlan)(Dublin,VA)購得。對膠原支架的製備和交聯通過冷凍千燥方法來製備膠原支架。將膠jf溶解於3%的乙酸中，以製備1%(w/v)的溶液。將溶液應用到圓柱形聚丙烯模具(<D10mm,高8mm)上，然後冷凍乾燥。獲得圓柱形三維有孔支架。然後用NDGA或GA來交聯所述支架，以使得溶解度最小，以及提高對膠原酶降解的抗性。對於NDGA交聯而言，將經乾燥的膠原支架短暫浸於純的乙醇中，接著在室溫下浸於2MNaCl溶液中12小時。在室溫下將支架重懸於經氧鼓泡的磷酸緩衝的鹽溶液(PBS，0.1MNaH2PO4，pH9.0)中30分鐘。然後用1mLPBS中的3mgNDGA對支架進行處理，如下所述將NDGA以30mg/mL的濃度溶解於0.4NNaOH中。向其中懸有支架的PBS中直接加入lml的NDGA溶液至終濃度為3mg/mL。在NDGA溶液中於室溫下對支架進行24小時的攪動。移出支架，用7K短暫漂洗，然後冷凍乾燥。為對NDGA處理的有效性進4亍比較研究，用0.5%的GA在室溫下、乙醇溶液中對其它支架進行2小時或12小時的處理。為防止GA交聯過程期間基質的損失或溶解，用100%的乙醇來代替水。用去離子水來洗經交聯的支架，並且再次冷凍乾燥。按照標準流程，在金屬蒸發器中對樣品進行金噴塗包覆後，使用掃描電子顯微鏡方法(SEM)來檢查交聯前/後支架的形態。為評估交聯之後支架的穩定性，通過在交聯之前和之後對經乾燥的樣品進行稱重來估計交聯程度(Dc)。使用下式來計算Dc:Dc[%=(交聯之後的樣品質量/交聯之前的樣品質量)xioo通過測量吸水率來檢查有孔支架的膨脹性。在完全乾燥之後對支架加以稱重(W幹)，並將其浸沒於純淨水中。24小時後，從水中移出支架，再次立即稱重(W溼)。使用下式來計算吸水率。吸水率(％)=[(W溼-W千)/W溼]x100對膠原支架的體外和體內評估為了檢查經交聯支架的生物學穩定性，進行體外和體內生物降解測試。使用細菌膠原酶來測試經NDGA和GA交聯的支架的體外生物降解。在膠原酶溶液(lmg/mL，處於PBS中，37°C)中，對製造的經NDGA和GA交聯的膠原支架進行多至4周的孵育。在孵育期間以給定的時間間隔(第l周至第4周)從溶液中移出支架，用去離子水漂洗，並冷凍乾燥。體外降解作為酶消化前後經乾燥支架重量變化的百分比來評估。為了測定經交聯支架的體內穩定性，將經NDGA和GA交聯的膠原支架直接^A大鼠中。用70%的乙醇溶液對支架進行2小時的消毒，將支架皮下相人大鼠背部。在^L/v後7、14、21和28天對支架進行外植。外植後，對支架進行肉目峰查。在可^的葡萄糖傳感器周圍製備有孔的膠原支架使用鉑-銥(Pt/Ir)線(Teflon包覆的,(D0.125mm,Pt:Ir=9:1，Medwire，SigmundCohn公司,MountVer謹，紐約)來製備裝載有經交聯酶(GOD:葡萄糖氧化酶)的巻繞型葡萄糖傳感器。然後在傳感器周圍應用牛腱I型膠原支架(圖1)。簡言之，為了製造葡萄糖傳感器，除去Pt/Ir線頂部10mm的Teflon包覆，將線沿著30號(規格)的針頭纏繞起來，以形成巻繞樣的圓柱體。圓柱體單位具有0,55mm的外直徑和0.3mm的內直徑以及1mm的長度。將棉線插入巻繞腔中，以在對電極的酶包覆期間保持酶溶液。加入GOD,通過在含有1。/。GOD、4。/。BSA和0.6。/。(w/w)戊二醛的含水溶液中浸漬包覆物來將GOD與傳感器交聯。通過浸漬於環氧PU溶液(處於THF中，2.5%(w/v)，環氧:PU-1:1)中，用環氧聚氨基甲酸酯(環氧-PU)來包覆傳感器的外膜。在室溫下對傳感器乾燥至少24小時。通過電絕緣密封層(sealant)(Brush-On絕緣帶，NorthAmericanOil公司)來密封傳感元件的兩端(Long等人，2005;Yu等人，2006)。為在傳感器周圍應用膠原支架，用1%(w/v)膠原溶液來浸漬包覆傳感器，並且冷凍乾燥。按照前文所述，將葡萄糖傳感器周圍的有孔支架與NDGA或GA交聯。獲得的傳感器在室溫下貯藏乾燥或在4。C於PBS中貯藏。使用光學顯微鏡和SEM來觀察傳感器的形態。銀線(Teflon包覆的，O0.125mm，世界精確儀器有限公司(WorldPrecisionInstruments,Inc.))淨皮用於製造Ag/AgCl參照電極。銀線被巻繞，在攪拌的0.1M的HCl中，於lmA對其進行過夜的恆電流陽極化(anodizedgalvanostatically)(Long等人，2005;Yu等人，2006)。對包覆有支架的傳感器的體外表徵在PBS(pH7.4)中，於700mV，相對於併入的Ag/AgCl參照電極來分析葡萄糖電極。將每個傳感器的工作電極(Pt/Ir線)和Ag/AgCl參照電極與Apollo4000穩壓器(世界精確儀器有限公司(WorldPrecisionInstruments,Inc.)，Sarasota,Florida)相連。令背景電流穩定10分鐘，然後將傳感器暴露給一系列葡萄糖溶液，以檢查它們的靈敏度和線性。通過1)測量d葡萄糖溶液的應答電流(I,)，2)向被測量的溶液中添加濃縮的葡萄糖溶液，以將葡萄糖濃度增加至C2,以及3)測量得到的溶液的應答電流(I2),來重複評定應答靈敏度(S)。靈敏度,"示為1mM葡萄糖增加導致的電流增加，即S=(I2-W/(C2畫d)。經NDGA交聯的支架的體內抗炎效果為評估NDGA交聯的體內抗炎效果，將經NDGA和GA(對照)交聯的支架皮下^^Sparague-Dawley大鼠的背部。在^後3、7、14、21、28和49天，將植入位點周圍的皮下組織樣品外植。在設定的時間間隔，收集組織樣品，將其原位固定(10%經緩衝的福馬林)。將固定的組織樣品包埋在石蠟中，並且以10jtm的厚度切片。用蘇木精和伊紅(H&E)對多個切片進行染色，用帶數位相機的顯微鏡來拍照。圖4顯示了與植入根據本發明的生物傳感器相關的炎症應答。實施例l:製備有孔的經交聯的膠原支架NDGA交聯反應的化學不同於用GA處理進行的反應(圖2)。GA是用於固定用於組織生物工程的膠原支架的最常用的交聯劑。GA分子的兩個醛官能團都與兩個相鄰多肽鏈(特別是賴氨酸側鏈)之間的氨基反應。不幸的是，GA交聯會遇到潛在的細胞毒性問題，這是未反應的殘基的存在和/或酶促降解期間單體和小聚合物的釋放導致的(Huang-Lee等人，1990;vanLuyn等人，1992)。NDGA是備選的交聯劑，其具有反應性的兒茶酚。；5^f、與NDGA的交聯模擬鰩魚卵嚢的奎寧鞣化(quininetaiming)機制。兒茶酚-醌鞣化系統在多種動物中普遍流行，所述過程用於加強易受攻擊的細胞外J^質(例如，昆蟲表皮、貝類足絲)(Koob等人，2002a;Koob等人，2004)。從雜酚樹(creosotebush)分離的NDGA是低分子量的二兒茶酚，其含有兩個鄰兒茶酚。NDGA上的兩個兒茶酚在中性或鹼性pH下經歷自身氧化，產生反應性醌。隨後兩個醌通過芳氧自由基的形成和氧化偶聯偶^^來，在每個末端形成雙醌交聯。NDGA繼續形成大的交聯雙醌聚合物網絡，其中包埋有膠原原纖維。NDGA處理還可形成與膠原胺基酸側鏈的交聯(Koob等人，2002a;Koob等人，2002b;Koob等人，2004)。在該研究中，通過冷凍乾燥方法來製備高度有孔的膠原支架。基於SEM觀察確定，按照本文所述製備的支架具有開放的腔室(opencell)和相互連接的孔結構(圖3A)。支架的孔規則分布，其直徑範圍為20至100nm(平均為~60)。Sharkawy等人，1997報導，平均孔徑為60nm的聚乙烯醇(PVA)海綿提供了組織向內生長(in-growth)環境，這允許新血管滲入，但是不允許纖維組織向內生長。與NDGA和GA交聯之後，兩種支架的孔徑和孔結構都沒有顯著改變(圖3B和圖3C)。圖4顯示了使用不同交聯方法時支架的交聯程度和吸水率。交聯過程後，NDGA處理後質量降低至大約70。/。，而GA處理後為60。/。，這是由於未交聯的膠原組分損失造成的。經交聯的膠原支架比未經交聯的膠原支架具有顯著更高的形狀穩定性。此夕卜，經NDGA和GA交聯的支架的膨脹行為表明兩種不同的交聯劑之間沒有顯著區別。兩種經交聯支架的吸水率都超過99%。海綿樣差"質的高膨脹性質看起來依賴於支架的有孔內部結構，其具有良好的吸收特徵(Patel等人，1996)。實施例2:對有孔膠原支架的體外和體內評估通過體外和體內生物降解測試來研究經交聯膠原支架的生物學穩定性。未經交聯的(對照)和經交聯的支架中的降解都是通過測定酶促消化後支架的重量損失來分析的。未經交聯的支架和用GA交聯2小時的支架在膠原酶溶液中於數小時內都完全降解，而NDAGA或GA交聯(12小時)的支架在24小時內並未降解。交聯後能顯示對酶促消化的抗性的顯著增加。圖5顯示了對經NDGA和GA交聯的支架的長期膠原酶體外降解測試(重量保留％)。暴露給膠原酶l周后，兩種類型的支架都顯示了對酴&消化的高抗性(>80%的重量保留)。三和四周後，所有支架都留存了其初始質量的70%。但是，在經GA交聯的支架的情況下，4周的膠原酶消化過程後，孔徑有所增加(圖6B對圖6D)。相反，NDG支架的孔徑看起來沒有增加(圖6A和圖6C)。這種結果表明，NDGA或GA處理可向膠原支架提供提高的酶促生物降解穩定性。膠原支架的交聯更有效地封閉了膠原酶切割位點(Angele等人，2004)。為了研究經交聯支架的體內穩定性，將經交聯的膠原支架植入Sprague-Dawley大鼠皮下組織，；^後兩周和四周將樣品外植。兩周植入後，經NDGA交聯的支架沒有顯示出物理損傷的證據，但是經GA交聯的支架整體形狀變形，大小略為降低(圖7A)。四周後，經GA交聯的支架的大小和形狀都明顯改變，而經NDGA交聯的支架卻沒有顯著改變(圖7B)。這表明，相對GA處理而言，NDGA處理可大大提高支架的體內物理穩定性，這可能是因為經NDGA交聯的膠原具有更強的機械性質。Koob等人，2002b測試了經NDGA交聯的膠原纖維，其才艮道稱，經NDGA交聯的纖維的最終拉伸強度顯著高於經GA交聯的纖維，因為NDGA不像GA交聯那樣，其沒有與膠原進行化學交聯。相反，膠原原纖維被包埋入經聚合的NDGA基質中，即，纖維加強複合材料(composite)(圖2)。實施例3:可#^的葡萄糖傳感器周圍的有孔膠原支架首先通過使用鉑-銥(Pt/Ir)線來製造裝載有經交聯的酶(GOD:葡萄糖氧化酶)的巻繞型葡萄糖傳感器。然後，在傳感器周圍應用牛腱I型膠原支架(圖1)。Yu等人，2006以前報導稱，這種"巻繞型，，傳感器允許更多的GOD裝載，提供了更大的電化學表面積，因此較之"針型，，傳感器增加了應答電流。本發明的巻繞型傳感器是有彈性並且小型化的(0.5mm的直徑)，用於皮下^。其包括二電極系統，所述系統具有一個指示葡萄糖的鉑電極和一個Ag/AgCl參照反電極。本發明的傳感器利用了經交聯膠原支架、環氧聚氨基曱酸酯(環氧-PU)和GOD的三層膜構型。膠原支架(本情況下是外層)可吸收其乾重99%的水(包括葡萄糖和其它分子)。支架下的環氧-PU膜是可透過葡萄糖和氧的，但是其不能透過大多數的幹擾物質。固定在BSA/GA基質中的GOD夾在Pt/Ir線和環氧-PU膜之間。為了消除包覆期間腔中俘獲的空氣氣泡，為了穩定腔內部的酶凝膠，以及為了使得酶溶液更易於保留在巻繞中，在巻繞腔內部使用棉纖維。通過冷凍乾燥方法來製備膠原支架，對其進行交聯，以使得水溶解度和SI^膠原酶降解最小化。用光學顯微鏡來驗證徹底環繞傳感器尖端的有孔支架(圖8A和圖8B)。還用SEM來觀察傳感器周圍支架的表面和橫截面形態。在表面上觀察到了很多膠原原纖維和均勻的開孔結構(圖8C)。在橫截面區域中觀察到了支架中相互連接的開孔和150-200nm的厚度(圖8D)。通過將葡萄糖濃度從5mM改變至15mM，來獲得有和沒有支架(對照)的葡萄糖傳感器的電流應答曲線，如圖9所示。選用這些葡萄糖濃度是因為這些濃度位於被研究的傳感器的線性應答區域(2-30mM)。結果顯示，支架應用到傳感器周圍之前和之後沒有顯著的應答電流改變。但是，具有支架的傳感器達到平衡電流(T95%)的應答時間要比對照傳感器更慢。應答時間195%被定義為最大電流改變(12-Ij)的95%時的時間。對照傳感器的195%是14.0分鐘，而具有經NDGA和GA交聯的支架的傳感器的195%分別為17.9分鐘和17.0分鐘。應答時間的延遲(17.9分鐘和17分鐘)可能是由於所增加的有孔支架的物理屏障導致的。具有經NDGA和GA交聯的支架的傳感器和沒有支架的傳感器應答於變化的葡萄糖濃度(2-30mM)產生的電流示於圖10中。在高葡萄糖濃度區域(20-30mM)，對照傳感器的應答電流僅比具有支架的那些傳感器高一點。傳感器周圍的對照、經NDGA和GA交聯的支架的平均靈敏度分別為11.0、7.1和8.1nA/mM。因此，葡萄糖傳感器周圍的支架應用不會對傳感器的功能造成負面影響。對具有不同壁厚的支架(通過在膠原溶液中的浸漬循環來控制)的傳感器的靈敏度改變進行了檢查。如圖ll所示，浸漬包覆了四次的傳感器的靈敏度保留了其初始靈敏度(即，沒有支架層)的60%。當傳感器浸漬包覆超過5次時，葡萄糖不能經由支架適當擴散，靈敏度也降低至初始靈敏度的20%以下。雖然有孔支架材料具有良好的吸水性質，但是壁厚能影響到傳感器功能。實施例4:對可植入的葡萄糖傳感器的體外和體內評估用於這些研究中的可^v的葡萄糖傳感器示於圖13中，其具有多層傳感元件，如圖1所示。纏繞夾(woundclip)示作為10，Ag/AgCl參照反電極示作為20，環示作為30，具有支架Pt/Ir電極的傳感器被標記為40。在體外研究中，將16個傳感器在37°C下於PBS(pH7.4)中放置四周。使用穩壓器(WPI有限公司)在給定的時間間隔(第1周至第4周)測量靈敏度。靈敏度(nA/mM)=(I15mM-ISmM)/(15mM-5mM)。在體內研究中，48個傳感器(24-短線)被皮下植入大鼠背部，並且使用四通道穩壓器(WPI有P艮公司)在麻醉下每周測量靈敏度(見圖14和15)。靈敏度(nA/mM)=(I最大-I0)/(C最大-C0)。使用標準FREESTYLE血糖測計儀(Glucometer)來測量血葡萄糖的濃度(C)。如圖16所示，7JC合的經NDGA加強的膠原支架比經GA交聯的膠原支架具有更高的形狀穩定性。在體外靈敏度的方面，在存在支架的情況下觀察到了靈敏度的輕微減少。但是，具有支架的兩種傳感器在體外於多至四周內都保持了它們最初靈敏度的超過80%(見圖17)。因此，葡萄糖傳感器周圍的三維支架應用沒有嚴重影響傳感器的體外靈敏度。在^的葡萄糖傳感器的體內靈敏度的方面，短線傳感器顯示了比長線傳感器更好的總體表現，這是由於短線傳感器中微小運動的限制導致的。在^四周後，具有經NDGA加強的支架的傳感器比具有經GA交聯的支架的傳感器保留了高得多的靈敏度(見圖18)。在#^的葡萄糖傳感器的物理穩定性和靈敏度的方面，在體內四周期間，具有經NDGA加強的膠原支架的短線傳感器比具有經AG交聯的支架的傳感器具有高得多的靈敏度和物理穩定性(見圖19和20)。應當理解本文所述的實施例和實施方式都僅是為了闡述的目的，根據其的多種改良或改變將被向本領域技術人員所建議，並且被包括在本申請的宗旨和範疇以及所附權利要求的範圍內。此外，本文公開的任何發明或其實施方式的任何元件或限制都可與本文公開的任何和/或所有其它元件或限制(分別各個地或以任何組合地)或任何其它發明或其實施方式組合，並且所有此類組合都包括在本發明的範圍內，但不會對其造成限制。參考文獻美國專利No.6,821,530美國專利No.6,565,960AngeleP,AbkeJ，KujatR，FaltermeierH，SchumannD，NerlichM,KinnerB，EnglertC，RuszczakZ，MehrlR及其他人.Influenceofdifferentcollagenspeciesonphysico-chemicalpropertiesofcrosslinkedcollagenmatrices.Biomaterials2004;25(14):2831畫41.ArmourJC，LucisanoJY，McKeanBD,GoughDA.Applicationofchronicintravascularbloodglucosesensorindogs.Diabetes1990;39(12):1519-26.AshSR，PoulosJT，RainierJB，ZoppWE,JanleE，KissingerPT.Subcutaneouscapillaryfiltratecollectorformeasurementofbloodglucose.AsaioJ1992;38(3):M416-20.BarbaniN，GiustiP,LazzeriL,PolaccoG，PizziraniG.Bioartificialmaterialsbasedoncollagen:1.Collagencross-linkingwithgaseousglutaraldehyde.JBiomaterSciPolym版1995;7(6):461-9.BindraDS，ZhangY，WilsonGS，SternbergR，ThevenotDR,MoattiD，ReachG.Designand/"v/加studiesofaneedle-typeglucosesensorforsubcutaneousmonitoring.AnalChem1991;63(17):1692-6.ChvapilM,KronenthalL，VanWinkleW，Jr.Medicalandsurgicalapplicationsofcollagen.IntRevConnectTissueRes1973;6:1-61.ErtefaiS，GoughDA.Physiologicalpreparationforstudyingtheresponseofsubcutaneouslyimplantedglucoseandoxygensensors.JBiomedEng1989;ll(5):362-8.FrostMC，MeyerhoffME.Implantablechemicalsensorsforreal-timeclinicalmonitoring:progressandchallenges.CurrOpinChemBiol2002;6(5):633-41.Huang-LeeIX,CheungDT，NimniME.Biochemicalchangesandcytotoxicityassociatedwiththedegradationofpolymericglutaraldehydederivedcrosslinks.JBiomedMaterRes1990;24(9):1185-201.JohnsonKW,MastrototaroJJ，HoweyDC,BrunelleRL,Burden-BradyPL，BryanNA，AndrewCC，RoweHM，AllenDJ，NoffkeBWandothers.v/voevaluationofanelectroenzymaticglucosesensorimplantedinsubcutaneoustissue.BiosensBioelectron1992;7(10):709-14.JosephJI，TorjmanMJ.GlucoseSensors.In:WnekGE,BowlinGL,編輯.Encyclopediaofbiomaterialsandbiomedicalengineering.NewYork:MarcelDekker;2004.p683-692.KernerW，KiwitM，LinkeB，KeckFS，ZierH，PfeifferEF.Thefunctionofahydrogenperoxide-detectingelectroenzymaticglucoseelectrodeismarkedlyimpairedinhumansub-cutaneoustissueandplasma.BiosensBioelectron1993;8(9-10):473-82.KhorE.Methodsforthetreatmentofcollagenoustissuesforbioprostheses.Biomaterials1997;18(2):95-105.KoobTJ，HernandezDJ.MaterialpropertiesofpolymerizedNDGA-collagencompositefibers:developmentofbiologicallybasedtendonconstructs.Biomaterials2002b;23(l):203畫12.KoobTJ，WillisTA，HernandezDJ.BiocompatibilityofNDGA-polymerizedcollagenfibers.I.Evaluationofcytotoxicitywithtendonfibroblastsi"v!>o.JBiomedMaterRes2001a;56(l):31-9.KoobTJ，WillisTA,QiuYS，HernandezDJ.BiocompatibilityofNDGA-polymerizedcollagenfibers.II.Attachment,proliferation,andmigrationoftendonfibroblasts/"v/化仏JBiomedMaterRes2001b;56(l):40-8.KoobTJ.Biomimeticapproachestotendonrepair.CompBiochemPhysiolAMolIntegrPhysiol2002a;133(4):1171-92.KoobTJ.CollagenFixation.在WnekGE，BowlinGL，編輯.Encyclopediaofbiomaterialsandbiomedicalengineering.NewYork:MarcelDekker;2004.第335-347頁中.KoudelkaM，Rohner-JeanrenaudF，TerrettazJ，Bobbioni-HarschE，deRooijNF,JeanrenaudB./"-Wvobehaviourofhypodermicallyimplantedmicrofabricatedglucosesensors.BiosensBioelectron1991;6(l):31-6.LeeCH，SinglaA，LeeY.Biomedicalapplicationsofcollagen.IntJPharm2001;221(l-2):l-22.LeeS，NayakV，DoddsJ，PishkoM，SmithNB.Glucosemeasurementswithsensorsandultrasound.UltrasoundMedBio，2005;31(7):971-7.LongN，YuB,MoussyY，MoussyF.Strategiesfortestinglong-termtranscutaneousamperometricglucosesensors.DiabetesTechnolTher2005;7(6):927-36.MeyerhoffC，BischofF，SternbergF，ZierH,PfeifferEF.Onlinecontinuousmo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約10Hm至大約200jim的開孔(均值)。22.根據權利要求21的方法，其中，所述膠原支架的平均孔徑為直徑大約60pm或更小。23.根據權利要求21的方法，其中，所述膠原支架的平均孔徑為直徑在40^tm和80jim之間。24.提供具有生物適合的膠原包覆物或支架的可植入設備的方法，其中，所述膠原支架或包覆物被包埋在聚合物基質中，所述方法包括a)將可M^設備結構與含膠原的溶液相接觸；b)乾燥所述結構上的所^原溶液；以及c)將所述結構的所述膠原包埋在聚合物基質中。25.根據權利要求24的方法，其中，使用反應性兒茶酚在足以產生反應性醌的pH下將所述膠原包埋在所述基質中。26.根據權利要求25的方法，其中，所述反應性兒茶酚是二兒茶酚。27.根據權利要求26的方法，其中，所述二兒茶酚是NDGA。28.根據權利要求24的方法，其中，所述方法的步驟(a)和(b)重複至少一次。29.根據權利要求24的方法，其中，所述方法的步驟(a)和(b)重複多次。30.根據權利要求24的方法，其中，所述千燥步驟是冷凍乾燥。31.根據權利要求24的方法，其中，包埋在所述基質中的所述膠原隨後^t冷凍乾燥。32.根據權利要求24的方法，其中，步驟(a)中所述含膠原的溶液包含大約1%(w/v)的膠原。33.根據權利要求24的方法，其中，所述膠原支架包含直徑為大約10fim至大約200pm的開孔(均值)。34.根據權利要求33的方法，其中，所皿原支架的平均孔徑為直徑大約60pm或更小。35.根據權利要求33的方法，其中，所述膠原支架的平均孔徑為直徑在40jnm和80,之間。36.具有增強的生物適合性的、用於植入人或動物體內或組織內的設備，其中，所述設備包含包埋在聚合物基質中的生物適合的膠原支架或包覆物。37.根據權利要求36的設備，其中，用包含反應性兒茶酚的交聯化合物在足以產生反應性醌的pH下處理所述支架和/或包覆物。38.根據權利要求37的設備，其中，所述反應性兒茶酚是二兒茶酚。39.根據權利要求36的設備，其中，所述膠原支架和/或包覆物被包埋在去曱二氫愈創木酸(NDGA)雙醌聚合物基質中。40.根據權利要求36的設備，其中，所述設備是傳感器。41.根據權利要求36的設備，其中，所述設備是葡萄糖傳感器。42.根據權利要求36的設備，其中，所述設備包含在所述膠原支架和/或包覆物之下的環氧包覆物。43.根據權利要求42的設備，其中，所述環氧包覆物是環氧聚氨基甲酸酯包覆物。44.根據權利要求36的設備，其中，所述支架包含直徑為大約10jun至大約200pm的開孔(均值)。45.根據權利要求44的設備，其中，所述膠原支架的平均孔徑為直徑大約60pm或更小。46.根據權利要求44的設備，其中，所述膠原支架的平均孔徑為直徑在大約40jam和大約80jim之間。47.根據權利要求36的設備，其中，所述支架包含抗微生物、抗炎和/或血管發生化合物、藥物或生長因子。48.基本如本文所述的生物適合的膠原支架，及其用途。49.製備基本如本文所述的生物適合的膠原支架的方法。50.基本如本文所述，用於植入人或動物的體內或組織內的設備及其用途，所述設備包含生物適合的膠原支架和/或包覆物。51.製備基本如本文所述的用於#^人或動物的體內或組織內的設備的方法。全文摘要本發明涉及不可降解的三維有孔膠原支架和包覆物。這些支架可在用於植入體內的傳感器周圍製備。本發明的一種特定實施方式涉及可植入的葡萄糖傳感器。包含本發明的膠原支架的傳感器具有提高的生物適合性，這是通過在刺激血管發生的同時最小化組織反應來實現的。本發明還涉及製備本發明的膠原支架的方法。本發明還涉及在傳感器外部的周圍具有本發明的膠原支架的傳感器。文檔編號A61K9/00GK101505723SQ200780031074公開日2009年8月12日申請日期2007年6月22日優先權日2006年6月22日發明者F·穆西,T·J·科布,Y·M·朱申請人:南佛羅裡達大學;雪林納斯兒童醫院