CN108601861B - 复合胶原水凝胶材料、包含该材料的植入式眼科装置和制造该材料和该装置的方法 - Google Patents

Abstract

用于组织工程改造的复合胶原水凝胶材料，以及包含这种复合材料的植入式眼科装置。所述复合材料包含：包含与第一交联剂交联的胶原的第一胶原网络，和/或包含与第二交联剂交联的胶原的第二胶原网络，和三维胶原网，其包含部分且塑性压缩的胶原水凝胶，压缩度为50‑95％，其中三维胶原网包埋于所述第一胶原网络和/或第二胶原网络中，并且所述第一胶原网络和/或第二胶原网络和三维胶原网在复合胶原水凝胶材料中物理和化学互连。

Description

复合胶原水凝胶材料、包含该材料的植入式眼科装置和制造 该材料和该装置的方法

技术领域

本公开涉及用于组织工程改造的复合胶原水凝胶材料和包含这种材料的植入式眼科装置。本公开还涉及生产复合胶原水凝胶材料和植入式眼科装置的方法。

背景技术

传统上，受伤和患病组织或器官已被自体移植物、同种异体移植物或合成或天然基生物材料处理或替代。然而，组织移植物存在巨大的全球性短缺。供体组织移植物也可能导致供体部位发病和器官功能丧失，同种异体移植物与疾病传播的风险相关，并且通常需要使用免疫抑制剂药物。至于合成生物材料，虽然其中许多已经实现了广泛的临床应用，但无缝整合和免疫响应问题仍然存在。这些问题已导致更近期的模式转变到组织工程改造的生物材料的开发以及模拟组织工程改造的天然组织的细胞外基质（ECM）的装置的开发。对于这些生物材料的成功来说，它们需要机械强健和弹性来支持和维持组织结构，并且需要细胞友好和生物相互作用以允许无缝的宿主生物材料整合，从而帮助恢复组织功能。

胶原是身体内的ECM大分子家族，其对各种组织（例如角膜，皮肤，骨骼，肌腱，韧带，血管和心脏）的机械性质和生物功能都有贡献。尽管体内非常强健，但由于分离和纯化过程中天然交联的分离，提取的胶原迅速降解并且缺乏机械韧性和弹性。

目前的化学交联技术常常导致基于胶原的支架太软或太脆，其不足以抵抗手术操作或不主动地与身体细胞和组织相互作用。因此，需要用于组织工程改造和再生医学应用的植入式改进的胶原支架。

在角膜移植领域，对于供体角膜的替代方案存在未满足的需求。人造角膜、基于细胞的疗法和基于支架的疗法虽被彻底研究，但由于包括缺乏与周围组织的整合、有限的细胞来源和功能、与宿主细胞的低效相互作用和不能递送治疗药物等挑战而临床应用有限。已报道将无细胞胶原基移植到动物和患病人角膜中。这些支架取代细胞外基质或间质，使宿主细胞和神经最终生长在支架上和支架周围。然而，在角膜失明（blinding）症（如角膜缘上皮干细胞缺乏症（LSCD），烧伤诱导的伤口或导致炎症和新血管形成的感染）中，单独使用基质支架（人体的或组织工程改造的）是不够的-还必须解决干细胞缺陷、炎症和/或新血管形成的问题以避免最终的移植失败。对于LSCD患者，首先需要移植角膜缘移植物或离体扩展的角膜缘上皮干细胞。在角膜缘修复后，随后进行中心移植（角膜移植术）以治疗视轴上的疤痕。角膜瘢痕与角膜新血管形成和/或严重感染如单纯性疱疹性角膜炎（HSK）并发时，抗炎剂、抗血管生成剂、抗微生物剂或抗病毒剂与高风险角膜移植术之后（或之前）的标准皮质类固醇治疗联合施用。这些治疗方案通常是局部施用，其主要挑战是穿过角膜上皮的低药物渗透。通过角膜的有限扩散和通过排泪增加洗涤导致大多数批准的药物的生物利用度低至1-7％。新的给药途径，理想的是通过可生物降解的聚合物植入物进行控释的药物和细胞递送，将导致在这些严重发炎的角膜中角膜移植的成功率增加。

在这些高风险应用中，不仅需要生物工程植入物作为透明且强健的支架用于替换患病角膜组织，而且还用于将治疗剂或干细胞送入角膜。这些要求可能会相反-细胞或物质的释放需要一定程度的生物降解，但是，这可能会影响光学透明度和角膜完整性。此外，对生物材料的透明度和无毒性的要求可能使体内包封、递送和监测细胞和治疗性物质释放的能力复杂化。

发明内容

本发明的一个目的是提供用于组织工程改造的复合胶原水凝胶材料，以克服或至少减轻已知胶原支架的一些缺点。其他目的是提供包含这种复合胶原水凝胶材料的植入式眼科装置，并提供生产复合胶原水凝胶材料和植入式眼科装置的方法。

本发明由所附权利要求书所限定。所附的从属权利要求和附图中阐述实施方式。

根据第一方面，提供用于组织工程改造的复合胶原水凝胶材料，

包含与第一交联剂交联的胶原的第一胶原网络，和/或

包含与第二交联剂交联的胶原的第二胶原网络，和

三维胶原网，其包含部分且塑性压缩的胶原水凝胶，压缩度为50-95％，

其中三维胶原网包埋于所述第一胶原网络和/或第二胶原网络中，并且

所述第一胶原网络和/或第二胶原网络和三维胶原网在复合胶原水凝胶材料中物理和化学互连。

第一胶原网络和/或第二胶原网络和三维胶原网通过交联网络穿透进入三维胶原网中而物理互连，并且还通过交联胶原网络中的胶原原纤维和三维胶原网中的原纤维之间的共价键进行化学交联。复合材料的组分，即第一交联胶原网络和/或第二交联胶原网络和三维胶原网形成合并的复合材料，在各组分之间没有明显的界面。

材料组分之间存在平滑的过渡，从而形成均匀的外观。换句话说，复合材料中的组分之间没有明显的相界面。

当观察复合胶原水凝胶材料的横截面侧视图时，包埋的三维胶原网可位于中央或位于偏心位置，即更接近复合材料的表面的位置。

复合材料可以包含第一交联胶原网络和三维胶原网，第二交联胶原网络和三维胶原网，或第一交联胶原网络、第二交联胶原网络和三维胶原网。

第一和第二交联剂可以是相同的交联剂。或者，第一和第二交联剂可以是不同的交联剂。

这里的“水凝胶材料”是指胶原网络，其表现出能够在水中或水溶液中溶胀而不溶解的能力，在其结构中保留了大部分水或水溶液。

“三维胶原网”在这里是指三维（非交联）胶原网状网络。

在交联的第一和第二胶原网络中，在胶原分子和原纤维之间/内部形成链内和链间桥。这些交联以及三维网与第一和/或第二交联胶原网络之间的相互连接使得它可以同时增强机械强度和弹性，并且保持生物学特性（细胞友好和体内体外均无毒）。因此，新型复合胶原水凝胶材料具有生物相容性，坚固性，弹性，保持缝合并因此是可植入的。

通过改变三维胶原网和交联胶原网络中的胶原含量和第一和/或第二胶原网络的交联程度，可调整复合材料的孔隙率和材料的降解速率。

对于包含经部分地和塑性地压缩的胶原水凝胶的三维胶原网，其压缩度为50-95％，这意味着胶原水凝胶（没有任何交联剂）已经受到机械压缩力/应力以从水凝胶中排出组织间隙液。这种液体不是胶原结构的一部分，而是水凝胶铸造的结果，所述水凝胶铸造即通过例如在升高的温度（例如37℃）下孵育胶原溶液形成胶原凝胶。然后胶原单体聚合成原纤维。形成的原纤维存在相变和半固体网络，从而支持剩余的组织间隙液形成凝胶。

受控的压实、压缩应力可施加到水凝胶的顶部和/或底部表面，以从凝胶中排出组织间隙液，使得凝胶高度/体积减少50-95％，形成三维胶原网。

在一个非限制性实例中，塑性压缩之前凝胶的高度为1000μm，压缩后为100μm，即90％的压缩度。

压缩前的胶原凝胶包括组织间隙液中的原纤维。胶原凝胶是各向同性的，并且胶原纤维是随机定向的。

通过水凝胶的塑性压缩，凝胶变形以降低其高度/体积，使得凝胶在引起压实的原因消除后保持或基本上保持其新的高度/体积。胶原凝胶的塑性压缩减少了胶原原纤维之间的距离并增加了水凝胶中相邻原纤维之间的接触点的数量，从而形成三维网水凝胶。

在低压缩度（例如50％的体积/高度减少）的情况下，水凝胶具有组织样整体胶原密度，但层状结构随着压缩度减小越来越不明确，即所有物质都以相似的程度粘在一起，并且在相同的长度范围内整个压缩轴上的变化变得越来越小。

在高压缩度（例如95％的体积/高度减小）的情况下，压缩轴上存在更大的结构不均匀性并且产生间质液体的梯度并在压缩表面处具有最低浓度。

如果三维网被完全压缩，即接近100％的压缩度，则它将不具备足够的多孔性以使第一和第二交联网络渗透产生二维脆性网。

水凝胶的部分压缩（体积减小50-95％）产生更密集的三维胶原网状网络，具有比未压缩和未交联的胶原水凝胶更多组织样结构和更强的机械性能。

由部分压缩产生的三维网比由完全压缩产生的三维网格更有弹性。

可以调整压缩水平以获得特定的体外和体内降解速率。压缩水平越高，网的降解速率越慢。

压缩速度应足够慢（例如10mm/s）以防止胶原纤维化（过早的原纤维形成和从溶液中沉淀出来）并且足够快以防止水凝胶干燥。

三维胶原网用作包埋并与第一和/或第二网络合并的支撑网络，当受到诸如缝合的外力时使支架的过早撕裂或断裂最小化。

与现有的生物工程支架相比，上述复合胶原水凝胶材料的主要优点之一是其具有多种功能并满足基本要求，例如细胞和治疗剂递送以及支架完整性，这些经常是相背的。例如，在高风险应用和患者中，生物工程植入物不仅需要用作替代病变组织的稳健支架，还需要将治疗剂或干细胞输送到周围组织中。例如，细胞或物质的释放需要一定程度的生物降解，然而，这可能会损害其他性质，例如光学透明度和组织完整性。此外，对生物材料的透明度和无毒性的要求可能使体内包封、递送和监测细胞和治疗性物质释放的能力复杂化。

部分和塑性压缩的胶原水凝胶可具有55-90％，优选60-85％的压缩度。

对于相同的初始胶原浓度，压缩度越高（流体去除得越多），则三维胶原网变得越密集且多孔性越低。这可能产生脆性的三维胶原网，并可能阻止第一和/或第二胶原网络渗入三维胶原网。这可能会降低复合材料的均匀性并降低材料的机械稳健性和缝合能力特性。

a)第一和/或第二网络的胶原和三维胶原网可选自I型胶原，II型胶原，III型胶原，IV型胶原，V型胶原，VI型胶原和来自动物来源的变性胶原和人重组胶原。

b)第一和/或第二胶原网络和三维胶原网可以包含相同类型的胶原。

这导致不同组分之间良好的材料匹配。这种现象消除了材料的不匹配并提高了均匀性，和提高了将不同形式的胶原保持在一起的结构组分的铺展，导致植入期间负载分布和处理的增强。

在一个非限制性示例中，交联胶原网络和三维胶原网包含I型胶原。

第一和/或第二胶原网络中的胶原含量可以是1-50％，优选10-20％。

广泛的胶原浓度提供了调节支架性质的工具，所述性质例如机械强度，生物降解性，孔隙度和有利于营养物质和代谢物以及细胞相互作用的透过性。

所述第一和/或第二交联剂可以是非聚合短程碳二亚胺交联剂，其选自乙基-N′-(3-二甲基氨基丙基）碳二亚胺盐酸盐（EDAC）、1-[3-(二甲基氨基)丙基]-3-乙基碳二亚胺甲基碘化物（EDCM）、二环己基碳二亚胺（DCC）、N-羟基-琥珀酰亚胺（NHS）及其组合。

所述第一和/或第二交联剂可以是聚合物长程胺型多官能交联剂，其包含来自聚乙二醇（PEG）家族的胺型多官能交联剂，选自PEG琥珀酰亚胺酯（NHS-PEG-NHS）、多臂PEG琥珀酰亚胺NHS酯、聚(乙二醇)二醛（PEG-DA）、聚乙二醇二丁醛、聚乙二醇二丙烯酸酯及其组合。

a)当使用两个交联胶原网络时，第一交联剂可以是短程碳二亚胺交联剂，第二交联剂可以是聚合物长程交联剂。

两个交联网络的交联剂应优选不同。短程和长程交联剂的组合对机械强度和弹性产生协同效应。短程交联连接位于彼此附近的胶原原纤维以增强支架的强度，这可能会降低弹性，而长程交联连接彼此距离更远的胶原原纤维，从而增强分子间/纤维间交联，同时显著增强了稳健性和弹性。

第一和/或第二胶原网络的pH可以是酸性的，pH 3-6，并且三维胶原网的pH可以是中性的，大约pH 7。

pH在交联效率中起关键作用，因此是控制复合胶原水凝胶材料内降解梯度的工具。

pH梯度可以在三维胶原网的中心处具有最高pH的复合材料中形成。

a)复合胶原水凝胶材料中第一交联胶原网络与第二交联胶原网络的摩尔比可以是1:1至1:5或1:1至100:1。

广泛的交联剂比率为定制支架的特性提供了良好的设计工具。

第一交联胶原网络中第一交联剂与胶原的摩尔比可以为0.5:1至3:1，优选1:1。

交联度取决于胶原与交联剂的比例。

a)第二交联胶原网络中第二交联剂与胶原的摩尔比可以为0.1:1至2:1，优选0.5:1。

b)三维胶原网的胶原含量可以是0.1-20％，优选0.5-10％或1-5％。

c)三维胶原网中较低的胶原含量可能导致三维胶原网较不稳定，因此得到不太稳定的复合材料。

三维胶原网中胶原含量与第一和/或第二胶原网络中胶原含量的比例可以是1:50，优选1:40或1:30。

三维胶原网可装载细胞，组织因子，生长因子，生物活性剂和药物。

三维胶原网可以在压缩之前用活细胞浸渍，以使得细胞包含在胶原凝胶内。压缩度可以经调整以最小化细胞损伤。

三维胶原网可以为基本上透明，具有超过80％的透光率；基本上半透明，透光率大于20％且小于80％；或者基本上不透明，透光率小于20％。

a)上述复合材料可用于眼科装置，皮肤置换术，心脏壁修复术或心脏贴片应用，或弱腹壁的修复。

弱腹壁的修复可以例如疝修复。

a) 根据第二方面，提供了植入式眼科装置，包括

第一和第二区域，其中

所述第一区域包含上述复合胶原水凝胶材料，并且

所述第二区域包含基本上透明的交联胶原水凝胶，所述交联胶原水凝胶包含相同的第一和/或第二交联胶原网络作为复合水凝胶材料，

其中第一和第二区域是通过所述第一和/或第二交联胶原网络连接的互连区域。

a)本文中，具有基本上透明的交联胶原水凝胶是指通过眼科装置的第一部分至少80％的白光透射率，和小于10％的光散射。

本文中，第一和第二区域是通过第一和/或第二交联胶原网络连接的互连区域，意味着由于在两个区域中存在相同的交联胶原网络，所以在装置的相邻第一和第二区域之间存在平滑过渡。

第二区域可以恢复角膜透明度，而第一区域可以充当细胞和药物的储库以确保植入装置的存活。

由于第一和第二区域之间的均匀性（即第一和第二区域含有相同的交联胶原网络），第一和第二区域之间的界面处的撕裂和断裂可能较低。

由于例如施加在装置上的缝合力和机械力，第一区域可以平滑地分配机械载荷和剪切应力。

由于第一区域的存在，植入式眼科装置是弹性且可缝合的装置。由于三维胶原网的存在，第一区域可以比第二区域更好地保持缝合，因为它可以比第二区域更具弹性。

植入式眼科装置可以比没有第一和第二区域的现有技术眼科植入物（仅包括对应于本装置的第二区域的区域）更具机械稳健性。由于眨眼或外伤引起的缝合力和手术后机械力，第一区域平滑地分配机械载荷和剪切应力。

第一区域可能装载有细胞、组织因子、生长因子、生物活性剂和药物，其可能被输送到植入区域，改善和增加组织再生。第一区域也可能招募宿主基质细胞将装置锁定在原位，而第二区域保持完整性和透明度。为了诱导组织再生，必须存在组织工程化的三位一体（生物材料，细胞和信号分子，如生长因子和治疗药物）。这种新的支架设计满足了这一关键要求。

短程和长程交联以及网状水凝胶相互连接的组合使得它可以同时增强机械强度和弹性，同时保持生物学特性（体外和体内的细胞友好和无毒性）并且不损害第二区域中的光学透明度。新型支架具有生物相容性、坚固、弹性、保持缝合，因此可通过穿透性角膜移植术植入，并且在光学透明度方面优于人眼库角膜。

可以在三维胶原网的中心处具有最高pH和在非网区域的中心处具有最低pH的复合材料中形成pH梯度。

现有技术的无细胞胶原基角膜支架允许宿主细胞和神经最终在支架上和周围生长。然而，在角膜失明（blinding）症（如角膜缘上皮干细胞缺乏症（LSCD），烧伤诱导的伤口或导致炎症和新血管形成的感染）中，单独使用基质支架是不够的-还必须解决干细胞缺陷、炎症和/或新血管形成的问题以避免最终的移植失败。对于LSCD患者，首先需要移植角膜缘移植物或离体扩展的角膜缘上皮干细胞。在角膜缘修复后，随后进行中心移植（角膜移植术）以治疗视轴上的疤痕。角膜瘢痕与角膜新血管形成和/或严重感染如单纯性疱疹性角膜炎（HSK）并发时，抗炎剂、抗血管生成剂、抗微生物剂或抗病毒剂与高风险角膜移植术之后（或之前）的标准皮质类固醇治疗联合施用。这些治疗方案通常是局部施用，其主要挑战是穿过角膜上皮的低药物渗透。通过角膜的有限扩散和通过排泪增加洗涤导致大多数批准的药物的生物利用度低至1-7％。新的给药途径，理想的是通过可生物降解的聚合物植入物进行控释的药物和细胞递送，将导致在这些严重发炎的角膜中角膜移植的成功率增加。

在这些高风险应用中，不仅需要生物工程植入物作为透明且强健的支架用于替换患病角膜组织，而且还用于将治疗剂或干细胞送入角膜。这些要求可能会相反-细胞或物质的释放需要一定程度的生物降解，但是，这可能会影响光学透明度和角膜完整性。此外，对生物材料的透明度和无毒性的要求可能使体内包封、递送和监测细胞和治疗性物质释放的能力复杂化。

因此，上述植入式眼科装置是针对该问题的解决方案，因为装置的第二区域可以用作角膜基质替代物并且第一区域用作治疗药物和细胞的生物可降解储库。第二区域是透明且稳定交联的胶原水凝胶，第一区域是机械压缩的三维胶原网，其包埋入第二区域的交联胶原网络中。

这种设计使得第一个区域比第二个区域降解更快，因此使得复合物缓慢的细胞/药物释放能力成为可能。

第一和第二区域的第一和/或第二交联胶原网络的胶原含量、交联度和交联剂可以相同。如通过胶原酶降解测量的，第一和第二区域可以在体外具有不同的降解速率，其中第一区域可以比第二区域降解快2-100倍。

第一和第二区域在体内可具有不同的降解速率，其中第一区域可比第二区域降解快2-100倍。通过在植入的眼科装置内追踪可见的不透明网可以跟踪体内降解速率。

a)可以创建第一和第二区域中的降解梯度以促进第一区域中的细胞和治疗剂的包封和释放，同时在第二区域中维持稳定的支架作为组织替代和对周围组织的机械支持。从第二区域向第一区域的递增降解速率梯度可以通过在第一区域和第二区域中使用不同形式、不同的酸度以及不同交联比例的胶原来实现。

植入式眼科装置可以是角膜覆盖物、角膜镶嵌物或全厚度角膜植入物。

“角膜覆盖物”在这里是眼科装置，其尺寸和形状被配置为位于人或动物的眼睛中的上皮或上皮细胞层和鲍曼膜之间。角膜覆盖物可以完全覆盖鲍曼膜，或者其可以包括延伸到鲍曼膜中的一个或多个部分。

“角膜镶嵌物”是被配置为放置在眼睛的基质中的装置或植入物。角膜镶嵌物可以通过在基质中形成瓣或口袋而置于基质中。角膜镶嵌物放置在眼的鲍曼膜的下方。

“全厚度角膜植入物”是指被配置为替换位于眼睛房水前面的眼睛的不健康角膜的全部或部分的装置。

a)第一区域可以位于装置的***区域中。它可能被视为裙边（skirt）区域。在角膜应用中，第二区域可以是中心区域并且第一区域是围绕第二区域的***裙边区域。

第一区域可能比第二区域更好地保持缝合。

根据第三方面，提供了制备复合胶原水凝胶材料的方法，包括以下步骤：形成液体形式的第一胶原网络，所述胶原网络包含用第一交联剂交联的胶原，和/或

形成液体形式的第二胶原网络，所述胶原网络包含用第二交联剂交联的胶原，

通过将胶原水凝胶经部分塑性压缩至50-95％的压缩度而形成三维胶原网，和

同时压缩模制第一胶原网络和/或第二胶原网络和三维胶原网以形成物理和化学互连的复合胶原水凝胶材料，其中所述三维胶原网包埋于所述第一胶原网络和/或第二胶原网络中。

同时在这里表示所有网络都在同一时间形成。

第一区域可以为基本上透明，具有超过80％的透光率；基本上半透明，透光率大于20％且小于80％；或者基本上不透明，透光率小于20％。

a)如果第一区域是不透明的但至少部分不透明，则有可能在体内和非侵入性地跟踪植入的装置。

b) 根据第四方面，提供了一种生产植入式眼科装置的方法，包括以下步骤：形成液体形式的第一胶原网络，所述胶原网络包含用第一交联剂交联的胶原，和/或

形成液体形式的第二胶原网络，所述胶原网络包含用第二交联剂交联的胶原，

通过将胶原水凝胶经塑性压缩至50-95％的压缩度而形成三维胶原网，

从形成的三维胶原网中去除材料的一个或多个区，和

同时压缩模制第一胶原网络和/或第二胶原网络和三维胶原网与移除的一个或多个区以形成包括第一区域和一个或多个第二无网区域的植入式眼科装置，所述第一区域包含物理和化学互连的复合胶原水凝胶材料，其中所述三维胶原网包埋于第一交联胶原网络和/或第二交联胶原网络，所述一个或多个第二无网区域对应于三维胶原网的移除区，包含含有第一和/或第二交联胶原网络的基本上透明的交联胶原水凝胶。

从形成的三维胶原网移除材料的区可以意味着形成三维网状环。

这种三维胶原网状环可以具有作为植入式核心-与-裙边眼科装置的中央光学镜片的去除区域，即无网孔，所述裙边包含复合胶原水凝胶材料，所述核心基本上是透明的交联胶原网络。

附图说明

图1是装置的示意图，在装置的第一区域中包含复合胶原水凝胶材料并且在第二区域中包含基本上透明的交联胶原水凝胶。

a)图2a-2c是图1中装置的不同区域的扫描电子显微镜（SEM）显微照片。

图3示出了具有不透明且可见的***第一区域以及第二透明区域的植入式眼科装置，角膜植入物。

图4示出了图1中的装置的扫描电子显微照片。

图5显示了与天然兔基质中的相比，图1中装置的不同区域中胶原原纤维的尺寸。

图6显示了网状水凝胶的塑性压缩。

图7显示了具有中央移除部分的胶原网。

图8a和8b显示不同材料的光透射和光散射。

图9a和9b分别显示了在经受拉伸力之前和之后，掺有聚丙烯（PP）网的支架和掺有胶原网的支架的照片。

图10a和图10b分别示出了裙边中具有胶原网的生物工程化植入物的可缝合性和不具有这种胶原网的对照植入物的可缝合性。

图11是显示不同材料的体外降解时间的图。

图12显示了在手术日和手术后三个月的兔角膜中植入的眼科装置的照片。

图13显示了在植入物的***区域裙边的移植被基质细胞侵入三个月后的照片。

具体实施方式

a)在图1中示出了装置1的示意图，所述装置1包括具有复合胶原水凝胶材料2的第一区域A和仅包含交联胶原网络3的第二区域B，所述复合胶原水凝胶材料2包含包埋入交联胶原网络4中的部分压缩的三维胶原网3。

b)图2a中的扫描电子显微镜（SEM）显微照片显示三维胶原网3合并到交联胶原网络4中之前的SEM显微照片。图2b示出了装置1的区域B的交联胶原网络4，而图2c示出了第一区域A中的复合胶原水凝胶材料2的SEM显微照片。从这些显微照片中可以看出，与交联胶原网络4相比（图2b），三维胶原网3（图2a）表现出更紧凑的纤维结构。

图3示出了具有第一***不透明区域A和第二透明区域B的植入式眼科装置，角膜植入物。

图4显示了第一区域A（显微照片中标记为S）和第二区域B（显微照片中用星号标记）的扫描电子显微照片。显微照片中的箭头表示第一区域A的横截面与第二区域B相比呈现更多的纤维结构。

通过电子显微镜对装置1进行的微结构分析揭示，第一区域A中的胶原纤维形成具有一定程度的局部自对准的更纤维化的结构，而第二区域B具有更均匀但密集排列更低的原纤维分布。参见图5，第一区域A中的纤维直径比第二区域和天然兔基质纤维明显更小（P<0.001）。

在下面的实验和表征部分中，描述了复合胶原水凝胶材料和上述装置1的生产方法。特别关注包含这种复合材料的植入式眼科装置。然而，如上所述，复合水凝胶材料也适合作为替代其他组织的组织等同物，并且可以用作皮肤替代物，作为修补心壁的心脏贴片或用于修复弱的腹壁。

实验

化学品

交联剂：1-[3-(二甲基氨基)丙基]-3-乙基碳二亚胺甲基碘（EDCM）和N-羟基琥珀酰亚胺（NHS），聚(乙二醇)二醛（PEG-DA，M_n= 2000）；从猪皮获得并高度纯化的胶原（发育不全（atelo）I型）。

交联的胶原网络

在受控条件下将胶原的稀释溶液（0.1％）冻干，然后在无菌水中重建以使目标胶原浓度为例如 18%。也可以通过在室温下稀释溶液的受控真空蒸发来实现高胶原浓度。将胶原溶液离心并转移到单独的玻璃注射器中。溶液的pH值调节到3-6。

将预定量的交联剂EDCM/NHS和聚(乙二醇)二醛（PEG-DA）以18％w/w的浓度分别溶于水中，并针对第一交联剂和第二交联剂分别以0.75:1和0.5:1与胶原的摩尔比加入到每种胶原溶液中，同时充分混合。第一交联胶原网络与第二交联胶原网络的比例为1:0.5。然后将单独的溶液在注射器***中混合在一起，然后在玻璃板之间或在弯曲的角膜模具中模塑以形成均匀的水凝胶支架。使用150μm厚的间隔件和夹紧***来模制150μm厚的支架。样品在37℃，90％湿度室中固化。通过浸入磷酸盐缓冲盐水（PBS）1小时来实现脱模。随后在室温下用PBS溶液（1×PBS，含有1％v/v氯仿）将样品洗涤三次以提取反应副产物，并对样品进行消毒。

或者，可以仅使用一种交联剂来形成交联胶原网络。

复合胶原水凝胶材料

制备1％和2％的I型胶原溶液，然后与1×达氏修正伊氏培养基（DMEM）以9:1的比例混合。将pH调节至中性pH值约7后，在37℃下孵育后，将水凝胶溶液部分压缩以形成三维胶原网3。在图6中示出了塑性压缩过程。将水凝胶溶液3放置在两个塑料网12之间。在上塑料网顶部放置玻璃板11，在下塑料网12下方放置丝网13和滤纸14。在玻璃板的顶部沿箭头方向施加负荷10以部分地从水凝胶中除去间质液（流体如图6中的箭头所示离开水凝胶）以形成三维胶原网。制造两种厚度的三维胶原网。1％和2％的胶原浓度用于第一和第二三维胶原网。第一网具有95％的压缩度（凝胶的高度从1000μm减小到50μm）。第二网具有90％的压缩度（凝胶的高度从1000μm减小到100μm）。

然后将厚的或薄的胶原网设置在包含a）18％胶原溶液和交联剂EDCM/NHS和/或b）聚(乙二醇)二醛（PEG-DA）的胶原交联剂混合物中，胶原网状网络中胶原含量与第一和/或第二胶原网络中胶原含量的比例为1:40。其他比例和pH值与描述用于交联胶原网络的相同。然后将整个组合塑制并夹在具有150μm间隔物的两块玻璃板之间，并压缩成均匀的复合胶原水凝胶。压缩模制允许胶原-交联剂混合物渗透到部分压缩的胶原网中以形成单一合并的网状水凝胶复合材料。复合物在37℃下固化24小时，然后脱模并用PBS洗涤。透明度取决于胶原浓度和三维胶原网中的压缩度，2％的溶液产生超过1％的不透明度。

植入式眼科装置

植入式眼科装置被制造为上述复合胶原水凝胶材料。从部分压缩的网3移除扣状物（button）20（直径2-7毫米），参见图7。然后将胶原网设置在玻璃板之间的或弯曲的角膜模具内的胶原交联剂混合物内，并如上所述进一步压缩，形成具有无网区域的单合并网状水凝胶复合材料，对应于被移除的扣状物区域，其被交联胶原占据。

对照

作为细胞培养和机械测试的阴性对照，按照上述步骤，使用聚丙烯网（BD 生物科学公司，美国圣荷西）代替胶原网以形成完全合成的网，然后将其包埋入交联溶液中。

表征

光透射和散射测量

使用定制的光学仪器，在室温下用白光（石英-卤素灯源）和窄光谱区域（以450、550和650nm为中心）测量光透射和散射。在测量之前和期间，将150μm厚的样品在PBS中水合。

评估人角膜，天然兔角膜，交联胶原网络4和复合胶原水凝胶材料2。

通过在1-2％之间改变胶原浓度和从50至100μm改变网厚度而实现复合材料中胶原网透明度的控制。参见图8a，光透射和散射表明，交联的胶原网络4具有比人供体角膜更优异的光透射，同时与交联胶原网络4和人供体角膜相比，复合材料2中的透射可控地降低。参见图8b，减少的透射和增加的散射是由于复合材料2中的另外的压缩胶原纤维，其可用于促进植入物降解的体内追踪。交联胶原网络4的光散射百分比相对于天然兔子角膜（1-2％）升高（4-5％散射），但仍低于10％的透明度阈值。复合材料2的光散射百分比高于交联胶原网络4和兔，这是由于高度包装的胶原纤维所致。

机械性能

使用Instron Series IX自动化材料测试***（型号3343，Instron公司，马萨诸塞州坎顿市），配备50N容量的测压元件和十字头速度5毫米/分钟的气动金属夹具，评估胶原网3结合到交联胶原网络4中对机械性能的影响。在哑铃形Teflon模具中分配和固化胶原溶液，其末端包含胶原网并且中心保持无网。由聚丙烯（PP）网制成的合成网也被结合到一些样品的末端用于与胶原基网的比较并且用于研究材料匹配/不匹配对复合材料的机械行为的影响。将PBS-平衡的哑铃形样品以40psi的气动压力附着到夹具上，并在测试期间在37℃下浸入充满PBS的温控容器（BioPuls浴）中。

当样品受到张力时，纳入有聚丙烯（PP）网的支架在胶原和PP网的界面破裂X，表明局部较弱，参见图9a。

在由包含胶原网的复合材料构成的中心和***区域中具有交联胶原网络4的样品，将拉伸力转移到仅在水凝胶弱于标签处包含交联胶原4的测试样品的中心，并最终破裂Y，见图9b。

通过将它们缝合在移植出的猪眼上测试在中心和***区域中包含交联胶原网络4的植入物的可缝合性，所述交联胶原网络4包括含胶原网的复合材料。如图10a中的SEM图所示，植入物保持缝合并且没有撕裂，而对照植入物（图10b）（没有胶原网的交联胶原网络）没有保持所有的缝合并且不如含复合胶原水凝胶材料的植入物优良。

胶原酶降解

为了评估生物材料的体外降解速率，使用I型胶原酶（来自溶组织梭菌（Clostridium histolyticum））。简言之，将交联胶原网络的80mg样品（150μm厚）和复合胶原水凝胶材料在胶原酶缓冲溶液中孵育。将表面水轻轻吸干后的不同的时间点（0、1、2、3、6、8、10、14、16、18小时）称重水凝胶。根据每个时间点的重量与时间零时的初始水凝胶重量的比率计算水凝胶的残留质量百分比。

在体外胶原酶测定中，复合材料（第一区域A）比交联胶原网络（第二区域B）对胶原酶降解的抗性更低，参见图11。交联的胶原网络在11小时内体外降解50％，而复合材料在体外降解50％仅花费4小时，这是由于该材料中交联程度较低。

因此，植入式眼科装置在具有复合材料的区域中显示出比具有交联胶原网络的区域更高程度的降解。

人角膜上皮细胞生长的评估

永生化人角膜上皮细胞（HCEC）（美国典型培养物保藏中心，ATCC，美国马纳萨）用于评估材料的细胞生物相容性。将HCEC接种在没有水凝胶（对照）的96孔细胞培养板内的孔内，在150 mm²的复合胶原水凝胶材料或复合PP网和交联胶原网络的顶部上，然后补充针对培养人角膜上皮细胞而优化的无血清培养基（EpiGRO™人眼上皮完全培养基试剂盒，Millipore公司，美国马萨诸塞州比尔里卡）。一旦对照孔汇合，培养约3天后，所有孔都用LIVE/DEAD® 活力/细胞毒性测定(Invitrogen公司)染色。接种后第5天，使用Zen软件（Zeiss LSM700）在10倍放大倍率下使用Zeiss倒置荧光显微镜拍摄染色的细胞。绿色和红色荧光分别对应于活细胞和死细胞。

复合胶原水凝胶材料支持HCEC的生长和增殖，而细胞似乎并不填充复合聚丙烯网。复合胶原水凝胶材料和交联胶原网络同等支持细胞生长和增殖，与阳性对照培养皿表面非常相似（未显示）。

动物和飞秒激光辅助基质内角膜移植术（FLISK）

经Linköping动物研究伦理委员会批准（申请号108-12），并遵循视觉和眼科研究协会（ARVO）关于使用动物眼科和视力研究的指导，对10只体重为3- 3.5kg的雄性新西兰白色白化兔进行了手术。肌肉注射25mg/kg***（Ketalar 50mg/ml; Parke-Davis公司，瑞典塔比）和5mg/kg甲苯噻嗪（Rompun 20mg/ml; 拜耳公司（Bayer），瑞典哥德堡）在全身麻醉下进行手术。还使用了局部麻醉滴剂（盐酸丁卡因滴眼液1％，Chauvin制药有限公司，英国萨利）。在所有25只兔子中右眼进行基质内角膜移植，而左眼用作未接触的阴性对照。根据飞秒激光辅助基质内角膜移植术（FLISK）的技术进行手术。使用Intralase iFS 150 kHz飞秒激光（雅培医疗光学公司（Abbott Medical Optics），瑞典索尔纳）切割纯基质组织（不包括上皮或内皮的任何部分）的角膜扣状物。要移除的扣状物的精确尺寸和位置通过激光的用户界面进行预编程，并且对于所有兔子都是相同的。对于目前的研究，从中间基质深度（从角膜表面到切除扣状物的前表面的125μm深度）移除150mm厚的天然组织的3mm直径扣状物。在所有组中，使用手术钳手动切除飞秒激光切割扣状物（通过限制在圆周的70°的角膜表面的弧形开口，留下空的基质口袋。在将要植入生物材料之前，使用3mm直径的组织环钻从生物材料的150μm厚平片上切割圆形扣状物，所述植入式眼科装置包括在装置的***、裙边的复合胶原水凝胶材料和中心、核心的交联胶原网络。核心和裙边区域清晰可见（由于核心和裙边透明度的差异），并被认为可用于体内植入和跟踪。兔子分成2组。在第一（阳性对照）组中，使用飞秒激光在基质内切割天然角膜组织，切除并且随后使用解剖钳再次以其之前的位置手动***到空的基质口袋中（自体移植物移植）。在第二组中，除了切除的角膜组织被生物工程化的植入式眼科装置替代之外，FLISK方法是相同的。

因为基质内的位置和小的进入切口足以确保植入物保持在宿主基质口袋内的位置，所以不使用手术后缝合线。手术后和术后第一天，所有手术眼睛接受抗生素眼膏(1%夫司名，Leo 制药公司, 丹麦)，每天三次。极少使用类固醇（Opnol滴眼液1 mg/mL，CCS健康护理AB公司，Borlänge），并且仅限于术后严重发炎的眼睛。

进行所有FLISK手术均未发生术中并发症。提取天然中间基质组织，并用生物材料或相同的提取组织（自体移植物）代替。

术后临床评估

通过前段光学相干断层扫描术（AS-OCT; Visante OCT，Carl Zeiss AB公司，瑞典斯德哥尔摩）以高分辨率模式（每个角膜的三次厚度测量的平均值）进行植入物的基质内定位和角膜厚度测量的评估。

术后立即进行AS-OCT检查，证实植入物存在于角膜基质中并且没有角膜穿孔，并且显示出角膜的可变肿胀在1个月后消退并且在3个月后完全稳定，而在植入后3个月时，保留所有植入物，并且植入材料保持透明。

在兔角膜中对植入物进行体内研究3个月，在此期间它们被保留并且稳定且没有不利影响。

可以在手术当天和术后三个月通过摄影观察到透明的核心和半透明的裙边，参见图12。（用高角度数码相机（尼康D90相机，尼康加拿大公司（Nikon Canada），加拿大多伦多）拍摄角膜）。

虽然没有术后类固醇治疗，但没有观察到植入物的炎症或血管形成。植入后三个月，裙边和透明生物材料核心都几乎看不见。裙边区域被基质细胞侵入，参见图13（黑色箭头表示植入物内的细胞），观察到基质神经侵入植入物。此外，裙边部分如预期地随着时间缓慢降解，同时恢复形态学和生理学角膜环境。

在三个月后，植入物具有完整的核心区域和裙边的部分残余物。飞秒激光切割中的成纤维细胞活性减少，并且允许上皮下神经穿过圆形切口。三个月后，所有植入的角膜在体内都保持透明。3个月后将兔子处死。

组织病理学评估

将具有植入物的兔角膜移植出，固定并用石蜡包埋，切成4μm厚，并进行苏木精和曙红（H＆E）染色。对于免疫组织化学分析，来自石蜡包埋组织的切片被去石蜡化、胰蛋白酶消化并且内源性过氧化物酶被阻断。将切片与下列一抗孵育30分钟：小鼠单克隆抗α平滑肌肌动蛋白，α-SMA（1:25稀释，ab 7817，Abcam公司，英国剑桥），小鼠单克隆抗III型胶原（1:100稀释，Acris AF 5810，德国），小鼠单克隆抗-白细胞共同抗原CD45（1:400稀释，AcrisAM02304PU-S，德国）。在应用抗体并在预想HRP孵育后，将DAB液体生色素应用于所有样品，并将切片用苏木精复染。将样品脱水，在二甲苯中澄清并盖上Mountex固定介质（HistolabProducts AB公司，瑞典哥德堡）。在所有情况下，使用对照样品，并且省略一抗消除了特异性染色。用Axiophot显微照相机（Zeiss公司，德国）进行放大10倍和20倍的光学显微镜检查。

扫描和透射电子显微术

扫描电子显微术（SEM）使用ZEISS（LEO 1550 Gemini）场发射显微镜进行。通过在液氮中浸泡60秒制备生物材料样品，然后冻干24小时。在安装进行SEM之前，用2nm金涂层溅射样品。使用3KeV的加速电压和3-5.5mm的工作距离检查样品。

对于透射电子显微镜（TEM），将固定的样品包埋入树脂（Epon 812; TAAB公司，英格兰瑞町）。制备4μm厚的切片并用甲苯胺蓝染料染色以进行光学显微镜检查以详细说明感兴趣的区域。从聚合块切割60nm的超薄切片，并将这些切片收集在200目铜网上。最后，超薄切片用柠檬酸铅和铀酰染色，并用透射电子显微镜（EM JEM 1230，JEOL株式会社，日本东京）成像。利用TEM图像定量胶原原纤维直径。描绘不同区域的图像用于天然角膜基质、中心核心和***裙边中的胶原原纤维直径测量（各3个图像）。对于核心和裙边部分，分析植入前的TEM照片。从各图像中，测量30个不同胶原原纤维的直径，如图5所示。

统计学分析

使用单项方差分析（ANOVA）比较由OCT测量的植入材料的厚度。通过配对t检验分析相同眼睛在术后即刻和最终检查时的角膜厚度变化。使用单项ANOVA比较术后3个月各组间的亚基神经密度。比较胶原原纤维直径测量结果，Kruskal-Wallis单项等级ANOVA与Dunn方法，以分离成对差异。对于所有统计测试，低于0.05的双尾显著性被认为是显著的，并且所有测试均使用Sigma Stat 3.5软件（Systat 软件公司，美国伊利诺州芝加哥）进行。

神经状态

IVCM检查显示所有植入的角膜术后均由上皮覆盖。角膜上皮来源于基底神经丛的神经支配，由IVCM可视化。在3个月时，在天然兔子角膜、生物材料或自体移植物之间未发现亚基神经密度的显著差异，并且神经形态正常，并且细神经纤维大致平行地运行。

植入后基质细胞迁移

通过IVCM进行体内细胞水平的角膜检查，并通过H＆E和免疫组织化学染色离体进行。在一个月和三个月时，IVCM的核心裙边***界面显示圆形或椭圆形的反光细胞与黑核，靠近可见的裙边残余物。这种细胞形态对应于成熟的巨噬细胞，其也在自体移植物中发现。自体移植物中的中央植入区域由基质角膜细胞填充，而在生物材料中，在植入材料内观察到稀疏角化细胞样和巨噬细胞样细胞。组织化学染色证实最初无细胞的植入物在3个月时填充有宿主细胞。在裙边的残留物和核心中发现细胞，并且由来自活化的角膜细胞的α-SMA+肌成纤维细胞和/或CD45+骨髓衍生的细胞例如巨噬细胞组成。虽然在体内和离体观察到炎性细胞，但是在三个月时在植入的眼睛的临床检查中没有注意到炎症迹象。

已经鉴定了29种类型的胶原，但是I，II和III型是最丰富的并且构成了大部分细胞外基质大分子并且具有多种作用。例如，人体中90％以上的胶原为I型。上述复合胶原水凝胶材料适用于所有形成原纤维的胶原（例如I，II，III，V，XI型等）。这是因为形成交联网络所需的许多交联位点在这些胶原中是常见的。另外，这些胶原是蛋白质复合物，其基本单元由相同的三重螺旋（原胶原）组成，其中三条多肽链像一条绳索一样缠绕在彼此之上。胶原分子可以自组装成微原纤维然后原纤维。

对于组织工程化应用，可以根据需要更换或修复的目标组织或器官而使用一种胶原类型或各种类型的组合。例如，I型胶原在人类角膜、皮肤、肌腱和骨中丰富，而II型胶原在软骨中丰富，III型在静脉中丰富，III型胶原在皮肤、肺、角膜和血管***中更丰富，经常与I型胶原关联。

Claims (35)

1.一种用于组织工程改造的复合胶原水凝胶材料，包含：

-包含与第一交联剂交联的胶原的第一胶原网络，和/或

-包含与第二交联剂交联的胶原的第二胶原网络，和

-未交联的三维胶原网，其包含部分且塑性压缩的胶原水凝胶，压缩度为50-95％，

其中三维胶原网包埋于所述第一胶原网络和/或第二胶原网络中，并且

所述第一胶原网络和/或第二胶原网络和三维胶原网在复合胶原水凝胶材料中物理和化学互连。

2.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述塑性压缩的胶原水凝胶具有55-90％的部分压缩度。

3.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述塑性压缩的胶原水凝胶具有60-85％的部分压缩度。

4.如权利要求1或2中任一项所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述第一和/或第二胶原网络和所述三维胶原网的胶原选自I型胶原，II型胶原，III型胶原，IV型胶原，V型胶原，VI型胶原和来自动物来源的变性胶原和人重组胶原。

5.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述第一和/或第二胶原网络和所述三维胶原网包含相同类型的胶原。

6.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述第一和/或第二胶原网络中的胶原含量为1-50％。

7.如权利要求6所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述第一和/或第二胶原网络中的胶原含量为10-20％。

8.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述第一和/或第二交联剂是非聚合短程碳二亚胺交联剂，其选自乙基-N′-(3-二甲基氨基丙基)碳二亚胺盐酸盐(EDAC)、1-[3-(二甲基氨基)丙基]-3-乙基碳二亚胺甲基碘化物(EDCM)、二环己基碳二亚胺(DCC)、N-羟基-琥珀酰亚胺(NHS)及其组合。

9.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述第一和/或第二交联剂是聚合物长程胺型多官能交联剂，其包含来自聚乙二醇(PEG)家族的胺型多官能交联剂，选自PEG琥珀酰亚胺酯(NHS-PEG-NHS)、多臂PEG琥珀酰亚胺NHS酯、聚(乙二醇)二醛(PEG-DA)、聚乙二醇二丁醛、聚乙二醇二丙烯酸酯及其组合。

10.如权利要求8-9中任一项所述的复合胶原水凝胶材料，其中，所述第一交联剂为短程碳二亚胺交联剂，所述第二交联剂为长程交联剂。

11.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述第一和/或第二胶原网络的pH为酸性，pH为3-6，并且所述三维胶原网的pH为中性，pH为7。

12.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其中复合胶原水凝胶材料中第一交联胶原网络与第二交联胶原网络的比例为1:1至1:5或1:1至100:1。

13.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述第一交联胶原网络中所述第一交联剂与胶原的摩尔比为0.5:1至3:1。

14.如权利要求13所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述第一交联胶原网络中所述第一交联剂与胶原的摩尔比为1:1。

15.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述第二交联胶原网络中所述第二交联剂与胶原的摩尔比为0.1:1至2:1。

16.如权利要求15所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述第二交联胶原网络中所述第二交联剂与胶原的摩尔比为0.5:1。

17.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述三维胶原网的胶原含量为0.1-20％。

18.如权利要求17所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述三维胶原网的胶原含量为0.5-10％。

19.如权利要求17所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述三维胶原网的胶原含量为1-5％。

20.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述三维胶原网中胶原含量与所述第一和/或第二胶原网络中胶原含量的比例为1:50。

21.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述三维胶原网中胶原含量与所述第一和/或第二胶原网络中胶原含量的比例为1:40。

22.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述三维胶原网中胶原含量与所述第一和/或第二胶原网络中胶原含量的比例为1:30。

23.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述三维胶原网可装载细胞，组织因子，生长因子，和药物。

24.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述三维胶原网可装载生物活性剂。

25.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其中所述三维胶原网：基本上透明，具有超过80％的透光率；基本上半透明，具有大于20％且小于80％的透光率；或基本上不透明，具有小于20％的透光率。

26.如权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，其用于眼科装置，皮肤置换术，心脏壁修复或心脏贴片应用或弱腹壁的修复。

27.一种植入式眼科装置，包括：

第一和第二区域，其中

所述第一区域包含权利要求1所述的复合胶原水凝胶材料，和

所述第二区域包含基本上透明的交联胶原水凝胶，所述交联胶原水凝胶包含与复合水凝胶材料相同的第一和/或第二交联胶原网络，

其中第一和第二区域是通过所述第一和/或第二交联胶原网络连接的互连区域。

28.如权利要求27所述的植入式眼科装置，其中所述第一和第二区域的第一和/或第二交联胶原网络的胶原含量、交联度和交联剂是相同的。

29.如权利要求27所述的植入式眼科装置，其中，通过胶原酶降解所测量，所述第一区域和所述第二区域具有不同的体外降解速率，其中所述第一区域比所述第二区域降解快2至100倍。

30.如权利要求27所述的植入式眼科装置，其中，所述第一区域和所述第二区域具有不同的体内降解速率，其中所述第一区域比所述第二区域降解快2至100倍。

31.如权利要求27所述的植入式眼科装置，其中所述装置是角膜覆盖物、角膜镶嵌物或全厚度角膜植入物。

32.如权利要求27所述的植入式眼科装置，其中，所述第一区域位于所述装置的***区域中。

33.如权利要求27所述的植入式眼科装置，其中所述第一区域：基本上透明，具有超过80％的透光率；基本上半透明，具有大于20％且小于80％的透光率；或基本上不透明，具有小于20％的透光率。

34.一种制备复合胶原水凝胶材料的方法，包括以下步骤：

-形成液体形式的第一胶原网络，所述胶原网络包含用第一交联剂交联的胶原，和/或

-形成液体形式的第二胶原网络，所述胶原网络包含用第二交联剂交联的胶原，

-通过将胶原水凝胶经部分塑性压缩至50-95％的压缩度而形成未交联的三维胶原网状网络，和

-同时压缩模制第一胶原网络和/或第二胶原网络和三维胶原网以形成物理和化学互连的复合胶原水凝胶材料，其中所述三维胶原网包埋于所述第一胶原网络和/或第二胶原网络中。

35.一种生产植入式眼科装置的方法，包括以下步骤：

-形成液体形式的第一胶原网络，所述胶原网络包含用第一交联剂交联的胶原，和/或

-形成液体形式的第二胶原网络，所述胶原网络包含用第二交联剂交联的胶原，

-通过将胶原水凝胶经塑性压缩至50-95％的压缩度而形成未交联的三维胶原网，

-从形成的三维胶原网中移除材料的一个或多个区，和

-同时压缩模制第一胶原网络和/或第二胶原网络和三维胶原网与移除的一个或多个区以形成包括第一区域和一个或多个第二无网区的植入式眼科装置，所述第一区域包含物理和化学互连的复合胶原水凝胶材料，其中所述三维胶原网包埋于第一交联胶原网络和/或第二交联胶原网络，所述一个或多个第二无网区对应于三维胶原网的移除的一个或多个区，包含含有第一和/或第二交联胶原网络的基本上透明的交联胶原水凝胶。

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