CN115052638A - 抗体液的组织粘合剂 - Google Patents

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Abstract

一种组织粘合剂材料，即使在覆盖在体液中的组织表面上也能提供快速和牢固的粘合。组织粘合剂材料由疏水基质和分散在疏水基质中的多个生物粘合剂微粒形成，配置使得将粘合剂材料直接设置在液体覆盖的表面上并施加压力致使：(a)疏水基质排斥液体，(b)生物粘合剂颗粒压缩形成粘合剂层，和(c)生物粘合剂颗粒形成临时交联，然后与表面共价交联。

Description

抗体液的组织粘合剂
相关申请的交叉引用
本申请要求2019年12月3日提交的题为“抗体液的组织粘合剂”的美国临时专利申请序列号62/942,874的权益，其全部内容通过引用并入本文。
政府支持声明
本发明是在美国国家科学基金会(NSF)授予的基金号为CMMI1661627、美国陆军研究办公室(ARO)授予的基金号为W911NF-13-D-0001和美国海军研究办公室(ONR)授予的基金号为N00014-17-1-2920的政府支持下完成的。政府享有本发明的某些权利。
技术领域
本发明总体上涉及用于粘合组织的粘合剂材料和方法，其中粘合剂材料能够快速且牢固地粘合覆盖在液体中的组织。粘合剂材料包括其中分散有干生物粘合剂微粒的疏水基质材料。
背景技术
组织和器官的创伤性损伤可能危及生命，但由于它们的高度时间敏感性和复杂性而难以治疗(R.R.Rodrigues,M.J.C.Carmona,J.O.C.Junior,Bleeding and damagecontrol surgery.Current Opinion in Anesthesiology 29,229-233(2016))。例如，创伤后不受控制的出血为世界上死亡的主要原因之一，每年夺去超过200万的生命(R.Pfeifer,I.S.Tarkin,B.Rocos,H.-C.Pape,Patterns of mortality and causes of death inpolytrauma patients—has anything changed？Injury 40,907-911(2009)；M.El Sayad,H.Noureddine,Recent advances of hemorrhage management in severetrauma.Emergency Medicine International 2014,(2014))。虽然通常通过在止血后的缝合或钉扎进行创伤性损伤的手术闭合，但在创伤性损伤后很难在现场及时且有效地执行这一过程。
虽然组织粘合剂为伤口闭合和组织修复提供了缝合和钉扎的有希望的替代(T.B.Reece,T.S.Maxey,I.L.Kron,A prospectus on tissue adhesives.The AmericanJournal of Surgery 182,S40-S44(2001)；P.Coulthard et al.,Tissue adhesives forclosure of surgical incisions.Cochrane Database of Systematic Reviews5,CD004287(2010)；B.Sharma et al.,Human cartilage repair with a photoreactiveadhesive-hydrogel composite.Science Translational Medicine 5,167ra166-167ra166(2013)；N.Annabi,K.Yue,A.Tamayol,A.Khademhosseini,Elastic sealants forsurgical applications.European Journal of Pharmaceutics and Biopharmaceutics95,27-39(2015)；E.T.Roche et al.,A light-reflecting balloon catheter foratraumatic tissue defect repair.Science Translational Medicine 7,306ra149-306ra149(2015))，现有的组织粘合剂受到一些限制。市售的组织粘合剂不提供或仅提供脆弱的与由体液诸如血液和粘液覆盖的组织表面的粘合(N.Lang et al.,A blood-resistant surgical glue for minimally invasive repair of vessels and heartdefects.Science Translational Medicine 6,218ra216-218ra216(2014)；Y.Hong etal.,A strongly adhesive hemostatic hydrogel for the repair of arterial andheart bleeds.Nature Communications 10,2060(2019))。虽然已经开发了一些具有改良的粘合性能的抗血液的组织粘合剂，但需要紫外线(UV)照射和/或长时间的(例如，超过5分钟)稳定压力施加以形成粘合，大大限制了它们在实际应用中的效用(Lang et al.；Y.Honget al.；N.Annabi et al.,Engineering a highly elastic human protein–basedsealant for surgical applications.Science Translational Medicine 9,eaai7466(2017)；J.Li et al.,Tough adhesives for diverse wet surfaces.Science 357,378-381(2017))。
因此，在粘合材料和使用方法方面都需要进一步的改进。
发明内容
本发明提供一种在湿环境中特别有用的组织粘合剂材料。该组织粘合剂材料即使在覆盖在体液中的组织表面上也能提供快速且牢固的粘合，如此，可以在包括现场需要快速且可靠的伤口闭合和组织修复的创伤性损伤在内的各种应用中提供巨大的好处。
根据一个方面，本发明提供了一种用于粘合一种或多种液体覆盖的表面的粘合剂材料，包括疏水基质；和分散在疏水基质中的多个生物粘合剂微粒。所述生物粘合剂微粒包括(i)一种或多种亲水聚合物或共聚物、(ii)一种或多种胺偶联基团，和(iii)一种或多种交联剂。疏水基质的形式为围绕所述分散的生物粘合剂微粒的保护性基质，保护所述生物粘合剂微粒免受所述液体的影响。所述粘合剂材料配置为使得将所述粘合剂材料直接设置在所述液体覆盖的表面上并对所述粘合剂材料施加压力致使(a)所述疏水基质排斥所述液体，(b)所述生物粘合剂颗粒压缩形成粘合剂层，和(c)所述生物粘合剂颗粒形成临时交联，随后与该表面共价交联。
根据这些方面的实施方式可以包括以下特征中的一个或多个。所述粘合剂材料为能注射的粘合剂材料的形式。所述一种或多种亲水聚合物或共聚物选自在干燥状态下吸收水的亲水聚合物或共聚物。所述一种或多种亲水聚合物或共聚物选自聚丙烯酸、聚丙烯酰胺、聚乙烯醇、聚甲基丙烯酸羟乙酯、聚乙二醇、聚氨酯、酪蛋白、白蛋白、明胶、壳聚糖、透明质酸、海藻酸盐、氧化海藻酸盐、纤维素、氧化纤维素、聚乙烯吡咯烷酮、聚苯乙烯磺酸盐、胶原蛋白、海藻酸、果胶，及其组合。所述一种或多种胺偶联基团选自N-羟基琥珀酰亚胺酯、N-羟基磺基琥珀酰亚胺酯、醛、亚氨酸酯、环氧化物、异氰酸酯、邻苯二酚，及其组合。所述一种或多种交联剂选自明胶甲基丙烯酸酯、透明质酸甲基丙烯酸酯、氧化的甲基丙烯酸海藻酸盐、聚己内酯二丙烯酸酯、N,N’-双(丙烯酰)胱胺、N,N’-亚甲基双(丙烯酰胺)、聚乙二醇二丙烯酸酯、聚乙二醇二甲基丙烯酸酯，及其组合。所述疏水基质选自硅油、矿物油、精油、全氟聚醚油、羊毛脂油，及其组合。所述粘合剂材料包括由分散于硅油疏水基质中的(iii)与能生物降解的明胶甲基丙烯酸酯交联的接枝有(ii)N-羟基琥珀酰亚胺酯的(i)聚丙烯酸(PAAc-共-NHS酯)和(i)能生物降解的壳聚糖制成的多个生物粘合剂微粒。所述粘合剂材料为生物相容的。所述粘合剂材料以至少约100J m-2的界面韧性、至少约30kPa的剪切强度和至少约10kPa的拉伸强度进行粘合。所述生物粘合剂微粒中含有通过分子间键形成所述临时交联的羧酸基团，并且所述胺偶联基团与所述表面形成所述共价交联。所述生物粘合剂微粒具有在从约10μm到约200μm范围内的粒径。所述生物粘合剂微粒与所述疏水基质之间的比例在从约1:3到约1:0.5的范围内。所述一种或多种液体为选自血液、唾液、胃肠液、粘液、分泌液(succus)及其组合中的生理体液。所述粘合剂材料为能生物降解的且配置为允许细胞渗透到交联的生物粘合剂微粒中，使位于下面的组织损伤愈合。使位于下面的组织损伤愈合包括组织细胞替换生物降解中的生物粘合剂微粒以使位于下面的组织损伤愈合。
根据另一方面，本发明提供一种用于粘合覆盖在一种或多种液体中的一个或多个组织表面的方法，包括：(a)将粘合剂材料直接施用于所述液体覆盖的一个或多个组织表面，所述粘合剂材料包括：疏水基质；和分散在所述疏水基质中的多个生物粘合剂微粒，所述生物粘合剂微粒包括：(i)一种或多种亲水聚合物或共聚物；(ii)一种或多种胺偶联基团；以及(iii)一种或多种交联剂；(b)向所述粘合剂材料施加在从约1kPa到50kPa范围内的压力；(c)允许所述疏水基质从所述组织表面排斥并清理所述一种或多种液体；(d)允许所述生物粘合剂微粒中的物理键形成基团通过分子间键形成临时交联；和(e)允许所述生物粘合剂微粒中的胺偶联基团与所述组织表面形成共价交联。
根据这些方面的实施方式可以包括以下特征中的一个或多个。施加压力约5秒至约30秒。所述粘合剂材料为能注射的粘合剂材料，并且使用注射器施用粘合剂材料。所述一种或多种亲水聚合物或共聚物选自在干燥状态下吸收水的亲水聚合物或共聚物。所述一种或多种亲水聚合物或共聚物选自聚丙烯酸、聚丙烯酰胺、聚乙烯醇、聚甲基丙烯酸羟乙酯、聚乙二醇、聚氨酯、酪蛋白、白蛋白、明胶、壳聚糖、透明质酸、海藻酸盐、氧化海藻酸盐、纤维素、氧化纤维素、聚乙烯吡咯烷酮、聚苯乙烯磺酸盐、胶原蛋白、海藻酸、果胶，及其组合。所述一种或多种胺偶联基团选自N-羟基琥珀酰亚胺酯、N-羟基磺基琥珀酰亚胺酯、醛、亚氨酸酯、环氧化物、异氰酸酯、邻苯二酚，及其组合。所述一种或多种交联剂选自明胶甲基丙烯酸酯、透明质酸甲基丙烯酸酯、氧化的甲基丙烯酸海藻酸盐、聚己内酯二丙烯酸酯、N,N’-双(丙烯酰)胱胺、N,N’-亚甲基双(丙烯酰胺)、聚乙二醇二丙烯酸酯、聚乙二醇二甲基丙烯酸酯，及其组合。所述疏水基质选自硅油、矿物油、精油、全氟聚醚油、羊毛脂油，及其组合。所述粘合剂材料包括分散于硅油疏水基质中的由(iii)与能生物降解的明胶甲基丙烯酸酯交联的接枝有(ii)N-羟基琥珀酰亚胺酯的(i)聚丙烯酸(PAAc-共-NHS酯)和(i)能生物降解的壳聚糖制成的多个生物粘合剂微粒。所述粘合剂材料以至少约100J m-2的界面韧性、至少约30kPa的剪切强度和至少约10kPa的拉伸强度进行粘合。所述生物粘合剂微粒中的物理键形成基团为通过分子间键形成所述临时交联的羧酸基团。所述生物粘合剂微粒具有在从约10μm到约200μm范围内的粒径。所述的粘合剂材料包括从约1:3到约1:0.5范围内的所述生物粘合剂微粒与所述疏水基质之间的比例。所述一种或多种液体为选自血浆、间质液、淋巴液、脑脊液、胃肠液及其组合中的生理体液。在(a)将粘合剂材料直接施用于所述液体覆盖的一个或多个组织表面之后，并且在(b)施加压力之前，所述方法还包括将背衬材料施加到所述粘合剂材料上，并且(b)施加压力包括经由所述背衬材料向所述粘合剂材料施加压力。所述背衬材料由不粘合于湿表面上的生物相容性材料制成。所述背衬材料由氧化纤维素、硅弹性体、聚氨酯、水凝胶、任何其他不粘合于湿组织上的生物相容性材料及其组合制成。所述一个或多个组织表面可以包括组织损伤，并且所述方法还包括允许细胞渗透到交联的生物粘合剂微粒，使位于下面的组织损伤愈合。
根据另一方面，本发明提供一种使组织损伤愈合的方法，包括(a)将粘合剂材料直接施用于组织损伤，其中所述组织损伤包括一个或多个液体覆盖的组织表面，所述粘合剂材料包括：疏水基质；和分散在所述疏水基质中的多个生物粘合剂微粒，所述生物粘合剂微粒包括：(i)一种或多种亲水聚合物或共聚物，(ii)一种或多种胺偶联基团，以及(iii)一种或多种交联剂；(b)向所述粘合剂材料施加在约1kPa至约50kPa范围内的压力；(c)允许所述疏水基质从所述组织表面排斥并清理所述一种或多种液体；(d)允许所述生物粘合剂微粒中的物理键形成基团通过分子间键形成临时交联；(e)允许所述生物粘合剂微粒中的胺偶联基团与所述组织表面形成共价交联；和(f)允许细胞渗透到所述交联的生物粘合剂微粒中，使位于下面的组织损伤愈合。
根据这些方面的实施方式可以包括以下特征中的一个或多个。所述粘合剂材料是能生物降解的，并且所述细胞替换生物降解中的生物粘合剂微粒以使位于下面的组织损伤愈合。施加压力约5秒至约30秒。所述粘合剂材料为能注射的粘合剂材料，并且使用注射器施用粘合剂材料。所述一种或多种亲水聚合物或共聚物选自在干燥状态下吸收水的亲水聚合物或共聚物。所述一种或多种亲水聚合物或共聚物选自聚丙烯酸、聚丙烯酰胺、聚乙烯醇、聚甲基丙烯酸羟乙酯、聚乙二醇、聚氨酯、酪蛋白、白蛋白、明胶、壳聚糖、透明质酸、海藻酸盐、氧化海藻酸盐、纤维素、氧化纤维素、聚乙烯吡咯烷酮、聚苯乙烯磺酸盐、胶原蛋白、海藻酸、果胶，及其组合。所述一种或多种胺偶联基团选自N-羟基琥珀酰亚胺酯、N-羟基磺基琥珀酰亚胺酯、醛、亚氨酸酯、环氧化物、异氰酸酯、邻苯二酚，及其组合。所述一种或多种交联剂选自明胶甲基丙烯酸酯、透明质酸甲基丙烯酸酯、氧化的甲基丙烯酸海藻酸盐、聚己内酯二丙烯酸酯、N,N’-双(丙烯酰)胱胺、N,N’-亚甲基双(丙烯酰胺)、聚乙二醇二丙烯酸酯、聚乙二醇二甲基丙烯酸酯，及其组合。所述疏水基质选自硅油、矿物油、精油、全氟聚醚油、羊毛脂油，及其组合。所述粘合剂材料包括分散于硅油疏水基质中的由(iii)与能生物降解的明胶甲基丙烯酸酯交联的接枝有(ii)N-羟基琥珀酰亚胺酯的(i)聚丙烯酸(PAAc-共-NHS酯)和(i)能生物降解的壳聚糖制成的多个生物粘合剂微粒。所述粘合剂材料以至少约100Jm-2的界面韧性、至少约30kPa的剪切强度和至少约10kPa的拉伸强度进行粘合。所述生物粘合剂微粒中的物理键形成基团为通过分子间键形成所述临时交联的羧酸基团。所述生物粘合剂微粒具有在从约10μm到约200μm范围内的粒径。所述粘合剂材料包括从约1:3到约1:0.5范围内的所述生物粘合剂微粒与所述疏水基质之间的比例。所述一种或多种液体为选自血浆、间质液、淋巴液、脑脊液、胃肠液及其组合中的生理体液。在(a)将粘合剂材料直接施用于所述液体覆盖的一个或多组织表面之后，并且在(b)施加压力之前，所述方法还包括将背衬材料施加到所述粘合剂材料上，并且(b)施加压力包括经由所述背衬材料向所述粘合剂材料施加压力。所述背衬材料由不粘合于湿表面的生物相容性材料制成。所述背衬材料由氧化纤维素、硅弹性体、聚氨酯、水凝胶、任何其他不粘合于湿组织的生物相容性材料，及其组合制成。
本发明的其他***、方法和特征在阅读以下附图和详细描述后对于本领域普通技术人员来讲将是显而易见的或变得显而易见。旨在将所有这些额外的***、方法和特征包括在本说明书中，落入本发明的范围内并受所附权利要求书保护。
附图说明
包括附图以提供对本发明的进一步理解，将这些附图并入并且它们构成本说明书的一部分。附图中的组件不一定按比例绘制，而是进行了强调以清楚地说明本发明的原理。附图举例说明了本发明的实施方式，并与说明书一起用于解释本发明的原理。
图1A-图1C示意性地示出了根据本发明的一种实施方式的组织粘合剂材料，其中图1A示出了设置在覆盖于体液中的组织上的由干生物粘合剂微粒和疏水油性基质形成的粘合剂材料，图1B-图1C示出了排斥-交联机制，其中粘合剂材料排斥体液(图1B)并通过交联形成牢固的粘合(图1C)，和图1D-图1E用照片图示了注射在血液覆盖的猪皮肤组织上的粘合剂材料(图1D)，通过涂覆明胶的玻璃基板按压(图1E)，和粘合在组织表面上(图1F)，图1D-图1E分别对应于图1A-图1C中的每个图。
图2A-图2D示出了在施加温和压力5秒后，使用根据本发明实施方式的组织粘合剂快速且牢固地粘合两个覆盖有血液的猪心脏组织的照片。
图3A-图3E示出了说明根据本发明的实施方式制备组织粘合剂材料的照片，其中图3A示出了干生物粘合剂的小切块，图3B示出了将干生物粘合剂添加到具有不锈钢球的不锈钢容器中，图3C示出了使用低温球磨机来研磨干生物粘合剂，图3D示出了所得到的干生物粘合剂微粒，以及图3E示出了通过注射器输送的组织粘合剂材料(与疏水基质混合的干生物粘合剂微粒)。
图4示意性地示出了根据本发明的实施方式的组织粘合剂施用的总体过程，其中将粘合剂直接施用于由体液覆盖的组织表面上，随后施加温和压力，致使(i)疏水基质从组织表面排斥并清理体液，同时(ii)生物粘合剂微粒中的物理键形成基团通过分子间键临时交联，随后共价交联，其中溶胀且交联的组织粘合剂材料形成在组织之间提供牢固的粘合的薄层水凝胶。
图5示出了根据本发明的一种实施方式，在施用后5分钟和24小时的由组织粘合剂材料粘合的两个血液覆盖的猪心脏组织的横截面照片。
图6示出了根据本发明的一种实施方式，在施用后30分钟两明胶水凝胶之间的组织粘合剂的溶胀且交联的粘合剂层的共聚焦显微镜图像。
图7图示了在不同低温研磨频率下的干生物粘合剂微粒的大小，箱须对应于上限和下限。线条表示中值，误差条表示上四分位数和下四分位数；N＝3。
图8A-图8J示出了通过在不同研磨频率下低温研磨2分钟的不同的干生物粘合剂微粒粒径的SEM图像(图8A、图8C、图8E、图8G、图8I)，和通过具有2.5mm或1.2mm直径的注射器使用这些不同的组织粘合剂微粒粒径的组织粘合剂的注射性(图8B、图8D、图8F、图8H、图8J)，其中图8A-图8B对应于10Hz和2.5mm直径的注射器，图8C-图8D对应于15Hz和1.2mm直径的注射器，图8E-图8F对应于20Hz和1.2mm直径的注射器，图8F-图8G对应于25Hz和1.2mm直径的注射器，以及图8H-图8I对应于30Hz和1.2mm直径的注射器。
图9A-图9E示出了根据本发明实施方式的具有不同混合比例的组织粘合剂的照片，以及在竖直基底上的注射以说明流动性，其中干生物粘合剂微粒和硅油基质之间的质量比为1:3(图9A)、1:2(图9B)、1:1(图9C)和1:0.5(图9D)。
图10A-图10E示意性地和图解地说明了基质材料在组织粘合剂中的作用，其中图10A示意性地示出了用于拉脱试验(pull-off test)的设置和步骤，图10B图示了在PBS浴中测量的使用无和有疏水基质(硅油)的干生物粘合剂微粒的拉脱力，图10C图示了在猪血浴中测量的使用无和有硅油基质的干生物粘合剂微粒的拉脱力，图10D示意性地说明了组织粘合剂的构造和相应的总表面能，以及图10E图示了在猪血浴中测量的用具有不同粘度(ηm＝5cSt或100cSt)的硅油基质的干生物粘合剂微粒粘合的两个组织之间的拉脱力与施加的压力的关系。垂直虚线表示阈值施加压力。误差条表示SD；N＝5。通过学生t试验确定P值；***p≤0.001。
图11示出了无疏水油性基质的干生物粘合剂微粒的使用，其中渗透的血液使生物粘合剂微粒溶胀并失活，使得在明胶水凝胶和猪主动脉之间没有形成粘合。
图12示出了由根据本发明一种实施方式的组织粘合剂所产生的血液排斥过程，其中，组织表面上的血液被组织粘合剂排斥和清理，并且组织粘合剂在明胶水凝胶和猪主动脉之间形成牢固的粘合。
图13A-图13C示意性地示出了机械试验设置(用于测量粘合性能，其中图13A示出了标准180度剥离试验(ASTM F2256)，图13B示出了基于标准搭接剪切试验(ASTM F2255)的用于剪切强度测量的试验设置，和图13C示出了基于标准拉伸强度试验(ASTM F2258)的用于拉伸强度测量的试验设置，还示出了曲线图和图片结果。
图14A-图14J示出了根据本发明的一种实施方式的组织粘合剂的粘合性能，其中图14A图示了粘合的血液覆盖的猪皮肤组织的界面韧性与按压时间的关系，图14B图示了粘合的血液覆盖的猪皮肤组织的界面韧性与储存时间的关系，图14C用图形的方式比较了该组织粘合剂和各种市售组织粘合剂以及胶在血液覆盖的猪皮肤组织上的粘合性能，图14D用图形的方式比较了用组织粘合剂粘合的血液或粘液覆盖的各种组织之间的界面韧性和剪切以及拉伸强度，和图14E-图14J用照片示出了用组织粘合剂粘合的血液或粘液覆盖的各种组织，在机械试验之前，所有样品都保存在湿环境中。误差条表示SD；N＝3至5。由单因素方差分析(ANOVA)和Tukey多重比较试验确定统计显著性和P值；ns，不显著。
图15A-图15B用照片示出了使用根据本发明一种实施方式的组织粘合剂粘合水凝胶和血液覆盖的猪皮肤(图15A)，并图示了用组织粘合剂粘合的水凝胶和血液覆盖的猪皮肤之间的界面韧性、剪切强度和拉伸强度(图15B)。所有样品在机械试验前均保存在湿环境中。误差条表示SD；N＝4。
图16A-图16B示出了根据本发明的一种实施方式的组织粘合剂的潜在应用，其中图16A示出了通过具有
Figure BDA0003756788970000071
背衬的组织粘合剂即时止血密封出血的离体猪主动脉，以及图16B用图形的方式比较了使用组织粘合剂、缝合线、
Figure BDA0003756788970000072
和Tisseel时血液覆盖的猪主动脉上的破裂压力。误差条表示SD；N＝3。
图17用照片示出了在连续流过用根据本发明的一种实施方式的组织粘合剂密封的离体猪主动脉6小时后用100μm筛网过滤的猪血浴，其中在筛网上没有观察到过滤的生物粘合剂微粒。
图18A-图18K示出了根据本发明实施方式的组织粘合剂的生物相容性，其中图19A示出了在对照培养基(DMEM)、Coseal孵育培养基和本发明组织粘合剂孵育培养基(右下图)中培养24小时后，基于活/死(LIVE/DEAD)分析的大鼠心肌细胞的体外细胞活力。对照(左上图)、Coseal(右上图)和组织粘合剂(左下图)的活/死分析的代表性共聚焦图像。DMEM，达尔伯克(氏)改良伊格尔(氏)培养基，图18B-图18C示出了用苏木精和伊红(H&E)染色的大鼠皮下植入后1天(图18B)、2周(图18C)的Coseal和组织胶的代表性组织学图像。进行了4次独立实验，具有相似的结果，图18C示出了由盲态病理学家评估的炎症程度(0，正常；1，非常轻微；2，轻微；3，严重；4，非常严重)，图18E-图18H示出了大鼠皮下植入1天后的Coseal(图18E)和本发明的组织粘合剂(图18F)、大鼠皮下植入后2周Coseal(图18G)和本发明的组织粘合剂(图18H)的代表性免疫荧光图像(细胞核用4’,6-二脒基-2-苯基吲哚(DAPI，蓝色)染色；绿色荧光分别对应于成纤维细胞(αSMA)、1型胶原蛋白(胶原蛋白-I)、T细胞(CD3)和巨噬细胞(CD68)的表达)，图18I-图18L示出了来自大鼠皮下植入后1天(图18I)、3天(图18K)、1周(图18K)和2周(图18L)的Coseal和组织胶的免疫荧光图像的归一化荧光强度。图18A、图18D、图18I-图18L中的值表示平均值和标准偏差(n＝4个独立样品)。通过双侧学生t-5试验确定统计显著性和p值；ns，不显著；*p≤0.05。
图19A-图19F示出了皮下植入物的组织学和免疫荧光图像，其中图19A-图19B示出了用苏木精和伊红(H&E)染色的大鼠皮下植入后3天(图19A)和1周(图19B)的Coseal和本发明的组织粘合剂的代表性组织学图像，其中进行了4次独立实验，具有相似的结果，图19C-图19F图示了大鼠皮下植入后3天Coseal(图19C)和组织胶(图19D)、大鼠皮下植入后1周的Coseal(图19E)和组织胶(图19F)的免疫荧光图像。细胞核用4’,6-二脒基-2-苯基吲哚(DAPI，蓝色)染色。绿色荧光分别对应于15成纤维细胞(αSMA)、1型胶原蛋白(胶原蛋白-I)、T细胞(CD3)和巨噬细胞(CD68)的表达。
图20A-图20D示出了本发明组织粘合剂的体内降解，其中图20A-图20C示出了用苏木精和伊红(H&E)染色的大鼠皮下植入后2周(图20A)、4周(图20B)和8周(图20C)的组织粘合剂的代表性组织学图像，进行了4次独立实验，具有相似的结果，以及图20D示出了用苏木精和伊红(H&E)染色的大鼠皮下植入后2周的基于明胶的组织粘合剂的代表性组织学图像，其中进行了4次独立实验，具有相似的结果。
图21A-图21I示出了根据本发明实施方式，用本发明的组织粘合剂对肝脏的即时止血密封，其中图21A示出了用组织粘合剂在体内对出血的大鼠肝脏的即时止血密封，图21B示出了用组织粘合剂止血密封后2周的切除的大鼠肝脏，图21C-图21D示出了未经处理(损伤)、Surgicel、Coseal和组织粘合剂对肝脏出血的止血时间(图21C)和止血前的失血量(图21D)，图21E示出了用苏木精和伊红(H&E)染色的止血后2周的未经处理(损伤)的和用Surgicel、Coseal和本发明组织粘合剂形成止血密封的损伤的肝脏的代表性组织学图像，其中进行了4次独立的实验，具有相似的结果，图21F-图21G示出了止血后2周的未经处理(损伤)和具有用Surgicel、Coseal和本发明组织粘合剂形成的止血密封的损伤的肝脏的代表性免疫荧光图像(细胞核用4’,6-二脒基-2-苯基吲哚(DAPI，蓝色)染色，绿色荧光分别对应于T细胞(CD3，图21F)和巨噬细胞(CD68，图21G)的表达)，图21H-图21I示出了来自CD3(图21H)和CD68(图21I)的免疫荧光图像的归一化荧光强度。图21C、图21D、图21H、图21I中的值表示平均值和标准偏差(n＝4个独立样品)。通过双侧学生t试验确定统计显著性和p值；ns，不显著；*p≤15 0.05；**p≤0.01；***p≤0.001。
图22A-图22G示出了根据本发明实施方式，用本发明的组织粘合剂对心脏的即时止血密封，其中图22A示出了用组织粘合剂在体内对出血的大鼠心脏的即时止血密封。22B示出了用组织粘合剂止血密封后2周切除的大鼠肝脏，图22C-图22D示出了未经处理(损伤)、Surgicel、Coseal和本发明的组织粘合剂对心脏出血的止血时间(图22C)和止血前的出血量(图22D)，图22E示出了受伤前、受伤后(2毫米活检穿刺)以及用本发明的组织粘合剂止血密封后的大鼠心脏的心室内血压和心率，图22F-图22G示出了用Masson三色染色的刚止血后(图22F)和止血后2周(图22G)的用本发明组织粘合剂止血密封的损伤的心脏的代表性组织学图像，其中进行了4次独立实验，具有相似的结果。图21C-图22D中的值表示平均值和标准偏差(n＝4个独立样品)。由单因素方差分析(ANOVA)和Tukey多重比较试验确定统计显著性和p值；**p≤0.01；***p≤0.001。
图23A-图23D示出了用市售产品对肝脏的止血密封，其中图23A示出了用Surgicel在体内对出血的大鼠肝脏的止血密封。图23B示出了用Surgicel止血密封后2周切除的大鼠肝脏，图23C示出了用Coseal在体内对出血的大鼠肝脏的止血密封，以及图23D示出了用Coseal止血密封后2周切除的大鼠肝脏。
图24A-图24B示出了用市售产品对心脏的止血密封，其中图24A示出了用Surgicel在体内对出血的大鼠心脏的止血密封，以及图24B示出了用Coseal在体内对出血的大鼠心脏的止血密封。
图25A-图25P图示了对肝脏进行止血密封的动物的血液分析，其中，图25A-图25H示出了健康动物和肝脏止血密封后2周的动物的全血计数(CBC)，其中，白血细胞(WBC，图25A)、中性粒细胞(NE，图25B)、单核细胞(MO，图25C)、淋巴细胞(LYMPH，图25D)、红血细胞(RBC，图25E)、血红蛋白(HGB，图25F)、红细胞比容(HCT，图25G)和血小板(PLT，图25H)，图25I-图25P示出了健康动物和肝脏止血密封2周后的动物的血液化学，其中，碱性磷酸酶(ALP，图25I)、天冬氨酸转氨酶(AST，图25J)、球蛋白(GB，图25K)、血尿素氮(BUN，图25L)、白蛋白(ALB，图25M)、淀粉酶(AMY，图25N)、脂肪酶(LIP，图25O)和葡萄糖(GLU，图25P)。值表示平均值和标准偏差(n＝4个独立样品)。通过双侧学生t-5试验确定统计显著性和p值；ns，不显著；*p≤10 0.05。
图26A-图26P图示了对心脏进行止血密封的动物的血液分析，其中，图26A-图26H示出了健康动物和心脏止血密封后2周的动物的全血计数，其中，白血细胞(WBC，图26A)、中性粒细胞(NE，图26B)、单核细胞(MO，图26C)、淋巴细胞(LYMPH，图26D)、红血细胞(RBC，图26E)、血红蛋白(HGB，图26F)、红细胞比容(HCT，图26G)，以及血小板(PLT，图26H)，图26I-图26P示出了健康动物和心脏止血密封后2周动物的血液化学，其中，碱性磷酸酶(ALP，图26I)、天冬氨酸转氨酶(AST，图26J)、球蛋白(GB，图26K)、血尿素氮(BUN，图26L)、白蛋白(ALB，图26M)、淀粉酶(AMY，图26N)、脂肪酶(LIP，图26O)，和葡萄糖(GLU，图26P)。值表示平均值和标准偏差(n＝4个独立样品)。通过双侧学生t试验确定统计显著性和p值；ns，不显著。
具体实施方式
以下定义用于解释应用于本文公开的实施方式的特征的术语，并且仅意在限定本公开中的元件。
如本文所用，当描述由组织粘合剂形成的粘合时，术语“坚韧的”指至少约100J m-2、120J m-2、140J m-2、160J m-2、180J m-2、200J m-2、220J m-2、240J m-2，至少约250J m-2，至少约260J m-2，至少约270J m-2，至少约280J m-2，至少约290J m-2，并且甚至至少约300J m-2的值的界面韧性。
如本文所用，当描述由组织粘合剂形成的粘合时，术语“强的”指至少约10kPa、至少约20kPa、至少约30kPa、至少约40kPa、至少约50kPa、至少约60kPa和至少约70kPa的剪切强度或拉伸强度。
如本文所用，当描述由组织粘合剂形成的粘合时，术语“牢固的”统指粘合的韧性和强度，包括100J m-2以上的界面韧性、30kPa以上的剪切强度和10kPa以上的拉伸强度的测量结果，并且在优选的实施方式中，包括至少约240Jm-2的界面韧性、至少约70kPa的剪切强度和至少约50kPa的拉伸强度。
如本文所用，当用来描述由组织粘合剂提供的即时/快速粘合时，术语“即时的”和“快速的”指30秒或更少，更优选25秒或更少，更优选20秒或更少，更优选15秒或更少，更优选10秒或更少，更优选9秒或更少，更优选8秒或更少，更优选7秒或更少，更优选6秒或更少，甚至更优选5秒或更少的时间。该时间是从将组织粘合剂施用到组织表面并施加温和压力的瞬间到组织粘合剂内的生物粘合剂微粒与该表面交联形成牢固的粘合的时刻测量的时间。可以通过简单的拉拔试验和目视检查来实验确定粘合的形成，其中粘合的组织在拉拔时不会分离。
如本文所用，当用来描述施加到粘合剂材料的压力时，术语“温和”指不大于50kPa的压力，例如在从约1kPa到约50kPa的范围内。例如，温和压力是指不大于约45kPa、不大于约40kPa、不大于约35kPa、不大于约30kPa、不大于约25kPa、不大于约20kPa、不大于约15kPa、不大于约10kPa、不大于约8kPa、不大于约6kPa、不大于约5kPa、不大于约4kPa、不大于约3kPa、不大于约2kPa和甚至低至约1kPa的压力。根据一个示例性的实施方式，合适的温和压力为约10kPa。
如本文所用，当用来描述将粘合剂材料施用于其上的表面被液体“覆盖”时，术语“覆盖”指部分或全部用液体覆盖的表面。如此，“覆盖”可以包括一种构造，其中整个液体层设置在向其施用粘合剂材料的表面上，使得在施用粘合剂材料时且在排斥液体之前，液体层将整个粘合剂材料与该表面隔开。“覆盖”还可以包括一种构造，其中只有部分(小于100％但大于50％)向其施用粘合剂材料的表面具有设置在其中的液体层，使得粘合剂材料的一个或多个部分通过液体与该表面分离，并且粘合剂材料的一个或多个部分在排斥液体之前与该表面直接接触。
如本文所用，当描述本发明的生物粘合剂微粒时，术语“干”指在使用中低于材料的平衡湿分含量的材料。如此，当使本发明的干生物粘合剂微粒与湿组织或它将粘合到的其他湿的或润湿的(例如，用盐水润湿的)表面处于接触状态时，该材料将从湿的或湿润的表面吸收水、盐水、湿分、间质液和细胞内液。通常，基于干生物粘合剂微粒的总重量，干生物粘合剂微粒具有按重量计小于约50％的液体成分。
如本文所用，术语“体液”指水性生理液体，包括血液、唾液、胃肠液、粘液和分泌液。
如本文所用，术语“湿组织”指含有包括水、盐水、间质液和细胞内液在内的水性介质的生物组织。
如本文所用，当描述干生物粘合剂微粒从与其接触的湿组织表面吸收包括水、盐水、湿分、间质液和细胞内液在内的水性介质的机制时，术语“吸收”指来自湿表面的液体的原子或分子穿过干生物粘合剂微粒的表面并进入干生物粘合剂微粒。
如本文所用，当用来描述干生物粘合剂微粒时，术语“生物粘合剂”指材料在生物组织表面上形成粘合的能力。
如本文所用，当用来描述干生物粘合剂微粒时，术语“微粒”指平均直径不大于约200μm，例如在从约5μm至约200μm范围内的任何值的材料的颗粒形式。例如，术语“微粒”可以指平均直径不大于约180μm、不大于约160μm、不大于约140μm、不大于约120μm、不大于约140μm、不大于约120μm、不大于约100μm、不大于约80μm、不大于约60μm、不大于约40μm、不大于约20μm和不大于约10μm的材料的颗粒形式。然而，根据粘合剂材料的最终用途和其他因素诸如粘合剂材料所需的流变性质，可以适当选择在从约5μm至约200μm范围内的任何粒径。根据示例性实施方式，合适的微粒具有约10μm的大小。
如本文所用，当用来描述由生物粘合剂微粒形成的临时交联时，术语“临时”指生物粘合剂微粒中的物理键形成基团，诸如羧酸基团，通过分子间键形成临时交联，并指从即时临时交联形成的时刻到胺偶联基团诸如NHS酯基团以及伯胺基团与它们自身并与粘合的表面形成稳定共价交联的时刻之间延续的时间范围。
如本文所用，当用来描述干生物粘合剂微粒在与一个或多个湿组织表面接触时的吸收水性介质和溶胀时，“溶胀”通常指由干生物粘合剂微粒引起的尺寸增大。
如本文所用，当用来描述干生物粘合剂微粒时，“能生物降解的”指通过动物体内的内源酶和/或水对活体动物体内的植入材料的部分或全部进行分解和/或随后去除。
本发明总体上提供了一种即使在液体存在的情况下也能够与多种材料形成即时、坚韧和强粘合的粘合剂材料。具体地，即使在液体存在的情况下，该粘合剂材料也能够粘合到各种组织表面并将各种组织表面粘合在一起。这些液体可以包括但不限于水、盐水、湿分和包括血液、唾液、胃肠液、粘液以及分泌液在内的生理体液。
粘合剂材料由其中分散有生物粘合剂微粒的疏水油性基质制成，以便提供排斥-交联机制。当将粘合剂材料施用于覆盖有液体的表面并施加温和压力时，疏水油性基质排斥液体以清理表面，并且生物粘合剂微粒随后互相形成交联并与下面清理的湿组织表面形成交联。在范围广泛的液体覆盖的表面上施加在从约5秒至约30秒范围内的时间段的温和压力(不大于约50kPa，例如在从约1kPa至约50kPa范围内的压力)，粘合剂材料提供了坚韧(即，至少约100J m-2，且甚至高达至少约240J m-2的界面韧性)和强的(即，至少约30kPa，且甚至高达至少约70kPa的剪切强度，和至少约10kPa且甚至高达至少约50kPa的拉伸强度)粘合。如此，本发明的粘合剂材料可具体用在包括紧急创伤情况在内的各种应用中，其中快速和牢固的密封/粘合(例如，严重出血的主动脉的止血密封)是必要的。本发明的粘合剂材料既不需要UV照射来形成粘合，也不需要长时间的稳定压力的施加，因此克服了现有粘合剂材料的局限性。
现在将详细参考本发明的实施方式，它们的实施例示出在附图中。在任何可能的情况下，在附图和说明书中使用相同的附图标记来指代相同或类似的部件。
根据一个方面，本发明提供一种粘合剂材料1包括以下物质的组合：疏水基质2，特别是疏水油性基质，和干生物粘合剂微粒3。干生物粘合剂微粒3均匀地分散在疏水基质2中使得疏水基质2起保护性基质的作用(参见图1A)。在使用之前，优选通过剧烈摇晃搅拌等确保粘合剂材料1为干生物粘合剂微粒3分散在疏水基质2中的均匀混合物。如图1A-图1C所示，当将粘合剂材料1施用到覆盖于液体中的组织表面100(在这种情况下，血液覆盖的猪皮肤组织)并施加温和的压力(如图1E所示，通过涂覆明胶的玻璃基板按压)时，疏水基质2保护干生物粘合剂微粒3免受体液的影响并排斥体液从而清洁表面(图1B)。这允许干生物粘合剂微粒3彼此接触并接触湿组织表面100。如此，本发明的粘合剂材料1提供抗液体性，以实现由液体(例如，水、盐水、湿分、间质液和诸如血液、唾液、胃肠液、粘液和分泌液的体液)覆盖的组织的即时牢固的粘合。
根据本发明一种实施方式，粘合剂1处于包括其中分散有干生物粘合剂微粒3的疏水基质2的能注射的材料的形式(例如，参见图1A、图3E、图4、图8B、图8D、图8F、图8H、图8J)。在施加温和压力(例如，10kPa)时，疏水基质2排斥体液，允许干生物粘合剂微粒3彼此接触并接触清理的湿组织表面(例如，参见图1B、图1E、图4)。随后，干生物粘合剂微粒3彼此交联并与湿组织表面100交联，以在约5秒内形成牢固的粘合而不需要诸如UV照射等额外刺激(例如，参见图1C、图1F、图2)。例如，如图2A-图2D所示，两个猪心脏组织覆盖有血液(图2A)，将本发明的组织粘合剂施用在血液覆盖的组织上(图2B)，之后施加温和压力5秒(图5C)，结果在两个血液覆盖的组织表面之间形成了牢固的粘合(图2D)。
根据一个方面，干生物粘合剂微粒3由干生物粘合剂材料形成，该干生物粘合剂材料包括以下物质的组合：(i)一种或多种亲水聚合物或共聚物，(ii)一种或多种胺偶联基团，和(iii)一种或多种交联剂。
根据本发明的实施方式，(i)亲水聚合物或共聚物选自在干燥状态下吸收水的任何常规亲水聚合物或共聚物。这样的合适的亲水聚合物或共聚物包括但不限于聚丙烯酸、聚丙烯酰胺、聚乙烯醇、聚甲基丙烯酸羟乙酯、聚乙二醇、聚乙烯吡咯烷酮、聚苯乙烯磺酸盐、聚氨酯、酪蛋白、白蛋白、胶原蛋白、明胶、壳聚糖、透明质酸、海藻酸盐、氧化海藻酸盐、果胶、纤维素和氧化纤维素，及其组合。由于本发明的粘合剂材料可以用于多种生物医学应用中，因此本发明中使用的聚合物优选为生物相容的(尽管对于非生物医学应用不必仅使用生物相容的聚合物材料)。
根据本发明的实施方式，所述(i)一种或多种疏水聚合物或共聚物接枝有所述(ii)一种或多种胺偶联基团。合适的胺偶联基团选自常规胺偶联基团，包括但不限于N-羟基琥珀酰亚胺酯、N-羟基磺基琥珀酰亚胺酯、醛、亚氨酸酯、环氧化物、异氰酸酯、邻苯二酚，及其组合。由于本发明的粘合剂材料可用于多种生物医学应用，本发明中使用的胺偶联基团优选为生物相容的(尽管对于非生物医学应用不必仅使用生物相容的胺偶联基团)。胺偶联基团配置为使得所述一种或多种亲水聚合物或共聚物能够与所述一种或多种胺偶联基团接枝，并且使得所述一种或多种胺偶联基团随后与粘合剂材料在其上粘合的表面形成共价交联。
根据本发明的实施方式，亲水聚合物或共聚物优选与选自常规交联剂的(iii)一种或多种交联剂交联。这样的交联剂包括但不限于明胶甲基丙烯酸酯、透明质酸甲基丙烯酸酯、氧化的甲基丙烯酸海藻酸盐、聚己内酯二丙烯酸酯、N,N’-双(丙烯酰)胱胺、N,N’-亚甲基双(丙烯酰胺)、聚乙二醇二丙烯酸酯、聚乙二醇二甲基丙烯酸酯，及其组合。由于本发明的粘合剂材料可以用于多种生物医学应用中，因此本发明中使用的交联剂优选为生物相容的(尽管对于非生物医学应用不必仅使用生物相容的交联剂)。
根据一种优选的实施方式，通过首先由(1)一种或多种亲水聚合物或共聚物，(ii)一种或多种胺偶联基团以及(iii)一种或多种交联剂，和去离子水的组合制成的生物粘合剂材料来制备干生物粘合剂微粒3。根据本发明的一种实施方式，用于制备生物粘合剂材料的各种组分的合适量在以下范围变化，在其刚制备时(干燥前)的形式中，约20w/w％至约55w/w％的(i)一种或多种亲水聚合物，约0.5w/w％至约1.5w/w％的(ii)一种或多种胺偶联基团，以及约0.05w/w％至约0.15w/w％的(iii)一种或多种交联剂，和剩余份的去离子水。
根据一种示例性的实施方式，生物粘合剂材料在其刚制备时(干燥前)的形式中包括约30w/w％的聚丙烯酸、约2w/w％的壳聚糖、约1w/w％的PAAc-NHS酯、约0.1w/w％的明胶甲基丙烯酸酯和剩余份的去离子水。
然后将刚制备的生物粘合剂材料脱水，并对脱水的生物粘合剂材料进行低温研磨，以产生所需平均粒径的干生物粘合剂微粒3。例如，如图3A-图3E所示，首先将干燥的生物粘合剂切成小块(图3A)，然后将干燥的生物粘合剂加入到具有不锈钢球的不锈钢容器中(图3B)，然后通过利用低温球磨机在低温条件下研磨干燥的生物粘合剂(图3C)，以产生干生物粘合剂微粒3(图3D)。然后将这样形成的干生物粘合剂微粒3与所需的疏水基质2以所需的比例混合以制备粘合剂材料1，其被图示为通过注射器注射到血液覆盖的猪心脏上(图3E)。当粘合剂材料1用作组织粘合剂时，疏水基质2为生物相容的基质材料。合适的疏水基质2材料包括但不限于硅油、矿物油、精油、全氟聚醚油，和/或羊毛脂油。
根据一种示例性实施方式，粘合剂材料1包括由与能生物降解的明胶甲基丙烯酸酯交联的接枝有N-羟基琥珀酰亚胺酯的(i)聚丙烯酸(PAAc-共-NHS酯)，和(ii)能生物降解的壳聚糖制成的干生物粘合剂微粒，分散于医用级硅油疏水基质中。
根据本发明的实施方式，可以通过低温研磨条件来控制干生物粘合剂微粒3的平均尺寸。具体地，如图7所说明，将研磨时间固定为2分钟，研磨频率从10Hz至30Hz(具体为10Hz、15Hz、20Hz、25Hz和30Hz)变化。如图7所示，研磨频率越高导致干生物粘合剂微粒平均尺寸越小(在10Hz时为～200μm，在30Hz时为～10μm)。如此，可以根据粘合剂材料1的用途和规格实现生物粘合剂微粒3的所需的平均尺寸。
如图8A-图8J所示，通过将这些生物粘合剂微粒3添加到疏水基质材料2中将所得的低温研磨生物粘合剂微粒3用于制造粘合剂材料1，并且通过注射器的注射证明了所得粘合剂材料1的注射能力。具体地，示出了在10Hz的低温研磨频率下的干生物粘合剂微粒3的SEM图像(图8A)和加压通过具有2.5mm直径的注射器(图8B)的相应的粘合剂材料1、在15Hz的低温研磨频率下的干生物粘合剂微粒的SEM图像(图8C)和加压通过具有1.2mm直径的管口(图8D)的相应的粘合剂材料1、在20Hz的低温研磨频率下的干生物粘合剂微粒的SEM图像(图8E)和加压通过具有1.2mm直径的管口(图8F)的相应的粘合剂材料1、在25Hz的低温研磨频率下的干生物粘合剂微粒的SEM图像(图8G)和加压通过具有1.2mm直径的管口(图8H)的相应的粘合剂材料1，以及在30Hz的低温研磨频率下干生物粘合剂微粒的SEM图像(图8I)和加压通过具有1.2mm直径的管口(图8J)的相应的粘合剂材料1。对于所有粘合剂材料1，所有情况下的低温研磨时间均为2分钟，并且将相同的疏水基质材料2用于所有粘合剂材料1。
根据本发明的实施方式，通过控制干生物粘合剂微粒2和疏水基质2之间的混合比例来调整粘合剂材料1的流变性质(即，流动行为、粘度、剪切屈服应力)。如图8B、图8D、图8F、图8H、图8J和图9A-图9E所证明，粘合材料1在从粘性流体到稳定的触变性糊状物的范围内。为了可视化粘合剂材料1的流动性，拍摄具有不同混合比的粘合剂材料1，其中将干生物粘合剂微粒3和疏水硅油基质2之间的质量比设定为1:3(图9A)、1:2(图9B)、1:1(图9C)，和1:0.5(图9D)。在图9E中拍摄了当被注射在竖直基底上时的混合比为1:1、1:2和1:3的粘合剂材料1以进一步证明流动性。
形成干生物粘合剂微粒3并将其分散在疏水基质2中，以便当如本文所述使用时在所需表面上和/或它们自身之间形成即时强粘合。例如，如图4中示意性所示，粘合剂材料1可以直接施用在所需的液体覆盖的表面(例如，由体液覆盖的组织表面)上而不需要任何其他准备或清理过程(图4，步骤1-2)。施加温和压力后，(图4，步骤3-4)疏水基质从组织表面排斥并清理体液(在这种情况下，粘合剂材料设置在覆盖在体液中的两个组织表面之间)。同时，生物粘合剂微粒中的物理键形成基团诸如羧酸基团通过分子间键形成临时交联(图4，步骤5)，随后通过胺偶联基团诸如NHS酯基团以及伯胺基团与它们自身并与清理的湿组织表面形成稳定的共价交联(图4，步骤6)。在粘合到湿组织表面上/在湿组织表面之间粘合后，溶胀的和交联的粘合剂材料形成了一薄层水凝胶，它在组织之间提供了牢固的粘合(图4，步骤7)。
由本发明的粘合剂材料1粘合的两个血液覆盖的猪心脏组织的横截面照片如图5所示，左边的照片示出了施用后5分钟时的粘合，右边的照片示出了施用后24小时的粘合(在整个实验过程中将样品保持在湿环境中)。如图6所示，共聚焦显微镜图像示出了在施用后30分钟在两种明胶水凝胶之间的粘合剂材料的溶胀和交联粘合层。具体地，如本文所述，粘合剂材料为当与湿组织表面接触时从湿生物组织吸收水性介质的干生物粘合剂微粒的形式，导致干生物粘合剂微粒溶胀。这种水性介质的吸收和干生物粘合剂微粒的溶胀提供了粘合剂材料和湿表面之间的即时临时交联，并进一步允许粘合剂材料和湿表面之间随后快速的共价偶联或交联。
为了证明粘合剂材料1组分在组织粘合中的结构和功能，使用图10A所示的拉脱试验的设置和步骤进行了拉脱试验，其中猪心脏组织被粘合的表面面积为1cm2。测试了由无和有疏水硅油基质的干生物粘合剂微粒3粘合的猪心脏组织之间的拉脱力。在无和有疏水硅油基质2的干生物粘合剂微粒3之间，在磷酸盐缓冲盐水(PBS)浴中进行的拉脱试验结果显示出类似的高拉脱力(p＝0.48)(图10B)。这些结果表明，在没有体液的情况下，干生物粘合剂微粒能单独在湿组织之间提供即时强粘合。在另一方面，在猪血浴中进行的拉脱试验显示，与硅油基质混合的干生物粘合剂微粒拉脱力较高，而无硅油基质的干生物粘合剂微粒导致了明显较低的拉脱力(图10C)。
为了说明在对组织表面的粘合中施加压力的作用和硅油基质的性质，测试了在不同的施压压力以及硅油基质的粘度下，由本发明粘合剂材料粘合的猪心脏组织之间的拉脱力(图10E)。如图所示，随着施加压力的增加，拉脱力首先增加，然后在超过一定的施加压力阈值(例如，对于具有5cSt运动粘度的硅油为10kPa)后达到稳定。此外，具有较高粘度的硅油显示出较高的施加压力阈值(例如，对于具有100cSt运动粘度的硅油为16kPa)，这与文献(é.Guazzelli,O.Pouliquen,Rheology of dense granular suspensions.Journal ofFluid Mechanics 852,(2018))中的颗粒悬浮理论一致。
进一步地，如图10D所示，利用以下三种构造的总表面能证明了疏水基质2作为干生物粘合剂微粒3抵御在组织表面上的体液的保护性基质的作用：i)构造1，其中干生物粘合剂微粒完全被硅油润湿，而体液层在硅油正下方(受保护状态，E1)；ii)构造2，其中干生物粘合剂微粒完全被体液润湿，而硅油层在体液正下方(未受保护状态，E2)；和iii)构造2，其中干生物粘合剂微粒完全被硅油润湿，而没有体液(排斥状态，E3)。为确保用硅油基质大力地稳定保护干生物粘合剂微粒和排斥体液，应满足ΔEA＝E2-E1＞0和ΔEB＝31-E3＞0，可以表示为：
R(γ油/空气cosθ油/ad-γbf/空气cosθbf/ad)+γbf/空气cosθbf/组织-γ油/空气cosθ油/组织＞0 (1)
γ油/bf+γ油/空气cosθ油/组织-γbf/空气cosθbf/组织＞0 (2)
其中R为表示干生物粘合剂微粒实际和投影表面面积之比的粗糙因子，γA/B表示A和B之间的界面能，并且θA/B表示A在B上的接触角(脚注“ad”表示生物粘合剂微粒；“bf”表示体液)。请注意，基于具有相同直径的紧密放置的球形颗粒的一阶近似，我们将粘合剂材料中干生物粘合剂微粒的R取为π。通过在方程式(1-2)中***相应的值(R＝π,γ油/空气＝20.9mN m-1,γbf/空气＝72.0mN m-1,γ油/bf＝40mN m-1,θ油/ad＝4.5°,θbf/ad＝96°,θ油/组织＝4.2°,θbf/组织＝84°)，显然，粘合剂材料满足了这些不等式。因此，硅油基质保护干生物粘合剂微粒免受体液影响并从组织表面排斥体液，证明了本发明的粘合剂材料的设计和机制。
因此，在没有保护性疏水基质2的情况下，体液可以容易地渗透到干生物粘合剂微粒3中并与之相互作用，阻止在微粒之间和/或与组织表面形成牢固的粘合。这些结果表明，本发明的粘合剂材料1的疏水基质2在体液存在的情况下有效地保护和保存了干生物粘合剂微粒3。具体地，如图11中所示，(i)将血液覆盖的明胶水凝胶放置在覆盖有无疏水基质的干生物粘合剂微粒的层的猪主动脉的顶部，然后(ii)将血液覆盖的明胶水凝胶按压在该组织上，(iii)血液开始渗透到生物粘合剂微粒中，(iv-v)渗透的血液使生物粘合剂微粒溶胀并失活，并且(vi)明胶水凝胶与猪主动脉之间没有由干生物粘合剂微粒形成的粘合。
另一方面，图12证明了利用本发明的粘合剂材料的血液排斥过程，该粘合剂材料含有分散在疏水基质2中的干生物粘合剂微粒3。如图所示，(i)将血液覆盖的明胶水凝胶放置在覆盖有本发明粘合剂材料的层的猪主动脉的顶部，然后(ii)将血液覆盖的明胶水凝胶按压在该组织上，(iii)血液开始被粘合剂材料排斥，(iv)该组织表面上的血液被粘合剂材料从该组织表面清理，并且(v)粘合剂材料在明胶水凝胶和被清理的猪主动脉之间形成牢固的粘合。具体地，在施加温和压力后，粘合剂材料1中的干生物粘合剂微粒3变得紧密压实并形成不可流动的堵塞粘合剂层。在此压实过程中，将疏水基质2推出粘合剂材料1，从组织表面排斥和清理体液(图12)。因此，施加的压力和硅油基质的疏水性允许通过生物粘合剂微粒3形成粘合剂材料的粘合。
为了进一步评价粘合剂材料1的粘合性能，进行了三种不同类型的机械试验以测量：(i)界面韧性，使用基于标准180度剥离试验(ASTM F2256)的试验设置(图13A)、(i)剪切强度，使用基于标准搭接剪切试验(ASTM F2255)的试验设置(图13B)，和拉伸强度，使用基于标准拉伸强度试验(ASTM F2258)的试验设置(图13C)。然后，通过绘制粘合的血液覆盖的猪皮肤组织的界面韧性与按压时间的图(图14A)，并通过绘制粘合的血液覆盖的猪皮肤组织的界面韧性与储存时间的图(图14B)，图示了粘合剂材料1的粘合性能。本发明的粘合剂材料1被证明形成了牢固的粘合，在接触和施加温和压力小于5s时在血液覆盖的猪皮肤组织之间具有超过240J m-2的界面韧性，证明了快速的抗体液的粘合能力(图14A)。由粘合剂材料1粘合的组织在初始按压后储存48小时也没有显示出在测量的界面韧性方面的明显劣化(P＝0.78)(图14B)。此外，本发明的粘合剂材料1和各种市售的组织粘合剂以及胶在血液覆盖的猪皮肤组织上的粘合性能之间的对比(图14C)表明，与现有的市售组织粘合剂以及胶相比，本发明的粘合剂材料1具有优越的粘合性能，上述现有的市售组织粘合剂以及胶包括基于明胶的止血密封剂(例如，
Figure BDA0003756788970000161
)、基于纤维蛋白的止血密封剂(例如，Tisseel，
Figure BDA0003756788970000162
)、基于白蛋白的粘合剂(例如，
Figure BDA0003756788970000163
)、基于PEG的粘合剂(例如，Coseal)和氰基丙烯酸酯粘合剂
Figure BDA0003756788970000164
如图14C所示，这些市售的组织粘合剂和胶在血液覆盖的猪皮肤组织上表现出相对较慢(长于1分钟)的粘合形成和有限的粘合性能(低于30Jm-2的界面韧性和低于20kPa的剪切/拉伸强度)。相比之下，本发明的粘合剂材料1在小于5s内显示出具有240J m-2以上的界面韧性、70kPa以上的剪切强度和50kPa以上的牢固的粘合，显著优于市售组织粘合剂和胶。
如图14D-图14E和图15所证明，本发明的粘合剂材料适用于范围广泛的体液覆盖的组织和水凝胶，以在小于5s内形成具有高界面韧性(对于皮肤240J m-2以上，对于主动脉150J m-2以上，对于心脏140J m-2以上，对于肌肉330J m-2以上，且对于覆盖有血液的水凝胶170J m-2以上；对于胃120J m-2以上并且对于覆盖有粘液和胃液的小肠100J m-2以上)、高剪切和拉伸强度(对于皮肤70kPa以上，对于主动脉55kPa以上，对于心脏45kPa以上，对于肌肉50kPa以上，且对于覆盖有血液的水凝胶45kPa以上；对于胃30kPa以上并且对于覆盖有粘液和胃液的小肠35kPa以上)的牢固粘合。
粘合剂材料1具有在由体液覆盖的组织和器官上形成即时的强粘合的独特能力，不需要额外的设备(例如，UV)，也不需要在施用粘合剂材料1之前首先清理表面液体，这为各种临床和生物医学应用提供了好处。为探索粘合剂材料的潜在应用，使用粘合剂材料1研究了离体猪主动脉模型和体内大鼠心脏模型的止血密封。如图16A所示，粘合剂材料1与市售的氧化纤维素背衬(
Figure BDA0003756788970000171
2.5cm×2.5cm大小)相结合，在小于5s内形成了出血猪主动脉(3mm孔；血液流动压力为150mmHg)的牢固的止血密封。由粘合剂材料1密封的主动脉在连续血液流下保持粘合并在粘合剂材料1的初始按压后6小时内经受超生理压力(250mmHg)而无渗漏。此外，从出血的猪主动脉收集血液，并在试验(闭环流动6小时)后用筛网(100μm的筛目大小)过滤。如图17所示，在筛网上没有观察到生物粘和剂微粒，证明了由粘合剂材料1形成的止血密封对潜在的栓塞风险的稳健性。为了定量评价使用粘合剂材料1形成的止血密封的强度，通过使用猪主动脉组织测量了粘合剂材料1的破裂压力(ASTMF2392-04)(图16C)。粘合剂材料1显示出超过350mmHg的高破裂压力，显著超过人体内的正常收缩动脉血压(～120mmHg)以及缝合线和市售止血密封剂(例如
Figure BDA0003756788970000172
和Tisseel)的性能。
需要注意的是，在本实施例中引入氧化纤维素背衬材料以为注射的粘合剂材料1提供非组织粘合剂覆盖物。在本实施例中，以能注射的糊状或胶状材料的形式在目标组织部位提供粘合剂材料1，并且随后将背衬放置于设置的粘合剂材料1的顶部以便于将其按压在目标生物组织上。类似地，背衬材料也可用于其他粘合剂材料1设置方法，诸如涂覆或以其他方式将粘合剂材料1分布到组织部位上。可以以类似的方式适当地使用各种其他背衬材料组合物。合适的背衬材料组合物包括氧化纤维素、硅弹性体、聚氨酯、水凝胶、任何其他不粘合于湿组织的生物相容的材料，及其组合。在其中粘合剂材料1放置在两个表面(例如两个组织表面)之间并夹在其间以将表面粘合在一起的实施方式中，背衬材料不是必需的。
粘合剂材料因此提供了在由液体覆盖的表面，诸如组织和器官上形成即时强粘合的独特能力，而不需要预清理表面、使用额外的设备(例如，UV)和/或施加长时间的稳定压力以形成粘合。如此，粘合剂材料可有益于用于各种临床和生物医学应用中。粘合剂材料能够快速地、精确地和牢固地粘合在由液体覆盖的表面上的能力，进一步解决了对在现场治疗创伤性、危及生命的组织和器官损伤的需求，这些在本质上高度地时间敏感和复杂。由粘合剂材料提供的独特能力解决了现有组织粘合剂中的一系列长期挑战，并可为组织工程、药物递送和生物集成器件的未来发展提供新的机会。湿粘合的新的排斥-交联机制会进一步启发在湿和水下环境中的未来粘合剂的设计。
实验数据
材料
除另有提及外，所有化学品均从Sigma-Aldrich获得且未经进一步提纯即使用。为了制备干生物粘合剂，使用了丙烯酸、明胶甲基丙烯酸酯(gelMA；A型，膨胀系数90-100，来自60％取代的猪皮)、丙烯酸N-羟基琥珀酰亚胺酯(AAc-NHS酯)、α-酮戊二酸和壳聚糖(75-85％脱乙酰的)。对于干生物粘合剂微粒的基质，使用不同粘度(5cSt和100cSt)的硅油。为了粘合剂材料的可视化，将FITC-壳聚糖(KITO-8，
Figure BDA0003756788970000181
)用于共焦显微镜图像。为了制备水凝胶，使用了丙烯酰胺、明胶(来自猪皮，A型，膨胀系数300)、gelMA和Irgacure2959。猪血购自Lampire Biological Laboratories,Inc.。用于离体实验的所有猪组织均购自研究级猪组织的供应商(Sierra Medical Inc.)。
方法
抗体液粘合剂材料的制备。为制备生物粘合剂，将30w/w％的丙烯酸、2w/w％的壳聚糖、1w/w％的AAc-NHS酯、0.1w/w％的gelMA和0.5w/w％的α-酮戊二酸酸溶解在去离子水中。然后用0.4μm无菌针式过滤器过滤混合物并倒在具有500μm间隔板的玻璃模具上。生物粘合剂在UV室(284nm，10W功率)中固化60分钟，并在氮气流下完全干燥24小时。将干生物粘合剂剂密封在塑料袋中并在使用前储存在-20℃。为有助于用于共聚焦显微镜图像的粘合剂材料的可视化，在固化前还向前驱体溶液中添加了0.2w/w％的FITC-壳聚糖。
为制备干生物粘合剂微粒，将干生物粘合剂切成小块并加入低温研磨机(CryoMill，Retsch)的容器中，然后进行低温研磨过程(30Hz频率，2分钟)。通过彻底混合干生物粘合剂微粒和硅油基质制备粘合剂材料。将制备的粘合剂材料密封在装有干燥剂(硅胶包)的塑料袋中，并在使用前储存在-20℃下。除非另有说明，否则使用具有5cSt的粘度的硅油和干生物粘合剂微粒与硅油之间的1:1的质量比(相当于体积分数＝0.4)。
机械试验。对于在机械试验前储存超过10min的组织样品，用大量0.01w/v％叠氮化钠溶液(在PBS中)喷雾剂覆盖样品并密封在塑料袋中，以防止组织的降解和脱水。除非另有说明，所有组织和水凝胶在用体液(血液或胃液)覆盖后用粘合剂材料粘合，然后按压5秒(具有通过机械试验机施加的10kPa压力或同等重量)。除非另有说明，对粘合样品的所有机械测试都是在初始按压后6小时进行的，以确保粘合的粘合剂材料在湿生理环境中的平衡溶胀。市售组织粘合剂和胶的施用遵循为每种产品提供的手册。
对于拉脱试验，以1cm2的表面面积和5mm的厚度切割猪心脏组织。在一边，通过使用氰基丙烯酸酯胶(Krazy GlueTM)将猪心脏组织粘合到装满PBS或猪血浴的玻璃容器中。在另一边，通过使用氰基丙烯酸酯胶将猪心脏组织粘合到铝夹具上，并且用没有或具有不同粘度(5cSt或100cSt)的硅油基质的干生物粘合剂微粒覆盖该组织的表面。通过使用机械试验机(2.5kN负荷传感器，Zwick/Roell Z2.5)以不同的压力将粘合剂覆盖的猪心脏组织压靠在浸没在浴中的组织上5秒。然后通过提升铝夹具来拉动粘合的组织并测量最大拉伸力作为拉脱力。
为测量界面韧性，制备了宽度为2.5cm的粘合的样品，并利用机械试验机通过标准180度剥离试验(ASTM F2256)进行了试验。以50mm min-1的恒定剥离速度进行所有的试验。随着剥离过程进入稳态，测量的力达到稳定。以将两倍的稳定力(对于180度剥离试验)除以组织样品的宽度来确定的界面韧性(图13A)。使用氰基丙烯酸酯胶，将聚甲基丙烯酸甲酯膜(50μm厚度，Goodfellow)用作组织和水凝胶的刚性背衬。
为了测量剪切强度，制备了具有宽2.5cm且长1cm的粘合面积的粘合的样品，并用机械试验机，通过标准搭接剪切试验(ASTM F2255)进行了测试(图13B)。以50mm min-1的恒定拉伸速度进行所有的试验。以最大的力除以粘合面积确定剪切强度。使用氰基丙烯酸酯胶，将聚甲基丙烯酸甲酯膜用作组织和水凝胶的刚性背衬。
为了测量拉伸强度，制备了具有宽2.5cm且长2.5cm的粘合面积的粘合的样品，并用机械试验机，通过标准拉伸试验(ASTM F2258)进行了测试(图13C)。以50mm min-1的恒定拉伸速度进行所有的试验。以最大的力除以粘合面积确定拉伸强度。使用氰基丙烯酸酯胶，应用铝夹具以为拉伸试验提供抓握。
水凝胶的制备。为制备用于粘合试验的水凝胶，将20w/w％丙烯酰胺、10w/w％明胶、0.2w/w％gelMA和0.2w/w％Irgacure 2959溶解于去离子水中。然后用0.4μm无菌针式过滤器过滤混合物并倒在具有3mm间隔板的玻璃模具上。在UV室(284nm，10W功率)中固化水凝胶60min。
显微镜成像。通过使用SEM设备(JSM-6010LA，JEOL)拍摄低温研磨的干生物粘合剂微粒的扫描电子显微镜(SEM)图像，使用5nm金溅射以增强图像对比度。用立式共聚焦显微镜(SP8，Leica)获得了粘合剂材料的共聚焦显微镜图像，对于FITC用490nm的激发波长。
接触角测量。将干生物粘合剂或猪皮肤组织粘接在玻璃基板上，并且通过使用接触角仪(Ramé-Hart)测量硅油和猪血的接触角。在室温(23-26℃)和35％的相对湿度下进行了接触角测量。
离体试验。所有离体实验都经麻省理工学院的动物护理委员会审查并批准。对于出血的主动脉的止血密封，通过硅胶管将猪主动脉与猪血浴以及泵连接，以产生在150mmHg压力下的闭环血流(图16A)。用活检穿孔器(Dynarex)在猪主动脉上开3mm直径的孔。为了形成止血密封，将1mL的粘合剂材料注射到一种具有宽2.5cm且长2.5cm的面积的市售可降解的外科纱布(
Figure BDA0003756788970000191
Ethicon)上，并且然后轻轻压到穿刺孔上5s。在连续血液流下将密封的猪主动脉在室温下保持6小时，以监测由粘合剂材料制成的止血密封。在猪主动脉上喷洒0.01w/v％的叠氮化钠溶液(在PBS中)以避免组织脱水和降解。在试验后，使用100μm的筛网过滤血浴，以检查在血液中自由漂浮的生物粘合剂微粒的存在。
为了测量破裂压力，制备了具有宽2.5cm和长2.5cm的面积的猪主动脉，并用标准破裂压力试验(ASTM F2392-04)进行试验(图16B)。通过使用活检穿孔器(Dynarex)在猪主动脉上引入了3mm的孔。将穿刺的猪主动脉用猪血覆盖，并使用各种粘合剂(具有
Figure BDA0003756788970000201
背衬的粘合剂材料、缝合线(Ethicon4-0vicryl)、
Figure BDA0003756788970000202
和Tisseel)密封。密封30min后，使用注射泵以2ml/min的流速泵送PBS，对密封的猪主动脉施加压力。使用压力计(Omega)记录最大压力作为破裂压力。
生物相容性和生物降解性
为了评价该组织胶的生物相容性和生物降解性，基于大鼠模型进行了体外和体内表征(图18A-图18L)。在24小时的培养后，用该组织胶调节的细胞培养基(DMEM)与对照(原始DMEM)相比显示出类似的大鼠心肌细胞的体外细胞毒性(图18A)。基于大鼠模型中的背部皮下植入在从1天到2周的不同时间点评估该组织胶的体内生物相容性(图18B-图18C和图19A-图19B)。由盲态病理学家进行的组织学评估证明，该组织胶在所有时间点引发了与市售美国食品和药品监督管理局(FDA)批准的组织粘合剂Coseal类似的非常轻微至轻微的炎症(对于一天p＝0.39，对于三天p＝0.54，对于一周p＝0.67，对于2周p＝0.21，图18D)。为进一步探究该组织胶的体内生物相容性，对与炎症和异物反应相关的成纤维细胞(αSMA)、1型胶原蛋白(胶原蛋白Ⅰ)、T细胞(CD3)和巨噬细胞(CD68)的各种标记物进行了免疫荧光染色(图18E-图18H和图19C-图19F)。归一化免疫荧光强度分析证明，对于所有时间点，与Coseal相比，该组织胶在αSMA、胶原蛋白I、CD3和CD68的表达方面没有诱导明显差异(图18I-图18L)。值得注意的是，组织胶在较长时间的植入期间通过巨噬细胞的再吸收而表现出了逐渐的生物降解(图20A-图20C)，并可通过使用更快降解的材料，诸如明胶来替换生物粘合剂微粒中的壳聚糖来加快生物降解的速度(图20D)。
生物相容性和生物降解性评价的方法
体外生物相容性评价。使用用于细胞培养的组织胶调节的培养基进行体外生物相容性试验。为了制备组织胶调节的或Coseal调节的培养基，将0.5ml组织胶或Coseal在10mL补充了10v/v％胎牛血清(FBS)和100U ml-1盘尼西林-链霉素的DMEM中于37℃孵育24h。将未孵育组织胶的补充的DMEM用作对照。将大鼠胚胎心肌细胞(H9c2(2-1)，ATCC)以0.5×105个细胞的密度(每组n＝4)接种在共聚焦培养皿(20mm直径)中。然后用组织胶调节的培养基处理细胞并于37℃在5％CO2中孵育24小时。通过用于哺乳动物细胞的活/死活力/细胞毒性试剂盒(LIVE/DEAD viability/cytotoxicity kit)(Thermo Fisher Scientificial)确定细胞活力。使用激光共聚焦显微镜(SP 8，Leica)分别以在495nm/515nm处、在495nm/635nm处的激发/发射对活细胞和死细胞成像。通过使用ImageJ(版本2.1.0)计算活(绿荧光)和死(红荧光)细胞的数目计算细胞活力。
体内生物相容性和生物降解性评价。所有动物手术都经麻省理工学院的动物护理委员会审查并批准。所有体内研究均使用雌性Sprague Dawley大鼠(225-250g，查尔斯河实验室)。
在植入前，用无菌技术制备组织胶，并在UV光下进一步灭菌3h。对于在背部皮下空间中的植入，在麻醉室中使用异氟烷(氧气中1-2％的异氟烷)麻醉大鼠。使用鼻罩保持麻醉。除去了背部的毛发，并且在手术期间将动物放置于加热垫上。每个植入物通过1-2cm的皮肤切口进入在动物背部中心的皮下空间。为了为植入物的放置创造空间，从切口到动物肩胛骨进行钝性分离。将0.5ml组织胶(对于每个端点n＝4)或相当体积的市售组织粘合剂(Coseal，对于每个端点n＝4)放置在于切口上方创造的皮下袋中。使用间断缝合线(4-0Vicryl，Ethicon)闭合切口，并皮下地注射3-6ml盐水。每只动物最多放置四个植入物，确保各创造的皮下袋之间没有重叠。于植入后1天、3天、1周或2周，通过CO2吸入使动物安乐死。切除感兴趣的皮下区域，并在10％***中固定24h，用于组织学和免疫荧光分析。
即时止血组织密封。
本发明组织粘合剂的在血液覆盖的组织上形成即时牢固的粘合的独特能力可有利于临床和生物医学应用中各种组织的快速且不依赖凝血的止血密封。为了定量评价组织胶的体内止血密封能力，基于大鼠肝脏的和心脏的止血模型测量了止血时间和止血前的失血量(图21和图22)。与损伤组(不止血)和市售止血剂Surgicel和Coseal相比(图23和图24)，组织粘合剂显示可在5秒内实现对出血的肝脏(直径5mm，深度2mm的损伤)和心脏(直径2mm的心室壁的损伤)止血密封(图21A和图22A)，给出了明显更少的止血时间(图21C和图22C)和止血前的失血量(图21D和图22D)。值得注意的是，损伤组、Surgicel组和Coseal组由于高压和心室损伤导致的大量出血不能形成心脏的止血密封(图22C-图22D和图24)，而本发明的组织粘合剂在5秒内形成心室损伤的即时止血密封，止血后立即恢复正常的心室血压(图22E)。
本发明的组织粘合剂经证明在最初止血施用后2周在受伤的肝脏和心脏上保持密封(图21B和图22B)。此外，密封的肝脏和心脏组织的组织学分析表明，组织粘合剂允许细胞渗透到交联的生物粘合剂微粒中，使位于下面的损伤愈合(图21E和图22F-图22G)。炎症性和异物反应性标记物(对于T细胞CD320；对于巨噬细胞CD68)的免疫荧光分析表明，本发明的组织粘合剂诱导的CD3和CD68的表达与Coseal相当并且明显低于Surgicel(图22F-I)。此外，止血密封后2周的动物的全血计数(CBC)和血液化学分析表明，与健康动物相比，组织粘合剂在炎症相关血细胞和器官特异性疾病的标记物方面没有显示出显著差异(图25和26)。
体内肝脏的止血密封。为了肝损伤的止血密封，在麻醉室中使用异氟烷(氧气中1-3％的异氟烷)麻醉动物。除去了腹部的毛发，并且在手术期间将动物放置于加热垫上。通过剖腹手术暴露出肝脏。使用活检穿孔器(Dynarex)对心脏造成直径5mm且深度2mm的损伤。为了形成止血密封，将0.5ml的组织胶注射到出血部位上，并且然后用外科抹刀轻轻地压到穿刺孔上5秒(n＝4)。对于市售产品，使用了长20mm且宽20mm大小的Surgicel(Ethicon)(n＝4)或2ml的Coseal(Baxter)(n＝4)。对于损伤组，不进行止血(n＝4)。记录了每组止血前的失血量及止血时间。确认止血密封后，使用间断缝合线(4-0Vicryl，Ethicon)闭合切口，并皮下注射3-6ml盐水。植入后2周，收集血液用于血液分析，并通过CO2吸入使动物安乐死。切除具有植入物的肝脏，并在10％***中固定24小时，用于组织学和免疫荧光分析。
体内心脏的止血密封。为了全厚度心室损伤的止血密封，在麻醉室中使用异氟烷(氧气中1-3％的异氟烷)麻醉动物。除去了胸部的毛发。进行气管插管，将动物连接到机械呼吸机(Model 683，Harvard Apparatus)上，并在手术期间放置在加热垫上。通过胸廓切开术暴露心脏，并用细镊子取出心包。为了测量心室内血压，通过心尖棒将压力-20容量(PV)导管(SPR-838，Millar)***左心室(LV)以在试验期间监测LV的血压。使用活检穿孔器(Dynarex)对左或右心室壁造成直径2mm的损伤。为了形成止血密封，将0.25ml的本发明的组织粘合剂注射到出血部位上，并且然后用外科抹刀轻轻地压到穿刺孔上5秒(n＝5)。对于市售产品，使用了长20mm且宽20mm大小的Surgicel 25(Ethicon)(n＝4)或2ml的Coseal(Baxter)(n＝4)。对于损伤组，不进行止血(n＝4)。对于每组，在长达300秒的时间段内记录止血前的失血量和止血时间。确认止血密封后，使用间断缝合线(4-0Vicryl，Ethicon)闭合切口，并皮下注射3-6ml盐水。对于直到300秒仍未能形成止血的组，通过放血使动物安乐死。植入2周后，收集血液用于血液分析，并通过CO2吸入使动物安乐死。切除具有植入物的心脏，并在10％***中固定24小时，用于组织学和免疫荧光分析。
免疫荧光分析。在对收集的组织进行免疫荧光染色后，分析靶蛋白(αSMA、胶原蛋白I、CD68、CD3)的表达。在免疫荧光分析前，把石蜡包埋固定组织切成片并制备成切片。将切片脱蜡并再水合到去离子水。用蒸汽法进行抗原修复，在此期间，切片在IHC-Tek抗原表位修复液(IW-1100)中蒸35分钟，并且然后冷却20分钟。然后将切片在3次更换的PBS中洗涤，每次循环持续5分钟。洗涤后，将切片在IHC-Tek抗体稀释液稀释的一级抗体(对于成纤维细胞1:200小鼠抗-αSMA(ab7817，Abcam)、对于巨噬细胞1:200小鼠抗-CD68(ab201340，Abcam)、对于T细胞1:100兔抗-CD3(ab5690，Abcam)、对于胶原蛋白1:200兔抗-胶原蛋白-I(ab21286，Abcam))中室温孵育1h。然后将切片在PBS中洗涤三次，并用Alexa Fluor 488标记的抗-兔或抗-鼠二次抗体(1:200，Jackson Immunoresearch)孵育30分钟。将切片在PBS中洗涤，然后用碘化丙啶溶液复染20分钟。为了图像采集，使用激光共聚焦显微镜(SP 8，Leica)。使用ImageJ(版本2.1.0)对表达的抗体的荧光强度进行量化。将所有图像转换为8位二值图像，并用归一化分析计算荧光强度。所有分析都是在对实验条件不知情的情况下进行的。

Claims (36)

1.一种粘合剂材料，用于粘合一种或多种液体覆盖的表面，包括：
疏水基质；和
分散在所述疏水基质中的多个生物粘合剂微粒，所述生物粘合剂微粒包括：
(i)一种或多种亲水聚合物或共聚物，
(ii)一种或多种胺偶联基团，以及
(iii)一种或多种交联剂，
所述疏水基质在分散的生物粘合剂微粒周围形成保护所述生物粘合剂微粒不受所述液体影响的保护性基质，其中，直接在所述液体覆盖的表面上设置所述粘合剂材料并对所述粘合剂材料施加压力致使(a)所述疏水基质排斥所述液体，(b)所述生物粘合剂颗粒压缩形成粘合剂层，和(c)所述生物粘合剂颗粒形成临时交联，随后与所述表面共价交联。
2.根据权利要求1所述的粘合剂材料，所述粘合剂材料为能注射的粘合剂材料形式。
3.根据权利要求1所述的粘合剂材料，其中，所述(i)一种或多种亲水聚合物或共聚物选自在干燥状态下吸收水的亲水聚合物或共聚物。
4.根据权利要求1所述的粘合剂材料，其中，所述(i)一种或多种亲水聚合物或共聚物选自聚丙烯酸、聚丙烯酰胺、聚乙烯醇、聚甲基丙烯酸羟乙酯、聚乙二醇、聚氨酯、酪蛋白、白蛋白、明胶、壳聚糖、透明质酸、海藻酸盐、氧化海藻酸盐、纤维素、氧化纤维素、聚乙烯吡咯烷酮、聚苯乙烯磺酸盐、胶原蛋白、海藻酸、果胶，及其组合。
5.根据权利要求1所述的粘合剂材料，其中，所述(ii)一种或多种胺偶联基团选自N-羟基琥珀酰亚胺酯、N-羟基磺基琥珀酰亚胺酯、醛、亚氨酸酯、环氧化物、异氰酸酯、邻苯二酚，及其组合。
6.根据权利要求1所述的粘合剂材料，其中，所述(iii)一种或多种交联剂选自明胶甲基丙烯酸酯、透明质酸甲基丙烯酸酯、氧化的甲基丙烯酸海藻酸盐、聚己内酯二丙烯酸酯、N,N’-双(丙烯酰)胱胺、N,N’-亚甲基双(丙烯酰胺)、聚乙二醇二丙烯酸酯、聚乙二醇二甲基丙烯酸酯，及其组合。
7.根据权利要求1所述的粘合剂材料，其中，所述疏水基质选自硅油、矿物油、精油、全氟聚醚油、羊毛脂油，及其组合。
8.根据权利要求1所述的粘合剂材料，包括分散于硅油疏水基质中的由(iii)与能生物降解的明胶甲基丙烯酸酯交联的接枝有(ii)N-羟基琥珀酰亚胺酯的(i)聚丙烯酸(PAAc-共-NHS酯)和(i)能生物降解的壳聚糖制成的多个生物粘合剂微粒。
9.根据权利要求1所述的粘合剂材料，其中，所述粘合剂材料为生物相容的。
10.根据权利要求1所述的粘合剂材料，其中，所述粘合剂材料以至少约100J m-2的界面韧性、至少约30kPa的剪切强度和至少约10kPa的拉伸强度进行粘合。
11.根据权利要求1所述的粘合剂材料，其中，所述生物粘合剂微粒含有羧酸基团，所述羧酸基团通过分子间键形成所述临时交联，并且所述胺偶联基团与所述表面形成所述共价交联。
12.根据权利要求1所述的粘合剂材料，其中，所述生物粘合剂微粒具有在约10μm至约200μm范围内的粒径。
13.根据权利要求1所述的粘合剂材料，包括从约1:3到约1:0.5范围内的生物粘合剂微粒与疏水基质之间的比例。
14.根据权利要求1所述的粘合剂材料，其中，所述一种或多种液体为选自血浆、间质液、淋巴液、脑脊液、胃肠液及其组合中的生理体液。
15.根据权利要求1所述的粘合剂材料，其中，所述粘合剂材料为能生物降解的，并且配置为允许细胞渗透到交联的生物粘合剂微粒中，使位于下面的组织损伤愈合。
16.根据权利要求15所述的方法，其中，所述粘合剂材料配置为使得组织细胞替换生物降解中的生物粘合剂微粒以使位于下面的组织损伤愈合。
17.一种用于粘合覆盖在一种或多种液体中的一个或多个组织表面的方法，包括：
(a)将粘合剂材料直接施用于所述液体覆盖的一个或多个组织表面，所述粘合剂材料包括：疏水基质；和分散在所述疏水基质中的多个生物粘合剂微粒，所述生物粘合剂微粒包括：(i)一种或多种亲水聚合物或共聚物，(ii)一种或多种胺偶联基团，和(iii)一种或多种交联剂；
(b)向所述粘合剂材料施加在约1kPa至约50kPa范围内的压力；
(c)允许所述疏水基质从所述组织表面排斥并清理所述一种或多种液体；
(d)允许所述生物粘合剂微粒中的物理键形成基团通过分子间键形成临时交联；和
(e)允许所述生物粘合剂微粒中的胺偶联基团与所述组织表面形成共价交联。
18.根据权利要求17所述的方法，其中，施加压力约5秒至约30秒。
19.根据权利要求17所述的方法，其中，所述粘合剂材料为能注射的粘合剂材料，并且使用注射器施用所述粘合剂材料。
20.根据权利要求17所述的方法，其中，所述(i)一种或多种亲水聚合物或共聚物选自在干燥状态下吸收水的亲水聚合物或共聚物。
21.根据权利要求17所述的方法，其中，所述(i)一种或多种亲水聚合物或共聚物选自聚丙烯酸、聚丙烯酰胺、聚乙烯醇、聚甲基丙烯酸羟乙酯、聚乙二醇、聚氨酯、酪蛋白、白蛋白、明胶、壳聚糖、透明质酸、海藻酸盐、氧化海藻酸盐、纤维素、氧化纤维素、聚乙烯吡咯烷酮、聚苯乙烯磺酸盐、胶原蛋白、海藻酸、果胶，及其组合。
22.根据权利要求17所述的方法，其中，所述(ii)一种或多种胺偶联基团选自N-羟基琥珀酰亚胺酯、N-羟基磺基琥珀酰亚胺酯、醛、亚氨酸酯、环氧化物、异氰酸酯、邻苯二酚，及其组合。
23.根据权利要求17所述的方法，其中，所述(iii)一种或多种交联剂选自明胶甲基丙烯酸酯、透明质酸甲基丙烯酸酯、氧化的甲基丙烯酸海藻酸盐、聚己内酯二丙烯酸酯、N,N’-双(丙烯酰)胱胺、N,N’-亚甲基双(丙烯酰胺)、聚乙二醇二丙烯酸酯、聚乙二醇二甲基丙烯酸酯，及其组合。
24.根据权利要求17所述的方法，其中，所述疏水基质选自硅油、矿物油、精油、全氟聚醚油、羊毛脂油，及其组合。
25.根据权利要求17所述的方法，其中，所述粘合剂包括分散于硅油疏水基质中的由(iii)与能生物降解的明胶甲基丙烯酸酯交联的接枝有(ii)N-羟基琥珀酰亚胺酯的(i)聚丙烯酸(PAAc-共-NHS酯)和(i)能生物降解的壳聚糖制成的多个生物粘合剂微粒。
26.根据权利要求17所述的方法，其中，所述粘合剂材料以至少约100Jm-2的界面韧性、至少约30kPa的剪切强度和至少约10kPa的拉伸强度进行粘合。
27.根据权利要求17所述的方法，其中，所述生物粘合剂微粒中的所述物理键形成基团为羧酸基团，所述羧酸基团通过分子间键形成所述临时交联。
28.根据权利要求17所述的方法，其中，所述生物粘合剂微粒具有在约10μm至约200μm范围内的粒径。
29.根据权利要求17所述的方法，其中，所述粘合剂材料包括在约1:3至约1:0.5范围内的所述生物粘合剂微粒与所述疏水基质之间的比例。
30.根据权利要求17所述的方法，其中，所述一种或多种液体为选自血浆、间质液、淋巴液、脑脊液、胃肠液及其组合中的生理体液。
31.根据权利要求17所述的方法，其中，在(a)将粘合剂材料直接施用于所述液体覆盖的一个或多个组织表面之后，并且在(b)施加压力之前，所述方法还包括将背衬材料施加到所述粘合剂材料上，并且(b)施加压力包括经由所述背衬材料向所述粘合剂材料施加压力。
32.根据权利要求31所述的方法，其中，所述背衬材料由不粘合在湿表面上的生物相容性材料制成。
33.根据权利要求32所述的方法，其中，所述背衬材料由氧化纤维素、硅弹性体、聚氨酯、水凝胶、任何其他不粘合于湿组织的生物相容性材料及其组合制成。
34.根据权利要求17所述的方法，其中，所述一个或多个组织表面包括组织损伤，所述方法还包括(f)允许细胞渗透到交联的生物粘合剂微粒中，使位于下面的组织损伤愈合。
35.一种使组织损伤愈合的方法，包括；
(a)将粘合剂材料直接施用于所述组织损伤，其中，所述组织损伤包括一个或多个液体覆盖的组织表面，所述粘合剂材料包括：疏水基质；和分散在所述疏水基质中的多个生物粘合剂微粒，所述生物粘合剂微粒包括：(i)一种或多种亲水聚合物或共聚物，(ii)一种或多种胺偶联基团，和(iii)一种或多种交联剂；
(b)向所述粘合剂材料施加在约1kPa至50kPa范围内的压力；
(c)允许所述疏水基质从所述组织表面排斥并清理一种或多种液体；
(d)允许所述生物粘合剂微粒中的物理键形成基团通过分子间键形成临时交联；
(e)允许所述生物粘合剂微粒中的胺偶联基团与所述组织表面形成共价交联；和
(f)允许细胞渗透到交联的生物粘合剂微粒中，使位于下面的组织损伤愈合。
36.根据权利要求35所述的方法，其中，所述粘合剂材料为能生物降解的，并且所述细胞替换生物降解中的生物粘合剂微粒以使位于下面的组织损伤愈合。
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Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113456877B (zh) * 2021-07-09 2023-04-11 广西德之然生物科技有限公司 有机硅泡沫医用敷料及其制备方法与应用
CN114272427B (zh) * 2021-12-31 2022-12-13 山东大学 一种可黏贴潮湿表面的多功能胶体贴片的制备方法
CN114470320A (zh) * 2022-03-11 2022-05-13 重庆医科大学 一种骨粘接剂、其制备方法及应用
CN115944771B (zh) * 2022-12-27 2024-04-02 合肥工业大学 一种具有强效湿粘附与止血功能的仿生止血糊剂及其制备方法
CN116328020A (zh) * 2023-03-07 2023-06-27 北京化工大学 一种生物粘合剂及其制备方法和应用
CN116966346A (zh) * 2023-04-14 2023-10-31 宁波大学 一种粘附水凝胶的制备方法及其在食管仿生多层支架制备中的应用
CN117860952B (zh) * 2024-03-12 2024-05-24 颢箔医疗科技(上海)有限公司 一种粘合材料及其应用

Citations (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1991009633A1 (en) * 1989-12-28 1991-07-11 Minnesota Mining And Manufacturing Company Composite of a dispersed gel in an adhesive matrix and method for preparing same
US20030035786A1 (en) * 1999-11-04 2003-02-20 Medtronic, Inc. Biological tissue adhesives, articles, and methods
US6706260B1 (en) * 1998-07-07 2004-03-16 Nof Corporation Wound-covering preparation, wound-covering material, and method of wound healing
CN1771060A (zh) * 2003-04-04 2006-05-10 组织医药有限公司 组织粘合剂制剂
US20070010831A1 (en) * 2002-08-01 2007-01-11 Romero-Ortega Mario I Biomimetic biosynthetic nerve implant
WO2007099370A2 (en) * 2006-03-01 2007-09-07 Tissuemed Limited Tissue-adhesive formulations
US20070286891A1 (en) * 2004-08-03 2007-12-13 Tissuemed Limited Tissue-Adhesive Materials
CN101437394A (zh) * 2004-09-07 2009-05-20 3M创新有限公司 阳离子型抗菌剂组合物和使用方法
US20100303878A1 (en) * 2009-06-02 2010-12-02 Joram Slager Biodegradable bioactive agent releasing matrices with particulates
US20100316687A1 (en) * 2009-06-11 2010-12-16 Swan Dale G Hydrophobic polysaccharides with diester- or carbonate ester-containing linkages having enhanced degradation
CN102083474A (zh) * 2008-06-20 2011-06-01 宝洁公司 包括涂覆的吸收材料的吸收结构
US20110305734A1 (en) * 2007-05-31 2011-12-15 Anterios, Inc. Nucleic acid nanoparticles and uses therefor
CN103131625A (zh) * 2011-11-23 2013-06-05 清华大学 用于构建三维微环境的方法及装置
CN103429268A (zh) * 2011-01-04 2013-12-04 本德尔分析控股有限公司 从亲电活化的聚噁唑啉衍生的经交联的聚合物和植入物
CN107106724A (zh) * 2014-10-09 2017-08-29 科洛普拉斯特公司 包含聚合物和转换引发剂的组合物
CN108350189A (zh) * 2016-03-11 2018-07-31 株式会社Lg化学 用于制备超吸收性聚合物的方法和超吸收性聚合物
WO2018150186A1 (en) * 2017-02-15 2018-08-23 Tissuemed Limited Tissue-adhesive materials

Patent Citations (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1991009633A1 (en) * 1989-12-28 1991-07-11 Minnesota Mining And Manufacturing Company Composite of a dispersed gel in an adhesive matrix and method for preparing same
US6706260B1 (en) * 1998-07-07 2004-03-16 Nof Corporation Wound-covering preparation, wound-covering material, and method of wound healing
US20030035786A1 (en) * 1999-11-04 2003-02-20 Medtronic, Inc. Biological tissue adhesives, articles, and methods
US20070010831A1 (en) * 2002-08-01 2007-01-11 Romero-Ortega Mario I Biomimetic biosynthetic nerve implant
CN1771060A (zh) * 2003-04-04 2006-05-10 组织医药有限公司 组织粘合剂制剂
US20070286891A1 (en) * 2004-08-03 2007-12-13 Tissuemed Limited Tissue-Adhesive Materials
CN101437394A (zh) * 2004-09-07 2009-05-20 3M创新有限公司 阳离子型抗菌剂组合物和使用方法
WO2007099370A2 (en) * 2006-03-01 2007-09-07 Tissuemed Limited Tissue-adhesive formulations
US20110305734A1 (en) * 2007-05-31 2011-12-15 Anterios, Inc. Nucleic acid nanoparticles and uses therefor
CN102083474A (zh) * 2008-06-20 2011-06-01 宝洁公司 包括涂覆的吸收材料的吸收结构
US20100303878A1 (en) * 2009-06-02 2010-12-02 Joram Slager Biodegradable bioactive agent releasing matrices with particulates
US20100316687A1 (en) * 2009-06-11 2010-12-16 Swan Dale G Hydrophobic polysaccharides with diester- or carbonate ester-containing linkages having enhanced degradation
CN103429268A (zh) * 2011-01-04 2013-12-04 本德尔分析控股有限公司 从亲电活化的聚噁唑啉衍生的经交联的聚合物和植入物
CN103131625A (zh) * 2011-11-23 2013-06-05 清华大学 用于构建三维微环境的方法及装置
CN107106724A (zh) * 2014-10-09 2017-08-29 科洛普拉斯特公司 包含聚合物和转换引发剂的组合物
CN108350189A (zh) * 2016-03-11 2018-07-31 株式会社Lg化学 用于制备超吸收性聚合物的方法和超吸收性聚合物
WO2018150186A1 (en) * 2017-02-15 2018-08-23 Tissuemed Limited Tissue-adhesive materials

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
HYUNWOO YUK等: "《Dry double-sided tape for adhesion of wet tissues and devices》", 《NATURE》, vol. 575, pages 169 - 189 *

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