制备组织植入体的方法

制备组织植入体的方法
【专利摘要】本发明涉及用于制备组织植入体的方法。制备了多糖凝胶组合物，其具有为具体选定的应用所选的流变学性质。所述方法包括制备在缓冲液中的聚合多糖以产生凝胶中的聚合物溶液或凝胶的悬浮性质、以及选择期望的组织区域的流变学分布图。
【专利说明】制备组织植入体的方法
[0001] 本申请是申请号为200780051765. 6、申请日为2007年7月31日、发明名称为"用 于组织填充的植入组合物"的中国发明专利申请的分案申请。
[0002] 相关专利申请的交叉引用
[0003] 本申请是于2006年2月6日提交的第11/348,028号美国专利申请和于2007年 1月8日提交的第11/650, 696号美国专利申请的部分继续申请，所述申请两者都通过引用 以其整体并入本文。 发明领域
[0004] 本发明一般涉及组织填充（tissue augmentation)，且更具体地涉及注射可吸收 的、生物相容的、凝胶和固体复合物（composite)以矫正和填充软组织，其特别应用于组织 的美容填充。
[0005] 发明背景
[0006] 许多非可吸收的、基于颗粒的组合物用于软组织缺损的持久矫正或填充或者出于 美容目的的填充。每种组合物与某些优点和缺点相关。在二十世纪70年代和80年代时，有 机硅凝胶经常用于治疗皮肤缺损诸如皱纹、皱襞和痤疮瘢痕，但是自那时以后被禁止用于 这些应用。有机硅经常与慢性炎症、肉芽肿形成和变态反应相关。TEFLON?糊剂是聚四氟 乙烯颗粒在甘油中的悬浮液。这种组合物最初用于声裝填充（vocal fold augmentation), 且已与肉芽肿形成相关。生物塑料主要由分散于聚乙烯吡咯烷酮中的聚合的有机硅颗粒组 成。由于时常发生的慢性炎症和组织排斥反应,这种组合物已从商业应用中撤出。Lemperle 已描述了具有20-40μπι直径且悬浮于牛胶原分散体中的聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA)微球 (第5,344, 452号美国专利）。因为所述组合物包含来自牛源的胶原，所以需要皮试。此 夕卜，所述组合物与灭菌困难相关；牛胶原分散体被标准终端灭菌技术（包括热和Υ辐射） 损害。ΡΜΜΑ在热灭菌条件下也是不稳定的。
[0007] 羧甲基纤维素和其他多糖是以凝胶或溶液形式用于多种医学和非医学应用的材 料的实例。羧甲基纤维素（"CMC"）钠是与碱和氯乙酸反应的纤维素。它是水溶性的和生 物可降解的，并且用于许多医学和食品应用。它还常用于纺织品、洗涤剂、杀虫剂、油井钻 进、纸、皮革、涂料、铸造、陶瓷、铅笔、爆炸材料、化妆品和黏合剂。它起增稠剂、黏结剂、稳定 齐U、保水剂、吸收剂和黏合剂的作用。
[0008] 现有技术凝胶材料教导仅把凝胶看作载体，偶尔提到凝胶的实际填充功能；且 还未定向努力地理解如何更好地制备与植入位点流变学上和化学上真正相容的植入体 (implant)。此外，常规方法和产品未能解决关于现有凝胶的几个问题。更具体地，现有技术 的可注射材料未能解决在体内宽范围的位置中应用植入体的特定困难，且因此未能提供适 宜类型的植入体。例如，当使用细计量针（gauge needle)时，现有植入体在植入过程中可 经历阻塞或不规则植入。尽管在某些应用中可以不需要细计量针，但是它对某些应用的成 功是至关重要的。此外，更小的计量针留下更小的穿刺点，这经常是患者所期望的。而且， 阻塞的倾向经常导致不均匀的、不稳定的和不连续的植入，这引起极不期望的结果。
[0009] 在常规方法和产品的另一个方面中，现有植入体未能解决在注射器中的植入体的 粘弹性问题，使得现有植入体需要相当大的量的力、甚至不规则程度的力以将植入体从针 中挤出，更不用说使得针规减少了。这给很可能在一天中完成很多注射的医学专业人员带 来疲劳问题。这也使任何给定注射更难完成，也更难完成适当的注射量和分布，因为需要对 注射器施加大量的或不规则量的力，同时在注射过程中保持针稳定。
[0010] 常规方法和现有植入材料也未能解决其中放置植入体的不同组织的宽范围的差 异。植入体可能经受不需要的凝聚作用、化学反应、相分离以及植入块过早断裂成不连续 的可变化的形状，因此所有这些可显示相对于植入组织区域不同的不期望的力学性质和性 能。
[0011] 材料组合物及其相关的力学、化学、甚至电学性质和其他物理性质相对于下述是 重要的：在组织植入位点的相容性与稳定性；受控的与适当的组织向内生长以及实现整合 到组织中、免疫组织学（immuno-histo)的组织响应、和力学与视觉外观。对患者的填充性 能包括由凝胶和颗粒植入体的复合物的物理组分和化学组成的功能产生的适当的美学结 果。具体地，利用凝胶的现有技术植入体已依赖于凝胶作为载体，但是未能认识并解决这样 一个问题：提供含有一种凝胶的植入体，所述凝胶被设计成与固体颗粒协作以力学上和化 学上模拟其被注射入的组织、并且在包埋到组织中时以共生受控的方式表现。
[0012] 使用现有技术凝胶的植入体显示形成结节、或从期望的植入位置迁移、或经受不 需要的且不期望的化学和/或力学断裂诸如相分离或在体内形成不需要的几何形状和美 容外观的趋势。对于患者，这些中没有一个是可接受的结果。之前已由M.Graivier和 D. Jansen, "Evaluation of a Calcium Hydoxylapatite-Based Implant (Radiesse)for Facial Soft-Tissue Augmentation (对用于面部软组织填充的基于轻基磷灰石I丐的植入 体（Radiesse)的评价）''Plastic and Reconstructive Surgery Journal，II8 卷，第 3s 期，22s页（2006)报导了已知组合物的结节形成。
[0013] 发明概述
[0014] 本发明涉及用于制备使相容的组织填充成为可能的植入体材料的系统和方法。具 体地，所述系统和方法涉及依照下述方式预制的填充植入体：使用一种精确方案来操纵多 个化学变量以获得所设计的、且具有明确界定的流变学特征的终产物，以小心地制备植入 体基质材料。在一个实施方案中，所述植入体包括凝胶，所述凝胶具有在组织植入位点的特 定的相容性和稳定性；受控的与适当的组织向内生长以实现整合到组织中、降至最低的免 疫组织学的组织响应、和改善的力学与视觉外观。在一个实施方案中，植入体包括凝胶，所 述凝胶含有悬浮在其中的颗粒，具有在组织植入位点的特定的相容性和稳定性；受控的与 适当的组织向内生长以实现整合到组织中，降至最低的免疫组织学的组织响应、和改善的 力学与视觉外观。所述植入体具有经选定的当植入时实现期望的流变学和化学行为的物理 和化学性质。例如，优选用显示生理性质（包括流变学、化学、生物学和力学性质）的材料替 换或填充组织结构，所述生理性质是与受治疗组织的那些生理性质相似和/或相容的，和/ 或经设计以受控的方式调节组织向内生长。
[0015] 附图简述
[0016] 图1说明了两种不同的身体组织液的G'和G"的行为；
[0017] 图2说明了三种不同年龄身体组织液的G'和G" ；
[0018] 图3说明了制备植入体产品的概要的方法；
[0019] 图4说明了唇组织的相角对频率行为；
[0020] 图5说明了代表性植入体产品的Fo行为对粘度；
[0021] 图6说明了分析化学变量以映射到靶组织流变学的分析统计方法的流程图；
[0022] 图7A显示了化学变量的列表和流变学变量的第一范围的表的索引（tabular key);图7B⑴显示了 Fc^^%CMC和粘度；图7B(ii)相同的化学变量对在0. 7Hz的G' ；图 7B(iii)相同但是用在4Hz的G'；图7B(iv)相同但是用在0. 7Hz的频率响应；图7B(v)相同 但是用在0. 7Hz的tan δ ;图7B(vi)相同但是用在0. 7Hz的G" ；图7B(vii)相同但是为在 4Hz的G";图7B(viii)相同但是用在4Hz的频率响应；且图7C显示了流变学优值（merit) 区域（白色）对不满足参数的区域（黑色）的2D曲线；
[0023] 图8说明了产生预测分布图（prediction profile)的步骤的流程图；
[0024] 图 9A (i)是 CMC 百分数对 PBS (mM)对 tan δ 的 3D 轮廓（contour);图 9A (ii)是 含有所示的图9B平面横截面、CMC对PBS对在0. 7Hz的粘度的3D轮廓；图9A(iii)是CMC 对PBS对在0. 7Hz的G'的3D轮廓；图9A (iv)是CMC对PBS对在0. 7Hz的G"的3D轮廓； 图9A (v)是CMC对PBS对在4Hz的tan δ的3D轮廓；图9A (vi)是CMC对PBS对在4Hz的 G'的3D轮廓；图9A (vii)是CMC对PBS对在4Hz的G"的3D轮廓；图9A (viii) CMC对PBS 对在0. 7Hz的频率响应的3D轮廓；和图9A (ix)是CMC对PBS对在4Hz的频率响应的3D轮 廓；和图9B是预测分布图的集合（prediction profile set)并显示了多列对各种化学变 量的流变学行为，每种取自图9A⑴-9A(ix)的轮廓的横截面；
[0025] 图10说明了实施例1组合物的弹性模量与粘性模量和复数粘度作为频率的函数 的曲线；
[0026] 图11说明了实施例2组合物的弹性模量与粘性模量和复数粘度作为频率的函数 的曲线；
[0027] 图12说明了实施例3组合物的弹性模量与粘性模量和复数粘度作为频率的函数 的曲线；
[0028] 图13说明了实施例4组合物的弹性模量与粘性模量和复数粘度作为频率的函数 的曲线；
[0029] 图14说明了实施例5组合物的弹性模量与粘性模量和复数粘度作为频率的函数 的曲线；
[0030] 图15说明了实施例6组合物的弹性模量与粘性模量和复数粘度作为频率的函数 的曲线；
[0031] 图16说明了实施例7组合物的弹性模量与粘性模量和复数粘度作为频率的函数 的曲线；
[0032] 图17说明了实施例8组合物的弹性模量与粘性模量和复数粘度作为频率的函数 的曲线；
[0033] 图18说明了实施例9组合物的弹性模量与粘性模量和复数粘度作为频率的函数 的曲线；
[0034] 图19说明了实施例10组合物的弹性模量与粘性模量和复数粘度作为频率的函数 的曲线；
[0035] 图20说明了实施例11组合物的弹性模量与粘性模量和复数粘度作为频率的函数 的曲线；
[0036] 图21说明了实施例12组合物的弹性模量与粘性模量和复数粘度作为频率的函 数的曲线；
[0037] 图22说明了实施例13组合物的弹性模量与粘性模量和复数粘度作为频率的函数 的曲线；
[0038] 图23说明了实施例14组合物的弹性模量与粘性模量和复数粘度作为频率的函数 的曲线；
[0039] 图24说明了剪切速率变化时的每种材料的粘度；
[0040] 图25说明了剪切速率变化时的每种材料的损耗模量；
[0041] 图26说明了剪切速率变化时的每种材料的粘性模量；
[0042] 图27说明了剪切速率变化时的每种材料的tan δ ;
[0043] 图28证实了具有不同颗粒浓度的不同凝胶组合物的弹性的时间依赖性（在2. 6% CMC :1. 5%甘油载体中的30% &40%固体对在3. 25% CMC:15%甘油载体中的30%固体）；
[0044] 图29说明了实施例16组合物的损耗模量G'、弹性模量G"和tanS (G'/G"）；
[0045] 图30说明了实施例16组合物的粘度和tan δ性质；和
[0046] 图31Α显示了保持CMC和PBS恒定时甘油对Fo的3D合意度（desirability)曲 线；图31B显示了保持CMC和甘油恒定时Fo对PBS的曲线；图31C显示了保持甘油和Fo恒 定时PBS对CMC的曲线；图31D显示了保持PBS和Fo恒定时甘油对CMC的曲线；图31E显 示了保持PBS和甘油恒定时Fo对CMC的曲线；和图31F显示了保持CMC和Fo恒定时甘油 对PBS的曲线。
[0047] 优选实施方案的详述
[0048] 本发明涉及组织填充植入体并且一般涉及程序控制的流变学多糖凝胶。更具体 地，本发明涉及包含羧甲基纤维素或其他多糖聚合物的多糖组合物，所述多糖组合物被配 制以显示流变学特征，所述流变学特征被特别设计来匹配所感兴趣的身体组织植入区域的 特征。例如，本发明可用于提供遍及全身的组织植入体产品，诸如，例如泌尿道、声襞、唇组 织、颊、用于各种用途的其他皮肤组织（包括临床和修复应用和美容应用如鼻唇沟、木偶 纹、唇填充与皱纹和皱襞）。在考虑组织填充植入体时，重要的是理解身体组织的物理性质 与组织功能是密切相关的；且在一个方面中，必须合理地考虑到组织细胞对其微环境的流 变学特征（例如弹性）的响应。理解组织的物理结构和功能符合基本利益和治疗利益。因 此，最优选是用显示出与受治疗组织的那些性质相似的物理性质（包括流变学性质）、以及 还有化学和生物学性质的材料替换或填充组织结构。这提供了改善的植入体材料的组织相 容性并促进正常细胞反应。此外，植入体和周围组织的相似的行为向填充区域提供了更自 然的外观，并且还可更容易地调节受控的组织向内生长。确定植入体流变学的"相似性"的 特定方法和对产品制备的控制是本发明的重要方面。选择用于植入体产品的化学与热处理 变量及其映射到适宜的流变学值的细节将在下文中详细描述。不同的组织显示了与组织功 能相关的独特的生物力学和化学特征；且当填充或替换这些组织时，应考虑组织性质的作 用。因此，配制植入体产品以获得期望的流变学性质，以实现组织相容性和避免不需要的 化学反应和相分离。
[0049] 羧甲基纤维素（"CMC"）和其他多糖是在用于多种医学和非医学应用的凝胶或溶 液中使用的材料的实例。羧甲基纤维素钠（"NaCMC"）是与碱和氯乙酸反应的纤维素。它 是最丰富的可用的纤维素聚合物之一。它是水溶性的且生物可降解的，并用于许多医学和 食品应用。它还常用于纺织品、洗涤剂、杀虫剂、油井钻进、纸、皮革、涂料、铸造、陶瓷、铅笔、 爆炸材料、化妆品和黏合剂。它起增稠剂、黏结剂、稳定剂、保水剂、吸收剂和黏合剂的作用。
[0050] 许多参考文献将羧甲基纤维素和其他离子型多糖描述为粘弹性的和假塑性 的。参见，例如：（Andrews GP，Gorman SP，Jones DS.，Rheological Characterization of Primary and Binary Interactive Bioadhesive Gels Composed of Cellulose Derivatives Designed as Ophthalmic Viscosurgical Devices (设计为眼科粘弹性 手术装置的由纤维素衍生物组成的初级和二元交互式生物黏附凝胶的流变学特征）， Biomaterials· 2005 年 2 月；26(5):571-80 ;Adeyeye MC，Jain AC, Ghorab MK, Reilly WJ Jr. , Viscoelastic Evaluation of Topical Creams Containing Microcrystalline Cellulose/sodium Carboxymethyl Cellulose as Stabilizer(包含作为稳定剂的微晶纤 维素/羧甲基纤维素钠的局部用乳膏的粘弹性评价），AAPS PharmSciTech. 2002 ;3(2) :E8 ; Lin SY, Amidon GL, Weiner ND, Goldberg AH. , Viscoelasticity of Anionic Polymers and Their Mucociliary Transport on the Frog Palate (阴离子聚合物的粘弹性及其在 蛙上腭上的粘膜纤毛输送），Pharm.Res. 1993 年3 月：10(3) :411-417 ;Vais, AE，Koray, TP ,Sandeep, KP, Daubert, CR. Rheological Characterization of Carboxymethylcellulose Solution Under Aseptic Processing Conditions (在无菌操作条件下羧甲基纤维素溶液 的流变学特征），J. Food Science, 2002. Process Engineering25:41-62)。
[0051] Hercules公司的Aqualon产品信息出版物描述了各种参数对CMC钠的流变学的 影响。粘度随浓度升高而升高，且CMC溶液为假塑性和粘弹性的。与热接触使得粘度降低， 并且在正常条件下该作用是可逆的。长时间段后，CMC将在高温下降解，伴随粘度的永久性 降低。例如，将中等分子量（Aqualon7L)CMC在180° F加热48小时将失去64%粘度。CMC 对于pH的变化是相对稳定的，并且在pH6-9的生理学相关范围中pH对粘度的作用是最小 的。pH高于10时粘度略有降低，低于4时略有升高。盐也可影响CMC的流变学；且一价阳 离子相互作用形成可溶的盐。如果将CMC溶解于水中且随后加入盐，那么对粘度的影响很 小。如果将干CMC加至盐溶液，那么粘度可通过离子排斥而降低。多价阳离子将通常不形 成交联凝胶。当将二价盐加至CMC溶液时粘度降低，而三价盐使CMC沉淀。
[0052] 可从现有技术的考虑得出结论，植入体的流变学和化学性质涉及很多复杂因素。 因此，任何人可改变植入体的那些组分中的每一种以便设计具有特定受控的体内性质的植 入体。这些自由度实际上如此大且复杂，以至于设计适合的植入体是难以完成的任务。
[0053] 为了解决这些复杂任务，考虑所选身体组织组分的流变学是有益的。图1中所示 的是两种不同的身体组织液，其主要由相同的基本的透明质酸（hyaluronic acid)(有时称 为透明质酸（hyluronic acid))组分组成，但是在相同的生理应变条件下显示了显著不同 的储能模量和损耗模量。两种溶液证实了剪切稀化和在〇. 1至180弧度/秒（0. 159Hz至 28.6Hz)的相对小的生理剪切应力下粘性材料（G"占优势或Tan δ >1)至弹性材料（G'主 导）的材料转变。
[0054] 例如，已经证实了生理流体以不同方法顺从于施加到它们的应力。当施加外 力时，材料的主导特征可从粘性润滑材料变化至弹性锚定特征（elastic anchoring character)。图2中所示的是三种相同的身体组织液，其主要由相同的基本的透明质酸组 分组成，但在基于个体年龄的相同生理应变条件下显示了显著不同的储能模量和损耗模 量。标记"年轻"和"年老"的材料证实了剪切稀化和在0. 1至180弧度/秒的相对小的生 理剪切应力下粘性材料（G"占优势或Tan δ >1)至弹性材料（G'主导）的材料转变。材料 交叉（G" = G'）和相对幅度依赖于年龄。标记"骨关节炎"的材料在相同的剪切条件下没 有交叉，并且储能模量G'和损耗模量G"的幅度显著小于其他两种材料。因此，通过基于纤 维素的植入体的配制和物理操作，本文证实了可产生生物相关的生物力学凝胶性质，其可 定制用于所需的特定应用。因此，对于材料的生物接受度，识别这种转变点类型是重要的。 可操纵各种控制参数，如植入体产品参数，包括缓冲液强度（如PBS)、多糖选择和浓度（如 NaCMC)、润滑剂含量（如甘油）；并且也可操纵高压釜时间，以使粘度和弹性的力学输出可 适合于期望的结果，而不产生在现有技术中明显的所有问题。
[0055] 例如，在本发明的一个优选实施方案中，制备方法和产品涉及用于唇的组织填充 的植入体。如前所述，身体组织的物理性质是密切相关的。在数种细胞模型中，已经显示在 组织修复过程中的细胞增殖、细胞浸润和细胞功能依赖于它们的微环境的流变学特征（例 如弹性）。如上文所述，理解组织的物理结构和功能在组织填充和修复过程中具有基本治 疗利益。因此，优选用显示出与受治疗组织的那些性质相似的物理性质（包括流变学）以 及化学、生物学和力学性质的材料替换或填充组织结构。植入体由此提供使植入体的性质 与其中放置植入体的组织的性质匹配的机会。这提供了改善的植入体材料的组织相容性并 促进被设计来提供受控的组织向内生长的正常细胞反应。此外，植入体和周围组织的相似 的行为向填充区域提供了更自然的外观。
[0056] 在一个最优选的实施方案中，所述植入体包括2. 6% CMC和1. 5%甘油在pH7. 4的 25mM磷酸盐缓冲液（PBS)中的凝胶。在0. 1Hz至10Hz的频率范围内，相角范围为48度至 140度。这与所公布测量值的一致，所述测量值为对于在主动刺激下实验上所测量的口轮匝 肌（oblicularis oris)上部和下部的相角，其中在0. 1Hz至10Hz的频率范围内相角范围 为接近0度至150度。
[0057] 由于在f〈0. 05时，材料显示出更粘的特征，所以对于植入体初相角的量值是较大 的。然而，材料G'= G"交点为0. 2 ;且弹性特征开始主导，以便模拟已在本领域中实验上测 量的弹性行为。对于实验上测量的和所建议的植入体两者，相角证实了在〇. 1Hz至1Hz的 频率范围内几乎没有变化，同时在相同的生理相关范围内注意到相似的相移。
[0058] 在一个实施方案中，植入体包括2. 6% CMC和1. 5 %甘油在ρΗ7· 4的25mM磷酸盐 缓冲液中的凝胶，其含有30% v/v25um至45um轻基磷灰石|丐颗粒。该材料流变学与组织 位点的相似，尤其是在相角为线性时的低频率下。该材料作为弹性材料在频率范围内测试。 然而，tan δ开始为〇. 9(大约G' = G"）并当材料在生理相关的范围0. 1Hz至10Hz内剪切 稀化时，tan δ下降。
[0059] 理解本文所用的某些术语也是有用的；所述术语包括"流变学"，其研究物质的变 形和流动。"牛顿流体"（通常为水和仅包含低分子量材料的溶液），其粘度与剪切应变速率 和剪切应变速率曲线无关。非牛顿流体是粘度随所应用的剪切力而变化的流体。描述材料 的流变学输出（rheological output)通常为与在植入位点的组织上的活性的线性力（剪 切）或振荡力（Hz)有关的η、G'、G"、tan δ、与偏转角。参数η为粘度，其指示材料对在剪 切应力下变形的内阻力的材料量度。对于液体，它通常被理解为"稠度"或抗倾倒的能力。 G'为储能模量，其为弹性行为的指示物并揭示了聚合物系统储存与可恢复的弹性变形相关 的弹性能量的能力。G"为损耗模量，其为与能量消耗（其与不可恢复的粘滞损失相关）有 关的动态粘性行为的量度。损耗角正切（tan δ)定义为损耗模量与储能模量的比率（G"/ G'）并且是无单位的。它是在变形循环中损耗的能量与储存的能量的比率的量度，并且提 供了将弹性和粘性对系统的贡献组合起来的比较参数。大于1的tan δ表示流体更接近液 体。小于1的tan δ表示流体更接近固体。偏转角定义为，将力施用到材料后距稳态的角。 剪切力和振荡力的生理相关范围为用于组织的典型人的功能的身体组织活性范围。如果靶 植入体被定向到软皮组织、致密胶原组织、肌肉或骨，那么这些范围将特别明显。
[0060] 因此，生物材料的生物力学行为可通过测量它们的流变学性质来表征。流变学与 粘弹性和粘弹性剪切性质有关。粘弹性剪切性质通过复数剪切模量来定量，所述复数剪切 模量包括弹性剪切模量和粘性剪切模量。复数剪切模量的量值已用于指示总的剪切弹性、 硬度和刚性。如果材料为纯弹性，那么tan δ =0。如果材料为纯粘性，那么tan δ =无限 大。所有组织显示在这两个极端之间的tan δ。
[0061] 不同的组织显示与组织功能相关的独特的生物力学特征，并且当填充或替换这些 组织时应考虑组织性质的作用。本发明描述了组合物，其被配制以模拟其中注射或植入所 述组合物的组织的生物力学性质和避免不需要的化学反应和相分离。很多不同的变量一起 提供植入体的总的力学、化学和生物学性质。照这样，任何人可改变植入体的那些组分中的 每一种以便设计具有特定受控的体内性质的植入体。无菌是必要的设计需要。因此，与灭 菌工艺相关的灭菌方式和参数对材料设计是至关重要的，因为材料的预期用途是用于组织 填充或替换。
[0062] 植入体是可注射到软组织中的复合材料。所述复合材料包括含有或不含有颗粒 的生物相容的凝胶。在注射之前和注射时，凝胶部分地起到用于可能存在的颗粒的载体的 作用。在体内，凝胶形成植入体的不可或缺的部分，提供对于植入体的前述必要的预选的力 学和化学微环境，以实现期望的制品（article of manufacture)。
[0063] 如上文所述，载体优选包括多糖凝胶，其中可用于本发明的多糖包括，例如在以下 种类的多糖中的任何适宜的多糖及其组合：纤维素/淀粉、甲壳质和壳聚糖、透明质酸、疏 水改性系统、海藻酸盐、角叉菜胶、琼脂、琼脂糖、分子内复合物、低聚糖和大环系统。分组成 四个基本种类的多糖的实例包括：1.非离子型多糖，其包括纤维素衍生物、淀粉、瓜尔胶、 甲壳质、琼脂糖和葡聚糖（dextron) ;2.阴离子型多糖，其包括纤维素衍生物、淀粉衍生物、 角叉菜胶、海藻酸、羧甲基甲壳质/壳聚糖、透明质酸和黄原胶；3.阳离子型多糖，其包括纤 维素衍生素、淀粉衍生物、瓜尔胶衍生物、壳聚糖和壳聚糖衍生物（包括壳聚糖乳酸盐）；和 4.疏水改性多糖，其包括纤维素衍生物和a- emulsan。在一个实施方案中，所述多糖聚合 物选自如下的组：羧甲基纤维素钠、羟乙基纤维素、乙基羟乙基纤维素、羧甲基纤维素、羧乙 基羟乙基纤维素、羟丙基羟乙基纤维素、甲基纤维素、甲基羟甲基纤维素、甲基羟乙基纤维 素、羧甲基甲基纤维素及其改性衍生物。用于本发明的优选的多糖包括，例如琼脂、甲基纤 维素、羟丙基甲基纤维素、乙基纤维素、微晶纤维素、氧化纤维素、甲壳质、壳聚糖、海藻酸、 海藻酸钠和黄原胶。在某些实施方案中，多于一种的材料可用于形成凝胶，例如可将上文列 出的多糖中的两种或多种组合以形成凝胶。在某些实施方案中，多于一种的材料可用于形 成交联凝胶，例如可将上文列出的多糖中的两种或多种组合以形成凝胶。
[0064] 此外，所述凝胶可被交联。适宜的凝胶交联剂包括，例如：热、pH和通过单价、二价 和三价阳离子相互作用而交联。依赖于所述聚合物是否为阴离子可交联的或阳离子可交联 的，用于交联聚合物的交联离子可以是阴离子或阳离子。适宜的交联离子包括但不限于阳 离子，其选自由钙离子、镁离子、钡离子、锶离子、硼离子、铍离子、铝离子、铁离子、铜离子、 钴离子和银离子组成的组。阴离子可选自但不限于，由磷酸根、枸橼酸根、硼酸根、碳酸根、 马来酸根、己二酸根和草酸根离子组成的组。更广泛地，所述阴离子由多元有机酸或无机酸 衍生。优选的交联阳离子为钙离子、铁离子和钡离子。最优选的交联阳离子为钙离子和铁离 子。优选的交联阴离子为磷酸根、枸橼酸根和碳酸根。交联可通过将聚合物与包含溶解的 离子的水溶液接触来进行。此外，交联可通过包括如下的有机化学改性来完成：多官能环氧 化合物选自由1，4- 丁二醇二缩水甘油醚（BDDE)、乙二醇二缩水甘油醚（E⑶GE)、1，6-己二 醇二缩水甘油醚、聚乙二醇二缩水甘油醚、聚丙二醇二缩水甘油醚、聚四亚甲基二醇二缩水 甘油醚（polytetramethylene glycol digylcidyl ether)、新戊二醇二缩水甘油醚、聚甘 油聚缩水甘油醚、双甘油聚缩水甘油醚、甘油聚缩水甘油醚、三羟甲基丙烷聚缩水甘油醚、 季戊四醇聚缩水甘油醚和山梨糖醇聚缩水甘油醚组成的组。此外，交联可通过经由多糖主 链反应的羰基或氢氧化物官能度的有机化学改性来完成。在利用多于一种聚合物类型的实 施方案中，不同的聚合物可与彼此交联以形成进一步交联。
[0065] 如实施例19、关于图9B的讨论和下文提供的数据所示，在一个实施方案中，植入 体包括凝胶，所述凝胶的tan δ (粘性模量G"与损耗模量G'的比率）可通过调节NaCMC制 剂中盐（在此实例中为磷酸钾或PBS)的浓度、随后热灭菌来操纵。在水中制备的组合物 中，tan δ在热处理之前和之后都〈1，表明为弹性流体。如果组合物在稀释的盐溶液中制备 时，那么tan δ在热处理之前〈1，在热处理之后>1。tan δ >1通常表明为粘性流体。稀释盐 (在此实例中为单价）和热处理两者对于组合物从tan δ〈1转化到tan δ >1是必需的。当 盐浓度增加时，组合物的粘度通过减小多糖的内交联能力而降低。
[0066] 在用于组织填充的所选组合物中，除满足组织流变学行为之外将提供某些膨胀能 力的粘度是优选的。因此，优选将所述盐浓度小心地控制在相对低的水平，通常少于l〇〇mM。 [0067] 将甘油添加到盐溶液使tan δ下降，也就是说，即使在热处理之后，组合物保持 弹性，因为甘油的流变学性质提供与多糖凝胶的膨胀流变学相互作用。tan δ优选且通常为 〈1。然而,这种组合物的tan δ不同于在不含盐的水中所制备的组合物的tan δ。NaCMC的 流变学特征可通过盐、甘油和热处理来操纵。
[0068] 除了期望适应植入组织位点的流变学特征之外，可调节本发明的凝胶来控制挤 出、分解速率（化学的和物理的）、模压加工性和孔隙率以调整组织响应。当宿主组织在再 吸收更慢的陶瓷颗粒周围形成时，凝胶特征还控制不同的再吸收速率。
[0069] 在一个实施方案中，本发明提供了一种凝胶，其能支撑固体颗粒用于通过细计量 针注射，并且一旦注射就形成植入体（和周围生物环境）的不可或缺的和相容的部分。所 述植入体包括悬浮于凝胶中的颗粒。在某些实施方案中，所述颗粒为基于陶瓷的复合物。 微粒陶瓷材料包括但不限于羟基磷灰石钙和其他适宜的材料，所述适宜的材料包括但不限 于基于磷酸钙的材料及类似材料。实例包括但不限于磷酸四钙、焦磷酸钙、磷酸三钙、磷酸 八钙、氟磷灰石钙、磷灰石碳酸钙、基于氧化铝的材料及其组合。陶瓷颗粒可以是光滑的圆 形的、基本上球形的、包埋在连续的、交联的生物相容性凝胶材料或下述的脱水构型中的陶 瓷材料的颗粒。在这个实施方案中，颗粒的尺寸范围可为20微米至200微米，优选为约20 微米至120微米，且最优选为20微米至45微米。陶瓷颗粒的浓度范围为按体积计5%至 65%，优选为按体积计10 %至50%，且最优选为按体积计30 %至45%。
[0070] 可添加到凝胶的颗粒可由生物相容的但非生物可降解的材料制成。适宜的材料 包括玻璃、e-PTFE、PTFE、聚丙烯、聚丙烯酰胺、聚氨酯、有机硅、聚甲基丙烯酸甲酯、涤纶 (Dacron)、碳粒、TEFLON?、铁金属、其铜镍钛合金（包括镍钛合金）、银、金、钼或不锈钢。 所述颗粒可由包括有机聚合物和蛋白质的多层材料组成。此外，任何人可从弹性体的有机 生物聚合物如、例如丙烯酸聚合物、乙烯醇聚合物、丙烯酸酯聚合物、多糖、丙烯酸家族如聚 丙烯酰胺及其衍生物、聚丙烯酸酯及其衍生物以及聚烯丙基和聚乙烯化合物中选择颗粒。 所有这些聚合物被交联以便成为稳定的和非可再吸收的，且可在它们的结构中包含其他 显示特定性质的化学品或其混合物。所述颗粒优选可包括多糖颗粒，例如在如下种类的多 糖中的任何适宜的多糖及其组合：纤维素/淀粉、甲壳质和壳聚糖、透明质酸、疏水改性系 统、海藻酸盐、角叉菜胶、琼脂、琼脂糖、分子内复合物、低聚糖和大环系统。多糖的实例可分 组成四个基本种类且包括：1.非离子型多糖，其包括纤维素衍生物、淀粉、瓜尔胶、甲壳质、 琼脂糖和葡聚糖；2.阴离子型多糖，其包括纤维素衍生物、淀粉衍生物、角叉菜胶、海藻酸、 羧甲基甲壳质/壳聚糖、透明质酸和黄原胶；3.阳离子型多糖，其包括纤维素衍生素、淀粉 衍生物、瓜尔胶衍生物、壳聚糖和壳聚糖衍生物（包括壳聚糖乳酸盐）；和4.疏水改性多 糖，其包括纤维素衍生物和a -emulsan。在一个优选的实施方案中，所述多糖聚合物选自如 下的组：羧甲基纤维素钠、羟乙基纤维素、乙基羟乙基纤维素、羧甲基纤维素、羧乙基羟乙基 纤维素、羟丙基羟乙基纤维素、甲基纤维素、甲基羟甲基纤维素、甲基羟乙基纤维素、羧甲基 甲基纤维素及其改性衍生物。用于本发明的优选的多糖包括，例如琼脂、甲基纤维素、羟丙 基甲基纤维素、乙基纤维素、微晶纤维素、氧化纤维素、甲壳质、壳聚糖、海藻酸、海藻酸钠和 黄原胶。在某些实施方案中，多于一种的材料可用于形成颗粒，例如可将上文列出的多糖中 的两种或多种组合以形成颗粒。在某些实施方案中，多于一种、例如两种或多种多糖材料可 与本文先前列出的那些交联剂结合使用，以形成交联的颗粒。进一步，可悬浮在凝胶中的颗 粒、珠、微珠、纳米颗粒和脂质体可以是多孔的、有织构的、包衣的和固体的表面，且可以是 圆形的或其他构型。
[0071] 凝胶的这些材料组合物允许不使用力学辅助装置，通过像27至30规格一样小的 针规格的很好的挤出特征，并且堵塞或阻塞的频率较低，这在现有技术中没有早先实现。尽 管含有悬浮于其中的颗粒的凝胶比如果不含颗粒的凝胶明确地具有不同的挤出特征，但是 含有悬浮于凝胶中的颗粒的本发明植入体显示出优于现有技术的那些植入体的改善的挤 出。当颗粒尺寸接近针的尺寸时，挤出变得越来越困难。然而，小于75微米的颗粒尺寸允 许本发明植入体通过细计量针（如27至30规格）注射。凝胶能作为载体悬浮颗粒并且允 许较小的力来挤出植入体，而阻塞的可能性较低。具有范围为〇. 5至3. 5、且最优选为在0. 5 和2. 0之间的较高tan δ的材料组合物证实了通过像27至30规格一样小的针规格的最好 的挤出性能特征。对于流动性是关键参数的情况，具有较高tan δ的材料是更优选的。减 小tan δ产生更坚固的、可模压的植入体材料。用于装载了 CaHA的凝胶的挤出力的一些例 子见下表1。
[0072] 表 1
[0073]
【权利要求】
1. 一种制备组织植入体的方法，其中包括： (1) 制备包含2. 6wt% -3. 25wt%羧甲基纤维素、15wt%甘油和0· 2wt% -0· 5wt%利多 卡因的多糖凝胶；和 (2) 对所述植入体进行蒸汽灭菌。
2. 根据权利要求1所述的方法，其中所述植入体被蒸汽灭菌约3分钟至约12分钟。
3. 根据权利要求1所述的方法，其中所述多糖凝胶在25mM-100mM磷酸盐缓冲液中。
4. 根据权利要求3所述的方法，其中所述磷酸盐缓冲液具有7. 2-8. 0的pH。
5. 根据权利要求1所述的方法，其中所述组织植入体是面中部组织植入体。
6. 根据权利要求1所述的方法，其中所述组织植入体是喉部组织植入体。
7. -种制备组织植入体的方法，其中包括： (1) 制备包含2. 6wt% -3. 25wt%羧甲基纤维素、15wt%甘油和0· 2wt% -0· 5wt%利多 卡因的多糖凝胶； (2) 加入按所述植入体体积计5% -65 %的羟基磷灰石钙；和 (3) 对所述植入体进行蒸汽灭菌。
8. 根据权利要求7所述的方法，其中所述植入体被蒸汽灭菌约3分钟至约12分钟。
9. 根据权利要求7所述的方法，其中所述多糖凝胶在25mM-100mM磷酸盐缓冲液中。
10. 根据权利要求9所述的方法，其中所述磷酸盐缓冲液具有7. 2-8. 0的pH。
11. 根据权利要求7所述的方法，其中所述组织植入体是面中部组织植入体。
12. 根据权利要求7所述的方法，其中所述组织植入体是喉部组织植入体。
13. 根据权利要求7所述的方法，其中羟基磷灰石钙以10% - 50%加入。
14. 根据权利要求7所述的方法，其中羟基磷灰石钙以30% - 45%加入。
【文档编号】A61L27/20GK104117091SQ201410266011
【公开日】2014年10月29日 申请日期:2007年7月31日 优先权日:2007年1月8日
【发明者】R·沃伊特斯, D·德沃里 申请人:麦尔兹北美有限公司