疏水性组织粘着剂的制作方法
【专利说明】
[0001] 关于联邦政府咨助的研究或开发的声明
[0002] 本发明在政府支持下在由美国国家卫生研究院（National Institutes of Health)授予的协议号GM086433和DE013023下进行。政府拥有本发明的某些权利。
技术领域
[0003] 本发明在手术胶和粘着剂，尤其可以用于心腔和主要血管中的那些的领域中。
[0004] 相关申请案的夺叉参考
[0005] 本申请案要求2014年1月8日递交的标题为"疏水性组织粘着剂、其制造方法以 及使用方法（Hydrophobic Tissue Adhesives, Methods of Making, and Methods of Using Thereof) "的第61/924, 864号美国临时申请案和2013年5月24日递交的标题为"疏水性 组织粘着剂、其制造方法以及使用方法"的第61/827, 240号美国临时申请案的优先权和权 益。
【背景技术】
[0006] 心血管缺陷是儿童中最常见的先天缺陷并且是一岁以下婴儿的主要死因。因为大 多数先天性心血管缺陷是结构性的，涉及心腔、瓣膜或大血管异常，所以需要手术干预来修 复孔洞，重新连接异常的血管并且重建瓣膜以实现正常生理机能。还需要手术来治疗成人 中的获得性心血管疾病，包括退行性或风湿性心脏病的继发性瓣膜病变、心肌梗塞后心室 间隔或游离壁破裂以及主动脉剥离。
[0007] 打开心脏手术通常依赖于缝合型封闭或心血管结构的附接；然而，由于幼小婴儿 组织和患病/受损成人组织的脆弱性，这可能有技术挑战，导致更长的手术时间，增加出血 或开裂的并发情况的风险，并且因此导致更坏的结果。此外，打开心脏手术需要心肺旁路 (CPB)，其可能具有显著不良作用，包括炎症反应和潜在的神经并发症。
[0008] 尽管最近已经出现基于导管的用于封闭心脏缺陷（例如心房和心室间隔缺陷 (ASD和VSD))的介入治疗，其致力于减少程序的侵袭性，但仍存在在跳动的心脏内部紧固 装置的主要挑战。用于基于导管的心脏间隔缺陷的封闭的装置的固定当前依赖于夹持组织 的机械手段。这可能对关键结构，如心脏瓣膜或特殊的传导组织造成损伤。此外，如果缺陷 周围存在不充分的组织边缘，那么假体可能移位，损坏相邻结构并且还留下残余缺陷，限制 装置施用。因此，此类方法仅可以在筛选的患者中施用，取决于缺陷的解剖学位置和几何形 状。
[0009] 快速固化的柔软并且柔性的组织粘着剂具有显著粘着强度，并且在血液存在下起 作用，提供潜在解决方案。其可以在无需机械截留或固定的情况下用于将组织表面附接在 一起或将假体装置连接到组织上，从而避免组织挤压和侵蚀，并且也可以用于微创手术程 序中。此类材料可以潜在地在极小疤痕和损伤的情况下用于较广范围的应用中，不仅用于 微创心脏修复，还用于修复柔软组织。举例来说，在血管手术中，基于缝合的吻合术不会总 是产生瞬时止血密封，并且可能在易形成血栓的内皮中产生不规则性。此外，永久缝合线的 存在可能引起外来身体反应，伴随其它炎症和修复部位处的疤痕，其可能提高后期血管闭 塞的风险。组织粘着剂可以在瞬时密封和极小疤痕或组织损伤的情况下实现此类修复。
[0010] 理想的组织粘着剂，尤其用于心血管和/或胃肠应用，应具有以下特性：（1)固化 前低粘度或液体状特性以使得能够容易施用到所需区域，（2)被体液清除最少并且仅在需 要时活化以促进在微创程序期间的植入装置的递送和再定位，（3)显著粘着强度，尤其在血 液和/或其它体液存在下，（4)抵抗由与高移动性组织（例如心脏收缩或大血管脉动）粘 着时的机械负荷的能力，（5)形成止血密封的能力，（6)极小炎症反应，以及（7)生物可分解 性，其对于儿科应用是尤其重要的，因为不断生长的身体中的异物的长期结果是不确定的。 [0011] 不幸的是，当前临床上可获得的粘着剂，如医用级氰基丙烯酸酯（CA)或纤维蛋白 密封剂在动态条件下容易地被清除，有毒并且因此无法在内部使用，和/或在生理条件下 展现较弱粘着和/或物理强度，以使得其无法耐受心腔和主要血管内部的力。此外，这些粘 着剂中的许多展现使得装置的精细调整或再定位极其困难的活化特性。此外，许多研发中 的粘着剂仅经由与组织表面处的官能团的化学反应实现组织粘着性，并且因而在血液存在 下变得无效。
[0012] 已研究氰基丙烯酸酯的替代物。贝廷格（Bettinger)等人的第8, 143, 042号美 国专利描述可以用于多种应用的生物可降解弹性体，如手术胶。所述弹性体通过使含有可 交联官能团（如丙烯酸酯基团）的预聚物交联来制备。所述预聚物的分子量可以在约300 道尔顿与75, 000道尔顿之间。' 042专利公开了丙烯酸酯化程度可以在0. 3到0. 8范围内 变化，并且将"较低丙烯酸酯化程度"限定为0. 31，并且将"较高丙烯酸酯化程度"限定为 0. 41〇
[0013] 交联密度可以影响交联/固化的聚合物的机械特性和/或粘着强度。' 042专利公 开了当其中所描述的预聚物用作手术胶或密封剂时，经固化的聚合物中的交联密度，即，对 应预聚物主链上活化官能团的百分比优选较低，低于1 %，以增加游离羟基的数目并且使得 产物极具粘性。' 042专利公开了需要增加聚合物上的游离羟基的数目以提高聚合物的粘 性。这表明，与所属领域中许多其它粘着剂一样，'042专利中所公开的聚合物的粘着性的 主要机制是聚合物上的官能团（例如游离羟基）与其所施用的组织之间的化学相互作用。 这种类型的化学相互作用在体液，尤其血液存在下变得无效（阿奇（Artzi)等人，先进材 料（Adv. Mater.)21，3399-3403 (2009))。
[0014] 类似地，马达维（Mahdavi)等人，PNAS，2008, 2307-2312描述了具有含醛官能团的 氧化葡聚糖（DXTA)的薄层的纳米图案化弹性PGSA聚合物以通过促进DXTA中的末端醛基 与组织蛋白质中的氨基之间的共价交联来提高粘着剂的粘着强度。
[0015] 主要基于固化过程期间所产生的自由基与组织的官能团之间的共价键结的这一 粘着性机制具有若干限制。使用具有反应性化学物质的粘着剂需要在施用预聚物之前干燥 组织表面，其使得如在紧急程序期间在心脏应用中的用途极具挑战性。另外，反应性化学物 质可以使蛋白质或组织变性并且促进非所需免疫反应，如可能导致粘着剂排斥反应的局部 炎症。此外，仅键结到组织表面的反应性化学物质将因为界面将较不同而可能具有较低粘 着性，并且因而胶与组织之间的界面处的机械特性将存在失配。
[0016] 需要一种改进的组织密封剂/粘着剂，其可以容易地施用到所需部位，在固化/交 联之前保留在所需部位处适当位置，不会被体液清除，是生物相容的（无毒的），并且甚至 在如血液的体液存在下展现较强粘着力，如心腔和主要血管内部遇到的那些。
[0017] 因此，本发明的目标是提供改进的组织密封剂/粘着剂，其可以容易地施用到所 需部位并且在固化/交联之前保留在所需部位处适当位置并且不会被体液清除。
[0018] 本发明的另一个目标是提供生物相容的（无毒的）这些改进的组织密封剂/粘着 剂。
[0019] 本发明的又一个目标是提供展现较强粘着力并且耐受（如心腔和主要血管内部 遇到的那些机械破坏）的的这些改进的组织密封剂/粘着剂。
[0020] 本发明的其它目标是提供这些改进的组织密封剂/粘着剂的制造方法以及改进 的组织密封剂/粘着剂的使用方法。
【发明内容】
[0021] 描述了适用作组织密封剂和粘着剂的预聚物以及其制造和使用方法。预聚物具有 流动特征以使得其可以经由注射器或导管施用到所需区域（例如相对较低粘度），但具有 足够的粘性以保留在施用部位处适当位置并且不会从组织流出。预聚物还具有足够的疏水 性以抵抗被体液，如血液清除。这在微创手术期间促进递送到所需部位以及植入装置的再 定位。预聚物在体液中是稳定的；不会在不存在有意施加以引发交联的刺激（例如UV光、 加热、化学引发剂）的情况下在体液中自发交联。预聚物的分子量可以改变。在一些实施 例中，预聚物的分子量是约1，〇〇〇道尔顿到约10, 〇〇〇道尔顿，优选约3, 000道尔顿。在交 联后，经固化的聚合物在血液和其它体液存在下展现显著粘着强度。在投与和交联之前，预 聚物可以在体液，如血液中培育，而在交联时无实质上粘着强度降低。
[0022] 生物粘着聚合物的粘着强度可以随粘着固化聚合物的机械特性和经固化的聚合 物与其所施用的组织的交错结合或缠结程度而改进。缠结程度和机械特性随前体分子量、 预聚物的活化程度（例如丙烯酸酯化活化）以及经固化的聚合物的交联百分比而变。在一 个实施例中，通过引入可以反应形成聚合物链之间的交联的一种或多种官能团来活化预聚 物。预聚物优选为经活化。这意味着反应性官能团并入在预聚物主链上。根据优选实施 例，活化包括在预聚物主链中引入经取代或未经取代的乙烯基。在更优选实施例中，其包括 使用所属领域中已知的技术引入经取代或未经取代的丙烯酸酯基团。根据另一个实施例， 活化包括引入乙烯基酯、乙烯基氨基甲酸酯、乙烯基酮、乙烯基酰胺、乙烯基碳酸酯、乙烯基 醚基团或呈烯丙基形式的乙烯基。在一些实施例中，聚合物链是由经取代或未经取代的多 元醇（如三醇）和经取代或未经取代的二酸形成的聚酯。在特定实施例中，三醇是丙三醇。 预聚物上的游离官能团可以通过引入可以反应形成交联的反应性官能团活化以形成组织 密封剂或粘着剂。举例来说，在一些实施例中，多元醇上的游离羟基可以通过引入丙烯酸酯 基团而丙烯酸化。丙烯酸酯基团随后反应形成交联，从而形成粘着剂或密封剂。在一些实 施例中，预聚物的活化（优选丙烯酸酯化）程度是约0. 2到约0. 9,更优选约0. 4到约0. 6。 经固化的聚合物中的交联密度可以通过改变活化（优选丙烯酸酯化）程度和/或交联条件 (如时间）而改变。在一些实施例中，交联密度是至少约1%直到40%或更大。在特定实施 例中，预聚物的活化是丙烯酸酯化并且经固化的聚合物中的交联含有单一二酸酯官能团。 交联密度随预聚物的活化（优选丙烯酸酯化）的实际程度（例如交联位点的理论数目）而 变。其可以通过调节交联反应时间（例如实际上反应的基团数目）和/或能量而进一步改 进。
[0023] 预聚物具有足够的疏水性以使得在施用或投与到所需部位后，预聚物排斥水并且 不会被体液，如血液清除。预聚物还可以在体液，如血液中培育，而无反应（例如交联）。在 施用和交联后，经固化的聚合物在粘着特性方面没有展现因为在体液，尤其血液中的培育 的损失或展现极小的损失。粘着剂或密封剂的机械特性取决于经固化的聚合物的交联密 度。
[0024] 在一些实施例中，活化（优选丙烯酸酯化）的程度是约0.2到约0.9,小于这一范 围的值往往会形成机械稳固性不足的粘着剂，尤其对于其中粘着剂必须耐受较高压力，如 心腔或血管和/或其中粘着剂与体液，如血液接触，尤其长时间接触的应用来说。高于这一 范围的值往往会形成具有更高硬度的粘着剂。这对于其中需要粘着剂随着患者移动而挠曲 并且移动的应用来说可能是成问题的。
[0025] 在一些实施例中，直接将活化的预聚物施用到所需部位，如通过注射或经由导管。 预聚物应是足够非粘性的以可经由具有约14-20,优选14-18的规格的注射器针头注射，但 具有足够粘性以保留在投与部位处适当位置。预聚物还应具有足够疏水性以排斥水并且不 会被体液清除。预聚物可以与光引发剂、治疗剂、防治剂和/或诊断剂和/或一种或多种赋 形剂混合以及经由注射或导管施用的混合物。在一些实施例中，活化的预聚物在电磁辐射 (例如UV光）存在下经固化以形成粘着剂（经固化的聚合物）。根据另一实施例，类似地 可以热或化学方式，例如通过使用氧化还原引发剂来引发聚合。在其它实施例中，将活化的 预聚物施加到贴片，所述贴片施用到所需部位。在使用光引发剂来引发聚合的那些实施例 中，贴片足够透明（如上文所描述）以允许电磁辐射（例如UV光）通过贴片材料并且引发 预聚物的光聚合以形成粘着剂（经固化的聚合物）。在其它实施例中，可以热或化学（例如 氧化还原引发剂）方式引发聚合，在此情况下贴片的透明度并不重要。胶体层的量应使粘 着性最大化。在优选实施例中，胶体层厚度是大于74 μ m，更优选大于200 μ m。
[0026] 粘着剂（经固化的聚合物）具有能够抵抗下方组织移动（例如心脏、血管等的收 缩）的足够的弹性。粘着剂（经固化的聚合物）可以提供止血密封并且是生物可降解和生 物相容的，引起极小炎症反应。在特定实施例中，单独或如施加到贴片的交联聚合物（或 经固化的聚合物）的90°拉脱粘着强度是至少约0.5N/cm 2,至少约lN/cm2,更优选至少约 2N/cm2,并且具有以下特征中的一种或多种：（1)预聚物的分子量是约1，000道尔顿到约 10, 000道尔顿；(2)活化（优选丙烯酸酯化）程度是约0. 2到约0. 9 ;和/或⑶交联密度 是至少约1%到40%或更大。在特定实施例中，单独或如施加到贴片的经固化的聚合物展 现至少IOOmmHg到20(tom Hg的破裂强度。
[0027] 所述材料可以用于其中需要密封剂或粘着剂或障壁的多种适应症。示例性适应症 包括（但不限于）手术，如心血管手术（例如具有较高压力的区域，如心腔和/或主要血 管）；阻止由于伤口或创伤（战场损伤、车祸等）的出血；治疗适当地经由普通生理机制很 难闭合或无法愈合的伤口，例如糖尿病溃疡；修复动脉瘤；组织闭合（GI道、肺脏等）；防止 在组织中形成孔洞；防止形成粘着物；增强/加强组织机械特性等。所描述的材料还可以用 于单独药物递送或以密封剂、粘着剂或障壁形式作为材料的用途的一部分的药物递送。
[0028] 在优选实施例中，贴片材料是柔软和弹性的。优选地，贴片材料的伸长率是至少 50%，更优选大于100%，并且更优选大于150%。贴片的杨氏模量（Young's modulus)还 应优选为小于20MPa，更优选小于lOMPa，并且更优选为5MPa。在一些实施例中，贴片的厚度 是小于约500 μ m，更优选低于约400 μ m，更优选小于约300 μ m，并且更优选小于约200 μ m。 贴片适用作疝网；药物递送贴片；防止感染（即，阻挡细菌/真菌进入组织）的贴片；加强缝 合线/钉或对其置换；局部递送药剂于组织上，即，递送到肿瘤的化学治疗剂；或化学递送 到部位以防止复发以促进伤口愈合/再生；用于牙科应用以便引导骨骼再生或齿龈移植物 的胶/贴片；用于将骨骼密封在一起的贴片；将装置或移植物粘附到软骨或骨骼的贴片；骨 骼螺丝的替换等。所述贴片可以施用到需要粘着剂或密封剂的任何器官或部位，如胃、肺、 心脏、胰腺、肠、结肠、肝脏、肾脏、矫形外科应用、颅面应用以及牙科应用。
[0029] 在一些实施例中，贴片可以是双面的，即，预聚物施加到两侧。在其它实施例中，材 料可以是障壁膜的一部分，其中一侧是粘着剂并且另一侧不是。贴片可以含有表面形态，例 如贴片表面上产生的微米级或纳米级特征以增强粘着性。这些特征可以使用如光刻的领域 中的技术来制备。特征可以具有任何形状和/或大小，限制条件是其相比于不具有特征的 贴片增强粘着性。
[0030] 非医用应用包括（但不限于）水下粘着，例如以密封船中的孔洞或将涂料施加到 船上以防止藤壶附着。
【附图说明】
[0031] 图IA描绘在暴露于UV光之前疏水性光活化粘着剂（HLAA)预聚物的化学结构。 图IB是在暴露于UV光之后HLAA的化学结构。图IC是聚（丙三醇癸二酸酯氨基甲酸酯） (PGSU)贴片的粘着强度（N/cm 2)随（从左到右）氰基丙烯酸酯（CA，DERMABOND.? )、纤 维蛋白（TI銘UBSEAL?):以及未固化（Os)或分别固化ls、5s和30s的HLAA的粘着剂变化 的柱状图。图ID是示出了 HLAA粘着剂的粘着强度随贴片材料和固化时间变化的柱状图。 贴片材料从左到右包括聚（丙三醇癸二酸酯氨基甲酸酯）（PGSU)、牛心包膜、猪小肠粘膜下 层以及聚对苯二甲酸乙二酯（PET)。UV固化时间是5s或30s，如各条柱下所指示。图IE是 在暴露于血液之后、在粘着性测试之前涂布有HLAA(左侧条柱）或CA(右侧条柱）的贴片 的相对粘着强度的柱状图。对于HLAA贴片，观测到粘着强度无显著变化。相比之下，在与 血液接触后，CA贴片立即活化，几乎损失了粘着于其预期衬底的所有能力。
[0032] 图2是示出了经固化的HLAA压缩超过100次循环的压力（MPa)-应力（％)曲线 的图。
[0033] 图3A是示出了在固化之前HLAA预聚物的损耗模量（G")和储能模量（G'）随角频 率变化的图。图3B是示出了 HLAA预聚物的粘度（Pa*s)随剪切速率（Ι/s)变化的图。
[0034] 图4是HLAA的粘着强度（N/cm2)随丙烯酸酯化程度（丙烯酸酯摩尔/丙三醇摩 尔）变化的图。
[0035] 图5A是用365nm光和3牛顿的预置负载固化5秒的HLAA的粘着强度（N/cm2)随 光强度（W/cm 2)变化的柱状图。图5B是用365nm光在0. 38W/cm2的强度下固化5秒的HLAA 的粘着强度（N/cm2)随固化期间的预置负载（N)变化的柱状图。
[0036] 图6是透射通过贴片材料（从左到右）聚（丙三醇癸二酸酯氨基甲酸酯）（PGSU)、 牛类心包膜（BP)、猪小肠粘膜下层（SIS)以及聚对苯二甲酸乙二酯（PET)的UV光百分比的 图。
[0037] 图7是在暴露于血液之前（左侧条柱）和之后（右侧条柱）HLAA粘