制備組織植入體的方法

制備組織植入體的方法
【專利摘要】本發明涉及用于制備組織植入體的方法。制備了多糖凝膠組合物，其具有為具體選定的應用所選的流變學性質。所述方法包括制備在緩沖液中的聚合多糖以產生凝膠中的聚合物溶液或凝膠的懸浮性質、以及選擇期望的組織區域的流變學分布圖。
【專利說明】制備組織植入體的方法
[0001] 本申請是申請號為200780051765. 6、申請日為2007年7月31日、發明名稱為"用 于組織填充的植入組合物"的中國發明專利申請的分案申請。
[0002] 相關專利申請的交叉引用
[0003] 本申請是于2006年2月6日提交的第11/348,028號美國專利申請和于2007年 1月8日提交的第11/650, 696號美國專利申請的部分繼續申請，所述申請兩者都通過引用 以其整體并入本文。 發明領域
[0004] 本發明一般涉及組織填充（tissue augmentation)，且更具體地涉及注射可吸收 的、生物相容的、凝膠和固體復合物（composite)以矯正和填充軟組織，其特別應用于組織 的美容填充。
[0005] 發明背景
[0006] 許多非可吸收的、基于顆粒的組合物用于軟組織缺損的持久矯正或填充或者出于 美容目的的填充。每種組合物與某些優點和缺點相關。在二十世紀70年代和80年代時，有 機硅凝膠經常用于治療皮膚缺損諸如皺紋、皺襞和痤瘡瘢痕，但是自那時以后被禁止用于 這些應用。有機硅經常與慢性炎癥、肉芽腫形成和變態反應相關。TEFLON?糊劑是聚四氟 乙烯顆粒在甘油中的懸浮液。這種組合物最初用于聲裝填充（vocal fold augmentation), 且已與肉芽腫形成相關。生物塑料主要由分散于聚乙烯吡咯烷酮中的聚合的有機硅顆粒組 成。由于時常發生的慢性炎癥和組織排斥反應,這種組合物已從商業應用中撤出。Lemperle 已描述了具有20-40μπι直徑且懸浮于牛膠原分散體中的聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA)微球 (第5,344, 452號美國專利）。因為所述組合物包含來自牛源的膠原，所以需要皮試。此 夕卜，所述組合物與滅菌困難相關；牛膠原分散體被標準終端滅菌技術（包括熱和Υ輻射） 損害。ΡΜΜΑ在熱滅菌條件下也是不穩定的。
[0007] 羧甲基纖維素和其他多糖是以凝膠或溶液形式用于多種醫學和非醫學應用的材 料的實例。羧甲基纖維素（"CMC"）鈉是與堿和氯乙酸反應的纖維素。它是水溶性的和生 物可降解的，并且用于許多醫學和食品應用。它還常用于紡織品、洗滌劑、殺蟲劑、油井鉆 進、紙、皮革、涂料、鑄造、陶瓷、鉛筆、爆炸材料、化妝品和黏合劑。它起增稠劑、黏結劑、穩定 齊U、保水劑、吸收劑和黏合劑的作用。
[0008] 現有技術凝膠材料教導僅把凝膠看作載體，偶爾提到凝膠的實際填充功能；且 還未定向努力地理解如何更好地制備與植入位點流變學上和化學上真正相容的植入體 (implant)。此外，常規方法和產品未能解決關于現有凝膠的幾個問題。更具體地，現有技術 的可注射材料未能解決在體內寬范圍的位置中應用植入體的特定困難，且因此未能提供適 宜類型的植入體。例如，當使用細計量針（gauge needle)時，現有植入體在植入過程中可 經歷阻塞或不規則植入。盡管在某些應用中可以不需要細計量針，但是它對某些應用的成 功是至關重要的。此外，更小的計量針留下更小的穿刺點，這經常是患者所期望的。而且， 阻塞的傾向經常導致不均勻的、不穩定的和不連續的植入，這引起極不期望的結果。
[0009] 在常規方法和產品的另一個方面中，現有植入體未能解決在注射器中的植入體的 粘彈性問題，使得現有植入體需要相當大的量的力、甚至不規則程度的力以將植入體從針 中擠出，更不用說使得針規減少了。這給很可能在一天中完成很多注射的醫學專業人員帶 來疲勞問題。這也使任何給定注射更難完成，也更難完成適當的注射量和分布，因為需要對 注射器施加大量的或不規則量的力，同時在注射過程中保持針穩定。
[0010] 常規方法和現有植入材料也未能解決其中放置植入體的不同組織的寬范圍的差 異。植入體可能經受不需要的凝聚作用、化學反應、相分離以及植入塊過早斷裂成不連續 的可變化的形狀，因此所有這些可顯示相對于植入組織區域不同的不期望的力學性質和性 能。
[0011] 材料組合物及其相關的力學、化學、甚至電學性質和其他物理性質相對于下述是 重要的：在組織植入位點的相容性與穩定性；受控的與適當的組織向內生長以及實現整合 到組織中、免疫組織學（immuno-histo)的組織響應、和力學與視覺外觀。對患者的填充性 能包括由凝膠和顆粒植入體的復合物的物理組分和化學組成的功能產生的適當的美學結 果。具體地，利用凝膠的現有技術植入體已依賴于凝膠作為載體，但是未能認識并解決這樣 一個問題：提供含有一種凝膠的植入體，所述凝膠被設計成與固體顆粒協作以力學上和化 學上模擬其被注射入的組織、并且在包埋到組織中時以共生受控的方式表現。
[0012] 使用現有技術凝膠的植入體顯示形成結節、或從期望的植入位置遷移、或經受不 需要的且不期望的化學和/或力學斷裂諸如相分離或在體內形成不需要的幾何形狀和美 容外觀的趨勢。對于患者，這些中沒有一個是可接受的結果。之前已由M.Graivier和 D. Jansen, "Evaluation of a Calcium Hydoxylapatite-Based Implant (Radiesse)for Facial Soft-Tissue Augmentation (對用于面部軟組織填充的基于輕基磷灰石I丐的植入 體（Radiesse)的評價）''Plastic and Reconstructive Surgery Journal，II8 卷，第 3s 期，22s頁（2006)報導了已知組合物的結節形成。
[0013] 發明概述
[0014] 本發明涉及用于制備使相容的組織填充成為可能的植入體材料的系統和方法。具 體地，所述系統和方法涉及依照下述方式預制的填充植入體：使用一種精確方案來操縱多 個化學變量以獲得所設計的、且具有明確界定的流變學特征的終產物，以小心地制備植入 體基質材料。在一個實施方案中，所述植入體包括凝膠，所述凝膠具有在組織植入位點的特 定的相容性和穩定性；受控的與適當的組織向內生長以實現整合到組織中、降至最低的免 疫組織學的組織響應、和改善的力學與視覺外觀。在一個實施方案中，植入體包括凝膠，所 述凝膠含有懸浮在其中的顆粒，具有在組織植入位點的特定的相容性和穩定性；受控的與 適當的組織向內生長以實現整合到組織中，降至最低的免疫組織學的組織響應、和改善的 力學與視覺外觀。所述植入體具有經選定的當植入時實現期望的流變學和化學行為的物理 和化學性質。例如，優選用顯示生理性質（包括流變學、化學、生物學和力學性質）的材料替 換或填充組織結構，所述生理性質是與受治療組織的那些生理性質相似和/或相容的，和/ 或經設計以受控的方式調節組織向內生長。
[0015] 附圖簡述
[0016] 圖1說明了兩種不同的身體組織液的G'和G"的行為；
[0017] 圖2說明了三種不同年齡身體組織液的G'和G" ；
[0018] 圖3說明了制備植入體產品的概要的方法；
[0019] 圖4說明了唇組織的相角對頻率行為；
[0020] 圖5說明了代表性植入體產品的Fo行為對粘度；
[0021] 圖6說明了分析化學變量以映射到靶組織流變學的分析統計方法的流程圖；
[0022] 圖7A顯示了化學變量的列表和流變學變量的第一范圍的表的索引（tabular key);圖7B⑴顯示了 Fc^^%CMC和粘度；圖7B(ii)相同的化學變量對在0. 7Hz的G' ；圖 7B(iii)相同但是用在4Hz的G'；圖7B(iv)相同但是用在0. 7Hz的頻率響應；圖7B(v)相同 但是用在0. 7Hz的tan δ ;圖7B(vi)相同但是用在0. 7Hz的G" ；圖7B(vii)相同但是為在 4Hz的G";圖7B(viii)相同但是用在4Hz的頻率響應；且圖7C顯示了流變學優值（merit) 區域（白色）對不滿足參數的區域（黑色）的2D曲線；
[0023] 圖8說明了產生預測分布圖（prediction profile)的步驟的流程圖；
[0024] 圖 9A (i)是 CMC 百分數對 PBS (mM)對 tan δ 的 3D 輪廓（contour);圖 9A (ii)是 含有所示的圖9B平面橫截面、CMC對PBS對在0. 7Hz的粘度的3D輪廓；圖9A(iii)是CMC 對PBS對在0. 7Hz的G'的3D輪廓；圖9A (iv)是CMC對PBS對在0. 7Hz的G"的3D輪廓； 圖9A (v)是CMC對PBS對在4Hz的tan δ的3D輪廓；圖9A (vi)是CMC對PBS對在4Hz的 G'的3D輪廓；圖9A (vii)是CMC對PBS對在4Hz的G"的3D輪廓；圖9A (viii) CMC對PBS 對在0. 7Hz的頻率響應的3D輪廓；和圖9A (ix)是CMC對PBS對在4Hz的頻率響應的3D輪 廓；和圖9B是預測分布圖的集合（prediction profile set)并顯示了多列對各種化學變 量的流變學行為，每種取自圖9A⑴-9A(ix)的輪廓的橫截面；
[0025] 圖10說明了實施例1組合物的彈性模量與粘性模量和復數粘度作為頻率的函數 的曲線；
[0026] 圖11說明了實施例2組合物的彈性模量與粘性模量和復數粘度作為頻率的函數 的曲線；
[0027] 圖12說明了實施例3組合物的彈性模量與粘性模量和復數粘度作為頻率的函數 的曲線；
[0028] 圖13說明了實施例4組合物的彈性模量與粘性模量和復數粘度作為頻率的函數 的曲線；
[0029] 圖14說明了實施例5組合物的彈性模量與粘性模量和復數粘度作為頻率的函數 的曲線；
[0030] 圖15說明了實施例6組合物的彈性模量與粘性模量和復數粘度作為頻率的函數 的曲線；
[0031] 圖16說明了實施例7組合物的彈性模量與粘性模量和復數粘度作為頻率的函數 的曲線；
[0032] 圖17說明了實施例8組合物的彈性模量與粘性模量和復數粘度作為頻率的函數 的曲線；
[0033] 圖18說明了實施例9組合物的彈性模量與粘性模量和復數粘度作為頻率的函數 的曲線；
[0034] 圖19說明了實施例10組合物的彈性模量與粘性模量和復數粘度作為頻率的函數 的曲線；
[0035] 圖20說明了實施例11組合物的彈性模量與粘性模量和復數粘度作為頻率的函數 的曲線；
[0036] 圖21說明了實施例12組合物的彈性模量與粘性模量和復數粘度作為頻率的函 數的曲線；
[0037] 圖22說明了實施例13組合物的彈性模量與粘性模量和復數粘度作為頻率的函數 的曲線；
[0038] 圖23說明了實施例14組合物的彈性模量與粘性模量和復數粘度作為頻率的函數 的曲線；
[0039] 圖24說明了剪切速率變化時的每種材料的粘度；
[0040] 圖25說明了剪切速率變化時的每種材料的損耗模量；
[0041] 圖26說明了剪切速率變化時的每種材料的粘性模量；
[0042] 圖27說明了剪切速率變化時的每種材料的tan δ ;
[0043] 圖28證實了具有不同顆粒濃度的不同凝膠組合物的彈性的時間依賴性（在2. 6% CMC :1. 5%甘油載體中的30% &40%固體對在3. 25% CMC:15%甘油載體中的30%固體）；
[0044] 圖29說明了實施例16組合物的損耗模量G'、彈性模量G"和tanS (G'/G"）；
[0045] 圖30說明了實施例16組合物的粘度和tan δ性質；和
[0046] 圖31Α顯示了保持CMC和PBS恒定時甘油對Fo的3D合意度（desirability)曲 線；圖31B顯示了保持CMC和甘油恒定時Fo對PBS的曲線；圖31C顯示了保持甘油和Fo恒 定時PBS對CMC的曲線；圖31D顯示了保持PBS和Fo恒定時甘油對CMC的曲線；圖31E顯 示了保持PBS和甘油恒定時Fo對CMC的曲線；和圖31F顯示了保持CMC和Fo恒定時甘油 對PBS的曲線。
[0047] 優選實施方案的詳述
[0048] 本發明涉及組織填充植入體并且一般涉及程序控制的流變學多糖凝膠。更具體 地，本發明涉及包含羧甲基纖維素或其他多糖聚合物的多糖組合物，所述多糖組合物被配 制以顯示流變學特征，所述流變學特征被特別設計來匹配所感興趣的身體組織植入區域的 特征。例如，本發明可用于提供遍及全身的組織植入體產品，諸如，例如泌尿道、聲襞、唇組 織、頰、用于各種用途的其他皮膚組織（包括臨床和修復應用和美容應用如鼻唇溝、木偶 紋、唇填充與皺紋和皺襞）。在考慮組織填充植入體時，重要的是理解身體組織的物理性質 與組織功能是密切相關的；且在一個方面中，必須合理地考慮到組織細胞對其微環境的流 變學特征（例如彈性）的響應。理解組織的物理結構和功能符合基本利益和治療利益。因 此，最優選是用顯示出與受治療組織的那些性質相似的物理性質（包括流變學性質）、以及 還有化學和生物學性質的材料替換或填充組織結構。這提供了改善的植入體材料的組織相 容性并促進正常細胞反應。此外，植入體和周圍組織的相似的行為向填充區域提供了更自 然的外觀，并且還可更容易地調節受控的組織向內生長。確定植入體流變學的"相似性"的 特定方法和對產品制備的控制是本發明的重要方面。選擇用于植入體產品的化學與熱處理 變量及其映射到適宜的流變學值的細節將在下文中詳細描述。不同的組織顯示了與組織功 能相關的獨特的生物力學和化學特征；且當填充或替換這些組織時，應考慮組織性質的作 用。因此，配制植入體產品以獲得期望的流變學性質，以實現組織相容性和避免不需要的 化學反應和相分離。
[0049] 羧甲基纖維素（"CMC"）和其他多糖是在用于多種醫學和非醫學應用的凝膠或溶 液中使用的材料的實例。羧甲基纖維素鈉（"NaCMC"）是與堿和氯乙酸反應的纖維素。它 是最豐富的可用的纖維素聚合物之一。它是水溶性的且生物可降解的，并用于許多醫學和 食品應用。它還常用于紡織品、洗滌劑、殺蟲劑、油井鉆進、紙、皮革、涂料、鑄造、陶瓷、鉛筆、 爆炸材料、化妝品和黏合劑。它起增稠劑、黏結劑、穩定劑、保水劑、吸收劑和黏合劑的作用。
[0050] 許多參考文獻將羧甲基纖維素和其他離子型多糖描述為粘彈性的和假塑性 的。參見，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 (設計為眼科粘彈性 手術裝置的由纖維素衍生物組成的初級和二元交互式生物黏附凝膠的流變學特征）， 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(包含作為穩定劑的微晶纖 維素/羧甲基纖維素鈉的局部用乳膏的粘彈性評價），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 (陰離子聚合物的粘彈性及其在 蛙上腭上的粘膜纖毛輸送），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 (在無菌操作條件下羧甲基纖維素溶液 的流變學特征），J. Food Science, 2002. Process Engineering25:41-62)。
[0051] Hercules公司的Aqualon產品信息出版物描述了各種參數對CMC鈉的流變學的 影響。粘度隨濃度升高而升高，且CMC溶液為假塑性和粘彈性的。與熱接觸使得粘度降低， 并且在正常條件下該作用是可逆的。長時間段后，CMC將在高溫下降解，伴隨粘度的永久性 降低。例如，將中等分子量（Aqualon7L)CMC在180° F加熱48小時將失去64%粘度。CMC 對于pH的變化是相對穩定的，并且在pH6-9的生理學相關范圍中pH對粘度的作用是最小 的。pH高于10時粘度略有降低，低于4時略有升高。鹽也可影響CMC的流變學；且一價陽 離子相互作用形成可溶的鹽。如果將CMC溶解于水中且隨后加入鹽，那么對粘度的影響很 小。如果將干CMC加至鹽溶液，那么粘度可通過離子排斥而降低。多價陽離子將通常不形 成交聯凝膠。當將二價鹽加至CMC溶液時粘度降低，而三價鹽使CMC沉淀。
[0052] 可從現有技術的考慮得出結論，植入體的流變學和化學性質涉及很多復雜因素。 因此，任何人可改變植入體的那些組分中的每一種以便設計具有特定受控的體內性質的植 入體。這些自由度實際上如此大且復雜，以至于設計適合的植入體是難以完成的任務。
[0053] 為了解決這些復雜任務，考慮所選身體組織組分的流變學是有益的。圖1中所示 的是兩種不同的身體組織液，其主要由相同的基本的透明質酸（hyaluronic acid)(有時稱 為透明質酸（hyluronic acid))組分組成，但是在相同的生理應變條件下顯示了顯著不同 的儲能模量和損耗模量。兩種溶液證實了剪切稀化和在〇. 1至180弧度/秒（0. 159Hz至 28.6Hz)的相對小的生理剪切應力下粘性材料（G"占優勢或Tan δ >1)至彈性材料（G'主 導）的材料轉變。
[0054] 例如，已經證實了生理流體以不同方法順從于施加到它們的應力。當施加外 力時，材料的主導特征可從粘性潤滑材料變化至彈性錨定特征（elastic anchoring character)。圖2中所示的是三種相同的身體組織液，其主要由相同的基本的透明質酸組 分組成，但在基于個體年齡的相同生理應變條件下顯示了顯著不同的儲能模量和損耗模 量。標記"年輕"和"年老"的材料證實了剪切稀化和在0. 1至180弧度/秒的相對小的生 理剪切應力下粘性材料（G"占優勢或Tan δ >1)至彈性材料（G'主導）的材料轉變。材料 交叉（G" = G'）和相對幅度依賴于年齡。標記"骨關節炎"的材料在相同的剪切條件下沒 有交叉，并且儲能模量G'和損耗模量G"的幅度顯著小于其他兩種材料。因此，通過基于纖 維素的植入體的配制和物理操作，本文證實了可產生生物相關的生物力學凝膠性質，其可 定制用于所需的特定應用。因此，對于材料的生物接受度，識別這種轉變點類型是重要的。 可操縱各種控制參數，如植入體產品參數，包括緩沖液強度（如PBS)、多糖選擇和濃度（如 NaCMC)、潤滑劑含量（如甘油）；并且也可操縱高壓釜時間，以使粘度和彈性的力學輸出可 適合于期望的結果，而不產生在現有技術中明顯的所有問題。
[0055] 例如，在本發明的一個優選實施方案中，制備方法和產品涉及用于唇的組織填充 的植入體。如前所述，身體組織的物理性質是密切相關的。在數種細胞模型中，已經顯示在 組織修復過程中的細胞增殖、細胞浸潤和細胞功能依賴于它們的微環境的流變學特征（例 如彈性）。如上文所述，理解組織的物理結構和功能在組織填充和修復過程中具有基本治 療利益。因此，優選用顯示出與受治療組織的那些性質相似的物理性質（包括流變學）以 及化學、生物學和力學性質的材料替換或填充組織結構。植入體由此提供使植入體的性質 與其中放置植入體的組織的性質匹配的機會。這提供了改善的植入體材料的組織相容性并 促進被設計來提供受控的組織向內生長的正常細胞反應。此外，植入體和周圍組織的相似 的行為向填充區域提供了更自然的外觀。
[0056] 在一個最優選的實施方案中，所述植入體包括2. 6% CMC和1. 5%甘油在pH7. 4的 25mM磷酸鹽緩沖液（PBS)中的凝膠。在0. 1Hz至10Hz的頻率范圍內，相角范圍為48度至 140度。這與所公布測量值的一致，所述測量值為對于在主動刺激下實驗上所測量的口輪匝 肌（oblicularis oris)上部和下部的相角，其中在0. 1Hz至10Hz的頻率范圍內相角范圍 為接近0度至150度。
[0057] 由于在f〈0. 05時，材料顯示出更粘的特征，所以對于植入體初相角的量值是較大 的。然而，材料G'= G"交點為0. 2 ;且彈性特征開始主導，以便模擬已在本領域中實驗上測 量的彈性行為。對于實驗上測量的和所建議的植入體兩者，相角證實了在〇. 1Hz至1Hz的 頻率范圍內幾乎沒有變化，同時在相同的生理相關范圍內注意到相似的相移。
[0058] 在一個實施方案中，植入體包括2. 6% CMC和1. 5 %甘油在ρΗ7· 4的25mM磷酸鹽 緩沖液中的凝膠，其含有30% v/v25um至45um輕基磷灰石|丐顆粒。該材料流變學與組織 位點的相似，尤其是在相角為線性時的低頻率下。該材料作為彈性材料在頻率范圍內測試。 然而，tan δ開始為〇. 9(大約G' = G"）并當材料在生理相關的范圍0. 1Hz至10Hz內剪切 稀化時，tan δ下降。
[0059] 理解本文所用的某些術語也是有用的；所述術語包括"流變學"，其研究物質的變 形和流動。"牛頓流體"（通常為水和僅包含低分子量材料的溶液），其粘度與剪切應變速率 和剪切應變速率曲線無關。非牛頓流體是粘度隨所應用的剪切力而變化的流體。描述材料 的流變學輸出（rheological output)通常為與在植入位點的組織上的活性的線性力（剪 切）或振蕩力（Hz)有關的η、G'、G"、tan δ、與偏轉角。參數η為粘度，其指示材料對在剪 切應力下變形的內阻力的材料量度。對于液體，它通常被理解為"稠度"或抗傾倒的能力。 G'為儲能模量，其為彈性行為的指示物并揭示了聚合物系統儲存與可恢復的彈性變形相關 的彈性能量的能力。G"為損耗模量，其為與能量消耗（其與不可恢復的粘滯損失相關）有 關的動態粘性行為的量度。損耗角正切（tan δ)定義為損耗模量與儲能模量的比率（G"/ G'）并且是無單位的。它是在變形循環中損耗的能量與儲存的能量的比率的量度，并且提 供了將彈性和粘性對系統的貢獻組合起來的比較參數。大于1的tan δ表示流體更接近液 體。小于1的tan δ表示流體更接近固體。偏轉角定義為，將力施用到材料后距穩態的角。 剪切力和振蕩力的生理相關范圍為用于組織的典型人的功能的身體組織活性范圍。如果靶 植入體被定向到軟皮組織、致密膠原組織、肌肉或骨，那么這些范圍將特別明顯。
[0060] 因此，生物材料的生物力學行為可通過測量它們的流變學性質來表征。流變學與 粘彈性和粘彈性剪切性質有關。粘彈性剪切性質通過復數剪切模量來定量，所述復數剪切 模量包括彈性剪切模量和粘性剪切模量。復數剪切模量的量值已用于指示總的剪切彈性、 硬度和剛性。如果材料為純彈性，那么tan δ =0。如果材料為純粘性，那么tan δ =無限 大。所有組織顯示在這兩個極端之間的tan δ。
[0061] 不同的組織顯示與組織功能相關的獨特的生物力學特征，并且當填充或替換這些 組織時應考慮組織性質的作用。本發明描述了組合物，其被配制以模擬其中注射或植入所 述組合物的組織的生物力學性質和避免不需要的化學反應和相分離。很多不同的變量一起 提供植入體的總的力學、化學和生物學性質。照這樣，任何人可改變植入體的那些組分中的 每一種以便設計具有特定受控的體內性質的植入體。無菌是必要的設計需要。因此，與滅 菌工藝相關的滅菌方式和參數對材料設計是至關重要的，因為材料的預期用途是用于組織 填充或替換。
[0062] 植入體是可注射到軟組織中的復合材料。所述復合材料包括含有或不含有顆粒 的生物相容的凝膠。在注射之前和注射時，凝膠部分地起到用于可能存在的顆粒的載體的 作用。在體內，凝膠形成植入體的不可或缺的部分，提供對于植入體的前述必要的預選的力 學和化學微環境，以實現期望的制品（article of manufacture)。
[0063] 如上文所述，載體優選包括多糖凝膠，其中可用于本發明的多糖包括，例如在以下 種類的多糖中的任何適宜的多糖及其組合：纖維素/淀粉、甲殼質和殼聚糖、透明質酸、疏 水改性系統、海藻酸鹽、角叉菜膠、瓊脂、瓊脂糖、分子內復合物、低聚糖和大環系統。分組成 四個基本種類的多糖的實例包括：1.非離子型多糖，其包括纖維素衍生物、淀粉、瓜爾膠、 甲殼質、瓊脂糖和葡聚糖（dextron) ;2.陰離子型多糖，其包括纖維素衍生物、淀粉衍生物、 角叉菜膠、海藻酸、羧甲基甲殼質/殼聚糖、透明質酸和黃原膠；3.陽離子型多糖，其包括纖 維素衍生素、淀粉衍生物、瓜爾膠衍生物、殼聚糖和殼聚糖衍生物（包括殼聚糖乳酸鹽）；和 4.疏水改性多糖，其包括纖維素衍生物和a- emulsan。在一個實施方案中，所述多糖聚合 物選自如下的組：羧甲基纖維素鈉、羥乙基纖維素、乙基羥乙基纖維素、羧甲基纖維素、羧乙 基羥乙基纖維素、羥丙基羥乙基纖維素、甲基纖維素、甲基羥甲基纖維素、甲基羥乙基纖維 素、羧甲基甲基纖維素及其改性衍生物。用于本發明的優選的多糖包括，例如瓊脂、甲基纖 維素、羥丙基甲基纖維素、乙基纖維素、微晶纖維素、氧化纖維素、甲殼質、殼聚糖、海藻酸、 海藻酸鈉和黃原膠。在某些實施方案中，多于一種的材料可用于形成凝膠，例如可將上文列 出的多糖中的兩種或多種組合以形成凝膠。在某些實施方案中，多于一種的材料可用于形 成交聯凝膠，例如可將上文列出的多糖中的兩種或多種組合以形成凝膠。
[0064] 此外，所述凝膠可被交聯。適宜的凝膠交聯劑包括，例如：熱、pH和通過單價、二價 和三價陽離子相互作用而交聯。依賴于所述聚合物是否為陰離子可交聯的或陽離子可交聯 的，用于交聯聚合物的交聯離子可以是陰離子或陽離子。適宜的交聯離子包括但不限于陽 離子，其選自由鈣離子、鎂離子、鋇離子、鍶離子、硼離子、鈹離子、鋁離子、鐵離子、銅離子、 鈷離子和銀離子組成的組。陰離子可選自但不限于，由磷酸根、枸櫞酸根、硼酸根、碳酸根、 馬來酸根、己二酸根和草酸根離子組成的組。更廣泛地，所述陰離子由多元有機酸或無機酸 衍生。優選的交聯陽離子為鈣離子、鐵離子和鋇離子。最優選的交聯陽離子為鈣離子和鐵離 子。優選的交聯陰離子為磷酸根、枸櫞酸根和碳酸根。交聯可通過將聚合物與包含溶解的 離子的水溶液接觸來進行。此外，交聯可通過包括如下的有機化學改性來完成：多官能環氧 化合物選自由1，4- 丁二醇二縮水甘油醚（BDDE)、乙二醇二縮水甘油醚（E⑶GE)、1，6-己二 醇二縮水甘油醚、聚乙二醇二縮水甘油醚、聚丙二醇二縮水甘油醚、聚四亞甲基二醇二縮水 甘油醚（polytetramethylene glycol digylcidyl ether)、新戊二醇二縮水甘油醚、聚甘 油聚縮水甘油醚、雙甘油聚縮水甘油醚、甘油聚縮水甘油醚、三羥甲基丙烷聚縮水甘油醚、 季戊四醇聚縮水甘油醚和山梨糖醇聚縮水甘油醚組成的組。此外，交聯可通過經由多糖主 鏈反應的羰基或氫氧化物官能度的有機化學改性來完成。在利用多于一種聚合物類型的實 施方案中，不同的聚合物可與彼此交聯以形成進一步交聯。
[0065] 如實施例19、關于圖9B的討論和下文提供的數據所示，在一個實施方案中，植入 體包括凝膠，所述凝膠的tan δ (粘性模量G"與損耗模量G'的比率）可通過調節NaCMC制 劑中鹽（在此實例中為磷酸鉀或PBS)的濃度、隨后熱滅菌來操縱。在水中制備的組合物 中，tan δ在熱處理之前和之后都〈1，表明為彈性流體。如果組合物在稀釋的鹽溶液中制備 時，那么tan δ在熱處理之前〈1，在熱處理之后>1。tan δ >1通常表明為粘性流體。稀釋鹽 (在此實例中為單價）和熱處理兩者對于組合物從tan δ〈1轉化到tan δ >1是必需的。當 鹽濃度增加時，組合物的粘度通過減小多糖的內交聯能力而降低。
[0066] 在用于組織填充的所選組合物中，除滿足組織流變學行為之外將提供某些膨脹能 力的粘度是優選的。因此，優選將所述鹽濃度小心地控制在相對低的水平，通常少于l〇〇mM。 [0067] 將甘油添加到鹽溶液使tan δ下降，也就是說，即使在熱處理之后，組合物保持 彈性，因為甘油的流變學性質提供與多糖凝膠的膨脹流變學相互作用。tan δ優選且通常為 〈1。然而,這種組合物的tan δ不同于在不含鹽的水中所制備的組合物的tan δ。NaCMC的 流變學特征可通過鹽、甘油和熱處理來操縱。
[0068] 除了期望適應植入組織位點的流變學特征之外，可調節本發明的凝膠來控制擠 出、分解速率（化學的和物理的）、模壓加工性和孔隙率以調整組織響應。當宿主組織在再 吸收更慢的陶瓷顆粒周圍形成時，凝膠特征還控制不同的再吸收速率。
[0069] 在一個實施方案中，本發明提供了一種凝膠，其能支撐固體顆粒用于通過細計量 針注射，并且一旦注射就形成植入體（和周圍生物環境）的不可或缺的和相容的部分。所 述植入體包括懸浮于凝膠中的顆粒。在某些實施方案中，所述顆粒為基于陶瓷的復合物。 微粒陶瓷材料包括但不限于羥基磷灰石鈣和其他適宜的材料，所述適宜的材料包括但不限 于基于磷酸鈣的材料及類似材料。實例包括但不限于磷酸四鈣、焦磷酸鈣、磷酸三鈣、磷酸 八鈣、氟磷灰石鈣、磷灰石碳酸鈣、基于氧化鋁的材料及其組合。陶瓷顆粒可以是光滑的圓 形的、基本上球形的、包埋在連續的、交聯的生物相容性凝膠材料或下述的脫水構型中的陶 瓷材料的顆粒。在這個實施方案中，顆粒的尺寸范圍可為20微米至200微米，優選為約20 微米至120微米，且最優選為20微米至45微米。陶瓷顆粒的濃度范圍為按體積計5%至 65%，優選為按體積計10 %至50%，且最優選為按體積計30 %至45%。
[0070] 可添加到凝膠的顆粒可由生物相容的但非生物可降解的材料制成。適宜的材料 包括玻璃、e-PTFE、PTFE、聚丙烯、聚丙烯酰胺、聚氨酯、有機硅、聚甲基丙烯酸甲酯、滌綸 (Dacron)、碳粒、TEFLON?、鐵金屬、其銅鎳鈦合金（包括鎳鈦合金）、銀、金、鉬或不銹鋼。 所述顆粒可由包括有機聚合物和蛋白質的多層材料組成。此外，任何人可從彈性體的有機 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選擇顆粒。 所有這些聚合物被交聯以便成為穩定的和非可再吸收的，且可在它們的結構中包含其他 顯示特定性質的化學品或其混合物。所述顆粒優選可包括多糖顆粒，例如在如下種類的多 糖中的任何適宜的多糖及其組合：纖維素/淀粉、甲殼質和殼聚糖、透明質酸、疏水改性系 統、海藻酸鹽、角叉菜膠、瓊脂、瓊脂糖、分子內復合物、低聚糖和大環系統。多糖的實例可分 組成四個基本種類且包括：1.非離子型多糖，其包括纖維素衍生物、淀粉、瓜爾膠、甲殼質、 瓊脂糖和葡聚糖；2.陰離子型多糖，其包括纖維素衍生物、淀粉衍生物、角叉菜膠、海藻酸、 羧甲基甲殼質/殼聚糖、透明質酸和黃原膠；3.陽離子型多糖，其包括纖維素衍生素、淀粉 衍生物、瓜爾膠衍生物、殼聚糖和殼聚糖衍生物（包括殼聚糖乳酸鹽）；和4.疏水改性多 糖，其包括纖維素衍生物和a -emulsan。在一個優選的實施方案中，所述多糖聚合物選自如 下的組：羧甲基纖維素鈉、羥乙基纖維素、乙基羥乙基纖維素、羧甲基纖維素、羧乙基羥乙基 纖維素、羥丙基羥乙基纖維素、甲基纖維素、甲基羥甲基纖維素、甲基羥乙基纖維素、羧甲基 甲基纖維素及其改性衍生物。用于本發明的優選的多糖包括，例如瓊脂、甲基纖維素、羥丙 基甲基纖維素、乙基纖維素、微晶纖維素、氧化纖維素、甲殼質、殼聚糖、海藻酸、海藻酸鈉和 黃原膠。在某些實施方案中，多于一種的材料可用于形成顆粒，例如可將上文列出的多糖中 的兩種或多種組合以形成顆粒。在某些實施方案中，多于一種、例如兩種或多種多糖材料可 與本文先前列出的那些交聯劑結合使用，以形成交聯的顆粒。進一步，可懸浮在凝膠中的顆 粒、珠、微珠、納米顆粒和脂質體可以是多孔的、有織構的、包衣的和固體的表面，且可以是 圓形的或其他構型。
[0071] 凝膠的這些材料組合物允許不使用力學輔助裝置，通過像27至30規格一樣小的 針規格的很好的擠出特征，并且堵塞或阻塞的頻率較低，這在現有技術中沒有早先實現。盡 管含有懸浮于其中的顆粒的凝膠比如果不含顆粒的凝膠明確地具有不同的擠出特征，但是 含有懸浮于凝膠中的顆粒的本發明植入體顯示出優于現有技術的那些植入體的改善的擠 出。當顆粒尺寸接近針的尺寸時，擠出變得越來越困難。然而，小于75微米的顆粒尺寸允 許本發明植入體通過細計量針（如27至30規格）注射。凝膠能作為載體懸浮顆粒并且允 許較小的力來擠出植入體，而阻塞的可能性較低。具有范圍為〇. 5至3. 5、且最優選為在0. 5 和2. 0之間的較高tan δ的材料組合物證實了通過像27至30規格一樣小的針規格的最好 的擠出性能特征。對于流動性是關鍵參數的情況，具有較高tan δ的材料是更優選的。減 小tan δ產生更堅固的、可模壓的植入體材料。用于裝載了 CaHA的凝膠的擠出力的一些例 子見下表1。
[0072] 表 1
[0073]
【權利要求】
1. 一種制備組織植入體的方法，其中包括： (1) 制備包含2. 6wt% -3. 25wt%羧甲基纖維素、15wt%甘油和0· 2wt% -0· 5wt%利多 卡因的多糖凝膠；和 (2) 對所述植入體進行蒸汽滅菌。
2. 根據權利要求1所述的方法，其中所述植入體被蒸汽滅菌約3分鐘至約12分鐘。
3. 根據權利要求1所述的方法，其中所述多糖凝膠在25mM-100mM磷酸鹽緩沖液中。
4. 根據權利要求3所述的方法，其中所述磷酸鹽緩沖液具有7. 2-8. 0的pH。
5. 根據權利要求1所述的方法，其中所述組織植入體是面中部組織植入體。
6. 根據權利要求1所述的方法，其中所述組織植入體是喉部組織植入體。
7. -種制備組織植入體的方法，其中包括： (1) 制備包含2. 6wt% -3. 25wt%羧甲基纖維素、15wt%甘油和0· 2wt% -0· 5wt%利多 卡因的多糖凝膠； (2) 加入按所述植入體體積計5% -65 %的羥基磷灰石鈣；和 (3) 對所述植入體進行蒸汽滅菌。
8. 根據權利要求7所述的方法，其中所述植入體被蒸汽滅菌約3分鐘至約12分鐘。
9. 根據權利要求7所述的方法，其中所述多糖凝膠在25mM-100mM磷酸鹽緩沖液中。
10. 根據權利要求9所述的方法，其中所述磷酸鹽緩沖液具有7. 2-8. 0的pH。
11. 根據權利要求7所述的方法，其中所述組織植入體是面中部組織植入體。
12. 根據權利要求7所述的方法，其中所述組織植入體是喉部組織植入體。
13. 根據權利要求7所述的方法，其中羥基磷灰石鈣以10% - 50%加入。
14. 根據權利要求7所述的方法，其中羥基磷灰石鈣以30% - 45%加入。
【文檔編號】A61L27/20GK104117091SQ201410266011
【公開日】2014年10月29日 申請日期:2007年7月31日 優先權日:2007年1月8日
【發明者】R·沃伊特斯, D·德沃里 申請人:麥爾茲北美有限公司