用于药物递送的 SI 取代的磷酸钙粘固剂 背景技术 涉及新的骨组织的引导形成的整形外科程序得益于激发和引导修复过程的生物 材料的植入。生物材料在组成和结构方面的物理性质影响新的骨组织的早期整合， 并理想 地使天然骨的逐渐替换成为可能， 而无在植入部位处的生物或结构不相容性。 此外， 治疗剂 结合生物材料的平行递送通过加速骨形成过程、 改进骨质、 伴随的降低疼痛、 预防控制感染 和其他临床益处而提供了改进的临床结果。
在历史上， 整形外科医生已使用自体移植物 ( 从患者取出的骨头 ) 作为生物材 料的选择以修复被创伤或疾病损坏的骨骼区域。Discussion on Dental Structure and Dental Caries， Proc R Soc Med.1946 August ； 39(10) ： 637-645。然而， 供体部位发病的 高发生率、 需要痛苦的第二 ‘采集’ 手术程序、 以及可用于移植的大量骨头的缺乏危害了医 疗成效。还已利用异体移植物 ( 取自尸体的骨头 ) 和异种移植物 ( 获自动物的骨头 ) 形式 的骨组织的替代天然源。然而， 由于与如下相关的显著问题， 不存在理想的选择 ： (1) 病传 染， (2) 获取和加工的难度， (3) 不确定的免疫反应， 和 (4) 过早再吸收。
认识到天然骨组织源的局限， 在合成替代物的开发中已出现了重大的创新， 所述 合成替代物意图模拟天然骨的有利特征而同时排除负面影响。 复制天然骨组织的性能优点 是具有挑战性的， 因为组织的化学、 生物和结构对于促进成功的整形外科修复均具有影响 力。 Uchida， A. 等人， The Use of Ceramics for Bone Replacement， The Journal of Bone and Joint Surgery， 66-B， 269-275(1984)。
生物矿物基植入物的临床性能已显示， 通过使用采用磷酸钙或类似无机组合物的 材料， 植入物 - 骨头界面的化学得以改进。由于骨头的主要无机组分由高度取代的磷酸钙 磷灰石组成， 考虑开发合成骨替代物的研究者集中于磷酸钙的各种形式。这些包括羟基磷 灰石、 碳酸磷灰石、 氟磷灰石、 α 和 β 磷酸三钙、 磷酸四钙、 磷酸八钙、 和它们的组合。通 常， 已证实这些材料既是生物可相容和骨引导的， 还可被宿主组织良好耐受。Anna Rita Calafiori 等人， Low Temperature Method for the Production of Calcium Phosphate Fillers， BioMedical Engineering OnLine， 3： 8(2004) ； 以及 Franz-Xaver Huber 等人， First Histological Observations on the Incorporation of a Novel Nanocrystalline Hydroxyapatite Paste in Human Cancellous Bone， BMC Musculoskeletal Disorders， 7： 50(2006)。
在美国专利 6,323,146 中强调了生物矿物化学的重要作用， 所述专利公开了由硅 TM 取代的磷酸钙组成的合成生物材料化合物 (Skelite )。大量测试证明了该化合物理想地 适于用作骨替代物材料， 因为该化合物 ： (1)100％合成， (2) 生物可相容， (3) 能够参与身体 的天然骨重塑过程， 以及 (4) 制备相对便宜。
已开发了许多其他粘固剂 (cement) 制剂用于整形外科和 / 或牙科应用。例如， 美国专利 No.5,092,888 提供了一种包含粉末组分和液体组分的硬化材料， 所述粉末组分 由 Ca/P 原子比低于 1.67 的磷酸四钙和磷酸钙的混合物组成， 所述液体组分由包含分散于 水性介质中的固体胶体粒子的胶体水性溶液组成。另外， 美国专利 No.5,180,426 提供了一
种磷酸钙型可凝固材料， 其包含粉末和酸性可凝固水性溶液， 所述粉末由 α- 磷酸三钙和 磷酸四钙的至少一种组成， 所述酸性可凝固水性溶液包含选自如下的至少一种多糖 ： 羧甲 基甲壳质、 二醇甲壳质、 支链淀粉、 高甲氧基果胶和壳聚糖。美国专利 No.6,949,251 提供了 一种包含多孔 β- 磷酸三钙颗粒的组合物， 所述多孔 β- 磷酸三钙颗粒具有 0.1-2mm 的粒 度， 并包含多个孔径尺寸为 20-500μm 的孔隙， 所述孔隙为由壁分隔的单个分离的空隙且 不互连。美国专利 No.5,152,836 提供了一种磷酸钙粘固剂， 其包含 Ca/P 摩尔比为 1.400 至 1.498 的三代磷酸盐和二代磷酸钙。
许多研究者已认识到在整形外科植入物中孔隙的存在是有价值的。这已导致得 到多种生物陶瓷植入物， 所述生物陶瓷植入物可提供具有使新组织向内生长成为可能的尺 寸的孔隙， 参见， 例如， 美国专利 3,899,556、 3,929,971、 4,654,314、 4,629,464、 4,737,411、 4,371,484、 5,282,861、 5,766,618、 和 5,863,984。
制备多孔陶瓷本体的常见技术涉及在植入陶瓷本体之前去除的成孔剂的使用， 参 见， 例如， 美国专利 4,629,464、 4,654,314、 3,899,556、 和国际专利公布 WO 95/32008。
美国专利 4,629,464 公开了一种方法， 其中可热分解的粉末材料 ( 结晶纤维素 ) 与羟基磷灰石 (HA) 粉末混合， 并干压成所需的形式。使用随后的热加工以将 HA 粒子烧结 在一起， 从而提供增加的强度， 并通过结晶纤维素材料的分解而在 HA 基体中产生孔隙。 该技术的变型公开于美国专利 4,654,314 中， 其中发泡白蛋白与磷酸钙粉末组 合， 并浇铸至具有所需形状的模具中。 随后的热加工使蛋白成孔剂硬化、 碳化、 并挥发， 从而 产生烧结的多孔磷酸钙陶瓷。
美国专利 3,299,971 公开了一种制备用于硬组织替换的多孔合成材料的方法。在 该方法中， 通过与磷酸盐进行水热化学交换， 将海洋生物 ( 珊瑚 ) 的多孔碳酸盐骨架材料转 化为多孔羟基磷灰石材料。经转化的羟基磷灰石材料的最终微结构与珊瑚 ( 经转化的羟基 磷灰石材料自其形成 ) 的微结构基本上相同。因此， 孔隙尺寸取决于所用的珊瑚类型。尽 管这些多孔结构具有用于硬组织向内生长的适当的孔隙尺寸和孔隙连通性， 但所述结构受 限于所选珊瑚的结构， 因此， 具有围绕多孔网络的固体壳的植入物 ( 例如， 典型的皮层或长 骨 ) 的制备是不可获得的。此外， 使用该技术制得的骨移植物的特征在于较差的机械性质， 且难以处理和成形， 且不能使用标准固定技术进行紧固。
美国专利公布 2006/0198939 公开了一种用聚合物涂布多孔磷酸钙基体以增加所 述基体的机械稳定性并防止磷酸钙基体裂化且防止片分离的方法。
美国专利 6,485,754 公开了含有阳离子抗生素的羟基磷灰石基骨粘固剂。
尽管已建立了在生物陶瓷植入物中形成孔隙的技术， 但这些技术不适用于钙基粘 固剂， 所述钙基粘固剂必须保持其可模制的性质以使材料能够变形并匹配手术部位的轮 廓。已报道了将粘固剂发泡， 其中粘固剂与发泡剂混合， 所述发泡剂产生气泡， 该气泡最终 在植入部位处产生孔隙 ( 参见美国专利公布 2007/0283849)。该方法的挑战在于植入的发 泡剂常常在植入之前就耗尽， 从而导致最终产品缺乏所需的孔隙尺寸和 / 或密度。
在形成具有适当化学、 几何、 结构强度和骨整合的粘固剂基植入物之外， 需要使用 整形外科植入物用于同时递送有助于修复过程的治疗剂。
根据前述现有技术， 显而易见的是已开发多种方法以使用生物矿物组合物制造骨 粘固剂。然而， 目前的方法和植入物具有数个缺点， 所述缺点使植入物在新组织形成、 植入
物稳定性和用天然骨的长期植入物替换方面的最终功能不令人满意。此外， 这些植入物不 提供有效递送改进患者临床症状的治疗剂的能力。 发明内容
本发明提供了一种双相生物矿物和生物聚合物基粘固剂， 其理想用于治疗剂在骨 骼植入部位处的局部药物递送。特别地， 产品的制剂和应用提供了优于现有技术的如下优 点：
a) 所述粘固剂的生物矿物相的化学促进了新骨组织的沉积， 并提供了防止植入排 异的生物可相容的界面 ；
b) 在所述粘固剂内的生物聚合物相或网络的引入使得影响骨骼修复的治疗剂的 受控释放和患者的总体恢复成为可能 ； 以及
c) 生物聚合物网络的几何和在植入之后所述网络的逐渐溶解导致互连的通路通 过粘固剂而逐渐形成， 以使得新组织结合成为可能。
本发明也提供了一种磷酸钙粘固剂， 其中包含磷酸钙基生物矿物相和生物聚合物 的至少一个干燥组分与液体组合以形成可流动糊状材料， 所述可流动糊状材料能够凝固为 固体双相磷酸钙粘固剂， 所述固体双相磷酸钙粘固剂可用作整形外科、 颅脑颌面外科、 牙 科、 和相关领域中的结构材料。此外， 所述磷酸钙粘固剂可包含治疗剂。本发明的磷酸钙粘 固剂提供了一种组合物， 其中生物聚合物由磷酸钙围绕， 从而形成基本上双相互连材料。 本 发明也提供了一种双相互连磷酸钙粘固剂， 当制得双相组合物时， 所述双相互连磷酸钙粘 固剂不经受加热。在另一示例性实施例中， 本发明提供了一种与快速吸收的生物聚合物、 治疗剂和液体组合的硅取代的磷酸钙基生物矿物相 ( 参见美国专利 6,323,146， 其中一部 分磷酸盐由硅取代 )， 所述快速吸收的生物聚合物具有小于 6 个月、 小于 4 个月、 小于 3 个 月、 小于 2 个月、 小于 1 个月、 小于 2 周、 或小于 7 天的体内吸收速率， 其中所述生物矿物相 和生物聚合物与液体 ( 所述治疗剂可存在于所述液体中或粉末 ( 生物矿物和生物聚合物 相 ) 中 ) 组合以形成可流动糊状材料， 所述可流动糊状材料能够凝固为固体双相磷酸钙粘 固剂， 所述固体双相磷酸钙粘固剂可用作整形外科、 颅脑颌面外科、 牙科、 和相关领域中的 骨填料或骨生长材料。
在另一示例性实施例中， 本发明提供了一种与快速再吸收的生物聚合物、 治疗剂 和液体组合的硅取代的磷酸钙基生物矿物相， 所述快速再吸收的生物聚合物具有小于 6 个 月、 小于 4 个月、 小于 3 个月、 小于 2 个月、 小于 1 个月、 小于 2 周、 或小于 7 天的体内再吸收 速率， 其中所述生物矿物相和生物聚合物与液体 ( 所述治疗剂可存在于所述液体中或粉末 ( 生物矿物和生物聚合物相 ) 中 ) 组合以形成可流动糊状材料， 所述可流动糊状材料能够凝 固为固体双相磷酸钙粘固剂， 所述固体双相磷酸钙粘固剂可用作整形外科、 颅脑颌面外科、 牙科、 和相关领域中的结构材料。
本发明也提供了一种硅稳定化的磷酸钙粘固剂试剂盒， 其包括在第一容器中的具 有硅稳定化的磷酸钙粒子和快速再吸收的生物聚合物的粉末， 以及含有冻干蛋白质的第二 容器和含有液体的第三容器， 所述快速再吸收的生物聚合物具有小于 6 个月、 小于 4 个月、 小于 3 个月、 小于 2 个月、 小于 1 个月、 小于 2 周、 或小于 7 天的体内再吸收速率， 其中将所 述液体与所述冻干蛋白质组合以在所述液体中溶解所述蛋白质， 然后将组合的蛋白质 / 液体与所述粉末组合以形成可流动糊状材料， 所述可流动糊状材料凝固为包含硅稳定化的磷 酸钙生物聚合物混合物的基本上双相的粘固剂。
所述双相磷酸钙粘固剂可用作整形外科、 颅脑颌面外科、 牙科、 和相关领域中的骨 生长诱导材料。此外， 所述硅稳定化的磷酸钙粘固剂可包含与所述生物聚合物和 / 或生物 矿物相结合的治疗剂。在一个示例性实施例中， 制得磷酸钙沉淀， 并使其掺杂所需量的硅， 将其喷雾干燥以去除水分， 并制备所需的粒度 ( 可碾磨或筛分所述粒子以控制粒度 )， 然后 烧结所得磷酸钙粒子以制备具有生物矿物相的硅稳定化的磷酸钙粒子， 可进一步碾磨和 / 或筛分所述硅稳定化的磷酸钙粒子。所述硅稳定化的磷酸钙粒子包含约 0.5 重量％至约 5 重量％的硅、 约 1 重量％至约 2.5 重量％的硅或约 1 重量％至约 2 重量％的硅， 其中磷酸钙 和二氧化硅可在约 900℃至约 1,500℃、 约 1,000℃至约 1,400℃、 约 1,000℃至约 1,300℃、 约 1,100℃至约 1,300℃、 约 1,100℃至约 1,200℃、 和 / 或约 1175℃的温度下烧结。在另一 示例性实施例中， 所述磷酸钙相包含筛分至约 50 至约 350μm 的尺寸范围的粒状材料。
所述生物矿物相的硅稳定化的磷酸钙可包含 α- 磷酸三钙 (α-TCP)， 所述 α- 磷 酸三钙的量为存在于所述双相粘固剂中的磷酸钙的约 50％至约 100％、 约 70％和约 90％或 约 75％至约 85％。剩余的磷酸钙可基本上为羟基磷灰石的形式， 然而其他形式也可存在。 所述生物聚合物可以约 5 重量％至约 75 重量％、 约 10 重量％至约 50 重量％、 约 15 重量％至约 30 重量％的浓度存在。
本发明也涉及一种可凝固生物矿物组合物， 其包含多个单独的磷酸钙粒子、 能够 支持磷酸钙沉淀的液体、 和一定浓度的生物可吸收聚合物， 其中所述生物可吸收聚合物形 成流体连接的网络， 在最终组合物的凝固过程中所述磷酸钙粒子在所述网络周围沉积。在 另一示例性实施例中， 所述可凝固生物矿物组合物包含硅取代的磷酸钙粒子。在另一示例 性实施例中， 所述磷酸钙粒子为至少 50％的磷酸三钙。 在又一示例性实施例中， 所述生物聚 合物含有一种或多种治疗剂， 如生长因子、 镇痛药和 / 或抗微生物剂。
本发明也涉及一种可凝固生物矿物组合物， 其保持面团状稠度足够的时间以允许 医师或医学专业人员将所述组合物模制成所需的形状， 其中所述组合物随后硬化以形成包 含磷酸钙相和生物可吸收聚合物相的双相植入物， 其中每一相形成分开的但缠绕的晶格结 构。在另一示例性实施例中， 所述组合物包含硅取代的磷酸钙粒子。在另一示例性实施例 中， 所述双相组合物在约 60 分钟内、 在约 30 分钟内、 在约 20 分钟内、 在约 15 分钟内、 在约 10 分钟内、 在约 5 分钟内、 或在约 3 分钟内凝固。在又一示例性实施例中， 所述生物聚合物 含有一种或多种治疗剂， 如生长因子、 镇痛药和 / 或抗微生物剂。
本发明也涉及一种试剂盒， 其具有包含硅取代的磷酸钙粒子的干燥组分、 液体组 分、 和一定浓度的生物可吸收聚合物， 其中所述生物可吸收聚合物形成流体连接的网络， 在 混合所述干燥组分和所述液体组分以制备粘固剂之后， 所述磷酸钙粒子在所述网络周围结 合。
在另一示例性实施例中， 本发明提供了一种用于制备双相磷酸钙粘固剂的方法， 其包括混合硅取代的磷酸钙粉末、 生物聚合物和水性溶液， 以及制备体内可凝固双相磷酸 钙粘固剂。在另一示例性实施例中， 本发明涉及硅取代的磷酸钙颗粒， 其具有至多约 5 重 量％的取代进入化合物的硅。在另一示例性实施例中， 存在的所述生物聚合物网络为所述 硅取代的磷酸钙颗粒的小于约 35 重量％、 或小于约 25 重量％。在另一示例性实施例中， 存
在的所述生物聚合物网络为所述硅取代的磷酸钙颗粒的大于 2 重量％且小于 35 重量％。
在另一示例性实施例中， 所述生物聚合物不改进所述生物矿物相的稳定性， 所述 生物矿物相为在最终产品中的不超过约 35％或 25％的羟基磷灰石， 在最终产品中的所述 生物聚合物网络在水性环境中不快速溶解， 所述生物矿物相的最终磷酸钙粒子在掺入本发 明的试剂盒或组合物中之前已被烧结， 所述组合物或粉末相排除了磷酸二钙和 / 或碳酸钙 的添加， 和 / 或排除了有效量的泡腾剂。
在一个示例性实施例中， 所述生物聚合物网络可包含治疗剂， 例如， 所述生物聚合 物网络可包含与一种或多种治疗剂组合的聚乙二醇或多糖 ( 例如葡聚糖、 藻酸盐和 / 或 壳聚糖 ) 基聚合物， 所述治疗剂包括、 但不限于 BMP 蛋白质家族的成员 ( 如 OP-1、 OP-2、 OP-3、 BMP-2、 BMP-3、 BMP-4、 BMP-5、 BMP-6、 BMP-9、 BMP-10、 BMP-11、 BMP-13、 BMP-15、 GDF-1、 GDF-3、 GDF-5、 GDF-6、 GDF-7 的成骨活性形式 ) 和其氨基酸序列变体。参见美国专利公布 2008/0014250 和 2009/0048412。特别有利的治疗剂包括能够诱导祖细胞形成软骨和 / 或 骨头的形态发生蛋白、 镇痛药和 / 或抗生素。
在另一示例性实施例中， 所述治疗剂不冻干至所述硅稳定化的磷酸钙粘固剂上。 在又一示例性实施例中， 所述生物聚合物包含两种或更多种分子不类似的聚合物， 例如， 一 种聚合物可提供机械强度， 又一种聚合物可赋予治疗剂所需的释放性质。 在另一实例中， 一 种聚合物可为高度可溶的以能够在粘固剂中快速形成空隙， 这促进了骨结合。 在一个示例性实施例中， 本发明包括一种试剂盒， 其具有在第一容器中的冻干蛋 白质 ( 如 BMP-2)， 具有水性液体 ( 如磷酸钠基缓冲液 ) 的第二容器， 和具有包含硅稳定化的 磷酸钙的粉末的第三容器。 所述生物聚合物可存在于第二容器或第三容器中， 然而， 如果所 述生物聚合物存在于水性液体容器中， 则所述生物聚合物必须不溶于这种水性液体。任选 地， 第三容器也可含有氯化钙。 含有冻干蛋白质的双相磷酸钙粘固剂可如下制得 ： 在来自第 二容器的水性液体中再水合所述蛋白质， 然后混合水性液体蛋白质混合物和包含于第三容 器中的粉末以形成骨粘固剂。
在一个示例性实施例中， 本发明包括一种试剂盒， 其具有在第一容器中的冻干蛋 白质 ( 如 BMP-2)， 具有水性液体的第二容器， 和具有包含硅稳定化的磷酸钙、 PEG 和磷酸钠 的粉末的第三容器。任选地， 所述试剂盒也可含有钙盐。含有冻干蛋白质的双相磷酸钙粘 固剂可如下制得 ： 在来自第二容器的水性液体中再水合所述蛋白质， 然后混合水性液体蛋 白质混合物和包含于第三容器中的粉末以形成骨粘固剂。例如， 当复水时， 每毫升 rhBMP-2 溶液含有 ：
1.5mg rhBMP-2 ；
5.0mg 蔗糖 ；
25mg 甘氨酸 ；
3.7mg L- 谷氨酸 ；
0.1mg 氯化钠 ；
0.1mg 聚山梨醇酯 80 ； 和
1.0mL 无菌水。
其可与包含约 1 克 PEG 和 4 克硅稳定化的磷酸钙粒子的粉末 ( 所述粉末也可任选 地含有磷酸钠 ) 混合。
在另一示例性实施例中， 本发明包括一种试剂盒， 其具有水性液体 ( 如磷酸钠或 磷酸钾基缓冲液 ) 的第一容器， 和具有包含硅稳定化的磷酸钙、 治疗剂 ( 如 BMP-2)、 和生 物聚合物的粉末的第二容器。双相磷酸钙粘固剂可如下制得 ： 混合所述试剂盒的液体和粉 末组分以制备具有可模制面团状稠度的组合物。在另一示例性实施例中， 本发明包括一种 试剂盒， 其具有水性液体的第一容器和具有粉末的第二容器， 所述水性液体包含磷酸钠或 磷酸钾基缓冲液和氨基酸改性的葡聚糖， 所述粉末包含硅稳定化的磷酸钙和钙盐 ( 如氯化 钙 )， 任选地， 所述粉末也可包含冻干蛋白质 ( 如 BMP-2) 和 / 或生物聚合物。在又一示例性 实施例中， 本发明包括一种试剂盒， 其具有水性液体的第一容器和含有磷酸钙 ( 例如磷酸 三钙和 / 或硅稳定化的磷酸钙 ) 的第二容器， 所述水性液体包含磷酸钠或磷酸钾基缓冲液 和氨基酸改性的葡聚糖。所述粉末和 / 或所述液体也可包含治疗剂 ( 如 BMP-2) 和 / 或生 物聚合物。 在这些示例性实施例中， 当所述生物聚合物不存在于粉末中时， 其存在于水性液 体中。
在另一示例性实施例中， 本发明包括一种试剂盒， 其具有水性液体 ( 如磷酸钠基 缓冲液 ) 的容器和具有粉末的容器， 所述粉末包含硅稳定化的磷酸钙和含有掺入其中的治 疗剂的生物聚合物。例如， 所述生物聚合物可为包含小粒子和与所述小粒子结合的治疗剂 的稳定胶体悬浮体， 所述小粒子包含具有亲水性氨基酸和疏水性重复酸的线性肽连接的聚 氨基酸。骨粘固剂可如下制得 ： 混合水性液体、 生物聚合物和粉末以形成骨粘固剂。 在另一示例性实施例中， 本发明包括一种试剂盒， 其具有水性液体 ( 如磷酸钠基 缓冲液 ) 的第一容器和具有粉末的第二容器， 所述粉末包含硅稳定化的磷酸钙和含有与其 结合的治疗剂的生物聚合物。 例如， 所述生物聚合物可为固体支持材料， 其由至少一种交联 的不可溶葡聚糖衍生物和与其结合的治疗剂组成。骨粘固剂可如下制得 ： 混合所述第一容 器的内容物和所述第二容器的内容物以形成骨粘固剂。
本发明的生物聚合物优选体内快速吸收， 由此在约 30 天的时间内释放大于 40％、 大于 50％、 大于 60％、 大于 70％、 或大于 80％的捕获的治疗剂。
本发明也提供了一种试剂盒， 其包括包含干燥组分 ( 如磷酸钙基生物矿物相和生 物聚合物 ) 的第一容器， 以及包含液体组分的第二容器， 其中所述干燥组分和液体组分可 混合在一起以形成可流动糊状材料， 所述可流动糊状材料随后凝固成固体磷酸钙粘固剂。 任选地， 可将具有或不具有另外的钙盐 ( 如氯化钙 ) 的凝固促进剂 ( 如磷酸钠或磷酸钾 ) 加入所述粉末和 / 或所述液体中， 且同样可将治疗剂加入所述粉末和 / 或所述液体中。
附图说明
图 1 说明了当使用 1300C 烧结步骤时在粘固剂前体制造过程中， 示例性组合物的 极限载荷随 wt％硅添加的变化。
图 2 说明了当使用 1175C 烧结步骤时在粘固剂前体制造过程中， 极限载荷随 wt％ 硅添加的变化。
图 3 说明了当使用 1.0wt％硅和 1175C 烧结步骤时， 极限载荷随粘固剂前体中的 α-TCP％的变化。
图 4 说明了在粘固剂前体制造过程中当使用 2.0wt％硅添加时， 极限载荷随粘固 剂前体的烧结温度的变化。图 5 显示了具有掺入的生物聚合物网络的本发明的双相磷酸钙粘固剂， 其使得治 疗剂的逐渐释放和新组织结合成为可能。
图 6 说明了极限载荷随 PEG 添加的体积％的变化。
图 7 说明了极限载荷未受到预混 PEG、 磷酸钙粒子和磷酸钠的不利影响。 具体实施方式
为了本发明的目的， 提供如下定义。
本文所用的 “生物矿物相” 意指包含磷酸钙的组合物， 所述磷酸钙可使用或不使用 另外的元素 ( 如硅、 镁、 和 / 或铝 ) 取代或增大 (augment)。
本文所用的 “生物聚合物” 意指在体内溶解和 / 或降解的生物可相容的分子或分 子的混合物， 例子包括聚乙二醇、 葡聚糖和可被人体良好耐受的它们的任何变型。本文所 用的生物聚合物不必须为由活生物体产生的聚合物， 尽管其可以是由活生物体产生的聚合 物。
本文所用的 “生物聚合物网络” 意指生物聚合物粒子， 其基本上被生物矿物相围 绕， 并与一个或多个相邻的生物聚合物粒子或生物聚合物粒子的簇流体连通， 但所述 “生物 聚合物网络” 不要求在整个组合物中直接的生物聚合物粒子与粒子的接触。
本文所用的 “双相磷酸钙粘固剂” 、 “双相生物矿物基粘固剂” 和类似的短语意指可 凝固组合物， 其包含至少两个不同的且混和的相 ( 生物矿物相和生物聚合物相 )， 然而所述 短语不旨在将组合物限制为仅两个相， 这可由于在一些实施例中治疗剂可被认为是第三相 而显而易见。
本文所用的 “磷酸钙粉末” 、 “粉末” 或其衍生语意指包含小的松散粒子形式的磷酸 钙和干燥或基本上干燥态的其他化合物的固体物质。
本文所用的 “凝固时间” 和其他这种短语意指粘固剂已基本上硬化， 但仍未完全刚 性， 例如具有本文所述的等级 4。
本文所用的 “治疗剂” 意指这样的试剂 ： 所述试剂促进、 诱导、 增加、 或加速骨生长 或愈合， 减少或防止不期望的细菌或真菌的生长， 降低或消除患者的疼痛感， 和 / 或为患者 或受试者提供有利作用的其他试剂。合适的治疗剂包括、 但不限于抗生素， 如四环素 ( 例 如二甲胺四环素 )、 利福霉素 ( 例如利福平 )、 大环内酯类 ( 例如红霉素 )、 青霉素 ( 例如萘 夫西林 )、 头孢菌素 ( 例如头孢唑啉 )、 其他 β- 内酰胺抗生素 ( 例如亚胺培南、 氨曲南 )、 氨基糖苷类 ( 例如庆大霉素 )、 氯霉素、 磺酰胺 ( 例如磺胺甲 唑 )、 糖肽 ( 例如万古霉 素 )、 喹诺酮类 ( 例如环丙沙星 )、 梭链孢酸、 甲氧苄氨嘧啶、 甲硝唑、 克林霉素、 莫匹罗星、 多烯 ( 例如两性霉素 B)、 唑类 ( 例如氟康唑 ) 和 β- 内酰胺抑制剂 ( 例如舒巴坦 ) ； 镇痛 药， 如醋氨酚、 阿司匹林、 氯压定、 氟比洛芬、 吲哚洛芬、 萘普索、 喷他佐辛、 普罗沙唑、 曲马 多、 维立洛泮、 伏拉佐辛、 甲苯噻嗪、 珠卡塞辛、 苯基海因、 苯巴比妥、 普里米酮、 卡马西平、 乙琥胺、 甲琥胺、 苯琥胺、 三甲双酮、 安定、 苯二氮平类、 苯乙酰脲、 苯丁酰脲、 乙酰唑胺、 硫 噻嗪、 吗啡、 海洛因、 氢吗啡酮、 美托酮、 羟吗啡酮、 左啡诺、 可待因、 氢可酮、 氧可酮、 烯丙吗 啡、 纳洛酮、 纳曲酮、 水杨酸酯、 苯基丁氮酮、 消炎痛、 和非那西汀 ； 抗细胞因子 ； 细胞因子 ； 抗 - 白介素 -1 组分 ( 抗 -IL-1) ； 抗 -TNFα ； 干细胞， 包括自生或同源间质干细胞、 骨髓抽 取液、 和 / 或脂肪组织衍生的基质细胞 ； 血管内皮生长因子 (VEGF)， 包括 VEGF-A、 VEGF-B、VEGF-C、 VEGF-D 和 VEGF-E ； 结缔组织生长因子 (CTGF)， 包括 CTGF-1、 CTGF-2、 和 CTGF-3 ； 成 纤维细胞生长因子 (FGF) ； 血小板衍生的生长因子 (PDGF)， 包括 PDGF-A、 PDGF-B、 PDGF-C、 和 PDGF-D ； 生长分化因子， 包括 rhGDF-5 ； 胰岛素相关生长因子 -I(IGF-I) ； 胰岛素相关生长因 子 -II(IGF-II) ； 成纤维细胞生长因子 (FGF) ； β-2- 微球蛋白 (BDGF II) ； 骨形态发生蛋白 (BMP)， 包括 BMP-2、 BMP-7 和 BMP-12 ； 转化生长因子 β(TGF-β)， 包括 TGF-β-1、 TGF-β-2、 和 TGF-β-3 ； Nell-1 蛋白质 ； LIM 矿化蛋白和肽 ( 参见美国专利公布 2005/0196387) ； 基质 金属蛋白酶 (MMP) 抑制剂 ； 和它们的组合。例如， 所述生物聚合物和 / 或双相的磷酸钙粘固 剂可含有庆大霉素和 rhBMP-2。
术语 “治疗有效量” 意指一定量的治疗剂， 当将其给药至患者或受试者时， 其足以 引起受试者症状的改进。所述改进可以多种方式确定。此外， 所述改进不意指痊愈， 并可仅 包括受试者症状的小变化 (marginal change)。
本发明涉及一种在生物矿物相内包含生物聚合物网络的双相磷酸钙粘固剂， 其能 够逐渐释放治疗剂以促进局部骨修复和 / 或全身治疗。
所述生物聚合物网络的作用有三个 ：
a) 当最初形成所述双相磷酸钙粘固剂时， 所述生物聚合物改进了植入物的处理性 质； b) 所述生物聚合物在骨骼植入部位处所存在的条件下是可溶的和 / 或可降解的， 因此， 所述生物聚合物的逐渐溶解 / 降解释放被掺入所述生物聚合物中的或作为第三相 ( 所述第三相主要在去除生物聚合物时可得到 ) 存在的治疗剂或治疗剂的组合 ；
c) 生物聚合物通过溶解 / 降解的逐渐去除而产生通过磷酸钙相的互连孔隙的膨 胀网络， 所述膨胀网络随后填充天然骨组织， 由此将植入物稳定和结合至骨骼修复区域中。
在根据本发明的双相磷酸钙粘固剂的制备中， 重要的是在外科植入之时产品的处 理。双相磷酸钙粘固剂理想地为可延展的， 以能够在手术室内将材料成型和模制以匹配受 损骨头的轮廓。一旦插入和制造成所需的最终形状， 所述粘固剂需要通过机械性质的硬化 和强化而保持位置和形状， 这通常描述为凝固。 本发明的制剂可被混合为双部分组合物， 其 包含反应性磷酸钙相和允许组合物凝固的液相。所述组合物可包含另外的凝固剂， 所述另 外的凝固剂基于它们对在粉末水合之后的短期结晶作用 ( 即凝固 ) 的特定影响而充当凝固 反应的促进剂或抑制剂。 示例性的试剂在文献中描述， 例如 Driessens 等人 (1993)， J Mater Sci Mater Med 4 ： 503。 所述双部分组合物在以分离的组分的形式储存的过程中是稳定的， 且仅在混合时 ( 通常在外科手术之时 ) 发生凝固反应。
将生物聚合物网络掺入所述生物矿物相可通过加入具有已知几何性质和相对于 所述生物矿物相的体积比的生物聚合物粒子而实现。 粒子堆积理论支持对两相混合物的体 积比的确定， 通过所述两相混合物， 聚集体相的粒子变为连接的并在整个第二分布相中形 成连续网络。因此， 以在既定阈值以上的体积比将生物聚合物粒子加入双部分粘固剂组合 物中， 产生在整个粘固剂中分散的生物聚合物粒子的网络。
生物聚合物的选择影响所述三部分混合物 ( 即生物矿物相、 凝固剂和生物聚合 物网络 ) 在如下方面的性质 ： 混合特性、 在外科手术放置之时的处理、 在凝固之后的机械 性能、 和治疗剂释放曲线。理想的生物聚合物使得如下成为可能 ： 生物聚合物容易地掺入 生物矿物相， 之后被掺入的治疗剂根据所需曲线逐渐释放。所述生物聚合物的一个这种
候选物为聚乙二醇 (PEG)， 另一生物聚合物为改性葡聚糖， 如描述于美国专利 6,946,443、 7,101,863、 和 6,946,443 中的那些， 另一生物聚合物包含由色氨酸、 苯丙氨酸、 或酪氨酸改 性的羧甲基葡聚糖， 参见美国专利公布 2009/0048412。另外优选的聚合物为藻酸盐、 胶原、 明胶和聚己内酯。 优选的生物聚合物特征为相对较高的溶解度以能够在骨结合过程早期形 成孔隙、 不含毒性分解产物、 能够支持治疗剂的添加、 以及促进 15 至 60 分钟的凝固时间的 性质。
可用于本发明的另外的生物聚合物包括、 但不限于乳糖基粒子、 透明质酸盐、 改性葡聚糖、 聚 ( 丙烯酸 )、 聚 ( 氰基丙烯酸酯 )、 聚 ( 氨基酸 )、 聚 ( 酸酐 )、 聚 ( 缩肽 ) (poly(depsipeptide))、 聚 ( 酯 )， 如聚 ( 乳酸 ) 或 PLA、 聚 ( 乳酸 - 共 - 乙醇酸 ) 或 PLGA、 聚 (- 羟基丁酸酯 )、 ( 二氧杂环己酮 ) ； 聚 ( 乙二醇 )、 聚 ( 羟丙基 ) 甲基丙烯酰胺、 聚(有 机 ) 磷腈、 聚 ( 原酸酯 )、 聚 ( 乙烯醇 )、 聚 ( 乙烯吡咯烷酮 )、 马来酸酐 - 烷基乙烯基醚共聚 物、 复合多元醇 (pluronic polyol)、 白蛋白、 纤维素和纤维素衍生物、 纤维蛋白、 低聚糖、 糖 胺聚糖、 硫酸化多糖、 PLA-PEG 粒子、 它们的共混物和共聚物。由于本发明的生物聚合物减 弱了硅取代的磷酸钙基体的物理强度， 因此有利的是将生物聚合物保持在相对于所述硅取 代的磷酸钙基体的 30wt％或更低的浓度。在一个示例性实施例中， 加工所述生物聚合物以 在粘固剂中生成约 100μm 至约 400μm、 约 100μm 至约 300μm、 约 100μm 至约 200μm 的 孔隙。例如， 可碾磨、 研磨和 / 或筛分干燥的 PEG 以获得约 200μm 的平均粒度。 PEG 和 / 或葡聚糖用作生物聚合物具有数个优点。例如， 当所述治疗剂为蛋白质 时， 所述蛋白质可通过 PEG 和 / 或葡聚糖沉淀而从溶液回收， 所述溶液可任选地含有另外的 甘露醇和 / 或海藻糖以稳定所述蛋白质， 然后所述沉淀物 ( 其可任选地被进一步干燥 ) 可 单独使用或与所述双相磷酸钙粘固剂的制剂中的另外的生物聚合物组合使用。D.H.Atha 和 K.C.Ingham(1981)， Mechanism of Precipitation of Proteins by Polyethylene Glycol， J.Biol.Chem.256(23) ： 12108-12117， 以 及 Sharma VK， Kalonia DS.(2004)， Polyethylene Glycol-Induced Precipitation of Interferon Alpha-2a Followed By Vacuum Drying ： Development of a Novel Process for Obtaining a Dry， Stable Powder， AAPS PharmSci.6(1) ： article 4.DOI ： 10.1208/ps060104。 或者， 治疗剂 / 生物聚合物组合 可通过冻干治疗剂 -PEG 水性混合物而产生， 例如， 可冻干 rhBMP-2-PEG 混合物， 并将所得材 料成型为具有适当尺寸的粒子。国际公布 WO/2003/000014。
可逐步冻结葡聚糖和 PEG 的共溶液， 以在冻干冻结溶液并将连续相 (PEG) 再溶解 于二氯甲烷或乙腈中之后制备葡聚糖粒子。通过选择 PEG 和葡聚糖的分子量、 共溶液的浓 度、 和 PEG/ 葡聚糖比， 可使用该过程以产生直径为 200nm 至 10μm 的粒子。例如， 诸如氨 基酸改性的葡聚糖 ( 参见美国专利公布 2009/048412) 的生物聚合物也可包含包封于其 中或与其结合的治疗剂。W.Yuana， F.Wua， Y.Genga， S.Xua 和 T.Jin(2007)， Preparation of dextran glassy particles through freezing-induced phase separation， Intern. J.Pharm.339(1-2) ： 76-83， doi ： 10.1016/j.ijpharm.2007.02.018。
生物聚合物网络在生物矿物相内的掺入提供了治疗剂递送中的极大灵活性。 可在 制备前体粒子之时将一种或多种治疗剂掺入前体生物聚合物粒子中。 基于生物聚合物和治 疗剂的性质， 存在含有治疗剂的粒子的延长贮存寿命的机会。例如， 可使用 PEG 沉淀诸如蛋 白质 ( 例如 BMP-2、 BMP-12、 Op-1、 和 / 或 GDF-5) 的治疗剂的水性溶液， 将所得沉淀干燥并
任选地碾磨至所需的尺寸， 以形成掺入治疗剂的生物聚合物网络。
也可以将所述生物聚合物粒子成型为含有内体积的空心壳， 所述内体积可被治疗 剂占据。 该方法可允许快速释放， 这是由于生物聚合物相对于治疗剂的相对体积可较低， 且 因此生物聚合物的溶解 / 降解速率可允许治疗剂在双相磷酸钙粘固剂内相对较快地释放。
治疗剂的选择可基于单个治疗方法或治疗方法的组合。此外， 可调节网络的构造 以加速或减慢试剂的释放速率。
rhBMP-2 用作骨修复的促进剂已在科学和临床研究中充分记载。这种试剂的递送 可通过使用生物聚合物网络和生物矿物相而实现。此外， 可基于所述生物聚合物网络的性 质而调节释放速率和持续时间。
整形外科手术常常导致术后疼痛。疼痛治疗剂的掺入可经由二级 (secondary) 全 身疼痛治疗策略而产生局部疼痛部位减轻和在总体疼痛治疗中更大的灵活性。
应注意整形外科手术为侵入性的， 因此存在微生物感染的风险， 可引入抗微生物 药作为治疗剂。因此， 本发明的治疗剂包括骨形态发生蛋白、 镇痛药、 抗微生物剂和其他这 种试剂。
治疗剂的组合也是可能的， 其中将可相容的药物混合在一起 ( 作为制备过程的部 分 )， 然后在植入之后同时递送。 也可递送治疗剂的组合， 其中一种试剂被结合在形成生物聚合物网络的材料内， 另一试剂被捕获于生物聚合物和生物矿物相之间。
对于与生物聚合物网络组合的生物矿物相的部位特异性递送， 可具有多种选择。 对于在凝固之前可易于成型的粘固剂， 组合物可通过注射、 套管或导管进行递送。对于显 示高粘度的粘固剂， 可通过直接外科手术途径或通过预成型丸剂 ( 所述丸剂随后邻近骨骼 损坏区域放置 ) 施用至植入部位。凝固时间可根据用于牙科磷酸锌粘固剂的国际标准 ISO 1566 进行测量。
在一个示例性实施例中， 本发明提供了硅取代的磷酸钙粉末和水性液体以及生物 聚合物。尽管所述生物聚合物可存在于粉末组分中或液体组分中， 但可有利的是在混合之 前使所述生物聚合物存在于粉末组分中。可调整所述粉末的物理状态 ( 如粒子的尺寸分 布 ) 以影响反应性， 因为在粘固剂的凝固中的主要反应是通过水进行水合， 这受到粉末中 的硅取代的磷酸钙粒子的表面积的影响。在一个示例性实施例中， 所述硅取代的磷酸钙粒 子具有大约 3μm 至 7μm 的尺寸分布， 且所述生物聚合物具有大约 200μm 的尺寸分布， 其中在粘固剂在所述生物聚合物珠、 颗粒、 片或股周围凝固的过程中所述生物聚合物为惰 性的， 且所述液体组分包含浓度以液体相计为 0.5-5 ％ (wt/vol.) 的促进剂， 如 Na2HPO4、 NaH2PO4、 KH2PO4、 K2HPO4、 或其混合物。
对于生物聚合物的使用存在另外的选择， 可调整所述生物聚合物在施用之时的聚 合物交联。
总之， 本发明提供了一种与生物聚合物网络组合的生物矿物相， 其具有优于现有 技术的许多优点， 并在整形外科和牙科领域中具有有利的用途。所述双相磷酸钙粘固剂提 供了用于整形外科植入物的支架， 所述支架可被成型为修复骨骼缺陷所需的精确形状。此 外， 所述粘固剂含有促进新骨沉积的钙元素和磷元素。 另外， 所述双相磷酸钙粘固剂可使用 这样的组合物制得， 所述组合物积极刺激植入物的重塑以及植入物被天然骨组织的逐渐替
换。所述组合物的生物聚合物网络通过生物聚合物的溶解 / 降解而提供通过粘固剂的通道 的逐渐形成。这种通道的形成使得在整个粘固剂内的逐渐骨组织结合成为可能， 并引起提 高的骨再生和愈合。所述生物聚合物可另外掺入一种或多种治疗剂， 作为所述生物聚合物 的溶解 / 降解的部分， 所述一种或多种治疗剂可以受控的方式释放。
如上公开内容总体上描述了本发明。 参照如下特定实例， 可获得更完整的理解。 这 些实例仅为了说明的目的进行描述， 而不旨在限制本发明的范围。当情况可暗示或提出权 宜之计时， 考虑形式的改变和等同替代的替换。 尽管在本文已使用特定术语， 但这种术语旨 在为描述的意义， 而不是为了限制的目的。
在本公开内容和实例中提及的但不是明确描述的化学方法和陶瓷的通常加工方 法在科学文献中已报道， 并且是本领域技术人员公知的。
实例
实例 1- 双相磷酸钙粘固剂的制备
双相磷酸钙粘固剂前体通过湿化学法开始。 将氨化的磷酸铵溶液逐滴加入硝酸钙 的水溶液中以形成磷酸钙 (Ca-P) 沉淀物， 所述磷酸钙沉淀物随后在搅拌条件下老化 22 小 时以确保反应进行完全。为了提高最终生物矿物组合物的生物活性， 加入作为微细分散的 热解法二氧化硅的硅。随后离心、 滗析和喷雾干燥二氧化硅掺杂的 Ca-P 沉淀物。在铝坩埚 中煅烧所得硅稳定化的磷酸钙粉末 ( 美国专利 6,323,146) 以去除水和残余前体反应物。
为了形成粘固剂， 将如上生物矿物与缓冲溶液 (Na2HPO4) 混合。 除了包含所述缓冲 溶液之外， 加入聚乙二醇 (PEG) 形式的可溶性生物聚合物。组分的比例影响如下性质 ：
a) 在凝固之前混合物的粘度 ( 由可注射至面团状 (putty))
b) 在所述可溶性生物聚合物相溶解之后的内部孔隙率
c) 在凝固过程之后粘固剂的机械性质
d) 总药物递送容量
实例 2- 优化双相磷酸钙粘固剂的机械性能
进行对影响所述粘固剂的性质的关键参数的评价以作为选择使性能最大化的粘 固剂制剂的方式。 根据在实例 1 中所述的程序制得一系列粘固剂 ； 然而， 在追求优化性能中 调节某些参数。
如图 1 和 2 所示， 双相磷酸钙粘固剂 ( 在凝固过程之后 ) 的极限载荷取决于在制 造生物矿物前体的过程中加入的硅的 wt％。
图 3 表明双相磷酸钙粘固剂的极限载荷受到用于制备生物矿物相的前体 Ca-P 粉 末的相混合物的影响。
如图 4 所指出， 在前体至生物矿物相的煅烧 / 烧结中不同热曲线的使用也影响机 械性能。
实例 3- 优化双相磷酸钙粘固剂的机械性能
进行对影响与生物聚合物网络组合的粘固剂的性质的关键参数的评价， 以评估混 合物组分的不同比例对机械性能的作用以及获得互连网络的能力。
制得一系列含有生物聚合物粒子的粘固剂并评价其极限载荷和结构。
图 5 为通过粘固剂的破坏面的 SEM， 其说明了在 37C 下在模拟生物流体 (SBF) 中培 养 24 小时之后在凝固的粘固剂中孔隙网络的形成。生物聚合物网络对组合物的极限载荷的影响在图 6 中突出。当生物聚合物的水平 增加时， 粘固剂不能形成刚性结构， 且组合物具有最小结构性能。尽管对于骨空隙 ( 其对骨 骼的结构稳定性不是固有的 ) 的填充无特定的强度要求， 但在植入物最终引起生理负载的 整形外科应用中强度的测量是有利的。
实例 4- 将治疗剂掺入粘固剂中
将 4g Skelite( 硅取代的磷酸钙粒子 )、 1g PEG、 1.5g Na2HPO4 共混在一起作为粉 末混合物， 然后将所述粉末混合物与 1.5ml 来自 Infuse Kit 的 rhBMP-2 溶液组合， 其中每 毫升 rhBMP-2 溶液含有 ：
1.5mg rhBMP-2 ；
5.0mg 蔗糖 ；
25mg 甘氨酸 ；
3.7mg L- 谷氨酸 ；
0.1mg 氯化钠 ；
0.1mg 聚山梨醇酯 80 ； 和
1.0mL 无菌水。
在兔腰椎横突间融合模型中评价具有如上制剂和制备物的粘固剂样品促进骨生 成的能力。在外科手术程序中， 切开横突 (TP)。然后用高速磨钻将 L5 和 L6TP 去皮质。在 外科手术之时混合粘固剂之后， 将每侧大约 3.0cc 的移植材料植入在 TP 之间。在术后 8 周 评价动物， 以评估完全架桥的腰椎横突间脊柱融合的存在。
实例 5- 促进剂浓度
为了比较不同的制剂， 设计了评级系统， 其中使用五个促进剂浓度并按照如下等 级进行评级 ( 应注意所有等级评估均为主观的 ) ：
调节水合水平 ( 和相应的 Na2HPO4 量 ) 以在最初混合之后得到一致的 ‘面团’ 状 特性。使用 Milli-Q 水制得一系列 Na2HPO4 溶液， 然后将所述溶液加入硅取代的磷酸钙和 PEG 的组合中。将粉末混合物 (4g 粉末状 ( 碾磨 12 小时 ) 硅取代的磷酸钙和 1g 粒度为约 150-212 微米的 PEG 20000) 和液体混合约 1.5 分钟， 然后根据如上等级在不同时间进行评 级。
应注意在 20％缓冲液浓度下 ( 样品 5)， Na2HPO4 的水平超过了溶解度点。
实例 6- 粉末中的促进剂。
当 Na2HPO4 以干燥形式加入粉末中并将组合的粉末加入水中时的粘固剂的凝固时 间。将粉末混合物和液体混合约 1.5 分钟， 然后根据如上等级在不同时间进行评级。磷酸 钙和 PEG 比也与实例 5 相同。
应注意在 20％缓冲液浓度下 ( 样品 5)， Na2HPO4 的水平超过了溶解度点。
实例 7- 在与治疗剂组合的粉末中的促进剂。
当粘固剂制剂与缓冲液 ( 由 提供 ) 中的 BMP-2 混合时的粘固剂制剂的 凝固时间， 其中 Na2HPO4 以粉末提供。 来自 试剂盒的 BMP-2 在所提供的缓冲液中再 水合， 然后与硅取代的磷酸钙、 聚乙二醇 (PEG) 和磷酸钠粉末组合以制备粘固剂 (4g 硅取代 的磷酸钙、 1g 粒度为约 150-212 微米的 PEG 20000、 和所指的 Na2HPO4)。
应注意在 20％缓冲液浓度下 ( 样品 5)， Na2HPO4 的水平超过了溶解度点 试剂盒提供具有 1.5mg/ml rhBMP-2、 5mg/ml 蔗糖、 25mg/ml 甘氨酸、 3.7mg/ml L- 谷氨酸、 0.1mg/ml 聚山梨醇酯和 0.1mg/ml NaCl 的溶液。
实例 8- 压缩强度。
分析硅取代的磷酸钙粘固剂的机械压缩强度。如本文所述， 或者通过组合水与硅 取代的磷酸钙、 磷酸钠 (Na2HPO4)、 和 PEG 的粉末混合物， 或者通过组合硅取代的磷酸钙和 PEG 粉末混合物以及含有磷酸钠 (Na2HPO4) 的水来制备六个样品。然后将制得的混合物装 入圆柱形 Teflon 模具 (10mm D.x12mm H) 中 ； 将所述模具浸入模拟体液 (SBF) 溶液 ( 在此 情况中， 为 PBS) 中， 并在 37℃下的保温箱中保持 24 小时。随后将所述样品从模头移出， 并 使用万能实验机 (MTS) 进行机械测试。将待测试样置于机器的下压板上， 以 0.1mm/sec 的 速率将恒定的轴向压缩位移施加至所述试样直至达到试样断裂， 如载荷 - 位移曲线中的急 剧下降所指出。
试验证实可以预混所述粉末组分而不影响性能 ( 参见图 7)。
实例 9- 粉末中的促进剂。
当 Na2HPO4 和 CaCl2 以干燥形式加入粉末中， 然后将组合的粉末加入水中时， 测量 粘固剂的凝固时间。将粉末混合物和液体混合约 1.5 分钟， 然后根据如上等级在不同时间 进行评级。发现相比于实例 5 和 / 或 6， 凝固时间增加， 然而， 发现治疗剂的溶解速率减小。
尽管在本文详细描述了本发明的优选实施例， 但本领域技术人员应了解在不偏离 本发明的精神下可对本发明进行变化。
在本说明书中确定的每个公布的文章、 专利和专利申请以全文引用的方式并入本 说明书。