WO2005085329A1 - Gel reticule biocompatible - Google Patents

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WO2005085329A1
WO2005085329A1 PCT/FR2005/000197 FR2005000197W WO2005085329A1 WO 2005085329 A1 WO2005085329 A1 WO 2005085329A1 FR 2005000197 W FR2005000197 W FR 2005000197W WO 2005085329 A1 WO2005085329 A1 WO 2005085329A1
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crosslinking
gel
polymer
solution
reaction
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PCT/FR2005/000197
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Inventor
Laurence Hermitte
Olivier Benoit
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Anteis S.A.
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14—Macromolecular materials
    • A61L27/26—Mixtures of macromolecular compounds
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
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    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/52—Hydrogels or hydrocolloids
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
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    • C08J3/02—Making solutions, dispersions, lattices or gels by other methods than by solution, emulsion or suspension polymerisation techniques
    • C08J3/03—Making solutions, dispersions, lattices or gels by other methods than by solution, emulsion or suspension polymerisation techniques in aqueous media
    • C08J3/075—Macromolecular gels

Definitions

  • the present invention relates to a process for producing a biocompatible crosslinked gel, said gel and the use of said gel for constituting a matrix comprising at least one dispersed active principle or for separating, replacing or filling a biological tissue or increasing the volume of said tissue or supplement or replace a biological fluid.
  • the increase in tissue volume may be desired both in the case of therapeutic applications and for cosmetic purposes. It can be carried out by introducing a viscoelastic solution based on permanent or biodegradable products in biological tissues. The injection of viscoelastic solutions based on permanent or biodegradable products is also envisaged to replace a biological fluid.
  • this viscoelastic solution when made from biodegradable products, is quickly removed from the synovial sac.
  • this type of viscoelastic solution is used for certain tissues that need to be enlarged to ensure their function; these include, for example, vocal cords, esophagus, sphincter or urethra.
  • this type of viscoelastic solution is used, for example, for filling wrinkles, masking scars, or increasing the volume of the lips.
  • the injection of these viscoelastic solutions is a simple, non-invasive, less risky and less expensive method than cosmetic surgery.
  • the use of viscoelastic solution based on permanent products has the advantage of a long remanence in the tissues where the viscoelastic solution is injected. Silicone injection has been used for a very long time. However, given the long-term adverse effects of this method, which are characterized by the appearance of nodules and skin ulcer, this practice is gradually abandoned.
  • the injection of solid microparticles in suspension also makes it possible to increase the permanent tissue volume. No.
  • 5,344,452 discloses the use of a powdery solid, consisting of small particles with a diameter of between 10 ⁇ m and 200 ⁇ m, and having a very smooth surface.
  • Artecoll® and Arteplast®, marketed products consist of a suspension of polymethacrylate microspheres in a collagen solution.
  • Patent EP 1 091 775 proposes a suspension of methacrylate hydrogel fragments in a solution of hyaluronate. Silicone, ceramic, carbon or metal particles (US Pat. Nos. 5,451,406, US 5,792,478 and US2002151466), and fragments of polytetrafluoroethylene, glass or synthetic polymers (application US2002025340) have also been used but the results are disappointing.
  • Collagen Corporation has developed a glutaraldehyde-crosslinked collagen-based preparation described in US Pat. No. 4,582,640. However, this product is rapidly degraded within the tissue where it is injected, by macrophages, or by enzymatic or chemical action. is then removed from the tissue by the lymphatic system.
  • No. 5,137,875 proposes the use of suspensions or aqueous solutions of collagen containing hyaluronic acid, but this product can not constitute a long-term treatment because it is also rapidly digested and then eliminated by the lymphatic system. Repeated treatments are therefore necessary which generates a considerable cost and decreases the quality of life of the patient.
  • EP 0466 300 proposes the injection of a biphasic viscoelastic gel composed of a matrix dispersed in a liquid phase, the two phases being composed of hyalan, high molecular weight hyaluronate of animal origin, crosslinked and extracted.
  • a high molecular weight polymer allows greater remanence of the biodegradable viscoelastic gel in the tissue.
  • This technology has given rise to several products on the market such as Hylaform®, to fill the depressions of the intercellular matrix of connective tissue, or Synvisc®, viscosupplementation product for the treatment of osteoarthritis.
  • Restylane®, Macrolane®, Perlane®, or Durolane® may also be mentioned, other two-phase compositions consisting of a fluid phase (non-crosslinked hyaluronate) and a phase composed of highly crosslinked hyaluronic acid.
  • a fluid phase non-crosslinked hyaluronate
  • a phase composed of highly crosslinked hyaluronic acid.
  • these products are based on NASHA technology owned by Q-Med. It has also been observed that in some cases the use of biphasic products may induce inflammatory reactions. even the appearance of granulomas (Laesch e K.
  • the aim of the invention is to provide a biocompatible crosslinked gel which avoids the aforementioned drawbacks, which has the simultaneous advantages of easy implementation in its clinical use and of a lifetime such that the biocompatible reticulated gel disappears when its function is not more desirable, but sufficient to limit the number of administrations by medical or surgical procedures.
  • the subject of the invention is a process for manufacturing a crosslinked biocompatible gel comprising the steps of: initiating the crosslinking of a determined quantity of at least one biocompatible polymer in solution by the addition of a quantity of crosslinking agent, a crosslinking reaction of the said quantity of polymer, the addition of an additional quantity of polymer with a molecular mass greater than 500 000 Da in solution with dilution of the reaction mixture so as to reduce the overall concentration of the polymer in solution, and crosslinking, and stopping the crosslinking reaction by removing the crosslinking agent.
  • the step of adding an additional amount of polymer allows the addition of new reaction sites.
  • This method makes it possible to obtain a crosslinked biocompatible gel simultaneously having the characteristics of being monophasic, polydensified, cohesive, injectable and having a long remanence.
  • cohesive we mean a tendency of the gel to regroup and not to spread or fragment.
  • the cohesive nature thus contributes to obtaining a high compatibility and a long in vivo remanence of the gel.
  • Polydensified means a variation in the degree of crosslinking within the gel itself.
  • the polydensified character of the gel allows the composition to combine the advantages of injectability through a small diameter needle and long in vivo remanence of the gel.
  • the monophasic nature makes it possible to reduce the risks of inflammatory reactions and the appearance of granulomas.
  • Such a cohesive polydensified monophasic gel obtained according to the process of the present invention is characterized by facilitated injectability and an in vivo remanence greater than that of a monophasic gel of the same composition, the level of crosslinking is homogeneous within the gel.
  • the step of initiating the crosslinking is carried out in a basic medium.
  • the step of initiating the crosslinking is carried out in an acidic medium.
  • an additional quantity of crosslinking agent is added during step d adding an additional amount of polymer.
  • the step of stopping the crosslinking is carried out by dialysis.
  • the dialysis ensures the final stop of the reaction. It removes the crosslinking agent and the unreacted small polymer chains.
  • the polymers are of natural origin.
  • the use of polymers of natural origin allows a better biocompatibility that is to say that such use generates less risk of inflammatory reaction.
  • the polymers of natural origin are compounds selected from the group consisting of: hyaluronic acid, chondroitin sulfate, keratan, keratan sulfate, heparin, heparan sulfate, cellulose and its derivatives, alginates, xanthan, carrageenan, proteins or nucleic acids.
  • At least one polymer of natural origin is a polymer not naturally present in humans selected from the group consisting of: cellulose and its derivatives, alginates, xanthan, carrageenan, polymer which is crosslinked with at least one polymer naturally present in humans selected from the group consisting of: hyaluronic acid, chondroitin sulfate, keratan, keratan sulfate, heparin, heparan sulfate, proteins or acids nucleic.
  • the crosslinking agent is a bi- or poly-functional molecule selected from the group consisting of epoxides, epihalohydrins and divinylsulfone.
  • the invention also relates to a gel prepared by the aforementioned method.
  • the gel constitutes a matrix comprising at least one dispersed active ingredient.
  • the gel will then be used as a vector allowing progressive release of said active ingredient within the liquid or biological tissue where it has been injected.
  • the invention relates to the use of this gel to separate, replace or fill biological tissue or increase the volume of said tissue or supplement or replace a biological fluid.
  • the method of manufacturing the crosslinked biocompatible gel is characterized by the successive steps of initiating the crosslinking of a determined quantity of at least one biocompatible polymer in solution, of crosslinking reaction of said quantity of polymer, of addition of an additional quantity of polymer with a molecular mass greater than 500 000 Da in solution with dilution of the reaction mixture so as to reduce the overall concentration of the polymer in solution, and crosslinking, and stop the crosslinking reaction by eliminating the crosslinking agent.
  • the step of initiating the crosslinking is carried out by adding a quantity of crosslinking agent which is a bi- or poly-functional molecule selected from the group consisting of epoxides, epihalohydrins and divinylsulfone.
  • Preferred epoxides are those selected from the group consisting of: 1,4 butanediol diglycidyl ether (also known as 1,4-bis (2,3-epoxypropoxy) butane), 1- (2,3-epoxypropyl) 2, 3-epoxy cyclohexane and 1,2-ethanediol diglycidyl ether.
  • the step of initiating the crosslinking is carried out in a basic medium.
  • the crosslinking reaction carried out in basic medium results in the formation of ether bonds which are very solid.
  • the crosslinking by etherification allows a longer remanence in vivo.
  • the step of initiating the crosslinking is carried out in an acid medium.
  • the crosslinking reaction carried out in an acid medium results in the formation of ester bonds which are more labile than the ether bonds mentioned above.
  • greater lability of the bypasses may have certain advantages.
  • such a gel used as a matrix comprising a dispersed active ingredient allows another kinetics of release of said active ingredient more suitable for certain applications.
  • the crosslinking reaction is the reaction which bridges the chains of each polymer with each other. It can be quantified by determining the degree of crosslinking.
  • the degree of crosslinking is defined as the ratio between the number of moles of crosslinking agent bridging the chains of each polymer and the number of moles of polymer units.
  • the crosslinking is carried out in a preferred temperature range of 25 ° C to 60 ° C.
  • the crosslinking can be carried out on the same polymer or on a mixture of polymers.
  • the polymers involved in the crosslinking reaction may be synthetic but are advantageously of natural origin.
  • the use of polymers of natural origin allows a better biocompatibility, that is to say that such use generates less risk of inflammatory reaction.
  • the polymers of natural origin mentioned above are used.
  • the invention is not limited to the abovementioned polymers but may use polymers of different types and sizes.
  • the step of adding an additional quantity of polymer is accompanied by a dilution of the reaction medium so that the total polymer concentration of the solution decreases.
  • the polymer chains providing new crosslinking sites will react with the residual crosslinking agent and / or added in small amounts, by fixing on the initial crosslinked gel and between them with a lower degree of crosslinking since the amount of crosslinking agent has decreased.
  • the number of cross-links on the gel chains formed in the first cross-linking step is greater than the number of cross-links between it and the added chains and the number of cross-links between the added chains.
  • the degree of crosslinking thus varies within the final gel which consists of highly crosslinked nuclei (for example with a degree of crosslinking of 25%) connected to each other by a less and less cross-linked gel (the degree of crosslinking of which gradually decreases and can reach 1%).
  • the additional polymers are added at any stage of the initial crosslinking reaction, advantageously at 75% of the initial crosslinking reaction.
  • This step can be carried out by adding polymer continuously or discontinuously.
  • the additional polymers must have a molecular weight greater than 500,000 Da. They can also be synthetic or natural. They can be added as a mixture of polymers. They may be of the same or identical size or different from those used in the initial crosslinking step.
  • the additional polymers added consist of longer chains than the polymers initially present.
  • an additional quantity of crosslinking agent is added during the step of adding an additional quantity of polymer.
  • This crosslinking agent may be identical in nature or different from that used during the reaction initiation reaction. It is preferably selected from the components of the aforementioned group. The amount added is significantly less than the amount added for the initial crosslinking. The step of stopping the crosslinking reaction ensures the final stop of the reaction.
  • the gel constitutes a matrix comprising at least one dispersed active ingredient.
  • the gel is then used as a vector allowing a progressive release of said active ingredient in the liquid or biological tissue where it was injected.
  • the active ingredient is a pharmacologically active agent which may for example be an antioxidant.
  • the active ingredient may also be of a different nature. A mixture of active ingredients of different nature can also be dispersed in the gel. This gel is preferably injected.
  • the gel is advantageously used to separate, replace or fill a biological tissue or to increase the volume of said tissue, for example in the case of therapeutic applications (increase in the volume of the vocal cords, the esophagus, the sphincter, the urethra or other organs) or for a cosmetic purpose for filling wrinkles, masking scars, or increasing the volume of the lips.
  • a biological fluid for example natural synovial fluid. Examples are proposed to illustrate the invention but are not limited to the invention.
  • hyaluronic acid 10 g
  • MM 2 ⁇ 10 6 Da
  • Hyaluronic acid is hydrated by this step prior to crosslinking.
  • the whole is homogenized in a mixer until a transparent solution is obtained.
  • the crosslinking reaction is then initiated by adding 470 .mu.l of 1,4-butanediol diglycidyl ether (BDDE) to the solution and the whole is mixed for 15 hours at 25.degree. C., in an atmosphere deprived of oxygen.
  • BDDE 1,4-butanediol diglycidyl ether
  • the pH is readjusted to physiological pH using 1M HCl.
  • This gel has a total hyaluronic acid content of 2.5% by weight.
  • the gel is here produced in the same manner as in Example 1 except that a larger amount of crosslinking agent is added.
  • 760 ⁇ l of 1,4-butanediol diglycidyl ether (BDDE) are then added to the solution and the whole is mixed for 15 h at 25 ° C, in an oxygen-free atmosphere.
  • the pH is readjusted to physiological pH using 1M HCl.
  • This gel has a total hyaluronic acid content of 2.5% by weight.
  • the gel is here produced in the same manner as in Examples 1 or 2 except that an even larger amount of crosslinking agent is added.
  • 950 ⁇ l of 1,4-butanediol diglycidyl ether (BDDE) are then added to the solution and the whole is mixed for 15 h at 25 ° C, in an oxygen-free atmosphere.
  • the pH is readjusted to physiological pH using 1M HCl.
  • This gel has a total hyaluronic acid content of 2.5% by weight.
  • the pH is readjusted to physiological pH using 1M HCl and the volume adjusted to 400 ml. The whole is homogenized.
  • This gel has a total hyaluronic acid content of 2.75% by weight.
  • the gels I, II and III represent gels whose rate of crosslinking is constant in the gel. Only the IN gel has a gel whose rate of crosslinking is variable.
  • This method firstly shows that an increasing addition of crosslinking agent (between the type I to III gels) results in an extrusion limit force which is also greater, that is to say that the The force to be applied for extruding a gel with increasing degree of crosslinking increases for gels having a homogeneous level of crosslinking.
  • the gel type IN (gel according to the invention) to 2.75% by mass of hyaluronic acid is injected almost as easily as a gel at 2.5% by weight of acid Hyaluronic crosslinking rate lower and homogeneous (type II gel) and more easily (with a strength F 15% lower) than a gel with 2.5% by mass of hyaluronic acid whose rate of crosslinking is identical but homogeneous (type III gel). Therefore, this example proves that a gel according to the invention, whose crosslinking rate is heterogeneous, makes it possible, at a high degree of crosslinking, and therefore substantial in vivo remanence, to be easily extruded by devices of the type fine needle.

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Abstract

L’invention concerne un procédé de fabrication d’un gel réticulé biocompatible comportant les étapes : d’amorçage de la réticulation d’une quantité déterminée d’au moins un polymère biocompatible en solution par l’ajout d’une quantité d’agent réticulant, de réaction de réticulation de ladite quantité de polymère, d’ajout d’une quantité supplémentaire de polymère de masse moléculaire supérieure à 500 000 Da en solution avec dilution du mélange réactionnel de manière à diminuer la concentration globale du polymère en solution, et de réticulation, et d’arrêt de la réaction de réticulation par élimination de l’agent réticulant ; ainsi que le dit gel et son utilisation.

Description

GEL RETICULE BIOCOMPATIBLE La présente invention concerne un procédé de fabrication d'un gel réticulé biocompatible, ledit gel et l'utilisation dudit gel pour constituer une matrice comportant au moins un principe actif dispersé ou pour séparer, remplacer ou combler un tissu biologique ou augmenter le volume dudit tissu ou encore supplémenter ou remplacer un fluide biologique. L'augmentation du volume tissulaire peut être souhaitée à la fois dans le cas d'applications thérapeutiques et dans un but cosmétique. Elle peut être effectuée par introduction d'une solution viscoélastique à base de produits permanents ou biodégradables dans les tissus biologiques. L'injection de solutions viscoélastiques à base de produits permanents ou biodégradables est également envisagée pour remplacer un fluide biologique. Par exemple, elle est utilisée pour remplacer le liquide synovial naturel qui, chez les patients arthrosiques, ne peut plus assurer ses fonctions chondroprotectrices, de lubrification et d'absorption des chocs compte tenu d'une réduction de la quantité et de la masse moléculaire des glycosaminoglycanes constitutifs. Mais cette solution viscoélastique, lorsqu'elle est constituée à base de produits biodégradables, est rapidement éliminée de la poche synoviale. Dans le cas d'autres applications thérapeutiques, ce type de solution viscoélastique est utilisé pour certains tissus qui nécessitent d'être élargis pour assurer leur fonction ; il s'agit par exemple des cordes vocales, de l'œsophage, du sphincter ou de l'urètre. Dans le cas des applications cosmétiques, ce type de solution viscoélastique est utilisé par exemple, pour le comblement des rides, le masquage des cicatrices, ou l'augmentation du volume des lèvres. L'injection de ces solutions viscoélastiques est une méthode simple, non invasive, moins risquée et moins onéreuse que la chirurgie esthétique. L'utilisation de solution viscoélastique à base de produits permanents présente l'avantage d'une longue rémanence dans les tissus où la solution viscoélastique est injectée. L'injection de silicone a très longtemps été utilisée. Cependant, compte tenu des effets indésirables à long terme de cette méthode, qui se caractérisent par l'apparition de nodules et d'ulcère de la peau, cette pratique est peu à peu abandonnée. L'injection de microparticules solides en suspension permet également une augmentation du volume tissulaire permanente. Le brevet US 5,344,452 décrit l'utilisation d'un solide pulvérulent, constitué de petites particules, de diamètre compris entre lOμm et 200μm, et ayant une surface très lisse. Artecoll® et Arteplast®, produits commercialisés, sont constitués d'une suspension de microsphères de polyméthacrylate dans une solution de collagène. Le brevet EP 1 091 775 propose une suspension de fragments d'hydrogel de méthacrylate dans une solution de hyaluronate. Les particules de silicone, céramiques, de carbone ou métalliques (brevets US 5,451,406, US 5,792,478 et demande US2002151466), et les fragments de polytétrafluoroéthylène, de verre ou de polymères synthétiques (demande US2002025340) ont également été utilisées mais les résultats sont décevants. En effet, des réactions secondaires, issues de la dégradation biologique de la solution de mise en suspension biodégradable et de la migration des fragments résiduels qui peuvent induire une réaction inflammatoire, peuvent survenir. En outre, l'injection de particules au travers d'une aiguille fine peut être difficile si les particules ont une diamètre trop important ou une forme irrégulière qui peut provoquer l'agglutination des particules entre elles. De plus, l'injection de particules fragiles peut endommager leur structure ce qui aboutit à l'injection de particules trop fines qui n'adhèrent pas aux cellules environnantes mais migrent vers d'autres tissus, ou sont rapidement digérées par les macrophages et les autres constituants du système lymphatique. D'une manière générale, le caractère permanent de ces produits induit des inconvénients majeurs (US 6 436 424) qui sont notamment le risque d'activation des macrophages, la migration des fragments synthétiques constitutifs du produit pouvant provoquer une réaction inflammatoire pouvant même aboutir à l'apparition de granulomes. Le traitement de ces granulomes nécessite alors soit un traitement thérapeutique par injection de stéroïdes soit un traitement chirurgical par excision, ces traitements pouvant avoir des conséquences lourdes sur la santé du patient ou sa qualité de vie. Par conséquent, les effets secondaires des produits permanents sont si néfastes qu'ils découragent l'utilisation de ces produits dans un but purement esthétique. De plus, l'injection de solution viscoélastique à base de produits permanents ne permet pas de retouche si nécessaire. Parmi les matériaux biologiquement dégradables, il existe des suspensions de collagène ou d'acide hyaluronique réticulé. Collagen Corporation a développé une préparation à base de collagène réticulé avec du glutaraldéhyde décrite dans le brevet US 4 582 640. Cependant, ce produit est dégradé rapidement au sein du tissu où il est injecté, par les macrophages, ou par action enzymatique ou chimique et est ensuite éliminé du tissu par le système lymphatique. Le brevet US 5 137 875 propose l'utilisation de suspensions ou solutions aqueuses de collagène contenant de l'acide hyaluronique, mais ce produit ne peut constituer un traitement à long terme car il est également rapidement digéré puis éliminé par le système lymphatique. Des traitements répétés sont donc nécessaires ce qui engendre un coût considérable et diminue la qualité de vie du patient. Le brevet EP 0466 300 propose l'injection d'un gel viscoélastique biphasique composé d'une matrice dispersée dans une phase liquide, les deux phases étant composées par du hyalan, hyaluronate de haute masse moléculaire d'origine animale, réticulé et extrait. L'utilisation d'un polymère de haute masse moléculaire permet une plus grande rémanence du gel viscoélastique biodégradable dans le tissu. Cette technologie a donné lieu à plusieurs produits sur le marché tels que le Hylaform®, pour le comblement des dépressions de la matrice intercellulaire du tissu conjonctif, ou le Synvisc®, produit de viscosupplémentation pour le traitement de l'arthrose. Parmi les produits biodégradables biphasiques, peuvent également être cités Restylane®, Macrolane®, Perlane®, ou Durolane®, autres compositions biphasiques constituées d'une phase fluide (hyaluronate non réticulé) et d'une phase composée d'acide hyaluronique très réticulé. Destinés à l'augmentation du volume tissulaire (visage, seins) ou au traitement arthrosique, ces produits sont basés sur la technologie NASHA détenue par Q-Med. Il a été également observé que, dans certains cas, l'utilisation de produits biphasiques pouvait induire des réactions inflammatoires voire engendrer l'apparition de granulomes (Laesch e K. Biocompatibility of microparticles into soft tissues fillers. Congress of Aesthetic Medicine and Dermatologie Surgery, Paris, 2003) même si ces réactions sont moins observées qu'en présence d'un gel à base de polymères synthétiques. De plus, la phase fluide est très rapidement éliminée, ce qui engendre une perte de matière correspondant au volume de cette phase fluide. Par conséquent, lorsqu'une augmentation du volume tissulaire est recherchée, de nombreuses retouches sont nécessaires après la première injection, ce qui diminue la qualité de vie de l'utilisateur. Enfin, plusieurs gels viscoélastiques monophasiques ont été proposés soit pour homogénéiser le taux de réticulation au sein du gel (demande de brevet US 20030148995), soit pour contrôler la biodégradabilité du gel (US 4 963 666), soit pour contrôler les propriétés viscoélastiques du gel (US 5 827 937). Une forte réticulation des polymères permet une plus grande rémanence dans le tissu du gel viscoélastique biodégradable. Cependant l'injection du gel comportant un tel polymère fortement réticulé est plus difficile. De plus, l'injection d'un tel gel fragilise mécaniquement les sites non réticulés du polymère qui deviennent plus vulnérables à des attaques biochimiques et enzymatiques, ce qui favorise une dégradation rapide du gel. L'invention a pour but de proposer un gel réticulé biocompatible qui évite les inconvénients précités, qui présente les avantages simultanés de mise en œuvre facile dans son utilisation clinique et de durée de vie telle que le gel réticulé biocompatible disparaisse lorsque sa fonction n'est plus souhaitée, mais suffisante pour limiter le nombre d'administrations par actes médicaux ou cl irurgicaux. A cet effet, l'invention a pour objet un procédé de fabrication d'un gel réticulé biocompatible comportant les étapes : d'amorçage de la réticulation d'une quantité déterminée d'au moins un polymère biocompatible en solution par l'ajout d'une quantité d'agent réticulant, de réaction de réticulation de ladite quantité de polymère, d'ajout d'une quantité supplémentaire de polymère de masse moléculaire supérieure à 500 000 Da en solution avec dilution du mélange réactionnel de manière à diminuer la concentration globale du polymère en solution, et de réticulation, et d'arrêt de la réaction de réticulation par élimination de l'agent réticulant. L'étape d'ajout d'une quantité supplémentaire de polymère permet l'apport de sites réactionnels nouveaux. Ce procédé permet d'obtenir un gel réticulé biocompatible présentant simultanément les caractéristiques d'être monophasique, polydensifié, cohésif, injectable et à longue rémanence. Par cohésif, on entend une tendance du gel à se regrouper et non à se répandre ou se fragmenter. Le caractère cohésif contribue donc à l'obtention d'une compatibilité élevée et d'une longue rémanence in vivo du gel. Par polydensifié, on entend une variation du degré de réticulation au sein même du gel. Le caractère polydensifié du gel permet à la composition de cumuler les avantages d'injectabilité au travers d'une aiguille de faible diamètre et de longue rémanence in vivo du gel. Le caractère monophasique permet de réduire les risques de réactions inflammatoires et d'apparition de granulomes. L'effet de longue rémanence du gel permet d'espacer les actes médicaux et donc d'améliorer la qualité de vie des patients. Un tel gel monophasique polydensifié cohésif obtenu suivant le procédé de la présente invention se caractérise par une injectabilité facilitée et une rémanence in vivo supérieure à celle d'un gel monophasique de même composition, dont le taux de réticulation est homogène au sein du gel. Selon un mode de réalisation particulier de l'invention, l'étape d'amorçage de la réticulation est réalisée en milieu basique. Selon un autre mode de réalisation de l'invention, l'étape d'amorçage de la réticulation est réalisée en milieu acide., Selon une variante de l'invention, une quantité supplémentaire d'agent réticulant est ajoutée lors de l'étape d'ajout d'une quantité supplémentaire de polymère. Préférentiellement, l'étape d'arrêt de la réticulation est réalisée par dialyse. La dialyse assure l'arrêt final de la réaction. Elle élimine l'agent réticulant et les petites chaînes de polymère n'ayant pas réagi. Avantageusement, les polymères sont d'origine naturelle. L'utilisation de polymères d'origine naturelle permet une meilleure biocompatibilité c'est-à-dire qu'une telle utilisation engendre moins de risques de réaction inflammatoire. Préférentiellement, les polymères d'origine naturelle sont des composés choisis dans le groupe constitué par : l'acide hyaluronique, la chondroïtine sulfate, le kératane, le kératane sulfate, l'héparine, l'héparane sulfate, la cellulose et ses dérivés, les alginates, le xanthane, la carraghénine, les protéines ou les acides nucléiques. De manière encore plus avantageuse, au moins un polymère d'origine naturelle est un polymère non naturellement présent chez l'être humain choisi dans le groupe constitué par : la cellulose et ses dérivés, les alginates, le xanthane, la carraghénine, polymère qui est réticulé avec au moins un polymère naturellement présent chez l'être humain choisi dans le groupe constitué par : l'acide hyaluronique, la chondroïtine sulfate, le kératane, le kératane sulfate, l'héparine, l'héparane sulfate, les protéines ou les acides nucléiques. Avantageusement, l'agent réticulant est une molécule bi- ou poly- fonctionnelle sélectionnée parmi les composants du groupe constitué par les époxydes, les épihalohydrines et la divinylsulfone. L'invention a également pour objet un gel préparé par le procédé susmentionné. De manière préférentielle, le gel constitue une matrice comportant au moins un principe actif dispersé. Le gel sera alors utilisé comme vecteur permettant une libération progressive dudit principe actif au sein du liquide ou du tissu biologique où il a été injecté. Enfin, l'invention a pour objet l'utilisation de ce gel pour séparer, remplacer ou combler un tissu biologique ou augmenter le volume dudit tissu ou encore supplémenter ou remplacer un fluide biologique. L'invention sera mieux comprise, et d'autres buts, détails, caractéristiques et avantages de celle-ci apparaîtront plus clairement au cours de la description explicative détaillée qui va suivre, d'un mode de réalisation de l'invention donné à titre d'exemple purement illustratif et non limitatif. Le procédé de fabrication du gel réticulé biocompatible se caractérise par les étapes successives d'amorçage de la réticulation d'une quantité déterminée d'au moins un polymère biocompatible en solution, de réaction de réticulation de ladite quantité de polymère, d'ajout d'une quantité supplémentaire de polymère de masse moléculaire supérieure à 500 000 Da en solution avec dilution du mélange réactionnel de manière à diminuer la concentration globale du polymère en solution, et de réticulation, et d'arrêt de la réaction de réticulation par élimination de l'agent réticulant. L'étape d'amorçage de la réticulation est réalisée par l'ajout d'une quantité d'agent réticulant qui est une molécule bi- ou poly-fonctionnelle sélectionnée parmi les composants du groupe constitué par les époxydes, les épihalohydrines et la divinylsulfone. Les époxydes préférés sont les composants choisis dans le groupe constitué par : le 1,4 butanediol diglycidyl éther (aussi appelé 1,4-bis (2,3- époxypropoxy)butane), le l-(2,3- époxypropyl) 2,3- époxy cyclohexane et le 1,2- éthanediol diglycidyl éther. Selon un mode de réalisation particulier de l'invention, l'étape d'amorçage de la réticulation est réalisée en milieu basique. La réaction de réticulation effectuée en milieu basique se traduit par la formation de liaisons éther qui sont très solides. La réticulation par éthérification permet une plus longue rémanence in vivo. Selon un autre mode de réalisation de l'invention, l'étape d'amorçage de la réticulation est réalisée en milieu acide. La réaction de réticulation effectuée en milieu acide se traduit par la formation de liaisons ester qui sont plus labiles que les liaisons éther précédemment citées. Cependant une plus grande labilité des pontages peut présenter certains avantages. Notamment, un tel gel utilisé comme matrice comportant un principe actif dispersé permet une autre cinétique de libération dudit principe actif plus adaptée à certaines applications. La réaction de réticulation est la réaction qui assure le pontage des chaînes de chaque polymère entre eux. Elle peut être quantifiée par la détermination du taux de réticulation. Le taux de réticulation est défini comme le rapport entre le nombre de moles d'agent réticulant assurant le pontage des chaînes de chaque polymère et le nombre de moles de motifs du polymère. La réticulation s'effectue dans une plage de températures préférentielles de 25°C à 60°C. La réticulation peut s'effectuer sur un même polymère ou sur un mélange de polymères. Les polymères engagés dans la réaction de réticulation peuvent être synthétiques mais sont avantageusement d'origine naturelle. L'utilisation de polymères d'origine naturelle permet une meilleure biocompatibilité, c'est-à-dire qu'une telle utilisation engendre moins de risques de réaction inflammatoire. Préférentiellement, on utilise les polymères d'origine naturelle susmentionnés. Il est cependant bien évident que l'invention ne se limite pas aux polymères susmentionnées mais peut utiliser des polymères de nature et de taille différente. L'étape d'ajout d'une quantité supplémentaire de polymère s'accompagne d'une dilution du milieu réactionnel de sorte que la concentration totale en polymère de la solution diminue. Dans ces conditions, les chaînes de polymère apportant des sites de réticulation nouveaux vont réagir avec l'agent de réticulation résiduel et/ou ajouté en faible quantité, en se fixant sur le gel réticulé initial et entre elles avec un plus faible taux de réticulation puisque la quantité d'agent de réticulation a diminué. Le nombre de pontages sur les chaînes de gel formé dans la première étape de réticulation est supérieur au nombre de pontages entre celui-ci et les chaînes ajoutées et au nombre de pontages entre les chaînes ajoutées. Le degré de réticulation varie donc au sein du gel final qui est constitué de noyaux fortement réticulés (par exemple avec un taux de réticulation de 25%) reliés entre eux par un gel de moins en moins réticulé (dont le taux de réticulation diminue progressivement et peut atteindre 1%). Cette particularité lui confère propriétés viscoélastiques exceptionnelles qui permettent au gel, tout en présentant un taux de réticulation important et donc une longue rémanence in vivo, d'être cohésif (un seul et même gel) et injectable par toute sorte de dispositifs médicaux et notamment les aiguilles fines. L'ajout de polymères supplémentaires s'effectue à tout niveau d'avancement de la réaction de réticulation initiale, avantageusement à 75% de la réaction de réticulation initiale. Cette étape peut être effectuée par apport de polymère de façon continue ou discontinue. Les polymères supplémentaires doivent présenter une masse moléculaire supérieure à 500 000 Da. Ils peuvent également être synthétiques ou naturels. Us peuvent être ajoutés sous forme de mélange de polymères. Ils peuvent être de nature ou de taille identique ou différente de ceux utilisés dans l'étape de réticulation initiale. De manière avantageuse, les polymères supplémentaires ajoutés sont constitués de plus longues chaînes que les polymères présents initialement. Ceci confère au gel une amélioration de sa structure mécanique externe, les longues chaînes étant plus difficilement dégradées que les courtes. Ce procédé permet par conséquent d'obtenir un gel réticulé biocompatible présentant simultanément les caractéristiques d'être monophasique, polydensifié, cohésif, injectable et à longue rémanence. Selon un certain mode de réalisation de l'invention, une quantité supplémentaire d'agent réticulant est ajoutée lors de l'étape d'ajout d'une quantité supplémentaire de polymère. Cet agent de réticulation pourra être de nature identique ou différente à celle de celui utilisé lors de la réaction d'amorçage de la réaction. Il est préférentiellement choisi parmi les composants du groupe susmentionné. La quantité ajoutée est nettement inférieure à la quantité ajoutée pour la réticulation initiale. L'étape d'arrêt de la réaction de réticulation assure l'arrêt final de la réaction.
Elle est par exemple réalisée par dialyse qui permet d'éliminer l'agent réticulant et les petites chaînes de polymère n'ayant pas réagi. En effet l'injection d'un gel comportant un tel agent induit des réactions inflammatoires car ces agents sont des composants chimiques difficilement assimilables et très réactifs. De manière préférentielle, le gel constitue une matrice comportant au moins un principe actif dispersé. Le gel est alors utilisé comme vecteur permettant une libération progressive dudit principe actif au sein du liquide ou du tissu biologique où il a été injecté. Le principe actif est un agent pharmacologiquement actif pouvant être par exemple un agent anti-oxydant. Le principe actif peut également être de nature différente. Un mélange de principes actifs de nature différente peut également être dispersé dans le gel. Ce gel est préférablement injecté. Enfin, le gel est avantageusement utilisé pour séparer, remplacer ou combler un tissu biologique ou augmenter le volume dudit tissu par exemple dans le cas d'applications thérapeutiques (augmentation du volume des cordes vocales, de l'œsophage, du sphincter, de l'urètre ou d'autres organes) ou dans un but cosmétique pour le comblement des rides, le masquage des cicatrices, ou l'augmentation du volume des lèvres. Il peut également supplémenter ou remplacer un fluide biologique, par exemple le liquide synovial naturel. Des exemples sont proposés afin d'illustrer l'invention mais ne sont nullement limitatifs de l'invention.
Exemple 1 (comparatif)
10 g d'acide hyaluronique (MM=2xl06Da) sont dilués dans 100 ml d'une solution de NaOH à 1%. L'acide hyaluronique est hydraté par cette étape préalable à la réticulation. Le tout est homogénéisé dans un mélangeur jusqu'à ce qu'une solution transparente soit obtenue. La réaction de réticulation est alors amorcée par ajout de 470 μl de 1,4- butanediol diglycidyl éther (BDDE) à la solution et le tout est mélangé pendant 15 h à 25°C, dans une atmosphère privée d'oxygène. Le pH est réajusté au pH physiologique à l'aide d'HCl 1M. Le volume est ajusté à 400 ml à l'aide d'une solution tamponnée à pH=7. Le gel obtenu est ensuite dialyse pendant 24 h (cellulose régénérée, limite de séparation : MM=60 kDa) contre une solution tamponnée à pH=7 (Gel I). Ce gel a une teneur en acide hyaluronique totale de 2,5% en masse.
Exemple 2 (comparatif)
Le gel est ici réalisé de la même manière que dans l'exemple 1 sauf qu'un quantité plus importante d'agent réticulant est ajoutée. 10 g d'acide hyaluronique (MM=2xl06Da) sont dilués dans 100 ml d'une solution de NaOH à 1%. Le tout est homogénéisé dans un mélangeur jusqu'à ce qu'une solution transparente soit obtenue. 760 μl de 1,4-butanediol diglycidyl éther (BDDE) sont ensuite ajoutés à la solution et le tout est mélangé pendant 15 h à 25 °C, dans une atmosphère privée d'oxygène. Le pH est réajusté au pH physiologique à l'aide d'HCl 1M. Le volume est ajusté à 400 ml à l'aide d'une solution tamponnée à pH=7. Le gel obtenu est ensuite dialyse pendant 24 h (cellulose régénérée, limite de séparation : MM=60 kDa) contre une solution tamponnée à pH=7 (Gel II). Ce gel a une teneur en acide hyaluronique totale de 2,5% en masse.
Exemple 3 (comparatif)
Le gel est ici réalisé de la même manière que dans les exemples 1 ou 2 sauf qu'un quantité encore plus importante d'agent réticulant est ajoutée. 10 g d'acide hyaluronique (MM=2xl06Da) sont dilués dans 100 ml d'une solution de NaOH à 1%. Le tout est homogénéisé dans un mélangeur jusqu'à ce qu'une solution transparente soit obtenue. 950 μl de 1,4-butanediol diglycidyl éther (BDDE) sont ensuite ajoutés à la solution et le tout est mélangé pendant 15 h à 25°C, dans une atmosphère privée d'oxygène. Le pH est réajusté au pH physiologique à l'aide d'HCl 1M. Le volume est ajusté à 400 ml à l'aide d'une solution tamponnée à pH=7 et l'ensemble est homogénéisé. Le gel obtenu est ensuite dialyse pendant 24 h (cellulose régénérée, limite de séparation : MM=60 kDa) contre une solution tamponnée à pH=7 (Gel III). Ce gel a une teneur en acide hyaluronique totale de 2,5% en masse.
Exemple 4 (selon l'invention)
10 g d'acide hyaluronique (MM=2xl06Da) sont dilués dans 100 ml d'une solution de NaOH à 1%. Le tout est homogénéisé dans un mélangeur jusqu'à ce qu'une solution transparente soit obtenue. La réaction de réticulation est amorcée par l'ajout de 950 μl de 1,4-butanediol diglycidyl éther (BDDE) sont ensuite ajoutés à la solution et le tout est mélangé pendant 9 h à 25 °C, dans une atmosphère privée d'oxygène. Puis, un polymère supplémentaire est ajouté tout en ajustant le volume à 300 ml à l'aide d'une solution d'acide hyaluronique 0,5% ρH=l 1 (MM=2xl06Da). La réaction continue encore 6 h. Le pH est réajusté au pH physiologique à l'aide d'HCl 1M et le volume ajusté à 400 ml. L'ensemble est homogénéisé. Afin d'arrêter définitivement la réaction de réticulation, le gel obtenu est ensuite dialyse pendant 24 h (cellulose régénérée, limite de séparation : MM=60 kDa) contre une solution tamponnée à pH=7 (Gel IV). Seul ce dernier gel est réalisé selon l'invention, les trois autres types de gel étant réalisés selon l'état de la technique, c'est-à-dire avec une réticulation uniforme. Ce gel a une teneur en acide hyaluronique totale de 2,75% en masse.
Une étude rhéologique a été réalisée sur les gels présentés dans les exemples l à 4. Cette étude consiste en la mesure de la force limite d'extrusion (F) d'un gel c'est-à-dire la force à partir de laquelle le gel peut être extradé. Pour cela, le gel est contenu dans un cylindre en acier inoxydable de 2,5 cm de diamètre et extradé au travers d'un pore de 0,2mm de diamètre. Les résultats obtenus sont présentés par le tableau suivant :
Figure imgf000014_0001
σ: écart type
Les gels I, II et III représentent des gels dont le taux de réticulation est constant dans le gel. Seul le gel IN présente un gel dont le taux de réticulation est variable. Cette méthode met en évidence tout d'abord qu'un ajout croissant d'agent réticulant (entre les gels de type I à III) se traduit par une force limite d'extrusion également plus importante, c'est-à-dire que la force à appliquer pour extrader un gel à taux de réticulation croissant augmente pour les gels présentant un taux de réticulation homogène. Le gel de type IN (gel selon l'invention) à 2,75% en masse d'acide hyaluronique s'injecte quasi aussi facilement qu'un gel à 2,5% en masse d'acide hyaluronique de taux de réticulation plus faible et homogène (gel de type II) et plus facilement (avec une force F 15% plus faible) qu'un gel à 2,5% en masse d'acide hyaluronique dont le taux de réticulation est identique mais homogène (gel de type III). Par conséquent, cet exemple prouve qu'un gel selon l'invention, dont le taux de réticulation est hétérogène, permet, à un taux de réticulation important, et donc de rémanence in vivo importante, d'être facilement extradé par des dispositifs de type aiguille fine.

Claims

REVENDICATIONS 1. Procédé de fabrication d'un gel réticulé biocompatible comportant les étapes : d'amorçage de la réticulation d'une quantité déterminée d'au moins un polymère biocompatible en solution par l'ajout d'une quantité d'agent réticulant, de réaction de réticulation de ladite quantité de polymère, d'ajout d'une quantité supplémentaire de polymère de masse moléculaire supérieure à 500 000 Da en solution avec dilution du mélange réactionnel du mélange réactionnel de manière à diminuer la concentration globale du polymère en solution, et de réticulation, et d'arrêt de la réaction de réticulation par élimination de l'agent réticulant. 2. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape d'amorçage de la réticulation est réalisée en milieu basique. 3. Procédé selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'étape d'amorçage de la réticulation est réalisée en milieu acide., 4. Procédé selon l'une des revendications 1 à 3, caractérisé en ce qu'une quantité supplémentaire d'agent réticulant est ajoutée lors de l'étape d'ajout d'une quantité supplémentaire de polymère. 5. Procédé selon l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que l'étape d'arrêt de la réticulation est réalisée par dialyse. 6. Procédé selon l'une des revendications 1 à 5, caractérisé en ce que les polymères sont d'origine naturelle. 7. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce que les polymères d'origine naturelle sont des composés choisis dans le groupe constitué par : l'acide hyaluronique, la chondroïtine sulfate, le kératane, le kératane sulfate, l'héparine, l'héparane sulfate, la cellulose et ses dérivés, les alginates, le xanthane, la carraghénine, les protéines ou les acides nucléiques. 8. Procédé selon la revendication 6, caractérisé en ce qu'au moins un polymère d'origine naturelle est un polymère non naturellement présent chez l'être humain choisi dans le groupe constitué par : la cellulose et ses dérivés, les alginates, le xanthane, la carraghénine, polymère qui est réticulé avec au moins un polymère naturellement présent chez l'être humain choisi dans le groupe constitué par : l'acide hyaluronique, la chondroïtine sulfate, le kératane, le kératane sulfate, l'héparine, l'héparane sulfate, les protéines ou les acides nucléiques. 9. Procédé selon l'une des revendications 1 à 8, caractérisé en ce que l'agent réticulant est une molécule bi- ou poly-fonctionnelle sélectionnée parmi les composants du groupe constitué par les époxydes, les épihalohydrines et la divinylsulfone. 10. Gel préparé par le procédé selon l'une des revendications 1 à 9. 11. Gel selon la revendication 10, caractérisé en ce qu'il constitue un gel comportant au moins un principe actif dispersé. 12. Utilisation du gel selon la revendication 10 ou 11, pour séparer, remplacer ou combler un tissu biologique ou augmenter le volume dudit tissu ou encore supplémenter ou remplacer un fluide biologique.
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