ЗАГУЩЕННЫЙ СШИТЫМ ПОЛИМЕРОМ БИОЛОГИЧЕСКИ СОВМЕСТИМЫЙ ГЕЛЬ
BIOLOGICALLY COMPATIBLE GEL THICKENED WITH CROSS-LINKED POLYMER

Настоящее изобретение относится к способу получения загущенного сшитым полимером биологически совместимого геля, упомянутому гелю и его применению для получения матрицы, состоящей, по меньшей мере, из одного диспергированного действующего начала, или для замены или заполнения биологической ткани, или для увеличения объема такой ткани, или иного дополнения или замены биологической жидкости.
Увеличение объема ткани желательно в случае применения в лечебных и косметических целях. Его осуществляют путем введения в ткани организма вязкоупругого раствора на основе стойких или подверженных биологическому распаду веществ.
Инъекцию вязкоупругого раствора на основе стойких или подверженных биологическому распаду веществ также осуществляют для замены биологической жидкости.
Раствор применяют, например, для замены у страдающих артрозом пациентов естественной синовиальный жидкости, уже не способной выполнять функции защиты хрящей, смазки и амортизации ударов вследствие уменьшения количества и молекулярной массы входящих в ее состав гликозаминогликанов. Однако, если данный вязкоупругий раствор состоит из подверженных биологическому распаду веществ, он быстро выводится из синовиальной пазухи.
Применение вязкоупругого раствора данного типа в лечебных целях включает его использование для увеличения некоторых тканей, чтобы обеспечить выполнение ими своих функций; примерами являются голосовые связки, пищевод, мочеиспускательный сфинктер или уретра.
Применение вязкоупругого раствора данного типа в косметических целях включает его использование, например, для устранения морщин, маскировки шрамов или увеличения объема губ. Инъекция таких вязкоупругих растворов представляет собой простую неинвазивную процедуру, сопряженную с меньшим риском и меньшими неудобствами, чем пластическая хирургия.
Преимущество вязкоупругих растворов на основе стойких веществ заключается в том, что они длительное время остаются в тканях, в которые их ввели.
В течение долгого времени известно применение инъекций силикона. Однако с учетом нежелательных отдаленных последствий данного способа в виде появления на коже узелков и язв его применение постепенно выходит из практики.
Инъекция твердых микрочастиц в виде суспензии также обеспечивает стойкое увеличение объема ткани. В патенте США US 5344452 описано применение порошкообразного твердого вещества, состоящего из мелких частиц диаметром от 10 µм до 200 µм с гладкой поверхностью. Имеющиеся на рынке изделия Artecoll и Arteplast представляют собой суспензию микросфер полиметакрилата в растворе коллагена. В Европейском патенте ЕР 1091775 предложена суспензия фрагментов гидрогеля на основе метакрилата в растворе гиалуроната. Также известно применение частиц кремнийорганического соединения, керамики, углерода или металла (патенты США US 5451406, US 5792478 и патентная заявка США 2002-151466) и фрагментов политетрафторэтилена, стекла или синтетических полимеров (патентная заявка США 2002-025340), но полученные результаты являются неутешительными. Так, известно, что могут возникать побочные реакции, проблемы биологического распада раствора или подверженной биологическому распаду суспензии и миграция остаточных фрагментов, способная вызвать воспалительную реакцию. Кроме того, инъекция частиц при помощи тонкой иглы может являться затруднительной, если частицы имеют слишком большой диаметр или неправильную форму, что способно привести к слипанию частиц друг с другом. Помимо этого, при инъекции хрупких частиц их структура может быть повреждена, в результате чего происходит инъекция слишком мелких частиц, которые не сцепляются с соседними клетками, а мигрируют в направлении других тканей или быстро подвергается ферментации микрофагами и другими компонентами лимфатической системы.
В общих чертах, стойкость данных веществ является причиной серьезных недостатков (патент США US 6436424), сопряженных с существенным риском активизации микрофагов, миграции синтетических фрагментов, образующих вещество с возможностью возникновения воспалительной реакции, которая даже способна привести к появлению гранулем. Для лечения таких гранулем необходимы терапевтические инъекции стероидов или их удаление хирургическим путем, что связано с серьезными последствиями для здоровья пациента или качества его жизни. Таким образом, побочные эффекты стойких веществ настолько серьезны, что они сдерживают их применение в чисто косметических целях. Кроме того, инъекция вязкоупругого раствора на основе стойких веществ не допускает исправлений, если они необходимы.
Среди подверженных биологическому распаду веществ известна суспензия коллагена или сшитой гиалуроновой кислоты.
Компания Collagen Corporation разработала препарат на основе сшитого глутаральдегидом коллагена, который описан в патенте США US 4582640. Однако при попадании в ткань в результате инъекции данное вещество быстро распадается под действием микрофагов или ферментативного или химического воздействия, и затем выводится из ткани лимфатической системой. В патенте США US 5137875 предложено применение суспензий или водных растворов коллагена, содержащих гиалуроновую кислоту, но данное вещество не способно обеспечивать длительный лечебный эффект, поскольку оно также быстро подвергается ферментации и затем выводится лимфатической системой. В связи с этим необходимо многократное применение, что связано с существенными расходами и ухудшает качество жизни пациента.
В Европейском патенте ЕР 0466300 предложена инъекция двухфазного вязкоупругого геля, состоящего из матрицы, диспергированной в жидкой фазе, при этом обе фазы состоят из сшитого и экстрагированного высокомолекулярного гиалана, гиалуроната животного происхождения. Применение высокомолекулярного полимера позволяет обеспечить более длительное нахождение в ткани подверженного биологическому распаду вязкоупругого геля. Результатом разработки данной технологии стало появление на рынке ряда веществ, таких как Hylaform для заполнения впадин в межклеточной матрице соединительной ткани или Synvisc, являющегося продуктом вископополнения для лечения артрита.
Из числа подверженных биологическому распаду двухфазных веществ можно также упомянуть Restylane, Macrolane, Pelane или Durolane, другие двухфазные композиции, состоящие из текучей фазы (не сшитого гиалуроната) и фазы, включающей гиалуроновую кислоту. В основу данных веществ, рассчитанных на увеличение объема тканей (лица, грудной железы) или лечение артрита, положена технология NASHA компании Q-Med. Установлено, что при определенных обстоятельствах применение двухфазных веществ способно вызывать воспалительные реакции или даже приводить к появлению гранулем (Laeschke K., Biocompatibility of microparticles into soft tissues fillers. Congress of Aesthetic Medicine and Dermatologic Surgery, Paris, 2003) даже с учетом того, что такие реакции менее заметны, чем присутствие геля на основе синтетических полимеров. Кроме того, текучая фаза очень быстро выводится, что приводит к потере вещества в объеме такой текучей фазы. В результате при необходимости увеличения объема ткани требуется вносить множество исправлений после первой инъекции, что ухудшает качество жизни пациента.
Наконец, известен ряд однофазных вязкоупругих гелей, предназначенных для гомогенизации степени сшивания геля (патентная заявка США 2003-148995) или регулирования способности геля к биологическому распаду (патент США US 4963666), или для регулирования вязкоупругих свойств геля (патент США US 5827937). Высокая степень сшивания полимеров обеспечивает более длительное нахождение в ткани подверженного биологическому распаду вязкоупругого геля. Вместе с тем, инъекция геля, состоящего из такого высокосшитого полимера, является более сложной. Кроме того, в результате инъекции такого геля не сшитые участки полимера приобретают механическую хрупкость, становясь более уязвимыми для биохимического и ферментативного воздействия, что способствует быстрому распаду геля.
Задачей изобретения является создание загущенного сшитым полимером биологически совместимого геля без упомянутых недостатков, одновременно отличающегося простотой клинического применения и таким сроком существования, что загущенный сшитый полимером биологически совместимый гель исчезает, когда отпадает надобность в его действии, но достаточным для ограничения числа применений посредством медицинского или хирургического вмешательства.
С этой целью в изобретении предложен способ получения загущенного сшитым полимером биологически совместимого геля, заключающийся в том, что осуществляют стадии, на которых:
- начинают сшивание заданного количества, по меньшей мере, одного биологически совместимого полимера в растворе путем добавления определенного количества сшивающего агента,
- осуществляют реакцию сшивания упомянутого количества полимера,
- вводят добавочное количество полимера с молекулярной массой свыше 500000 дальтон в растворе, в котором реакционная смесь разведена для снижения концентрации полимера в растворе, и осуществляют сшивание, и
- прекращают реакцию сшивания путем удаления сшивающего агента.
За счет введения добавочного количества полимера создают новые реакционные точки.
Описанный способ позволяет получать загущенный сшитым полимером биологически совместимый гель, который одновременно является однофазным, загущенным полимером, способным к сцеплению, инъецируемым и способным длительное время оставаться в ткани.
Способность к сцеплению означает свойство геля перегруппировываться и не рассредоточиваться или распадаться. Таким образом, способность к сцеплению обеспечивает высокую совместимость и длительное время нахождения геля в ткани in vivo.
Загущенность полимером означает изменение степени сшивания даже внутри самого геля. Загущенность геля полимером позволяет осуществлять инъекцию композиции при помощи иглы малого диаметра и обеспечивает длительное время нахождения геля в ткани in vivo.
Однофазность позволяет снижать риск воспалительных реакций и появления гранулем.
Способность геля длительное время находиться в ткани позволяет распределять медицинские вмешательства во времени и, следовательно, повышать качество жизни пациентов.
Способный к сцеплению загущенный полимером монофазный гель, полученный способом по настоящему изобретению, отличается облегченной инъецируемостью и более длительным временем нахождения в ткани по сравнению с однофазным гелем аналогичного состава, степень сшивания которого в геле гомогенизирована.
В частном варианте осуществления изобретения стадию начала сшивания осуществляют в щелочной среде.
В другом варианте осуществления изобретения стадию начала сшивания осуществляют в кислотной среде.
Согласно усовершенствованию изобретения на стадии введения добавочного количества полимера вводят добавочное количество сшивающего агента.
Предпочтительно, стадию прекращения сшивания осуществляют путем диализа. Диализ обеспечивает окончательное прекращение реакции. При этом происходит удаление сшивающего агента и не принявших участие в реакции коротких полимерных цепей.
Желательно, чтобы полимеры имели природное происхождение. За счет применения полимера природного происхождения улучшается биологическая совместимость, то есть снижается риск воспалительной реакции.
Предпочтительно, полимеры природного происхождения представляют собой соединения, выбранные из группы, включающей гиалуроновую кислоту, хондроитинсульфат, кератан, кератансульфат, гепарин, гепаринсульфат, целлюлозу и ее производные, альгинаты, ксантан, каррагенин, белки или нуклеиновые кислоты.
Более предпочтительно, чтобы, по меньшей мере, один полимер природного происхождения представлял собой полимер, который по природе отсутствует в организме человека, выбранный из группы, включающей целлюлозу и ее производные, альгинаты, ксантан, каррагенин, полимер, сшитый, по меньшей мере, с одним полимером, который по природе присутствует в организме человека, выбранным из группы, включающей гиалуроновую кислоту, хондроитинсульфат, кератан, кератансульфат, гепарин, гепаринсульфат, белки или нуклеиновые кислоты.
Желательно, чтобы сшивающий агент представлял собой двух- или многофункциональную молекулу, выбранную из соединений группы, включающей эпоксиды, эпигалогидрины и дивинилсульфон.
Задачей изобретения также является создание геля, получаемого описанным выше способом.
Предпочтительно, гель состоит из матрицы, которая содержит, по меньшей мере, одно диспергированное действующее начало. Гель в дальнейшем используют в качестве вектора, обеспечивающего постепенное высвобождение упомянутого действующего начала в жидкость или биологическую ткань, в которую его инъецировали.
Наконец, задачей изобретения также является применение данного геля для отделения, замены или заполнения биологической ткани или для увеличения объема такой ткани, или дополнения или замены биологической жидкости.
Для лучшего понимания изобретения и других его задач, подробностей, особенностей и преимуществ далее изобретение описано со ссылкой на вариант его осуществления, служащий исключительно иллюстрирующим, а не ограничивающим изобретение примером.
Способ получения загущенного сшитым полимером биологически совместимого геля отличается тем, что последовательно осуществляют стадии, на которых начинают сшивание заданного количества, по меньшей мере, одного биологически совместимого полимера в растворе, осуществляют реакцию сшивания упомянутого количества полимера, вводят добавочное количество полимера с молекулярной массой свыше 500000 дальтон в растворе, в котором реакционная смесь разведена для снижения общей концентрации полимера в растворе, осуществляют сшивание и прекращают реакцию сшивания путем удаления сшивающего агента.
Начало сшивания осуществляют путем добавления определенного количества сшивающего вещества, которое представляет собой двух или многофункциональную молекулу, выбранную из группы соединений, включающей эпоксиды, эпигалогидрины и дивинилсульфон.
Предпочтительно, эпоксиды являются соединениями, выбранными из группы, включающей 1,4-бутандиолдиглицидиловый эфир (также называемый 1,4-бис(2,3-эпоксипропокси)бутаном), 1-(2,3-эпоксипропил)2,3-эпоксициклогексан и 1,2-этандиолдиглицидиловый эфир.
В частном варианте осуществления изобретения стадию начала сшивания осуществляют в щелочной среде. Реакция сшивания, протекающая в щелочной среде, отличается формированием простых эфирных связей высокой прочности. За счет сшивания путем образования простых эфиров увеличивают время нахождения в ткани in vivo.
В другом варианте осуществления изобретения стадию начала сшивания осуществляют в кислотной среде. Реакция сшивания, протекающая в кислотной среде, отличается формированием сложных эфирных связей, которые менее устойчивы, чем упомянутые простые эфирные связи. Однако меньшая устойчивость мостиковых связей способа обеспечивает определенные преимущества. В частности, такой гель, используемый в качестве матрицы, содержащей диспергированное действующее начало, обладает иной кинетикой высвобождения действующего начала, которая более приемлема в некоторых случаях применения.
Реакция сшивания является реакцией, которая обеспечивает образование мостиковых связей между цепями молекул каждого полимера. Для ее количественного выражения определяют степень сшивания.
Степень сшивания выражают в виде отношения между количеством молей сшивающего агента, обеспечивающего образование мостиковых связей между цепями молекул каждого полимера, и количеством молей полимерных единиц.
Сшивание происходит в диапазоне температур предпочтительно от 25°С до 60°С.
Сшивание осуществляют с одним полимером или со смесью полимеров.
Полимеры, участвующие в реакции сшивания, являются синтетическими полимерами, но предпочтительно полимерами природного происхождения. За счет применения полимера природного происхождения улучшается биологическая совместимость, то есть снижается риск воспалительной реакции.
Предпочтительно, применяют упомянутые выше полимеры природного происхождения.
Вместе с тем, очевидно, что изобретение не ограничено применением упомянутых выше полимеров и в нем могут применяться полимеры различных типов и размеров.
Стадия введения добавочного количества полимера сопровождается разбавлением реакционной среды с целью снижения общей концентрации полимера в растворе.
При данных условиях на полимерных цепях появляются новые точки сшивания, которые вступают в реакцию с остатками сшивающего агента и/или добавленным в небольшом количестве сшивающим агентом, закрепляясь на цепях первоначально сшитого геля и между ними с меньшей степенью сшивания, поскольку количество сшивающего агента уменьшилось.
Количество мостиковых связей на цепях геля, образовавшихся на первой стадии сшивания, превышает количество мостиковых связей между ними и добавленными цепями и количество мостиковых связей между добавленными цепями. Тем самым варьируют степень сшивания в полученном геле, образованном высокосшитыми узлами (со степенью сшивания, например, 25%), соединенными гелем с все снижающейся степенью сшивания (степень сшивания которого постепенно снижается и может достигнуть 1%). Данная особенность придает гелю его исключительные вязкоупругие свойства, за счет которых гель с высокой степень сшивания и, следовательно, длительным временем нахождения в ткани in vivo обладает способностью к сцеплению (один и тот же гель) и может быть введен путем инъекции при помощи медицинских устройств любого рода, в частности тонких игл.
Добавочные полимеры вводят в любой момент протекания исходной реакции сшивания, предпочтительно, после протекания 75% исходной реакции сшивания. Данную стадию осуществляют путем непрерывного или перемежающегося добавления полимера.
Добавочные полимеры должны иметь молекулярную массу свыше 500000 дальтон. Они также могут являться синтетическими или иметь природное происхождение. Их добавляют в виде смеси полимеров. Их природа или размеры могут совпадать или отличаться от происхождения и размера полимеров, применяемых на исходной стадии сшивания. Желательно, чтобы введенные добавочные полимеры имели цепи большей длины, чем изначально присутствующие полимеры. За этот счет улучшается наружная механическая структура геля, поскольку более длинные цепи менее подвержены распаду, чем короткие цепи.
Соответственно данный способ позволяет получить загущенный сшитым полимером биологически совместимый гель, который одновременно является однофазным, загущенным полимером, обладает способностью к сцеплению, является инъецируемым и имеет длительное время нахождения в ткани.
В частном варианте осуществления изобретения добавочное количество сшивающего агента вводят на стадии введения добавочного количества полимера. Природа данного сшивающего агента может совпадать или отличаться от природы агента, применяемого на стадии начала реакции. Его предпочтительно выбирают из веществ, входящих в упомянутую выше группу. Добавленное количество преимущественно уступает количеству, добавленному при начальном сшивании.
Стадия прекращения реакции сшивания служит для окончательного прекращения реакции. Ее, например, осуществляют путем диализа, что позволяет удалить сшивающий агент и не принявшие участие в реакции короткие полимерные цепи. Инъекция геля, содержащего такой агент, вызывает воспалительные реакции, поскольку данные агенты состоят из с трудом усваиваемых химических соединений и отличаются высокой реакционной способностью.
Предпочтительно, гель состоит из матрицы, содержащей, по меньшей мере, одно диспергированное действующее начало. Таким образом, гель используют в качестве вектора, обеспечивающего постепенное высвобождение упомянутого действующего начала в жидкость или биологическую ткань, в которую его инъецировали. Действующее начало представляет собой вещество, обладающее фармакологическим действием, например антиокислительным действием. Действующее начало также может иметь различную природу. В геле также может быть диспергирована смесь действующих начал различной природы.
Данный гель предпочтительно вводят путем инъекции.
Наконец, гель желательно применяют для отделения, замены или заполнения биологической ткани или для увеличения объема такой ткани, например, в случае применения в лечебных целях (увеличение объема голосовых связок, пищевода, мочеиспускательного сфинктера, уретры или иных органов) или в косметических целях для устранения морщин, маскировки шрамов или увеличения объема губ.
Он также может применяться для дополнения или замены биологической жидкости, например, синовиальной жидкости организма.
Чтобы проиллюстрировать изобретение, оно снабжено примерами, которые ни в коей мере его не ограничивают.
Пример 1 (сравнительный)
6
10 г гиалуроновой кислоты (молекулярная масса = 2×10 дальтон) развели в 100 мл 1% раствора NaOH. На данной стадии, предшествующей сшиванию, гиалуроновую кислоту гидратировали.
Образовавшуюся смесь гомогенизировали до получения прозрачного раствора.
Затем в раствор добавили 470 µл 1,4-бутандиолдиглицидилового эфира, чтобы привести в действие реакцию сшивания, и перемешивали смесь в течение 15 часов при температуре 25°С в бескислородной среде.
Уровень рН довели до физиологического при помощи 1 М HCl. При помощи буферного раствора с рН=7 довели объем смеси до 400 мл.
Затем полученный гель подвергли диализу в течение 24 часов (регенерированная целлюлоза, предел разделения: молекулярная масса = 60 килодальтон) при помощи буферного раствора с рН=7 (гель I).
Общее содержание гиалуроновой кислоты в данном геле составило 2,5 мас.%.
Пример 2 (сравнительный)
Гель был получен способом по Примеру 1 за исключением того, что было добавлено большее количество сшивающего агента.
6
10 г гиалуроновой кислоты (молекулярная масса = 2×10 дальтон) развели в 100 мл 1% раствора NaOH.
Образовавшуюся смесь гомогенизировали до получения прозрачного раствора.
Затем в раствор добавили 760 µл 1,4-бутандиолдиглицидилового эфира, чтобы привести в действие реакцию сшивания, и перемешивали смесь в течение 15 часов при температуре 25°С в бескислородной среде.
Уровень рН довели до физиологического при помощи 1 М HCl.
При помощи буферного раствора с рН=7 довели объем смеси до 400 мл.
Затем полученный гель подвергли диализу в течение 24 часов (регенерированная целлюлоза, предел разделения: молекулярная масса = 60 килодальтон) при помощи буферного раствора с рН=7 (гель II).
Общее содержание гиалуроновой кислоты в данном геле составило 2,5 мас.%.
Пример 3 (сравнительный)
Гель был получен способом по Примеру 1 за исключением того, что было добавлено еще большее количество сшивающего агента.
6
10 г гиалуроновой кислоты (молекулярная масса = 2×10 дальтон) развели в 100 мл 1% раствора NaOH.
Образовавшуюся смесь гомогенизировали до получения прозрачного раствора.
Затем в раствор добавили 950 µл 1,4-бутандиолдиглицидилового эфира, чтобы привести в действие реакцию сшивания, и перемешивали смесь в течение 15 часов при температуре 25°С в бескислородной среде.
Уровень рН довели до физиологического при помощи 1 М HCl.
При помощи буферного раствора с рН=7 довели объем смеси до 400 мл и гомогенизировали ее.
Затем полученный гель подвергли диализу в течение 24 часов (регенерированная целлюлоза, предел разделения: молекулярная масса = 60 килодальтон) при помощи буферного раствора с рН=7 (гель III).
Общее содержание гиалуроновой кислоты в данном геле составило 2,5 мас.%.
Пример 4 (по изобретению)
6
10 г гиалуроновой кислоты (молекулярная масса = 2×10 дальтон) развели в 100 мл 1% раствора NaOH.
Образовавшуюся смесь гомогенизировали до получения прозрачного раствора.
Затем в раствор добавили 950 µл 1,4-бутандиолдиглицидилового эфира, чтобы привести в действие реакцию сшивания, и перемешивали смесь в течение 9 часов при температуре 25°С в бескислородной среде.
6
Затем ввели добавочный полимер и довели объем смеси до 300 мл при помощи 0,5% раствора гиалуроновой кислоты, рН=11 (молекулярная масса = 2×10 дальтон).
Продолжили осуществление реакции в течение 6 часов. При помощи 1 М HCl довели уровень рН до физиологического и довели объем смеси до 400 мл.
Смесь гомогенизировали.
Затем с целью окончательного прекращения реакции сшивания полученный гель подвергли диализу в течение 24 часов (регенерированная целлюлоза, предел разделения: молекулярная масса = 60 килодальтон) при помощи буферного раствора с рН=7 (гель IV).
Только последний гель был получен способом по изобретению, тогда как гели трех остальных типов были получены известными из уровня техники способами, то есть с использованием однородного сшивания.
Общее содержание гиалуроновой кислоты в данном геле составило 2,75 мас.%.
У гелей, полученных согласно Примерам 1-4, были определены реологические свойства.
Для этого измерили предельное усилие экструзии (F) геля, то есть усилие, с которым гель может быть подвергнут экструзии.
С этой целью гель поместили в цилиндр из нержавеющей стали диаметром 2,5 см и подвергли экструзии через поры диаметром 0,2 мм. Полученные результаты приведены ниже в таблице.
Таблица
Тип геля
F (H/мм<sup>2</sup>) σ=0.15 Н/мм<sup>2</sup>
I
3,56
II
5,85
III
7,40
IV
6,12
σ: стандартное отклонение
Гели I, II и III являются гелями с постоянной степенью сшивания по всему гелю. Только гель IV является гелем с переменной степенью сшивания.
Предложенный в изобретении способ, в первую очередь, продемонстрировал, что по мере добавления все большего количества сшивающего агента (гели типов I-III) также растет предельное усилие экструзии, то есть усилие, которое необходимо приложить для экструзии геля с все большей степенью сшивания, увеличивается для гелей с равномерной степень сшивания.
Инъекцию геля типа IV (гель согласно изобретению), содержащего 2,75 мас.% гиалуроновой кислоты, осуществляют почти также легко, как и геля, содержащего 2,5 мас.% гиалуроновой кислоты, степень сшивания которого меньше и является равномерной (гель типа II), и легче (с усилием F на 15% меньше), чем геля, содержащего 2,5 мас.% гиалуроновой кислоты, с такой же, но равномерной степенью сшивания (гель типа III).
Таким образом, данный пример доказывает, что гель согласно настоящему изобретению с неоднородным сшиванием высокой степени и, следовательно, длительным временем нахождения в ткани in vivo легко поддается экструзии при помощи устройств типа тонкой иглы.
Примеры косметического или лечебного применения
Предложенный в изобретении гель успешно применяется в лечебных целях благодаря его способности отделять, заменять, заполнять или увеличивать объем биологических тканей. Например, пациенту, страдавшему односторонней атрофией голосовых связок, под местной анестезией осуществили глубокую внутрисвязочную инъекцию геля гиалуроновой кислоты согласно Примеру 4. Благодаря его вязкоупругим свойствам специалист в области ларингологии способен точно осуществлять инъекцию и улучшать ее регулирование. Впоследствии наблюдалось восстановление объема голосовых связок, что обеспечивало измеримое существенное улучшение параметров голоса. Это улучшение длилось от 6 до 18 месяцев, тогда как применение не предложенного в изобретении геля приводило к более быстрой резорбции, менее чем через 3-9 месяцев в случае геля согласно Примеру 2 из-за распада геля под биохимическим и ферментативным воздействием, потере объема голосовых связок и ухудшению параметров голоса.
Также существует множество применений в косметической области. Пациенту с сетчатым шрамом на верхней части носа в результате хирургического лечения базально-клеточного рака с помощью тонкой иглы калибра 30G подкожно ввели небольшое количество геля гиалуроновой кислоты согласно Примеру 4. Гель распределили по всему шраму и точно дозировали в зависимости от заполняемой пустоты, чтобы получить гладкую поверхность, однородную с окружающими тканями без шрама.
После ретуширования через 30 дней был получен эффект маскирования шрама, который длился в течение 15 месяцев после процедуры. В случае применения не предложенного в изобретении геля согласно Примеру 3 затруднялось введение геля, ограничивался эффект маскирования шрама и длительная коррекция поверхности шрама. В отличие от этого, в случае применения не предложенного в изобретении геля согласно Примеру 1 получали эффект маскирования шрама, но через несколько месяцев после ретуширования происходила его резорбция.
Наконец, предложенный в изобретении гель также может дополнять или заменять жидкость организма. Пациенту, страдавшему остеоартритом колена третьей степени по шкале Kellgren и Laurence, с помощью тонкой иглы калибра 18G ввели однократную дозу предложенного в изобретении геля согласно Примеру 4. Со слов пациента было отмечено быстрое ослабление боли по визуальной шкале боли и эффект, длившийся от 6 до 12 месяцев, тогда как при использовании не предложенного в изобретении несшитого геля требовалось три инъекции раз в неделю каждая для облегчения боли, которое исчезло через 3-6 месяцев после последней инъекции.