凝聚态高密度基质透明质酸凝胶 Intense and Volume 组织层面适应性的机制解析

《Dermatologic Surgery》：Mechanistic Understanding of Tissue-Plane Adaptability in Cohesive Polydensified Matrix Hyaluronic Acid Gels Intense and Volume

　　

**背景**

透明质酸（HA）凝胶的行为取决于材料特性、注射技术、植入深度和组织生物力学。尽管HA浓度相似且临床适应症存在重叠，但内聚多致密化基质（CPM）凝胶CPM-I和CPM-V表现出不同的组织平面依赖性隆起轮廓。

**目的**

本研究旨在确定CPM-I与CPM-V在组织平面适应性方面的差异是否可由其在临床相关载荷条件下的机械行为差异来解释。

**材料与方法**

在合成组织模型中以皮下和深层植入深度进行标准化的100μL CPM-I和CPM-V注射。通过三维形态测量分析量化注射团块形态。利用线性和非线性振荡流变学、压缩测试和挤出力测量表征材料行为。

**结果**

CPM-I表现出比CPM-V更大的深度依赖性变化。深层植入使CPM-I的隆起高度和团块体积分别降低12%和11%，而CPM-V分别降低6%和2%。CPM-I还表现出更大的侧向扩散、更大的流动应变和约高两倍的挤出力，而CPM-V表现出更大的弹性刚度。压缩终点相似。

**结论**

尽管HA浓度相似，CPM-I和CPM-V表现出不同的机械和形态学行为。非线性变形和压力驱动流动下的差异表明，制造来源的聚合物结构影响组织平面适应性，并可能支持根据组织生物力学选择填充剂。

透明质酸（HA）凝胶的行为和治疗结果反映了注射技术、组织生物力学和凝胶固有特性之间的相互作用。1?3 注射技术决定了HA凝胶在组织内的初始分布，是后续凝胶行为的主要决定因素。??? 注射角度、体积、针头口径和放置位置影响凝胶的初始分布，??? 而周围组织提供随解剖平面变化的机械约束。3?????? 深层组织腔室受到结构边界的相对限制，而浅层组织更具顺应性和动态性，使植入的凝胶暴露于不同的变形和再分布模式。3????

材料行为由制造来源的聚合物结构决定，包括HA浓度、分子量和交联技术。??11 HA凝胶通常使用流变参数进行表征，如储能模量（G′）、粘度、内聚性和tan δ。??12 然而，传统小变形流变学不能完全代表注射和植入过程中遇到的机械条件，非线性、压缩性及其他临床相关的载荷条件可能提供关于凝胶行为的额外信息。??13

组织平面适应性描述的是HA凝胶根据植入的解剖环境调整其隆起和分布的能力。1? 在一项体外超声比较研究中，使用不同交联技术制造的凝胶表现出不同的深度依赖性行为，其中内聚多致密化基质技术（CPM；Anteis S.A.，瑞士普朗莱奥瓦特，隶属于美诗医学美学）表现出最显著的适应性。1? 值得注意的是，CPM-I（Belotero Intense，25.5 mg/mL HA）和CPM-V（Belotero Volume，26 mg/mL HA）表现出相反的隆起轮廓：CPM-I在浅层表现出更大的隆起而在深层表现出较低的隆起，而CPM-V则呈现相反的模式。1? 在美国，相应的含利多卡因制剂分别获得FDA批准用于唇部增强（CPM-I）和中面部容积缺陷或轮廓缺陷的矫正（CPM-V）；国际上，标签包括重叠的临床适应症。1??1? 尽管HA浓度相似且临床应用存在重叠，这些差异表明制造来源的聚合物结构对组织特异性行为的影响超越了单纯的HA浓度。然而，这种组织平面适应性背后的物理化学机制，特别是非线性材料行为在机械约束下的作用，仍然未知。

因此，本研究调查了CPM-I和CPM-V不同的组织平面适应性是否与其对注射和机械约束的材料响应差异有关。

**方法和材料**

**研究设计**

本机制性体外研究调查了材料对机械约束响应方面的差异如何决定2种CPM凝胶的组织平面适应性。在代表不同植入深度的合成软组织模型中进行注射，并通过三维（3D）表面分析量化团块形态。使用振荡流变学、压缩测试和挤出力分析表征材料行为。使用生成式人工智能（Microsoft Copilot）生成概念插图，经作者审阅并批准。

**研究材料**

评估了2种CPM凝胶：CPM-I（25.5 mg/mL HA）和CPM-V（26 mg/mL HA）。两种凝胶均使用专有CPM交联技术制造，适用于面部容积化和结构性软组织增强。1??1?

**体外注射模型**

在合成软组织模型（Practi-SimSkin；Wallcur，3B Scientific Company旗下公司，美国加利福尼亚州圣地亚哥）中进行标准化注射，提供可重复的机械边界条件，同时最小化与生物组织相关的变异性。1??2? 每次注射由相同注射器配合27G?英寸TSK针头输送100μL团块。选择2种植入深度，从而使凝胶在模型内暴露于不同的周围组织几何结构中：皮下（深2mm）和深层（深5mm），分别对应于模型真皮和模型皮下组织的即刻下方。植入深度通过针头角度标准化（皮下为10–15°，深层放置为45°）。每种凝胶在每个植入深度进行5次独立注射。所有注射均由同一位训练有素的操作者按照预定义的注射方案进行。

**三维形态测量分析**

在注射前和注射后立即使用三维成像系统（LifeViz Micro；QuantifiCare SA，法国索菲亚安提波利斯）评估表面形态。使用LifeVizApp软件（版本3.12）生成和分析表面重建。隆起高度定义为相对于周围表面的最大垂直位移，侧向扩散定义为团块的最大侧向延伸，表面坡度定义为从周围组织到团块的过渡，计算于隆起曲线起始点和最大高度的50%之间。AUC（曲线下面积）作为综合测量指标，整合了隆起高度和侧向扩散。比较皮下和深层植入的测量数据以评估团块形态的深度依赖性变化。数据以均值±标准差表示。

**振荡流变学表征**

振荡流变学测量使用流变仪（MCR 102；Anton Paar GmbH，奥地利格拉茨）进行三次重复测定，并使用RheoCompass软件（版本1.32；Anton Paar GmbH）进行分析。使用锥板式几何结构（CP50–1；50mm直径，1°锥角，测量间隙：0.1mm）将约1.5mL每种凝胶装载到下板上。所有测量在25°C下进行。通过0.4Hz下的振荡应变扫描（0.1%–1,000%应变）评估线性和非线性粘弹性行为，使用41个对数间隔的测量点。确定储能模量（G′）、损耗模量（G″）、复数剪切模量（G*）和损耗因子（tan δ = G″/G′），其中tan δ代表振荡变形下粘性与弹性响应的比值。线性粘弹性区域（LVR）极限（"交叠应变"或"xStrain"，γL，τL）定义为G′偏离其初始平台的点。流动过渡点（γF，τF）定义为G′和G″的交叠（G′ = G″）。数据以均值±标准差表示。

**静态压缩表征**

使用旋转流变仪（MCR 302；Anton Paar GmbH）配合平行板几何结构（PP35；35mm直径）进行三次重复测定，评估对压缩变形的抵抗能力。将约1.5mL每种HA凝胶装载到下板上。样品从初始间隙1.000mm以恒定速率100μm/s压缩至0.700mm。所有测量在25°C下进行。法向力（FN）作为板间距的函数连续记录。最大法向力（FN, max）定义为压缩末端的峰值力。压缩功（mJ）计算为力-距离曲线的积分，代表变形材料所需的总机械能。数据以均值±标准差表示。

**挤出力表征**

使用质构分析仪（TA.XTplus，Winopal GmbH）进行三次重复挤出力测试。两种凝胶使用相同的注射器配合27G?英寸TSK针头。样品以恒定柱塞位移速率0.209mm/s在固定位移距离上挤出，同时连续记录力。生成力-位移曲线，并计算平均挤出力（N）作为对压力驱动流动的抵抗性测量。数据以均值±标准差表示。

**结果**

**深度依赖性隆起行为**

在合成组织模型中的标准化注射表明CPM-I和CPM-V表现出不同的深度依赖性行为。代表性三维重建显示团块形态的可重复差异随植入深度变化（[参见补充数字内容1，https://links.lww.com/DSS/C39，展示了CPM-I和CPM-V在皮下和深层植入后的详细团块地形轮廓]）。

从皮下转为深层植入后，CPM-I的隆起高度降低12%（1.012至0.896mm），而CPM-V仅降低6%（1.005至0.950mm）。同样，测量的团块体积CPM-I降低11%（0.100至0.090cm3），而CPM-V仅降低2%（0.097至0.096cm3）（图1）。

图1 内聚多致密化基质（CPM）凝胶在皮下和深层注射后隆起高度和团块体积的平面依赖性变化。CPM-I和CPM-V在皮下和深层注射后的最大团块高度和总团块体积。数据以均值±标准差表示（n = 5）。

整体团块几何形状呈现相同模式。深层植入后，CPM-I表现出更大的侧向扩散（15.6至16.0mm）、降低的表面坡度（0.14至0.12）和减少的AUC（9.91至9.08），而CPM-V仅表现出扩散（16.4至16.7mm）、坡度（0.12至0.13）和AUC（10.45至10.22）的极小变化（参见补充数字内容1，https://links.lww.com/DSS/C39）。

**振荡流变学表征**

**线性粘弹性特性**

振荡应变扫描显示出不同的线性粘弹性特性（参见补充数字内容2，https://links.lww.com/DSS/C40，展示了CPM-I和CPM-V的代表性振荡幅值扫描曲线；表1）。CPM-V表现出较高的储能模量（G′ = 228.50 ± 0.20 Pa）高于CPM-I（126.31 ± 0.72 Pa），表明在小变形下具有更大的弹性刚度。两种凝胶的损耗模量值相似（50.15 ± 0.55 vs 46.16 ± 0.06 Pa）。因此，CPM-I观察到的较高损耗因子tan δ（tan δ = 0.37 vs 0.22）主要归因于其较低的储能模量，而非更大的绝对粘性模量，表明CPM-I相对于其弹性响应表现出成比例更大的能量耗散。

**表1 CPM-I和CPM-V的机械表征**

| | CPM-I | CPM-V |
|---|---|---|
| **线性流变学** | | |
| G′（Pa） | 126.31 ± 0.72 | 228.50 ± 0.20 |
| G″（Pa） | 46.16 ± 0.06 | 50.15 ± 0.55 |
| G*（Pa） | 134.48 ± 0.66 | 233.94 ± 0.22 |
| tan δ | 0.37 ± 0.00 | 0.22 ± 0.00 |
| **非线性流变学** | | |
| LVR极限 | | |
| τL（Pa） | 19.87 ± 0.25 | 40.80 ± 3.53 |
| γL（%） | 15.40 ± 0.14 | 17.43 ± 1.41 |
| 流动过渡（G′ = G″） | | |
| τF（Pa） | 37.74 ± 0.30 | 69.85 ± 0.41 |
| γF（%） | 899.65 ± 15.04 | 416.13 ± 6.21 |
| **压缩** | | |
| FN, max（N） | 6.25 ± 0.33 | 6.13 ± 0.22 |
| 压缩功（mJ） | 1.15 ± 0.04 | 1.24 ± 0.04 |
| **挤出** | | |
| 挤出力（N） | 18.56 ± 0.16 | 9.31 ± 0.30 |

数值为均值±标准差（n = 3）。流变学测量在25°C下进行。FN, max，最大法向力；G′，储能模量；G*，复数剪切模量；G″，损耗模量；LVR，线性粘弹性区域；τF，流动过渡时的应力（G′ = G″）；τL，线性粘弹性区域末端的应力；γF，流动过渡时的应变；γL，线性粘弹性区域末端的应变。

**非线性粘弹性特性**

在线性粘弹性区域之外，差异变得更加明显（参见补充数字内容2，https://links.lww.com/DSS/C40；表1）。CPM-V表现出更大的变形起始抵抗性，反映为较高的τL（40.80 ± 3.53 vs 19.87 ± 0.25 Pa）和τF（69.85 ± 0.41 vs 37.74 ± 0.30 Pa），而CPM-I在流动前经历了更大的变形，流动过渡发生在γF = 899.65 ± 15.04%，而CPM-V为416.13 ± 6.21%。CPM-V还显示出在线性粘弹性区域之后、流动之前G″的显著增加，而CPM-I表现出从弹性到粘性行为更为平缓的过渡。

**静态压缩表征**

静态压缩测试表明两种凝胶的终点压缩特性相似（图2；参见补充数字内容3，https://links.lww.com/DSS/C41，展示了压缩过程中法向力随时间的变化；表1）。CPM-I的最大法向力（FN）为6.25 ± 0.33 N，CPM-V为6.13 ± 0.22 N，压缩功分别为1.15 ± 0.04和1.24 ± 0.04 mJ。检查法向力-间隙曲线提示早期压缩行为存在差异（图2）；然而，这些差异未进行正式量化。

图2 机械约束增加过程中法向力响应。使用平行板几何结构压缩CPM-I和CPM-V时法向力（FN）与间隙距离的关系。间隙距离减小代表机械约束增加。数据以均值±标准差表示（n = 3）。

**挤出力表征**

两种凝胶之间的挤出力存在显著差异。CPM-I所需的挤出力约为CPM-V的两倍（18 vs 9 N）。

力-位移曲线同样存在差异（参见补充数字内容4，https://links.lww.com/DSS/C42，该图展示了CPM-I和CPM-V的挤出力随柱塞位移的变化曲线；表1），其中CPM-I在整个挤出过程中表现出更大的阻力，而CPM-V在较低的施加力下即可达到稳定流动。讨论
本研究探讨了容积填充型CPM凝胶CPM-I和CPM-V在组织平面适应性方面的材料学基础。与先前的观察一致，凝胶在受控的合成组织模型中表现出可重复的深度依赖性突起行为差异。14这些形态测量学差异伴随着不同的力学性能特征，表明CPM-I和CPM-V对线性、非线性和压力驱动载荷的响应各不相同。研究结果支持一个机制框架，即突起行为反映了材料对注射诱导应力和组织约束的特异性响应（图3）。CPM-I更大的流动应变和更高的挤出力表明，该材料通过渐进式变形和横向应力重新分布来耗散施加的应力，且约束力随之增大；而CPM-V则通过更早地转变为流动状态和更强的结构抗性来保持突起度。CPM-I观察到的更高挤出力还表明，压力驱动流动行为不能完全由常规振荡流变学来表征。开放多媒体模式 图3。开放多媒体模式
基于实验观察提出的聚密合基质（CPM）凝胶深度依赖性行为的机制模型。注射诱导应力、组织约束和聚合物结构共同影响非线性变形、应力重新分布与耗散以及团块形态。在低约束条件下（皮下，顶部），两种凝胶表现出相似的突起度，但CPM-I形成更为局限的团块，横向扩散范围小于CPM-V。在高约束条件下（深层，底部），增大的压缩力导致CPM-I出现更明显的突起度损失和横向扩散，而CPM-V则更好地保持了突起度、扩散范围及团块形态，这与其更大的弹性刚度和独特的非线性流动行为一致。这些发现进一步强调，仅凭线性流变学参数无法预测透明质酸凝胶的行为。将非线性流变学、压缩和挤出测试相结合，可以更全面地评估材料在注射和植入过程中所遇到的力学条件下的性能表现。结果还表明，制造过程衍生的聚合物结构通过控制材料对力学约束的响应，促进了组织平面适应性。总之，CPM-I和CPM-V采用相同的交联技术且透明质酸浓度相近，却表现出不同的力学性能特征，这与聚合物结构的差异一致。在本体外研究的局限性范围内，CPM-I可能在需要更大组织适应性的应用中具有优势，而CPM-V在优先保持突起度和团块形态的应用中可能更具优势。2,14本研究存在若干局限性。合成模型无法再现面部组织的生物学复杂性，包括血管分布、细胞外基质重塑、细胞相互作用和区域解剖学变异。此外，本研究未评估填充剂的持续性和降解特性，因此无法得出所测力学性能与临床持久性之间关系的结论。仅评估了2种CPM配方，且未评估长期蠕变和应力松弛。此外，观察到的形态测量学差异较为温和，且仅进行了描述性评估，未进行正式的假设检验。因此，这些发现应视为假设生成性的结果，需要未来临床研究进行验证。结论
组织平面适应性源于注射、组织生物力学和制造过程衍生的聚合物结构三者之间的相互作用。尽管CPM-I和CPM-V具有相似的透明质酸浓度和临床适应症，但它们对力学载荷和约束的响应存在显著差异。这些发现表明，交联结构是决定透明质酸凝胶在不同解剖环境中行为的关键因素，并支持从主要通过流变学描述符来理解透明质酸凝胶，转向将其视为工程化生物材料——其临床性能通过与组织生物力学的注射及相互作用得以体现。