骨骼发生退行性病变的区域可能会给患者带来许多问题。例如，认为症状性骨关节炎，类风湿性关节炎和缺血性坏死的发作和发展，与受影响区域中或附近的骨骼退行性病变区域相关。虽然这些疾病的病因不同，但每种疾病通常伴有明显的疼痛和功能丧失。减缓，阻止和修复骨骼退化可以减轻疼痛，减缓，预防或逆转疾病进展。
被认为与骨骼退行性病变相关的病理学中一个例子就是骨关节炎。骨关节炎是最常见的关节炎形式，影响手、膝、髋、脊柱和其他关节，是导致生产力丧失的主要原因，估计影响约2700万美国人。Arthritis Foundation:What is Osteoarthritis可在http://
www.arthritis.org/about-arthritis/types/osteoarthritis/what-is-
osteoarthritis.php(上次访问时间2017年4月12日)查阅，其全部内容通过引用结合到本文中。关节炎可导致关节软骨损伤、疼痛、肿胀和运动问题。随着关节炎的发展，该区域的骨骼开始退化，导致骨刺和进一步的炎症。关节炎的病因尚未完全清楚，但普遍认为其原因包括创伤(例如骨折)，变性，炎症，局部缺血，先天性关节异常，代谢缺陷，内分泌和神经性疾病以及感染等。http://www.arthritis.org/about-arthritis/types/osteoarthritis/what-is-osteoarthritis.php
最初出现与骨骼退行性病变相关的疼痛性骨病的患者通常通过非手术治疗。非手术治疗在暂时缓解疼痛方面有一定效果，但依旧有风险。例如，据报道药物干预(例如非甾体抗炎药)与显著的并发症有关，如胃溃疡、中风和心脏病发作。一般来说，非手术干预仅对缓解骨病引起的疼痛有效，并不能减缓或阻止疾病进展。
当患者采用非手术方式治疗骨病失败时，通常建议进行侵入性或微创介入外科手术。
目前的侵入性外科手术方法旨在通过截骨术或其他方式将重量从受损软骨区域转移到健康软骨区域，来改变受影响关节区域的生物力学力，或通过使用关节置换完全替换关节并恢复生物力学功能。微创介入手术包括治疗骨骼退行性病变区域，如骨髓病变(“BMLs”)，其存在与骨关节炎的发病和进展有关。参见，例如，Sharkey，P.F.et al.Am.J.Orthop。(Belle Mead NJ)2012,41(9)，413-17，其全部内容通过引用结合到本文中。用于骨骼退行性病变的现有微创介入治疗技术包括将多种磷酸钙骨水泥(“CPCs”)注射到病变区域，使CPCs在生物力学上稳定关节。参见，例如，Hisatome,T.et al.,J.Biomed.Mater.Res.2002,59(3),490-
98(通过使用增强材料，如CPC，保留关节软骨的软骨下通路，因为其具有机械强度。并且使用CPC填补大的缺陷以防止塌陷并为保留关节软骨提供必要的支持)和Chatterjee,D.et al.Clin.Orthop.Relat.Res.2015,473(7),2334-42(公开了将孔径为150-500μm的CPC注入软骨下骨，以改善其结构完整性和生物力学强度)，以上内容通过引用结合到本文中。其他现有技术的CPCs已被用于骨折固定或填充骨骼系统(例如四肢、颅面、脊柱和骨盆)的骨质空隙或间隙。参见，例如，Nishizuka,T.et al.PLoS One 2014,9(8),e104603，其全部内容通过引用结合到本文中。
重要的是，这些现有技术的治疗方法在治疗关节炎等骨骼疾病时存在明显的缺陷。例如，侵入性手术治疗法具有相当大的风险，包括感染、形成深静脉血栓，甚至会造成死亡。而且，全关节置换有效期仅有约20年。现有技术的微创介入治疗骨病也被证明对骨骼退行性病变晚期患者无效。参见，例如，Chatterjee,D.et al.Clin.Orthop.Relat.Res.2015,473(7),2334-42，其内容以参考文献的形式全部纳入。最终，无论是使用侵入性还是非侵入性现有技术治疗，提供生物力学上稳定的骨骼，术后都会产生明显的疼痛。
此外，为骨提供生物力学稳定性的现有技术治疗也不能解决以骨退行性病变为特征的骨病的致病因素。在骨病的发病和发展过程中，受累区域的骨受到炎性和(或)非炎性介质的侵袭。这些介质从关节间隙发出并穿过软骨下骨板中的通道，该通道连接关节空间和受影响的骨区域。这些介质的流入引起骨的退化和弱化的小梁结构内的液体积聚，并且由于软骨下骨中伤害感受器的激活而导致剧烈疼痛。在更晚期的骨病病例中，由于至少一部分关节软骨被破坏，导致来自关节间隙、穿过皮质骨板和进入骨的受累区域的介质流动增加，因而受累区域的骨的损伤加重。
用于治疗骨病的CPCs需要以下几个特征才能有效治疗骨骼的受累区域，包括可注射
性、流动性、可固化性、内聚力和与骨的粘附性。遗憾的是，传统的CPCs通常缺乏一种或多种所需特征，这阻碍了能够以微创方式施用于所需解剖位置的CPCs的发展。通常通过混合固体和液体来形成CPCs，以获得适于注射的糊剂，该糊剂在施用到骨的受影响区域后凝固并固化。现有技术的CPCs被设计成抗压强度高，且具有弹性模量，以便为骨骼的受累区域提供生物力学稳定性。这种CPC通常具有高固液比，因此具备较高的抗压强度和弹性模量，通常孔隙率较低，但由于需要较高的注入压力并且流动性较差，导致材料无法充分填充受影响区域的空间，因此可注射性较差。用这些高固液比制成的CPC在注入过程中也可以脱水，在仪器中留下水泥固体，防止CPC原位凝固和固化。试图通过制备固液比较低的CPC来解决这些问题，由于CPC具有亲水性且易与体液混合，导致粘结性差，给药后缺乏凝固和/或固化。
另外，即使用这些较低的固液比制成的材料能够凝固，它们也不能保持骨骼的内聚力或粘附力，使得它们在给药后不会留在患处，而是流过多孔骨骼结构。
由于这些难题，可获得的CPC数量非常有限，它们具有为受影响区域提供生物力学稳定性的理想组合，同时保持可注射性和流动性以填充受影响的骨骼区域。参见，例如，Procedure Accu Bone Substitute Material(BSM),
available at http://subchondroplasty.com/healthcare-professionals-bsm.html(上次访问时间为2017年4月18日)；另见Tofighi,A.et al.J.Biomimetics Biomat.Tissue Eng’g 2009,2,39-28，以上所有内容均通过引用结合到本文中。不幸的是，这些用于治疗骨病的CPCs治愈后形成了具有高度孔隙率的生物材料，导致术后产生显着疼痛。参见，例如，Farr,J.；Cohen,S.B.Oper.Tech.Sports Med.2013,21(2),138-43；Eliaz,N.；Metoki,N.Materials  2017,10,334以上所有内容均通过引用结合到本文中。http://
subchondroplasty.com/healthcare-professionals-bsm.html
尽管现有技术已经提供了包括碳水化合物在内的某些CPCs，但这些材料凝固时间短，或制成的粉液比高，因此不能充分混合以直接从注射器制备和给药。参见，例如，,Pek,Y.S.et al.Biomat.2009,30,822-28；Ahmadzadeh-Asl,S.et al.Adv.Applied Cera mics 
2011,110(6),340-45；以上所有内容均通过引用结合到本文中。
因此，本领域需要更安全和有效的治疗方案，其骨骼退行性病变相关的骨病的根本原因，与现有技术方法相比风险和副作用更小。

本申请公开了治疗骨骼退行性病变患者的方法和组合物。
一方面，本申请公开了一种可注射生物材料，其包含固体组分和含有碳水化合物的液体组分，其中可注射生物材料在固体组分和液体组分混合后凝固并固化，形成了磷灰石晶体结构。
另一方面，本申请公开了一种制备可注射生物材料的方法，包括通过提供液体溶液，用pH调节剂调节液体溶液的pH值，并将碳水化合物溶解在液体溶液中以形成液体组分；提供固体成分；并将液体成分和固体成分混合形成可注射的生物材料。
在一些实施方案中，可注射生物材料在一段时间内固化。在一些实施方案中，可注射生物材料在一段时间内治愈。在一些实施方案中，可注射生物材料组在完全治愈之前固化。
在一些实施方案中，所述固体组分包括至少一种金属磷酸盐和金属碳酸盐。在一些实施方案中，固体组分包含活性磷酸钙。在一些实施方案中，固体组分至少包含α-磷酸三钙(Ca3(PO4)2)、碳酸钙(CaCO3)和磷酸一钙一水合物(Ca(H2PO4)2H2O)中的一种。在一些实施方案中，固体组分包含70-90％α磷酸三钙、10-20％碳酸钙和0.5-2％磷酸二氢钙一水合物(质量/质量)。在一些实施方案中，固体组分包含80-89％α磷酸三钙、11-19％碳酸钙和
0.75-1.5％磷酸二氢钙一水合物(质量/质量)。在一些实施方案中，固体组分包含82-86％的α磷酸三钙、13-16％的碳酸钙和0.9-1.2％的磷酸二氢钙一水合物(质量/质量)。在一些实施方案中，固体组分包含84.3％的α磷酸三钙、14.7％的碳酸钙和1.02％的磷酸二氢钙一水合物(质量/质量)。在一些实施方案中，所述固体组分还包括至少一种天然存在于人体内的至少一种少量元素的离子化合物。在一些实施方案中，至少一种离子化合物包含选自Na+，K+，Mg 2+，Ca 2+，Sr 2+，H+及其混合物的阳离子。在进一步实施方案中，至少一种离子化合物包含选自PO43-，HPO42-，H2PO4-，P2O74-，CO32-，HCO3-，SO42-，HSO4-，Cl-，OH-，F-，SiO44-及其混合物的阴离子。
在一些实施方案中，液体组分还包括盐。在一些实施方案中，盐是一种金属盐。在一些实施方案中，该盐选自磷酸盐、硅酸盐、氯化物盐、氢氧化物盐及其混合物。在一些实施方案中，所述盐至少包含磷酸氢二钠、硅酸钠、氯化钠和氢氧化钙中的一种。
在一些实施方案中，碳水化合物选自葡聚糖、藻酸盐、羧甲基纤维素和透明质酸。在一些实施方案中，碳水化合物是透明质酸，或其酯，酰基脲，酰基异脲，二硫化物或酰胺。在一些实施方案中，透明质酸选自乙酰透明质酸，透明质酸钠，透明质酸钾，透明质酸镁，透明质酸钙，透明质酸铵及其组合。在一些实施方案中，透明质酸包含至少一个交联。在一些实施方案中，透明质酸来源于细菌或动物。在一些实施方案中，透明质酸包含硫酸化透明质酸或其酯，酰基脲，酰基异脲，卡波姆，二硫化物或酰胺。在一些实施方案中，所述透明质酸包含N-硫酸化透明质酸或其酯、酰基脲、酰基异脲、卡波姆、二硫化物或酰胺。在一些实施方案中，透明质酸包含透明质酸酯。在一些实施方案中，透明质酸酯的酯化量约为20％至100％。
在一些实施方案中，用有机或无机碱盐化非酯化透明质酸。
在一些实施方案中，碳水化合物是水溶性的。在一些实施方案中，液体组分是水凝胶的形式。
在一些实施方案中，碳水化合物以约0.1至约100mg/mL的浓度存在于可注射生物材料中。在一些实施方案中，碳水化合物以约0.1至约50mg/mL的浓度存在于可注射生物材料中。
在一些实施方案中，碳水化合物以约0.1至约10mg/mL的浓度存在于可注射生物材料中。在一些实施方案中，碳水化合物以约1至约10mg/mL的浓度存在于可注射生物材料中。在一些实施方案中，碳水化合物以约2至约10mg/mL的浓度存在于可注射生物材料中。在一些实施方案中，碳水化合物以约4至约8mg/mL的浓度存在于可注射生物材料中。在一些实施方案中，碳水化合物以约5至约7mg/mL的浓度存在于可注射生物材料中。
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在一些实施方案中，碳水化合物的分子量约为0.90×10Da至约1.0×10Da。在一些实
施方案中，碳水化合物的分子量约为0.90×106Da至约5.0×106Da。在一些实施方案中，碳水化合物的分子量约为0.90×106Da至约4.0×106Da。在一些实施方案中，碳水化合物的分子量约为0.90×106Da至约3.0×106Da。在一些实施方案中，碳水化合物的分子量约为1.5×
106Da至约3.0×106Da。在一些实施方案中，碳水化合物的分子量约为1.7×106Da至约2.5×
106Da。在一些实施方案中，碳水化合物是分子量约为0.90×106Da的透明质酸，以6.0mg/mL左右的浓度存在。在一些实施方案中，碳水化合物是分子量约为1.7×106Da的透明质酸，以
6.0mg/mL左右的浓度存在。在一些实施方案中，碳水化合物是分子量约为2.6×106Da的透明质酸，以6.0mg/mL左右的浓度存在。
在一些实施方案中，碳水化合物的分子量稳定至少3个月。在一些实施方案中，碳水化合物的分子量稳定至少6个月。在一些实施方案中，碳水化合物的分子量稳定至少1年。在一些实施方案中，碳水化合物的分子量稳定至少2年。在一些实施方案中，碳水化合物的分子量稳定至少3年。在一些实施方案中，碳水化合物的分子量稳定至少4年。在一些实施方案中，碳水化合物的分子量稳定至少5年。
在一些实施方案中，固体组分与液体组分的质量比约为3比1。在一些实施方案中，固体组分与液体组分的质量比约为2比1。在一些实施方案中，固体组分与液体组分的质量比约为1.5至1。在一些实施方案中，固体组分与液体组分的质量比约为1比1。
在一些实施方案中，可注射生物材料在初始凝固之前通过针或套管注射。在一些实施方案中，针或套管的尺寸至少为21号。在一些实施方案中，针或套管的尺寸至少为20号。在一些实施方案中，针或套管的尺寸至少为18号。在一些实施方案中，针或套管的尺寸至少为
16号。在一些实施方案中，针或套管的尺寸至少为15号。在一些实施方案中，针或套管的尺寸至少为14号。在一些实施方案中，针或套管的尺寸至少为12号。在一些实施方案中，针或套管的尺寸至少为10号。
在一些实施方案中，可注射生物材料在通过针或套管分配时不会脱水。在一些实施方案中，可注射生物材料在通过针或套管分配时不会卡住。
在一些实施方案中，可注射生物材料是粘性的。在一些实施方案中，可注射生物材料在其初始凝固时间内保持粘性。
在一些实施方案中，可注射生物材料粘附在骨骼上。在一些实施方案中，可注射生物材料在其初始凝固时间期间保持与骨骼的粘合。
在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料的可使用时间不超过60分钟。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料的可使用时间不超过50分钟。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料的可使用时间不超过40分钟。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料的可使用时间不超过30分钟。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料的可使用时间不超过20分钟。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料的可使用时间不超过10分钟。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料的可使用时间不超过5分钟。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料的可使用时间不超过4分钟。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料的可使用时间不超过3分钟。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料的可使用时间不超过2分钟。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料的可使用时间不超过1分钟。
在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到约60分钟内凝固。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到约50分钟内凝固。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到约40分钟内凝固。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到约30分钟内凝固。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到约20分钟内凝固。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到约10分钟内凝固。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到约5分钟内凝固。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到约4分钟内凝固。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到约3分钟内凝固。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到约2分钟内凝固。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到约1分钟内凝固。
在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到96小时内完全固化。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到72小时内完全固化。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到48小时内完全固化。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到24小时内完全固化。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到12小时内完全固化。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到
6小时内完全固化。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到5小时内完全固化。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到4小时内完全固化。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到3小时内完全固化。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到2小时内完全固化。在一些实施方案中，固体组分和液体组分混合后，可注射生物材料在不到1小时内完全固化。
在一些实施方案中，可注射生物材料的初始固化不会释放气体。
在一些实施方案中，当置于患者体内时，可注射生物材料不会显着改变相邻流体的pH。
在一些实施方案中，当置于患者体内时，可注射生物材料的初始固化不会显着改变相邻流体的温度。
在一些实施方案中，可注射生物材料的固化会产生与羟基磷灰石基本一致的磷灰石晶体结构。在一些实施方案中，可注射生物材料的固化会产生磷灰石晶体结构，其为中含至少约90％的羟基磷灰石。在一些实施方案中，可注射生物材料的固化会产生磷灰石晶体结构，其中含至少约95％的羟基磷灰石。在一些实施方案中，可注射生物材料的固化会产生磷灰石晶体结构，其中含至少约96％的羟基磷灰石。在一些实施方案中，可注射生物材料的固化会产生磷灰石晶体结构，其中含至少约97％的羟基磷灰石。在一些实施方案中，可注射生物材料产生磷灰石晶体结构，其中含至少约98％的羟基磷灰石。在一些实施方案中，可注射生物材料的固化会产生磷灰石晶体结构，其中含至少约99％的羟基磷灰石。在一些实施方案中，可注射生物材料的固化会产生磷灰石晶体结构，其中含大于约99％的羟基磷灰石。
在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有约1至约2的摩尔Ca/P比。
在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有约1.3至约1.8的摩尔Ca/P比。
在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有约1.4至约1.7的摩尔Ca/P比。
在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有约1.5至约1.7的摩尔Ca/P比。
在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有约1.5至约1.667的摩尔Ca/P比。
在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约20MPa的抗压强度。
在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约15MPa的抗压强度。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约10MPa的抗压强度。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约9MPa的抗压强度。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约8MPa的抗压强度。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约7MPa的抗压强度。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约6MPa的抗压强度。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约5MPa的抗压强度。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约4MPa的抗压强度。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约3MPa的抗压强度。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约2MPa的抗压强度。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约1MPa的抗压强度。
在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约5GPa的弹性模量。
在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约4GPa的弹性模量。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约3GPa的弹性模量。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约2GPa的弹性模量。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约1GPa的弹性模量。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约0.5GPa的弹性模量。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料具有小于约0.25GPa的弹性模量。
在一些实施方案中，当在室温下测量时，可注射生物材料在混合固体组分和液体组分后，立即具有约5Pa·s和约30Pa·s的粘度。在一些实施方案中，当在室温下测量时，可注射生物材料在混合固体组分和液体组分后，立即具有约5Pa·s和约20Pa·s的粘度。在一些实施方案中，当在室温下测量时，可注射生物材料在混合固体组分和液体组分后，立即具有约
5Pa·s和约18Pa·s的粘度。在一些实施方案中，可注射的生物材料在生物力学上不能稳定骨骼。
在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料的真密度约为1g/cm3至约4g/cm3。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料的真密度约为1.5g/cm3至约
3.5g/cm3。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料的真密度约为1.83g/cm3至约3.14g/cm3。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料的真密度约为2g/cm3至约3g/cm3。
在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料包含小于约1μm的中值孔径。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料包含小于约0.8μm的中值孔径。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料包含小于约0.6μm的中值孔径。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料包含小于约0.5μm的中值孔径。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料包含小于约0.4μm的中值孔径。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料包含小于约0.2μm的中值孔径。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料包含小于约0.15μm的中值孔径。
在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料包含的总多孔面积小于约4m 
2/g。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料包含的总多孔面积小于约3m 
2/g。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料包含的总多孔面积小于约2m2/g。
在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料包含的孔隙足以防止产生炎性介质和非炎性介质扩散通道。
在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料是具有骨诱导性的。
在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料是具有骨传导性的。
在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料是可吸收的。
在一些实施方案中，可注射生物材料的固化产生的氧化钙不到5％。在一些实施方案中，可注射生物材料的固化产生的氧化钙不到4％。在一些实施方案中，可注射生物材料的固化产生的氧化钙不3％。在一些实施方案中，可注射生物材料的固化产生的氧化钙不到
2％。在一些实施方案中，可注射生物材料的固化产生的氧化钙不到1％。
在一些实施方案中，液体成分是无菌的。在一些实施方案中，固体成分是无菌的。
在一些实施方案中，可注射生物材料是可混合的。
在一些实施方案中，pH调节剂选自有机酸和无机酸。在一些实施方案中，pH调节剂选自柠檬酸、甲酸、乙酸及其混合物。在一些实施方案中，pH调节剂s选自由盐酸、磷酸、硝酸及其混合物。
在一些实施方案中，提供固体组分还包括干燥固体组分。在一些实施方案中，干燥包括使固体组分暴露一段时间并加热。在一些实施方案中，所述热量至少到达165℃。在一些实施方案中，所述时间至少达到12小时。
在另一方面，本文公开了一种治疗有需要的患者的骨的受影响区域的方法，包括识别患者骨骼中的受影响区域；通过骨的皮质壁在骨中形成切口，以提供一个通路进入骨的受影响区域中的退化松质骨空间；通过穿过骨皮质壁的切口向退化的松质骨空间施用一定体积的任何前述权利要求的可注射生物材料。
在一些实施方案中，骨的受影响区域与患者正在经历关节病理的关节相邻。在一些实施方案中，关节病理指的是膝、肩、腕、手、脊柱、踝、肘或髋的病理。在一些实施方案中，关节病理选自疼痛、骨关节炎、类风湿性关节炎、缺血性坏死及其组合。在一些实施方案中，该方法用于治疗患者关节中的骨关节炎。在一些实施方案中，骨关节炎具有1-3的Kellgren Lawrence(KL)分级。在一些实施方案中，关节的病理与关节不稳定无关。
在一些实施方案中，由于炎性介质和非炎性介质中的至少一种，受影响区域表现出炎性或降解性变化中的至少一种。
在一些实施方案中，通过核磁共振(MRI)识别炎性或降解性改变。在一些实施方案中，MRI是T2MRI。
在一些实施方案中，炎性或降解性改变发生在松质骨中。
在一些实施方案中，受影响区域位于距患者关节约0英寸至约5英寸之间。在一些实施方案中，受影响区域位于距患者关节约0英寸至约4英寸之间。在一些实施方案中，受影响区域位于距患者关节约0英寸至约3英寸之间。在一些实施方案中，受影响区域位于距患者关节约0英寸至约2英寸之间，在一些实施方案中，受影响区域位于距患者关节约0英寸至约1英寸之间。在一些实施方案中，受影响区域位于距患者关节约0英寸至约20毫米之间。在一些实施方案中，受影响区域位于距患者关节约0毫米至约10毫米之间。在一些实施方案中，受影响区域位于距患者关节约0毫米至约5毫米之间。在一些实施方案中，受影响区域位于距患者关节约0毫米至约1毫米之间。
在一些实施方案中，切口是经皮的。
在一些实施方案中，提供进入松质骨空间的通路包括在患者的骨骼中创建通道，以将骨的皮质壁中的切口连接到包括受影响区域的松质骨空间。在一些实施方案中，通道垂直于骨的长轴。在一些实施方案中，通道不垂直于骨的长轴。在一些实施方案中，该通道距离近端软骨下板约5英寸。在一些实施方案中，该通道距离近端软骨下板约4英寸。在一些实施方案中，该通道距离近端软骨下板约3英寸。在一些实施方案中，该通道距离近端软骨下板约2英寸。在一些实施方案中，该通道距离近端软骨下板约1英寸。在一些实施方案中，该通道在近端软骨下板的约20毫米内。在一些实施方案中，该通道在近端软骨下板的约10毫米内。在一些实施方案中，该通道在近端软骨下板的约5mm内。在一些实施方案中，该通道在近端软骨下板的约1毫米内。在一些实施方案中，通过定位和插入的插管来访问通道，而无需额外的靶向仪器。
在一些实施方案中，该方法还包括在将可注射生物材料施用至患处之前对患处内容物进行减压和抽吸。在一些实施方案中，减压和抽吸减少了受影响区域的局部炎症。在一些实施方案中，减压和抽吸降低了受影响区域的骨内压力。在一些实施方案中，所述内容物包括流体。在一些实施方案中，所述流体至少包括炎性介质和非炎性介质中的一种。
在一些实施方案中，至少一种炎性介质包括缓激肽、组胺、前列腺素、乳酸、P物质、血管活性肠肽、降钙素基因相关肽(CGRP)及其混合物中的至少一种。在一些实施方案中，至少一种炎性介质包含炎性细胞因子。在一些实施方案中，炎性细胞因子选自AIMP1(SCYE1),BMP2,CD40LG(TNFSF5),CSF1(MCSF),CSF2(GM-CSF),CSF3(GCSF),FASLG(TNFSF6),GM-CSF,IFNA2,IFNG,IL-1,IL-6,IL-8,IL-15,IL-16,IL-17,IL-18,IFN-γ,LTA(TNFB),LTB,MIF,NAMPT,OSM,SPP1,TGF-β,TNF,TNF-α,TNFSF10(TRAIL),TNFSF11(RANKL),TNFSF13,
TNFSF13B,TNFSF4(OX40L),VEGFA及其混合物。在一些实施方案中，至少一种非炎性介质包含蛋白水解酶。在一些实施方案中，蛋白水解酶选自基质金属蛋白酶(MMPs)、金属蛋白酶组织抑制剂(TIMPs)、具有血小板反应蛋白基序的解聚素和金属蛋白酶(ADAM-TS)及其混合物。在一些实施方案中，炎性介质包含炎性趋化因子。在一些实施方案中，炎性趋化因子选自C5,CCL1(I-309),CCL11(eotaxin),CCL13(MCP-4),CCL15(MIP-1d),CCL16(HCC-4),CCL17(TARC),CCL2(MCP-1),CCL20(MIP-3a),CCL22(MDC),CCL23(MPIF-1),CCL24(MPIF-2,
Eotaxin-2,MPIF-2,Eotaxin-2),CCL26(eotaxin-3),CCL3(MIP-1A),CCL4(MIP-1B),CCL5(RANTES),CCL7(MCP-3),CCL8(MCP-2),CX3CL1,CXCL1(GRO1,GRO-alpha,SCYB1),CXCL10(INP10),CXCL11(I-TAC,IP-9),CXCL12(SDF1),CXCL13,CXCL2(GRO2,GRO-beta,SCYB2),CXCL3,CXCL5(ENA-78,LIX),CXCL6(GCP-2),CXCL9(MIG)及其混合物。在一些实施方案中，炎性介质包含白细胞介素。在一些实施方案中，白细胞介素选自IL13、IL15、IL16、IL17A、IL17C、IL17F、IL1A、IL1B、IL1RN、IL21、IL27、IL3、IL33、IL5、IL7、CXCL8、IL9及其混合物。在一些实施方案中，炎性介质包括选自缓激肽、降钙素基因相关肽(CGRP)、组胺、乳酸、神经生长因子(NGF)、前列腺素、P物质、血管活性肠肽及其混合物。
在一些实施方案中，可注射生物材料通过套管或针注射的。在一些实施方案中，针或套管的尺寸至少为21号。在一些实施方案中，针或套管的尺寸至少为20号。在一些实施方案中，针或套管的尺寸至少为18号。在一些实施方案中，针或套管的尺寸至少为16号。在一些实施方案中，针或套管的尺寸至少为15号。在一些实施方案中，针或套管的尺寸至少为14号。在一些实施方案中，针或套管的尺寸至少为12号。在一些实施方案中，针或套管的尺寸至少为10号。
在一些实施方案中，当通过针或套管注射时，可注射生物材料不会脱水。
在一些实施方案中，当通过针或套管分配时，可注射生物材料不会被卡住。
在一些实施方案中，可注射生物材料是通过可控制的套管注射，以减少手术损伤。
在一些实施方案中，可注射生物材料被注射到受影响的区域，同时最小程度地干扰软骨下板。
在一些实施方案中，将可注射生物材料注射到受影响区域上方或下方约0mm至约20mm之间的层中，同时最小程度地干扰软骨下板。在一些实施方案中，将可注射生物材料注射到受影响区域上方或下方约0mm至约10mm之间的层中，同时最小程度地干扰软骨下板。在一些实施方案中，将可注射生物材料注射到受影响区域上方或下方约0mm至约5mm之间的层中，同时最小程度地干扰软骨下板。在一些实施方案中，将可注射生物材料注射到受影响区域上方或下方约0mm至约1mm之间的层中，同时最小程度地干扰软骨下板。
在一些实施方案中，将可注射生物材料注射到与骨结构稳定性无关的区域。
在一些实施方案中，该方法还包括用关节镜检查注射后的关节间隙，以确保关节中没有残留的可注射生物材料。
在一些实施方案中，可注射生物材料在注射到受影响区域时流入松质骨的孔隙中。
在一些实施方案中，可注射的生物材料在注射到受影响区域期间保持粘性并且基本上填充骨空隙。
在一些实施方案中，可注射生物材料至少部分地涂覆松质骨空间和相邻关节之间的界面，以在凝固时提供保护层。
在一些实施方案中，可注射生物材料防止至少一种炎性介质和非炎性介质从相邻关节间隙扩散进入受影响区域。
在一些实施方案中，保护层为破骨细胞在骨重建过程中的消耗提供了牺牲层。
在一些实施方案中，可注射生物材料的注射不会引起应力遮挡，导致卸载骨的弱化。
在一些实施方案中，该方法不会导致严重的术后疼痛。
在一些实施方案中，该方法减轻了关节的疼痛。
在一些实施方案中，该方法减缓了关节中骨关节炎的发展。
在一些实施方案中，该方法用于治疗患者关节中的类风湿性关节炎。在一些实施方案中，该方法减缓了类风湿性关节炎在关节中的发展。
在一些实施方案中，该方法减缓了关节中缺血性坏死的发展。
另一方面，本文公开了一种试剂盒，其包含固体组分和用于制备本文公开的可注射生物材料的液体组分及其使用说明书。
在一些实施方案中，该说明书涉及治疗有需要的骨病患者的骨骼受影响区域的方法。
在一些实施方案中，该治疗是针对疼痛、骨关节炎、类风湿性关节炎、缺血性坏死或其组合。
在一些实施方案中，固体组分和液体组分置于分开的无菌容器中。
在一些实施方案中，包装配置允许固体组分和液体组分在2℃-25℃下保持稳定至少三个月。在一些实施方案中，包装配置允许固体组分和液体组分在2℃-25℃下保持稳定至少六个月。在一些实施方案中，包装配置允许固体组分和液体组分在2℃-25℃下保持稳定至少一年左右。在一些实施方案中，包装配置允许固体组分和液体组分在2℃-25℃下保持稳定至少两年左右。在一些实施方案中，包装配置允许固体组分和液体组分在2℃-25℃下保持稳定至少三年左右。在一些实施方案中，包装配置允许固体组分和液体组分在2℃-25℃下保持稳定至少四年左右。在一些实施方案中，包装配置允许固体组分和液体组分在2℃-
25℃下保持稳定至少五年左右。
在一些实施方案中，将液体组分置于无菌注射器中。
在一些实施方案中，将固体组分置于注射器中，该注射器具有集成混合装置，用于对所述固体组分和液体组分的预测部分进行原位混合，以形成可注射的生物材料。在一些实施方案中，注射器是无菌的。
在一些实施方案中，该套件还包括鲁尔接头。
在一些实施方案中，该试剂盒还包括一个端盖。
附图说明
图1显示了包括骨骼退行性病变区域的人体膝盖的示意图。
图2A-E显示出了包括图1的骨骼退行性病变的一部分区域的示意标注
图3A-B显示了与缺乏碳水化合物的可注射生物材料相比，根据本文所述的可注射生物材料每种都在磷酸盐缓冲盐水中。
图4A-D显示了与缺乏碳水化合物的可注射生物材料相比较，根据本文所述的可注射生物材料每种都在磷酸盐缓冲盐水中。
图5A-D显示了在去除过量磷酸盐缓冲盐水后，与缺乏碳水化合物的可注射生物材料相比，根据本文所述的可注射生物材料。
图6A-D显示出了注射有根据本文所述的可注射生物材料的锯骨的横截面，与注射有缺少碳水化合物的可注射生物材料的锯骨形成的对比。
图7A-B显示了注射有根据本文所述的可注射生物材料的锯骨的横截面，与注射缺乏碳水化合物的可注射生物材料的锯骨形成的对比。
图8A-B显示了扩散屏障实验的结果，该实验将缺乏碳水化合物的可注射生物材料和根据本文所述的可注射生物材料进行比较。
图9显示了根据本文所述的可注射生物材料的x射线粉末衍射图，后凝固和固化。
图10显示了根据本文所述的可注射生物材料的傅里叶变换红外(“FT-IR”)光谱仪。
图11A-C示出了在凝固和固化之后根据本文所述的可注射生物材料的扫描电子显微镜(“SEM”)图像。
图12A-B显示了在将本文所述的可注射生物材料注射到骨骼成熟的新西兰白兔的退行性病变骨骼中，6周后从不同平面拍摄的微计算机断层摄影(“微CT”)图像。
图13显示了将本文所述的可注射生物材料注射到犬股骨髁中的图像。
图14显示了将本文所述的可注射生物材料注射到人类尸体骨骼中的图像。

本文所述涉及用于治疗骨骼退行性病变患者的方法和组合物。在一些实施方案中，本文公开的方法和组合物可用于治疗，预防或延缓与骨骼退行性病变相关的骨病的发展，例如，骨关节炎(简称“OA”)，类风湿性关节炎和缺血性坏死。
发明者惊奇地发现，在可注射的生物材料中加入碳水化合物可以提供一种可注射的、可混合的、可流动的、可固定的、可固化的、粘附在骨上的组合物。此外，本文公开的可注射生物材料具有低孔隙率和高尺寸稳定性，其适用于各种骨疾病的微创治疗，这是现有技术的生物材料中不存在的。
不受理论局限，发明人认为低孔隙率和高尺寸稳定性的可注射生物材料可用于阻止涉及关节间隙和相邻骨的生化交流。发明者认为，这种生化交流是导致骨骼退化的许多症状(包括疼痛和液体积聚)发作的原因，并且持续的骨骼退化可以推进与骨退化相关的骨疾病(如OA、类风湿性关节炎和缺血性坏死)的发展。举例来说，当软骨和滑膜因创伤或过度使用而受伤时，两种组织都会释放出一系列炎症和/或非炎症介质。这些介质通过皮质骨平面中的通道进入骨骼，通过激活伤害感受器、液体积聚和骨骼受累区域中的退行性改变(如形成骨髓病变)刺激疼痛。发明人假设，由于关节空间和相邻骨之间的这种生化交流，使受影响的骨区域的稳态受到干扰，导致骨蛋白的合成和降解失调，形成了负责OA等病理进展的退行性正反馈回路。因此，阻断引起骨骼退化的炎性和/或非炎性介质的作用，对于治疗、预防和/或延迟骨病的进展是必不可少的。
因此，发明人着手制备具有低孔隙率和高尺寸稳定性的可注射生物材料，但其能够使用较低的固液比制备，允许其用于与骨骼退行性病变相关的骨病的微创治疗。在他们的研究过程中，发明人发现用于生产这种可注射材料的现有技术产生的材料，其内聚力，粘附性，凝固性和固化性质通常较差，使得这些材料不适合用于骨疾病的微创治疗。类似地，那些先前的技术通常能产生具有高孔隙率的材料，其不太适合于阻止受影响的骨区域与相邻关节空间之间的生化交流。参见，Eliaz,N.；Metoki,N.Materials 2017,10,334,at 13,其全部内容通过引用结合到本文中。然后，发明人惊奇地发现，向可注射的生物材料中添加碳水化合物，可以制备出具有较低固液比但仍然能够凝固，固化，保持骨的粘结性和粘附性的材料。并且与不添加碳水化合物的可注射生物材料相比，其具有低孔隙率和高尺寸稳定性。
换言之，发明人发现，加入碳水化合物后，产生了一种可注射的生物材料，该材料具有可注射性、可混合性、流动性、可稳定性和固化性的关键组合，同时保持了所需的内聚性、粘附性、低孔隙率和高尺寸稳定性。因此，在一个实施方案中，本公开提供了可注射的生物材料，可以使用比先前可能的更低的固液比制备，但同时保有传统上用更高的固液比制备出的材料的粘结性、对骨的粘附性、低孔隙率和高尺寸稳定性。因此，公开的可注射生物材料能够阻止流动并防止炎性和非炎性介质从邻近关节间隙进入骨的受影响区域，同时不牺牲在待治疗的退化骨区域中混合、被注射、流入、保持和凝固并固化的理想能力，而不被正常体液交换功能清除。这些材料提供了这种令人惊讶和独特的性能组合，并且与本领域中侧重于提供高抗压强度和弹性模量材料的常识相反，出乎意料地是，与先前的组合物相比，这些材料能更好地治疗与骨退化相关的骨疾病。
不受理论的局限，发明人认为，本文公开的可注射生物材料，可以通过消除和预防受影响的骨区域与相邻关节间隙之间的生化交流的复发，来治疗与骨退化相关的骨病的潜在病因。本文公开的可注射生物材料为受影响的骨区域和邻近关节间隙之间提供了屏障，其能阻止炎性和/或非炎性介质从关节间隙进入，并且阻止蛋白水解酶和炎性细胞因子等介导的降解，并允许骨骼通过正常动力学(骨吸收)恢复。相比之下，先前的可注射生物材料解决了症状，但没有解决与骨退化相关的骨病的根本原因。
此外，所公开的可注射生物材料具有比现有技术中通常使用的材料更低的压缩强度。
不受理论的局限，发明人认为，与本领域的普遍认识相反，提供一种可注射生物材料，其不能在生物力学上稳定骨骼的受影响区域，这在治疗、预防和减缓与骨退化有关的骨病进展方面提供了优越的结果。该领域的传统观点认为，需要具有高压缩强度的可注射生物材料(例如CPCs)通过提供生物力学稳定来适当地治疗关节病变。与这一传统观点相反，发明人惊奇地发现，通过提供一种不能为受影响区域提供生物力学支持的较弱的可注射生物材料，所公开的方法和组合物不会人为地改变关节暴露处的生物力学力，从而提供了一种解决此类病理问题的优越方法。不受理论的局限，发明人认为，通过将压力和应变转移到其他健康组织，来为退化骨区域提供生物力学支持可能是有害的，这可能导致骨病和/或其症状按照沃尔夫定律扩散。发明人认为这是由于不可能精确地再造健康的生物力学，这必然与其他位置上的过度应变有关。例如，高应力区域将变得更厚更硬，而低应力区域将根据沃尔夫定律重新吸收，该定律指出健康人或动物的骨骼将适应其所处的负荷。根据沃尔夫定律，如果特定骨骼的负荷增加，骨骼会随着时间的推移自我重塑，变得更强，以抵抗这种负荷。
然而，这些正常的生物反应在骨病中是不可能的，因为在这些病症中存在的退行性生化反馈回路会对正常的骨重建过程产生不利影响，还可能完全停止骨骼重塑。因此，通过不提供生物力学支持，公开的方法和组合物顾及到了允许受影响的骨区域通过自然骨重建来恢复和重建的生理条件，从而减缓和/或逆转骨疾病的进展，并且防止诸如症状性OA，类风湿性关节炎和缺血性坏死的骨疾病的发作和进展，以及防止疾病或症状扩散到邻近的健康组织。
在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料的强度小于现有技术的可注射生物材料所提供的强度。例如，某些现有技术的可注射生物材料具有约50Mpa的抗压强度，这是健康松质骨的平均5-15MPa抗压强度的4-10倍。参见，例如， Tiabia 
plateau  fractures, available at  http://www.rch.org.au/
uploadedFiles/Main/Content/ortho/Norian_SRS_Tibia_plateau_fractures.pdf(最后访问时间2017年4月24日)，其全部内容通过引用结合到本文中。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料的强度，其特征在于有一种或多种抗压强度和弹性模量。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料抗压强度小于约20MPa。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料抗压强度小于约15MPa。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料抗压强度小于约10MPa。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料抗压强度小于约9MPa。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料抗压强度小于约8MPa。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料抗压强度小于约7MPa。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料抗压强度小于约
6MPa。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料抗压强度小于约5MPa。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料抗压强度小于约4MPa。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料抗压强度小于约3MPa。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料抗压强度小于约2MPa。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料抗压强度小于约1MPa。http://www.rch.org.au/uploadedFiles/Main/
Content/ortho/Norian_SRS_Tibia_plateau_fractures.pdf
在进一步的实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料的弹性模量，小于现有技术的可注射生物材料所提供的弹性模量。在进一步的实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料的弹性模量接近于健康软骨下骨的弹性模量。不受理论的局限，发明人认为，提供一种弹性模量与健康软骨下骨相似的可注射生物材料，可降低改变自然生物力学的风险，并根据沃尔夫定律(即，应力屏蔽)导致进一步的骨质退化。参见，Eliaz,N.；Metoki,N.Materials 2017,10,334,at 3。例如，据报道人类软骨下骨样品的弹性模量约为
1.15Gpa。参见，例如Choi,K.et al.J.Biomech.1990,23(11),1103-131990,23(11),1103-
13；另见Brown,T.D.；Vrahas,M.S.J.Orthoped.Res.1984,2(1),32-38(报告软骨下骨的机加工帽的表观弹性模量为1.372GPa)；Mente,P.L.；Lewis,J.L.J.Orthoped.Res.1994,12(5),637-47(报告中的弹性模量是由2.3±1.5GPa的“纯”牛软骨下骨束计算出的),以上所有内容均通过引用结合到本文中。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料的弹性模量小于约5GPa。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料的弹性模量小于约4GPa。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料的弹性模量小于约
3GPa。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料的弹性模量小于约2GPa。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料的弹性模量小于约1GPa。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料的弹性模量小于约0.5GPa。在一些实施方案中，完全凝固和固化的可注射生物材料的弹性模量小于约0.25GPa。
此外，发明人惊奇地发现，所公开的可注射生物材料凝固并固化而没有显着的气体排放。不受理论的局限，发明人认为，在凝固和固化后给药期间不释放气体，这导致可注射生物材料在凝固和固化期间不膨胀，因此与现有技术材料相比能减少或消除了术后疼痛。此外，发明人认为，与现有技术材料相比，在凝固和固化后给药期间不释放气体，这有利于形成所需的孔隙率降低的结构。发明人认为，提供不含碳酸氢盐的可注射生物材料，可能有助于防止气体释放，从而降低生物材料的孔隙率，并不会引起手术后疼痛。
定义
此处所用的，关于可注射生物材料的术语“粘附于骨”是指对骨具有足够亲和力的材料，其不易被体液从注射部位清除。
此处所使用的术语“骨病”是指患者体内与骨骼退行性病变有关的疾病、病症或病理。
例如，骨病可以影响与退化骨相邻的关节。
此处所用的，关于可注射生物材料的术语“内聚力”是指材料粘附于自身并被模制，使其在注射后能够在一段时间内较持久地保持其形状，并填充受影响的退化骨头区域。
此处所用的，关于可注射生物材料的术语“固化”是指可注射生物材料的组分，通过化学和物理反应形成最终所需的晶体结构的过程。“固化”的材料在抗压强度或孔隙度上不再发生明显的变化。此处所用的，关于可注射生物材料的术语“固化时间”和“固化中时间”是指可注射生物材料完全固化的时间。在一些实施方案中，本文公开的可注射生物材料固化会形成磷灰石晶体结构。
此处所用术语“减压”是指清除结构上的压力的过程。
此处所用术语“退化组织”是指发生了功能活性降低或活性减少的组织。
此处所用术语“退化骨”是指骨头的一个区域发生了变化，功能活性降低或活性减少。
在一些实施方案中，退化骨表现出至少一种变化，选择自(1)相对于正常骨形成更高体积分数的骨小梁的变化；(2)与正常骨相比，矿物质-基质和碳酸盐-基质值降低；(3)与正常骨相比，骨内积液增加；且(4)与正常骨相比，纤维状胶原网向骨髓间隙的浸润增加。
此处所用术语“脱水”是指可注射生物材料，指固体成分和液体成分的分离。
此处所用术语“流动性”是指可注射的生物材料，指可能导致在压力或重力下流动的任何通常不可压缩的材料。
此处所用术语“炎症介质”是指在动物或人体内诱导炎症反应的生物成分。炎症介质包括但不限于趋化因子，如C5,CCL1(I-309),CCL11(eotaxin),CCL13(MCP-4),CCL15(MIP-
1d),CCL16(HCC-4),CCL17(TARC),CCL2(MCP-1),CCL20(MIP-3a),CCL22(MDC),CCL23(MPIF-
1),CCL24(MPIF-2,Eotaxin-2,MPIF-2,Eotaxin-2),CCL26(eotaxin-3),CCL3(MIP-1A),CCL4(MIP-1B),CCL5(RANTES),CCL7(MCP-3),CCL8(MCP-2),CX3CL1,CXCL1(GRO1,GRO-
alpha,SCYB1),CXCL10(INP10),CXCL11(I-TAC,IP-9),CXCL12(SDF1),CXCL13,CXCL2(GRO2,GRO-beta,SCYB2),CXCL3,CXCL5(ENA-78,LIX),CXCL6(GCP-2),CXCL9(MIG)；白细胞介素，如IL13,IL15,IL16,IL17A,IL17C,IL17F,IL1A,IL1B,IL1RN,IL21,IL27,IL3,IL33,IL5,IL7,CXCL8,IL9；细胞因子，如(AIMP1(SCYE1),BMP2,CD40LG(TNFSF5),CSF1(MCSF),CSF2(GM-CSF),CSF3(GCSF),FASLG(TNFSF6),GM-CSF,IFNA2,IFNG,IL-1,IL-6,IL-8,IL-15,IL-16,IL-17,IL-18,IFN-γ,LTA(TNFB),LTB,MIF,NAMPT,OSM,SPP1,TGF-β,TNF,TNF-α,TNFSF10(TRAIL),TNFSF11(RANKL),TNFSF13,TNFSF13B,TNFSF4(OX40L),VEGFA；和其他炎症介质，如缓激肽、降钙素基因相关肽(CGRP)、组胺、乳酸、神经生长因子(NGF)、前列腺素、P物质和血管活性肠肽；及它们混合物。其他炎症介质是本领域技术人员已知的。
此处所用关于可注射生物材料的术语“初始凝固时间”是指(1)固体组分和液体组分的混合；(2)尖端直径为1/24英寸(1.06毫米)的1磅(454克)Gilmore针头不在不到1分钟的时间内无法穿透均匀厚度为3/16英寸(5毫米)的可注射生物材料样品。参见ASTM C414-03在
7.2,8.2(2012年重新核准)，其全部内容通过引用结合到本文中。本文所用的关于可注射生物材料的术语“凝固”或“可凝固”是指可注射材料从上述点(1)到点(2)的状态转变。
本文所用的关于可注射生物材料的术语“可注射的”，指的是一种材料，它可以用不超过可接受的手压作用于柱塞杆上，从注射器中挤出。可接受的手压是本领域技术人员已知的。在一些实施方案中，可注射生物材料必须能够从注射器中挤出，而不依靠机械优势，例如螺旋驱动的注射器。在一些实施方案中，注射器是3ml注射器。在一些实施方案中，注射器是5ml注射器。在一些实施方案中，注射器是10ml注射器。在一些实施方案中，注射器是14ml注射器。在一些实施方案中，可注射生物材料能够从不超过15磅的注射器中挤出。以6毫升/分钟的挤压力挤出。在一些实施方案中，可注射生物材料能够使用不超过10磅从注射器中挤出。以6毫升/分钟的挤压力挤出。在一些实施方案中，可注射生物材料能够使用不超过
7.5磅的注射器挤出。以6毫升/分钟的挤压力挤出。在一些实施方案中，可注射生物材料能够使用不超过5磅的注射器挤出。以6毫升/分钟的挤压力挤出。在一些实施方案中，注射器与11号套管连接。在一些实施方案中，注射器与14号套管连接。在一些实施方案中，注射器与15号套管连接。在一些实施方案中，注射器与18号套管连接。在一些实施方案中，注射器与21号套管连接。在一些实施方案中，注射器连接到套管上，并且可注射的生物材料必须沿着套管的整个长度留下，而不被卡住或脱水，才能被认为是可注射的。在一些实施方案中，套管长约11cm。在一些实施方案中，套管长约15cm。
本文所用的关于可注射生物材料的术语“可混合的”是指当将固体组分和液体组分分别置于5ml注射器中时，能实现固体组分和液体组分完全混合的能力，其中将注射器连接并使用手压注射器，挤出内容物1分钟，没有可见的卡住或脱水。
本文所用的术语“大孔”是指具有肉眼可见的孔的材料。
本文所用的术语“中值孔径”是与累积侵入体积相比，孔隙直径相当于总侵入体积的
50％。直径图。参见Webb,P.An introduction to the physical characterization of materials by mercury intrusion porosimetry with emphasis on reduction and presentation of experimental data,Micromeritics Instrument Corp.(2001)，其全部内容通过引用结合到本文中。
本文所用的关于可注射生物材料的术语“骨传导性”是指成骨材料作为支持新骨生长的基质、支架或骨架的能力，所述新骨生长由原生骨延续。
本文所用的关于可注射生物材料的术语“成骨”是指材料促进新骨组织生长的能力。示例性成骨材料包括但不限于骨髓抽吸物、骨髓抽吸浓缩物、富血小板血浆、贫血小板血浆、体细胞自体移植物、干细胞自体移植物、干细胞同种异体移植物及其混合物。其他示例性成骨材料是本领域技术人员已知的。
本文所用的与可注射生物材料有关的术语“骨诱导性”是指成骨材料从宿主体内募集有潜力形成新骨和修复骨组织的细胞。根据本公开的骨诱导性可注射生物材料能刺激骨祖细胞分化成成骨细胞，然后成骨细胞开始新骨形成。示例性骨诱导材料包括但不限于BMP2、BMP7、BMP9、PDGF和P15。参见，例如，Neiva,R.F.et al.J.Periodontol.2008,79(2),291-
99，其全部内容通过引用结合到本文中。其他骨诱导材料是本领域的技术人员已知的。
本文所用的术语“蛋白水解酶”是指能够分解各种蛋白质的酶。蛋白水解酶包括但不限于基质金属蛋白酶(MMPs)，金属蛋白酶组织抑制剂(TIMPs)，具有血小板反应蛋白基序的解聚素和金属蛋白酶(ADAM-TS)及其混合物。其他蛋白水解酶是本领域的技术人员已知的。
这里所说的“病人”是指人类和非人类，如灵长类动物、宠物和农场动物。
本文所用的与可注射生物材料术语相关的术语“可吸收”指的是材料随着时间的推移被分解并同化回体内的能力。
本文所用的关于可注射生物材料的术语“自固化”是指材料由于固体组分和液体组分的混合而形成磷灰石晶体结构的能力。相反，某些现有技术的材料提供了磷灰石晶体结构，例如通过将预先形成的羟基磷灰石与水泥形成材料混合。而且，某些这样的骨水泥形成材料(例如，可膨胀聚合物)缺乏尺寸稳定性并且是可渗透的，因此不适于防止炎性和/或非炎性介质从邻近关节间隙进入。
本文所用的关于可注射生物材料的术语“夺取”是指可注射生物材料快速转化为不可注射的材料。
本文所用的关于可注射生物材料的术语“稳定的”是指可注射生物材料或其前体保持足够的物理和/或化学性质的能力，使其在一段时间后仍能按照本文所述的规定发挥其预期功能。例如，稳定性包括但不限于可注射生物材料混合、凝固和/或固化的能力。
术语“软骨下骨板”和“皮质骨板”在此可互换使用，指的是紧靠钙化软骨下方的薄皮层薄片。
此处使用的术语“总多孔面积”是指由所有孔隙壁面积的总和来自于每一个增量侵入步骤的体积。假设圆柱形孔，每个步骤i的壁面积是Ai＝4Vi/Di，其中Vi＝孔体积，Di＝孔径。参见，Webb,P.An introduction to the  physical  characterization of 
materialsby mercury intrusion porosimetry with emphasis on reduction and presentation of experimental data,Micromeritics Instrument Corp.(2001)，其全部内容通过引用结合到本文中。
本文所用术语“治疗”，通常指的是试图获得所需的药理学，生物学和/或生理学效果。
其效果可以是完全或部分地预防或延迟症状的发生，或者是部分或完全的稳定、改善或补救补症状的治疗。
本文所用的术语“真密度”是指质量除以固体体积或真正的骨骼体积。真密度通常是在物质被缩小，小到其尺寸不能容纳内部空隙后确定的。参见，Webb,P.An introduction to the physical characterization of materialsby mercury intrusion porosimetry with  emphasis on  reduction and presentation of experimental data,
Micromeritics Instrument Corp.(2001)，其全部内容通过引用结合到本文中。可以例如通过氦比重计(例如通过使用AccuPyc II 1340比重瓶)测量真密度。
本文所使用的关于可注射生物材料的术语“工作时间”是指(1)固体组分和液体组分的混合与(2)可注射生物材料不再可行的点之间的最大时间量。如果在将固体成分和液体成分混合1分钟并注入退化骨区域(或替代物，如锯骨模型)后，注射生物材料在设定前流动以填充给药区域的孔隙率，则该注射生物材料是可行的。如果在将固体成分和液体成分混合1分钟并注入退化骨区域(或替代物如锯骨模型)后，注射生物材料在填充给药区域的孔隙率之前设置好，则注射生物材料不再可行。对工作时间的测试是本领域的技术人员已知的。例如，参见，ASTM C414-03在7.2,8.2(2012年重新核准),其全部内容通过引用结合到本文中。
骨结构
骨病常影响整个邻近关节。图1显示出了受骨病影响的关节的示意图。股骨101包括软骨102和股骨关节面103，而髌骨106显示在关节间隙110上方。图1的下部显示出了腓骨109和胫骨108，后者包括退化骨105的区域，套管104插入其中。胫骨关节面107的一部分由标注的111包围，其在图2A-E的示意图中更详细地示出，更详细地讨论如下。
软骨下骨在OA等骨疾病的发生和发展中起着至关重要的作用。本文所用术语“软骨下骨”是指位于钙化软骨远端的骨组件。软骨下骨包括软骨下骨板(又名皮质骨板)和软骨下骨小梁(又名松质骨)。软骨下骨板和松质骨没有被锐边分开，但仍然是不同的解剖实体。
如图2A-E所示，软骨下骨板是薄的皮质层，位于钙化软骨205的正下方。该骨板不是不可穿透的结构，而是具有明显的孔隙率。它被直接连接关节钙化软骨和软骨下小梁骨的通道所侵入。大量的动脉和静脉血管和/或神经(统称为202)穿透通道并将分支送入钙化软骨
205。通道的分布和强度不仅取决于组织的年龄，还取决于关节内和关节间通过钙化软骨和软骨下骨传递的压缩力的大小。这些通道优先集中在关节的严重受压区域。通道形状和直径也随皮质板厚度的不同而不同。在板较厚的区域通道较窄，并且形成树状网状结构，而在软骨下骨板较薄的区域，通道往往较宽，类似于壶腹部。
来自软骨下骨板的是支撑小梁，它是构成和支撑骨小梁的结构，也包括更深的骨结构。
软骨下骨小梁在正常关节中发挥重要的减震和支持作用，对钙化软骨的营养供给和代谢也很重要。相对于软骨下骨板207，软骨下骨小梁(未显示，但位于软骨下骨板207的关节间隙远端)更具有多孔性和代谢活性，包含血管、感觉神经和骨髓。软骨下骨小梁结构不均匀，随关节面203/208的距离而变化。它具有显着的结构和机械各向异性；也就是说，骨小梁表现出优先的空间取向和平行性。
软骨下骨是一种动态结构，独特地适应施加在关节上的机械力。除了骨密度模式和机械性能外，软骨下骨还能动态调整骨小梁取向和尺度参数，与主应力精确相关。机械应力也通过骨建模和重塑改变软骨下骨的轮廓和形状。软骨下骨和钙化软骨是动态应力承载结构，在关节承重中起互补作用。软骨下骨支撑覆盖关节软骨210，并在关节表面分布机械载荷，应力和应变逐渐过渡。软骨下软骨较硬且柔韧性较差，往往会增加上覆软骨的负荷，导致继发性软骨损伤和退化。在关节软骨损伤或功能丧失后，传递到下面骨的负荷会显著增加。
关节软骨覆盖软骨下骨，并提供维持关节环境稳态的重要功能。它包括表浅的非钙化软骨210和更深的钙化软骨205。钙化软骨205可渗透小分子，并且在非钙化软骨210和软骨下骨之间的生化相互作用中起重要作用。它通过称为“潮标”(204)的边界与非钙化软骨210分离，该边界在组织切片中表现为嗜碱性线的动态结构。潮标204代表钙化软骨205的矿化前沿，并提供两个不同软骨区域之间的逐渐过渡。连续的胶原纤维穿过潮标，表明非钙化软骨210和钙化软骨205之间有很强的联系。钙化软骨205和软骨下骨之间也有一个明显边界线，称为“水泥线”(206)。然而，与潮标204不同的是，没有连续的胶原纤维穿过水泥线。
鉴于关节软骨210和软骨下骨之间的密切接触，它们形成了一个紧密复合的功能单元，称为“骨软骨连接”(200)。骨软骨连接200特别复杂，由一层非钙化软骨210，潮标204，钙化软骨205，骨水泥线206和软骨下骨组成。
在一些实施方案中，骨的受影响区域设在离受影响的骨骼区域的关节面约50mm或更近的位置。在一些实施方案中，骨的受影响区域设在离受影响的骨骼区域的关节面约40mm或更近的位置。在一些实施方案中，骨的受影响区域设在离受影响的骨骼区域的关节面约
30mm或更近的位置。在一些实施方案中，骨的受影响区域设在离受影响的骨骼区域的关节面约20mm或更近的位置。在一些实施方案中，骨的受影响区域设在离受影响的骨骼区域的关节面约15mm或更近的位置。在一些实施方案中，骨的受影响区域设在离受影响的骨骼区域的关节面约10mm或更近的位置。在一些实施方案中，骨的受影响区域设在离受影响的骨骼区域的关节面约9mm或更近的位置。在一些实施方案中，骨的受影响区域设在离受影响的骨骼区域的关节面约8mm或更近的位置。在一些实施方案中，骨的受影响区域设在离受影响的骨骼区域的关节面约7mm或更近的位置。在一些实施方案中，骨的受影响区域设在离受影响的骨骼区域的关节面约6mm或更近的位置。在一些实施方案中，骨的受影响区域设在离受影响的骨骼区域的关节面约5mm或更近的位置。在一些实施方案中，骨的受影响区域设在离受影响的骨骼区域的关节面约4mm或更近的位置。在一些实施方案中，骨的受影响区域设在离受影响的骨骼区域的关节面约3mm或更近的位置。在一些实施方案中，骨的受影响区域设在离受影响的骨骼区域的关节面约2mm或更近的位置。在一些实施方案中，骨的受影响区域设在离受影响的骨骼区域的关节面约1mm或更近的位置。
骨病的病因
关节软骨既无神经又无血管。因此，软骨不能直接产生疼痛，僵硬(例如，移动关节时疼痛的症状，运动范围丧失的症状，或运动范围缩小的体征)，或骨病患者通常描述的任何症状。相反，软骨下骨，骨膜，关节周围韧带，关节周围肌肉痉挛，滑膜和关节囊都有丰富的神经支配，是骨病的痛感来源。此外，就疼痛，功能和病理而言，软骨下骨，关节软骨210和关节间隙211之间的交叉串扰(即，生物化学交流)对于与骨退化相关的骨病的发生和发展是至关重要的。任何组织的改变都会调节骨软骨连接200的其他部分的性质和功能。该地区存在强烈的压力转移和交叉串扰，这对关节的维持和退化起着重要作用。
钙化软骨205和软骨下骨板207的通透性允许交叉连通，并在软骨下骨和关节间隙211之间提供连接通道。体内研究表明，在软骨下骨重塑过程中，成骨细胞释放的前列腺素、白三烯和各种生长因子可达到覆盖关节软骨210。相反，关节软骨210释放的炎症和破骨细胞刺激因子也通过增加骨病中的骨重塑导致软骨下骨恶化。
在与骨退化相关的骨疾病期间，由软骨和软骨下骨组成关节的功能单位可以进行不受控制的分解代谢和合成代谢重塑过程，以适应局部生化和生物信号。软骨和软骨下骨的变化不仅仅是骨病的次要表现，而且是疾病的活跃成分，导致其严重程度。骨病期间，关节血管化和微裂纹的增加表明，促进分子通过滑膜和骨髓液从关节间隙移动到软骨下骨，反之亦然。两种组织产生的几种生物因子和信号分子可能从一个区域传递到另一个区域，影响邻近组织的稳态。分泌的细胞因子，生长因子和信号分子形成软骨-骨生化单位，通过WNT(无翅型)，BMP(骨形态发生蛋白)，TGF-β(转化生长因子β)和MAPK(丝裂原活化蛋白激酶)信号通路等途径发挥调节作用，改变骨病过程中关节的病理生理。软骨和软骨下骨的紧密接近为通过分子相互作用诱导彼此的物理和功能改变提供了充足的机会。
由于关节间隙211和软骨下骨之间的生物化学串扰，引起退行性生化反应，随着生物力学变化开始在骨病患者中表现出来，这种反应就会加速。软骨下皮质板207和松质骨在骨病进展过程中表现出明显的行为差异，因此必须将其视为单独的单元来理解关节变形。在骨病进展过程中，软骨下骨转换比正常骨转换可增加20倍。与正常软骨下骨相比骨病患者的软骨下骨分泌高水平的碱性磷酸酶(ALP)，骨钙素，骨桥蛋白，IL-6，IL-8和进行性强直蛋白同系物(ANKH)，尿激酶纤溶酶原激活物(uPA)，前列腺素和生长因子，如IGF-1，IGF-2和TGF-β以及1型胶原。这些分泌的生化因子有助于骨形成，表明软骨下骨成骨细胞的骨合成代谢活性增强，例如骨赘的形成和骨病中观察到的硬化。然而，软骨下骨的骨形成活性不一定伴随着等效的矿化。未矿化的未成熟的新骨形成时可能导致软骨下骨(无论是在皮质板水平还是在骨小梁水平)产生丰富的类骨质，从而对组织性质产生相反影响。
存在于滑液中的炎症介质也有助于软骨细胞的分解代谢，从而使软骨细胞外基质重
塑。从软骨细胞分泌并存在于滑膜液中的趋化因子，细胞因子和蛋白酶改变了软骨的生化(例如分解代谢)和功能能力。在骨病期间，软骨细胞分泌TNF-α，IL-1，IL1β转化酶(caspase-1)和1型IL-1受体。软骨细胞合成IL-1的浓度能够诱导蛋白水解酶的激活，如基质金属蛋白酶(MMPs)，聚集蛋白聚糖酶，具有血小板反应蛋白基序(ADAM-TS)的解聚素和金属蛋白酶以及受影响软骨中基质耗竭区域中的其他分解代谢基因。此外，在这些条件下，刺激软骨细胞表达与软骨细胞肥大和终末分化相关的分子，如VEGF，runt相关转录因子2(RUNX2)和MMP-13。血管生成因子(如VEGF)的分泌增加关节软骨深层内的血管分布，同时产生微裂纹，促进炎性和/或非炎性介质的分子运输，通过关节空间扩散到关节软骨和软骨下骨中。细小的，无髓鞘的神经(C-纤维和交感神经)也伴随着这些血管和正常的神经组织，这是骨疾病疼痛的来源。此外，IL-6与其他细胞因子如IL1β结合，可将成骨细胞从正常表型转变为硬化表型。所有这些因素都强化和刺激了骨重塑过程，改变了软骨下骨的生理机能。
这些炎性和/或非炎性介质也影响滑膜组织和软骨下骨中的痛觉感受器。伤害感受器包括广泛的配体受体，它们能改变这些神经元的特性，因此需要较低的阈值来激发动作电位，甚至在受体接合时自发地激发。这些配体包括但不限于细胞因子、趋化因子、神经肽和前列腺素，它们在一些实施方案中都构成受累关节中生化环境的一部分。由于这种外周致敏，正常范围内的关节运动变得疼痛(称为机械性异常性疼痛的现象)。
此外，诸如缓激肽，组胺，前列腺素，乳酸，P物质，血管活性肠肽，神经生长因子(NGF)和降钙素基因相关肽(CGRP)等炎症介质，从例如滑膜成纤维细胞释放到关节中并迁移到软骨下骨和滑膜，激活位于这些区域的痛觉感受器。这些介质降低了痛觉感受器的发射阈值，使它们更有可能对非伤害性和伤害性疼痛刺激作出反应。随着疾病的进展，越来越多的这些介质在关节中积聚，迁移到软骨下间隙和滑膜中，从而引发疼痛产生的自我延续循环。
随着损伤的进展，软骨下骨的退行性变在影像学上可见。X光片上关节损伤的严重程度可能与所经历的疼痛严重程度无关。然而，利用核磁共振(“MRI”)等成像方式可见，诸如骨退化、关节下骨损耗、滑膜骨质变性，关节下骨质减少，滑膜炎和积液等显着的结构关联与膝关节疼痛有关。
不受理论的局限，发明人认为本文公开的方法和组合物，任选地从软骨下骨吸入炎性和/或非炎性介质后，用可注射的生物材料填充受影响区域的相互连接的孔隙，来破坏关节间隙和骨的受影响区域之间的生物通信来解决这些问题。图2A显示出了可以根据本公开处理的患病关节的示例性实施方案的示意图。图2A-E是图1所示的退化骨105区域的标注。骨软骨交界处200包括退化骨209的区域，被血管/和/或神经202包围。一种由炎症和/或非炎症介质201组成的生物液体从关节间隙211穿过关节表面203/208，穿过关节软骨210、潮标
204、钙化软骨205，并在骨退化区209处聚集。在图1所示的示例性实施方案中，如图2B所示，将套管211插入退化骨209的区域，并通过套管211抽吸生物流体201并将其移除。如图2C所示，根据本公开制备的可注射生物材料212填充受影响区域中的退化骨209的区域。如图2D所示，可注射生物材料固化形成低孔隙率、高维稳定性材料213，从而停止与关节间隙之间的生化通信并保护受影响区域和周围细胞。此外，可注射的生物材料在一段时间内保持原位，防止这些炎性和/或非炎性介质的再渗透。因此，通过阻断连接骨和关节间隙受累区域的孔隙，暂时阻断生化交流，使骨的受累区域恢复。通过屏蔽受影响的骨骼区域，可以防止关节的关节炎退化。后者是由于阻止了骨和邻近半月板及软骨组织的进一步生化变性，并减轻了关节的相应疼痛。此外，根据本文公开的某些可注射生物材料可用于受影响区域的生物力学修复，例如通过提供骨传导和/或骨诱导性表面以促进自然骨愈合，将损伤/修复平衡移向修复。图2E显示该示例性实施方案，其中破骨细胞214再吸收固化的可注射生物材料213，并且成骨细胞215开始构建新的健康骨216。重要的是，本文公开的组合物和方法实现了其预期效果，即停止与骨退化相关的骨病的潜在原因，而不进一步改变正在治疗的关节的生物力学稳定性或术后引起可能与气体体积膨胀相关的显著疼痛。因此，与现有的骨病治疗方法相比，它们提供了一些优势。
鉴别治疗用骨
在一些实施方案中，根据本文公开的组合物和方法，通过MRI鉴定进行治疗的受影响区域。在进一步的实施方案中，MRI是一种膝关节MRI。在进一步的实施方案中，MRI是一种踝关节MRI。在一些实施方案中，MRI是负重MRI。在一些实施方案中，MRI是开放式MRI。在一些实施方案中，MIR是直立开放MRI。在进一步的实施方案中，MRI是低场强MRI。在进一步的实施方案中，MRI是一种超高场MRI。在进一步的实施方案中，MRI是肢体MRI。在进一步的实施方案中，MRI是全身扫描MRI。在一些实施方案中，通过T2加权脂肪饱和MRI图像上的高信号，识别受影响区域。在一些实施方案中，MRIT1ρ值是早期软骨退化的指标，在覆盖骨髓病变的软骨中升高，软骨退化水平与骨髓病变中的T1p信号强度成正比。在进一步的实施方案中，使用锝-99骨扫描来识别受影响的区域。在一些实施方案中，使用荧光镜识别受影响的区域。
不受理论的局限，发明人认为，与关节炎相关的受影响的骨区域距离关节不到50mm，
10mm或1mm。因此，在一些实施方案中，使用本文公开的方法和组合物来治疗位于距关节约
0mm至约50mm之间骨的受影响区域。在进一步的实施方案中，骨的受影响区域位于距关节约
0mm至约10mm之间。在另一实施方案中，骨的受影响区域位于距关节约0mm至约1mm之间。在一些实施方案中，骨的受影响区域距关节约40mm或更近。在一些实施方案中，骨的受影响区域距关节约20mm或更近。在一些实施方案中，骨的受影响区域距关节约15mm或更近。在一些实施方案中，骨的受影响区域距关节约10mm或更近。在一些实施方案中，骨的受影响区域距关节约9mm或更近。在一些实施方案中，骨的受影响区域距关节约8mm或更近。在一些实施方案中，骨的受影响区域距关节约7mm或更近。在一些实施方案中，骨的受影响区域距关节约
6mm或更近。在一些实施方案中，骨的受影响区域距关节约5mm或更近。在一些实施方案中，骨的受影响区域距关节约4mm或更近。在一些实施方案中，骨的受影响区域距关节约3mm或更近。在一些实施方案中，骨的受影响区域距关节约2mm或更近。在一些实施方案中，骨的受影响区域距关节约1mm或更近。
在一些实施方案中，骨的受影响区域包括骨髓病变。在进一步的实施方案中，骨的受影响区域包括退化的松质骨间隙。
在一些实施方案中，通过研究先前捕获的受影响区域的图像来确定可注射生物材料的给药位置。在进一步的实施方案中，在手术期间使用附加指导确定可注射生物材料的给药位置。在一些实施方案中，附加指导包括实时荧光成像。在进一步的实施方案中，附加指导包括机器人装置。在其他实施方案中，附加指导包括支架，用于将关节保持在与先前捕获的关节图像一致的位置。在其他实施方案中，附加指导包括使用一个或多个标签。在一些实施方案中，一个或多个标签包括放射性标签。在一些实施方案中，放射性标签包括锝-99。在一些实施方案中，一个或多个标签包括放射性标签基准标记。
可注射的生物材料
本文公开的可注射生物材料是一种生理上相容的材料，其能填充骨的受影响区域中的孔隙，这是骨病的症状。可注射生物材料具有某些特性，即它是可注射的，可混合的，可流动的，具有内聚性，并粘附于骨骼，使生物材料能够填充存在于骨骼受影响区域的孔隙，而不容易被体液清除。
本文公开的可注射生物材料包括固体成分和含有碳水化合物的液体成分。本文公开的可注射生物材料可以通过固体组分和液体组分的混合来制备。本文公开的可注射生物材料在固体组分和液体组分混合后，凝固形成磷灰石晶体结构。固体组分提供固体材料或材料混合物，当与液体组分结合时反应以形成磷灰石晶体结构。液体组分为固体组分的组分混合和反应形成磷灰石晶体结构提供了介质。在一些实施方案中，固体组分包含磷酸钙。在一些实施方案中，液体组分包含水。在一些实施方案中，固体组分和/或液体组分包括附加组分。
本文公开的可注射生物材料的液体成分包括碳水化合物。虽然碳水化合物本身可以不是液体，但当作为液体组分的组分提供时，它溶解或悬浮在其中。在一些实施方案中，液体组分为凝胶或水凝胶形式。
在一些实施方案中，固体组分和液体组分以特定比例混合以获得所需的可注射生物材料。在一些实施方案中，固体组分与液体组分的质量比约为3比1。在一些实施方案中，固体组分与液体组分的质量比约为2比1。在一些实施方案中，固体组分与液体组分的质量比约为1.5至1。在一些实施方案中，固体组分与液体组分的质量比约为1比1。在一些实施方案中，这些固体成分与液体成分的比例提供了可注射的生物材料。虽然公开了包含固体组分和包含碳水化合物的液体组分的现有技术材料，但是这些材料利用了比根据本公开可以实现的更高的粉液比。参见，例如，Ahmadzadeh-Asl,S.et al.Adv.Applied Ceramics 2011,
110(6),340-45，其全部内容通过引用结合到本文中。因此，这些材料是不可混合的，并且需要很高的挤压力来分配整个材料，从而导致不能以微创方式轻易地使用目前已有的可注射生物材料。相反，本文公开的可注射生物材料易于混合，使得可以在单独的注射器中分别提供固体组分和液体组分，所述注射器彼此耦合，所述内容物混合，然后直接施用至退化骨区域。这一特性不仅为生物材料的注射提供了额外的便利性，易于混合和使用，而且减少了污染的机会。相比之下，现有技术材料使用更高的粉末与液体比例，缺乏可混合性，因此它们必须在容器中人工混合，然后通过刮刀等工具转移到注射器中，从而增加了污染并损害了无菌性。参见，例如，Ahmadzadeh-Asl,S.et al.Adv.Applied Ceramics 2011,110(6),340-
45,at 341，其全部内容通过引用结合到本文中。发明人惊奇地发现，与传统观点相反，根据本文公开的可注射生物材料降低了粉末液比，仍然能够在商业上可行的时间内凝固，保持粘性，与骨粘合，并提供发明人所希望的降低了的强度以防止生物力学稳定。而且，利用碳水化合物的现有技术材料开始于能够凝固的材料，并且添加了碳水化合物以改善流动性和可注射性。与此相反，发明者惊奇地发现，在不能凝固或保持粘性的可注射生物材料中加入一种碳水化合物，令人惊讶的是，由于该碳水化合物的加入，它能够凝固并保持粘性。
根据本公开的，示例性可注射生物材料可包含磷酸钙粘固剂，可固化聚合物如赖氨酸二异氰酸酯，蛋白质如胶原，明胶及其衍生物，和碳水化合物，如透明质酸，藻酸盐，壳聚糖，纤维素，葡聚糖及其衍生物。在进一步的实施方案中，可注射生物材料包括骨，如自体移植物、同种异体移植物和人工或合成骨替代物。在某些实施方案中，可注射生物材料包含一种或多种富血小板血浆(“PRP”)、贫血小板血浆(“PPP”)、骨髓抽吸物(“BMA”)、骨髓抽吸物浓缩物(“BMAC”)或细胞裂解物。在进一步实施方案中，可注射生物材料包括至少一种聚合物材料。
在一些实施方案中，本文公开的可注射生物材料是自固化的。在一些实施方案中，本文公开的自固化可注射生物材料凝固并固化，形成具有主要相羟基磷灰石的完全固化可注射生物材料。在进一步实施方案中，主相至少95％为羟基磷灰石。参见，ASTM F1185-03(reapproved 2014),at 4.2；ISO 13175-3(2012),at 4.2.2，以上所有内容均通过引用结合到本文中。
在一些实施方案中，本公开的可注射生物材料是可流动的。相比之下，现有技术的材料缺乏足够的流动性，无法注入退化骨区域，使其流入并大量填充该区域。虽然一些现有技术的材料能够注入，但是当背压停止时它们就停止流动。因此，这些材料容易停留在直接施用位置，而不是流动来填补退化骨区域中增加的孔隙。此外，这些材料容易在给药之前完全凝固，和/或残留在仪器内。因此，这些材料不能提供必要的屏障来防止炎性和/或非炎性介质从相邻的关节间隙流入。
在一些实施方案中，固体成分可以包含多种成分。在一些实施方案中，这些组分反应形成磷灰石晶体结构。在一些实施方案中，所述组分是固体粉末。在一些实施方案中，所述成分的粉末颗粒大小可根据所需的凝固时间和固化时间进行调整。例如，可以减少组分的粒度使其与其他组分的更快反应，从而缩短初始凝固时间。相反，可以增加组分的粒度使其与其他组分较慢反应，从而延长初始凝固时间。参见，Bohner,M.et al.J.Mater.Chem.2008,
18,5669-75,以上所有内容均通过引用结合到本文中。在一些实施方案中，固体组分基本上不含碳酸氢盐。
根据本发明的某些方面，可注射材料可注入骨中以填充患病区域。在一些实施方案中，生物材料的注射量从约1至约6mL。在一些实施方案中，生物材料的注射量约为6mL。在一些实施方案中，生物材料的注射量约为5mL。在一些实施方案中，生物材料的注射量约为4mL。
在一些实施方案中，生物材料的注射量约为3mL。在一些实施方案中，生物材料的注射量约为2mL。在一些实施方案中，生物材料的注射量约为1mL。不受理论的局限，发明人认为本文公开的可注射生物材料保护骨骼的受影响区域不受炎症和/或非炎症介质的影响，从而阻止、防止和/或逆转关节的退化。这是由于防止了骨和邻近半月板及软骨组织的进一步生化变性，并减轻了关节的相应疼痛。此外，本文公开的可注射生物材料为受影响区域提供生物力学修复，例如通过提供骨传导和/或骨诱导表面以促进天然骨愈合过程，将损伤/修复平衡转向修复。重要的是，本文公开的可注射生物材料实现了其所关注的效果，即停止骨病的潜在原因，而不进一步改变所治疗的关节的生物力学稳定性或可能与气体的体积膨胀有关的术后疼痛。
在一些实施方案中，可注射生物材料具有合适的粘度，从而可以通过10-21号套管从注射器将其注入患处。在一些实施方案中，注射生物材料的压力不超过平均的手和手指强度。
平均手和手指强度的典型范围在本领域中是已知的，例如DiDomenico,A.；Nussbaum,M.A.Ergonomics 2003,46(15),1531-1548,以上所有内容均通过引用结合到本文中。在一些实施方案中，可注射生物材料能够从不超过15磅的注射器中挤出。以6毫升/分钟的挤压力挤出。在一些实施方案中，可注射生物材料能够从不超过10磅的注射器中挤出。以6毫升/分钟的挤压力挤出。在一些实施方案中，可注射生物材料能够从不超过5磅的注射器中挤出。以6毫升/分钟的挤压力挤出。
在一些实施方案中，有足够的流动性，使得可注射的生物材料在最初凝固和/或固化之前流入受影响区域的骨中的孔隙中。在一些实施方案，对注射器施加压力使得注射用的生物材料流入骨中的孔隙。
在一些实施方式中，本文公开的可注射生物材料是有粘性的。可注射生物材料的内聚性表现在，材料在制备和将材料注入受影响区域所需的时间内抵抗相分离(例如脱水)的能力，同时保持足够的流动性，使得材料仍然可以被注射并流过退化骨的孔隙。
在一些实施方案中，液体组分具有可以改变的pH，以达到期望的工作、初始凝固和固化时间。参见，例如，Bohner,M.et al.J.Mater.Chem.2008,18,5669-75，其全部内容通过引用结合到本文中。例如，如果需要减少的工作时间，较短的初始凝固时间和固化时间，则可降低液体组分的pH值。在一些实施方案中，液体组分的pH值在约3～8之间。在一些实施方案中，液体组分的pH值在约3～7之间。在一些实施方案中，液体组分的pH值在约3～6之间。在一些实施方案中，液体组分的pH值在约4～6之间。在一些实施方案中，液体组分的pH值在约
5～6之间。在一些实施方案中，液体组分的pH值约为6。在一些实施方案中，使用pH调节剂来调节液体组分的pH。在一些实施方案中，pH调节剂选自有机酸和无机酸。在一些实施方案中，pH调节剂选自柠檬酸、甲酸、乙酸及其混合物。在一些实施方案中，pH调节剂s选自由盐酸、磷酸、硝酸及其混合。在一些实施方案中，pH调节剂是柠檬酸。
在一些实施方案中，液体组分包含一种盐，其浓度也可以被改变以改变所需的工作、初始凝固和固化时间。例如，如果需要减少的工作时间、初始凝固时间和固化时间，可以提高凝固溶液的盐浓度。在一些实施方案中，液体溶液包含浓度约为0.01至10M的盐。在其他实施方案中，盐的浓度约为0.1至约1M。在其他实施方案中，盐的浓度约为0.2至约0.4M。在其他实施方案中，盐的浓度约为0.3M。在一些实施方案中，盐是磷酸氢钠、硅酸钠、氯化钠、氢氧化钙或其混合物。在一些实施方案中，盐是磷酸二氢钠。
在一些实施方案中，液体组分包含水作为溶剂。
在一些实施方案中，可注射的生物材料固化形成具有钙与磷的摩尔比(“Ca/P”)为约1～2的材料。在进一步实施方案中，该材料具有约1.3～1.8的摩尔Ca/P比。在进一步实施方案中，该材料具有约1.4～1.7的摩尔Ca/P比。在进一步实施方案中，该材料具有约1.5～1.7的摩尔Ca/P比。在进一步实施方案中，该材料具有约1.5～1.667的摩尔Ca/P比。Ca/P比值可根据本领域已知的方法确定。在一些实施方案中，从理论上计算Ca/P比。在一些实施方案中，使用电感耦合等离子体质谱(“ICP-MS”)计算Ca/P比。在一些实施方案中，使用离子色谱法计算Ca/P比。
在一些实施方案中，本文公开的可注射生物材料粘附于骨。在一些实施方案中，可注射生物材料表现出足够的骨粘附性，使其在给药部位驻留足够的时间以防止炎性和/或非炎性介质的再次渗透，并使受损的骨愈合。在一些实施方案中，可注射生物材料在给药部位基本保持驻留约30天。在一些实施方案中，可注射生物材料在给药部位基本保持驻留约2个月。在一些实施方案中，可注射生物材料在给药部位基本保持驻留约3个月。在一些实施方案中，可注射生物材料在给药部位基本保持驻留约6个月。在一些实施方案中，可注射生物材料在给药部位基本保持驻留长达一年左右。在一些实施方案中，可注射生物材料在给药部位基本保持驻留约18个月。在一些实施方案中，可注射生物材料在给药部位基本保持驻留长达2年左右。在一些实施方案中，可注射生物材料在给药部位基本保持驻留约30个月。
在一些实施方案中，可注射生物材料在给药部位基本保持驻留长达3年左右。在一些实施方案中，可注射生物材料驻留在给药位置，直到可注射生物材料完全被再吸收。再吸收是破骨细胞分解可注射生物材料并用健康骨替代它的过程。参见，例如，Sheikh,Z.et 
al.Materials,2015,8,7913-25.。在一些实施方案中，可注射生物材料粘附在骨骼上，可以防止炎性和/或非炎性介质渗入受影响的区域，以此愈合和/或修复退化的骨骼。在一些实施方案中，退化性骨愈合和/或修复可防止进一步的软骨损伤。
在一些实施方案中，可注射生物材料随着时间的推移是可吸收的。在一些实施方案中，可注射生物材料在30天左右被完全吸收。在一些实施方案中，可注射生物材料在约2个月内完全吸收。在一些实施方案中，可注射生物材料在约3个月内完全吸收。在一些实施方案中，可注射生物材料在约6个月内完全吸收。在一些实施方案中，可注射生物材料在一年左右被完全吸收。在一些实施方案中，可注射生物材料在约18个月内完全吸收。在一些实施方案中，可注射生物材料在约2年内被完全吸收。在一些实施方案中，可注射生物材料在约30个月内完全吸收。在一些实施方案中，可注射生物材料在3年左右被完全吸收。
在一些实施方案中，本发明公开的可注射生物材料在凝固或固化时是大孔隙的。大孔隙允许来自宿主的内源性细胞浸润。不受理论的局限，发明者认为大孔隙允许内源性细胞刺激受影响区域的骨重建。
在一些实施方式中，可注射生物材料在凝固和固化之前具有足够的内聚力，使其保持在给药位置，但缺乏受影响区域所需的后固化抗压强度，这需要实质上改变或支撑关节的现有生物力学或生物力学稳定。
因此，改变骨内应力分布的注射也将改变骨的结构。此外，根据Wolff定律，单独为退化骨区域提供生物力学支撑不能解决骨病和/或其症状的根本原因，并且可能导致关节其他区域的生物力学不稳定性增加。因此，本公开的方法和组合物不能通过提供生物力学支持直接防止骨的进一步退化，而是为受影响的骨骼区域提供一个生化环境，保护骨骼免受炎性和/或非炎性因子的影响，从而使允许骨骼在没有Wolff定律干预的情况下自然愈合并恢复其原始状态。
在一些实施方案中，本文公开的可注射生物材料包括骨诱导成分。根据本文公开，骨诱导性可注射生物材料能够使前体细胞(例如骨祖细胞或间充质干细胞)分化成成骨细胞，然后在受影响区域开始新的骨形成，从而促进健康骨的重建。适用于本文公开的可注射生物材料的示例性骨诱导成分包括但不限于骨形态发生蛋白(“BMP”，例如rhBMP-2)、转化生长因子(例如转化生长因子β或“TGF-β”)、成骨细胞、聚合物如透明质酸、聚甲基丙烯酸羟乙酯(“聚-HEMA”)；金属如钛；多种形式的磷酸钙包括羟基磷灰石、磷酸三钙、天然陶瓷如羟基磷灰石和羟基磷灰石/碳酸钙，包括来源于珊瑚外骨骼的；磷酸三钙、磷酸二钙、无水磷酸二钙、羟基磷灰石、双相磷酸钙、磷酸八钙等合成非烧结磷酸钙陶瓷；焦磷酸、羟基磷灰石、双相磷酸钙、磷酸三钙、碳酸磷灰石等合成烧结磷酸钙；其他陶瓷如氧化铝、 和
等；复合材料，如羟基磷灰石/聚(D，L-丙交酯)，以及其他各种已知的，可通过本
领域技术诱导骨形成的有机物质。在一些实施方案中，该生物材料是用稀释的I型胶原悬浮液制备的。在一些实施方案中，骨诱导成分是BMP。在一些实施方案中，骨诱导成分是TGF-β。
在一些实施方案中，骨诱导成分选自PRP、PPP、BMA条件培养基、BMAC、BMA裂解液、细胞裂解液及其混合物。
在一些实施方案中，本文公开的可注射生物材料包括骨传导成分。根据本公开的骨传导性可注射生物材料提供用于新骨生长的支架或框架，这些新骨由天然骨延续，从而促进健康骨的重建。天然骨的成骨细胞在形成新骨时，由骨传导性可注射生物材料支撑。适用于本文公开的可注射生物材料的示例性骨传导性组分包括但不限于脱矿骨基质(“DBM”)，胶原蛋白，自体移植物，同种异体移植物，合成支架及其混合物。
在一些实施方案中，通过骨髓，血浆，患者的颗粒骨或市售材料提供骨传导性和/或骨诱导性。在一些实施方案中，通过羟基磷灰石，磷酸三钙，CaSO4和/或本领域技术人员已知的其他材料提供骨传导性和/或骨诱导性。
在一些实施方案中，本文公开的可注射生物材料具有足够的工作时间，以允许本领域的技术人员在将可注射生物材料转变为不再可注射的材料之前，将固体组分和液体组分混合后，将可注射生物材料施用至患者的受影响区域。
在一些实施方案中，本文公开的可注射生物材料的性质是在注射后获得的。例如，在一些实施方案中，可注射生物材料在注射前对骨的粘附性较小，但在注射到受影响的区域后对骨的粘附性更强。在一些实施方案中，可注射生物材料在初始凝固后对骨的粘附性更强。
在一些实施方案中，可注射生物材料在固化后对骨的粘附性更强。
在一些实施方案中，可注射生物材料的凝固或固化没有明显的放热。在一些实施方案中，可注射生物材料的凝固或固化是等温的。在原位注射生物材料凝固和/或固化过程中释放热量可导致周围组织损伤，因此等温凝固和/或固化的可注射生物材料可防止对这些组织的损伤。
在一些实施方案中，碳水化合物选自葡聚糖、藻酸盐、羧甲基纤维素和透明质酸。在一些实施方案中，碳水化合物是透明质酸。在一些实施方案中，在可注射生物材料中包含透明质酸改善了可注射生物材料的可混合性、流动性和内聚力，同时提供了一种凝固和固化形成磷灰石晶体结构的材料。在一些实施方案中，在可注射生物材料中包含透明质酸削弱了可注射生物材料以防止生物力学稳定。在一些实施方案中，本文公开的包括透明质酸的可注射生物材料表现出抗炎特性，可抑制破坏软骨下骨的炎症环境。
在一些实施方案中，可注射的生物材料与骨结合。在进一步的实施方案中，可注射的生物材料附着在骨上。在进一步的实施方案中，可注射生物材料粘附在骨上。在一些实施方案中，化学键通过原位生物过程形成。