JP2009506861A - 多層構造の癒着防止剤 - Google Patents
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Abstract
本発明は、多層構造の癒着防止剤に関し、特に、疎水性の生分解性、生体適合性高分子を電気紡糸法により形成したナノ繊維構造の基材層と、前記基材層の表面に親水性の生体由来高分子をコーティングして形成した高分子層とからなることを特徴とする、多層構造の癒着防止剤およびその製造方法に関するものである。
本発明による癒着防止剤は、従来のゲル、溶液、スポンジ、フィルム、不織布形態の癒着防止剤の問題点であった組織および臓器に対する付着性、柔軟性、物理的強度、操作容易性（折り曲げの容易性）、操作時の形態変形、生体適合性などを改善することにより、癒着防止性能を向上させ、使用者の使用便利性を確保できると同時に、ナノ繊維構造を有しており、血液および細胞の浸透や移動を遮断することで、癒着防止性能を向上させ、傷の治癒を促進することができる。さらに、折ったり巻いても破れたり壊れることなく、小さな手術器具による操作や移動が可能で様々な外科手術に容易に適用することができ、操作が便利で、体内の異物反応を最小化することができる。
本発明による癒着防止剤は、従来のゲル、溶液、スポンジ、フィルム、不織布形態の癒着防止剤の問題点であった組織および臓器に対する付着性、柔軟性、物理的強度、操作容易性（折り曲げの容易性）、操作時の形態変形、生体適合性などを改善することにより、癒着防止性能を向上させ、使用者の使用便利性を確保できると同時に、ナノ繊維構造を有しており、血液および細胞の浸透や移動を遮断することで、癒着防止性能を向上させ、傷の治癒を促進することができる。さらに、折ったり巻いても破れたり壊れることなく、小さな手術器具による操作や移動が可能で様々な外科手術に容易に適用することができ、操作が便利で、体内の異物反応を最小化することができる。
Description
本発明は、多層構造の癒着防止剤に関し、より詳細には、従来のゲル、溶液、スポンジ、フィルム、不織布形態の癒着防止剤の問題点であった組織および臓器に対する付着性、柔軟性、物理的強度、操作容易性（折り曲げの容易性）、操作時の形態変形、生体適合性などを改善することにより、癒着防止性能を向上させ、使用者の使用便利性を確保できると同時に、ナノ繊維構造を有しており、血液および細胞の浸透や移動を遮断することで、癒着防止性能を向上させ、傷の治癒を促進することができる。さらに、折ったり巻いても破れたり壊れることなく、小さな手術器具による操作や移動が可能で様々な外科手術に容易に適用することができ、操作が便利で、体内の異物反応を最小化することができる多層構造の癒着防止剤およびその製造方法に関するものである。
癒着は、炎症、けが、擦過、手術による創傷など、傷の治癒過程で血液が流出して凝固し、このため周囲の臓器または組織が結合するとき形成される。これに細胞が侵透して組織化すると癒着が一層強くなる。
手術後の癒着は、手術部位の傷が他の組織と癒着して、痛み、腸閉塞、不妊などを引き起こすと考えられる重大な医療問題であって、臓器または組織の機能障害を起こし、癒着の剥離のためにさらに手術を行う必要がある場合があり、生命を脅かす要因にもなる。特に、開腹手術では６０〜９５％の確率で癒着を生じるとされている。
近年、このような癒着を防止する方法として、癒着防止剤を製造し手術中に挿入する方法を利用しており、特に、溶液、ゲル、フィルムなど種々の形態の癒着防止剤（barrier）が使用されている。
癒着防止剤に用いられる材料は、体内で傷が治癒される間のみバリアとして機能し、その後は分解され、材料は無毒性で、分解および代謝による排出物質も人体に無害であることが要求される。
癒着防止用材料としては、ポリサッカライド(polysaccharide)類と、タンパク質類の生体由来天然高分子、非生体由来天然高分子、水溶性合成高分子、非水溶性合成高分子などがあり、具体的には、PEG、polysaccharides（oxidized regenerated cellulose（ORC）、sodiuｍ carboxymethylcellulose（CMC）、dextran sulfate、sodiuｍ hyaluronate（HA）、chondroitin sulfate（CS）など)、PLA、PGA、PLGA、collagen、fibrinなどが使用できる。これらの材料は、単独でまたは混合して使用することができる。
前記癒着防止剤の従来技術として、特許文献１は、コラーゲンと副材料を用いて手術時の心臓周囲筋肉の癒着を防ぐためのパッチ(patch)形態の癒着防止剤について記載している。また、特許文献２は、液相、ゲル、泡状の癒着防止剤について記載しており、カルボキシル(carboxyl)基を有するポリサッカライド(polysaccharides)、ポリエーテル(polyethers)、ポリ酸(polyacids)、ポリアルキレンオキシド(polyalkylene oxides)などの多糖類と合成高分子材料を使用している。また、特許文献３は、カルボキシメチルセルロース(CMC)とジェランガムを原料とする抗炎および傷治療性能を兼備する癒着防止剤について記載している。ところが、上記のようなゲル、液相、泡などの形態の癒着防止剤は、その性状のため損傷部位に正確に固定することができず、重力によって下方に偏るようになり、患部の回復および傷による癒着を減少させる効果が少ないという問題点があった。
また、特許文献４は、多糖類であるカルボキシメチルセルロース(CMC)とPEOを用いて、架橋によるメンブレーン、ゲル、繊維、不織布、スポンジ形態などの癒着防止剤について記載している。しかし、このカルボキシメチルセルロースは、生体来由物質でないため生体適合性が他の生体来由物質に比べて低く、合成高分子であるポリエチレングリコールなどは生体内で分解されず、分子量の小さな材料のみ使用可能であり、この場合、吸収されて代謝経路を通じて排出されると知られている。このように分子量の小さなものを使用するため吸収が速く、癒着を防止するバリアとしての機能を長く維持できないという欠点がある。これと類似する形態の特許文献５にも、多糖類と共にポリエーテル（polyether）を用いたメンブレーン形態の癒着防止剤について記載されている。
特許文献６は、Ｐ−ジオキサノン（p−dioxanone）とＬ−ラクチド（L−lactide）ブロックをポリエチレングリコール(PEG)と交互に共重合した水溶性高分子ゲルを、癒着防止剤をはじめとして薬物伝達体、組織接合体、歯槽骨再生膜などに適用できると記載しているが、これもゲル形態であるので上記と同様に、常に動いている腹腔内部の臓器および組織の損傷部位に正確に固定することが難しいという問題点があった。
一方、特許文献７は、ヒアルロン酸を架橋して使用する方法を記載している。前記ヒアルロン酸は、生体構成成分の１つであって生体適合性は良好であるが、生体内における半減期が１〜３日と分解されやすく、癒着防止機能に制約があるという欠点がある。前記ヒアルロン酸は水溶性高分子であり、架橋する場合、水と接触すると多量の水を含有し、機械的強度が弱くなるので取り扱いが容易ではない。さらに、分解期間を調節するために化学的に架橋する場合には、フィルムなどバルク状態の内部の架橋に用いられた架橋剤の残留物を別に除去しなければならないという問題点がある。
特許文献８では、アルギン酸塩(alginate)を使用する方法を、特許文献９では、水溶性アルギン酸と多糖類であるCMCを用いてアルギン酸塩がカルシウムイオンに選択的に結合させたIPN(semi interpenetrating network)構造の癒着防止剤について記載している。ところが、この従来技術においても、体内での速い分解と非生体物質の使用のため、その機能および取り扱いに制限があるという問題点があった。
また、セルロースアセテートにシロキサンを処理した特許が出願されたが、セルロース類はｐＨに敏感に反応するため加工および活用が難しく、天然高分子ではあるが生体構成成分ではないので、生体内に挿入したときに異物反応が起こる可能性があるとされている。なお、生体内での分解のために酸化させるなど、加水分解のために構造を変異させる必要があるという問題点がある。
現在販売されている癒着防止剤は、フィルム、スポンジ、織物、ゲル、溶液形態からなるものであり、一般的に溶液やゲル形態に比べてフィルムやスポンジ形態の製品が処置部位に固定しやすい。この中でもJohnson & Johnson社のInterceed（商標）は、最も初めに商業化された癒着防止剤であり、ORCからなる織物形態の製品であって、曲折の激しい臓器や組織に対する密着性が良い製品である。しかし、前述のように、ORCは非生体物質で生体適合性が低く、それに空隙の大きさが非常に大きいため、種々の細胞、血液タンパク質などの透過が生じやすくて分離膜としての効率性が低く、操作中に力が加わる方向に変形するという欠点がある。一方、Genzyme Biosurgery社ではHAとCMCを用いたフィルムを癒着防止剤として開発し、商品名「Seprafilm」（商標）として知られている。この「Seprafilm」は水分と接触した場合、乾かしたり乾燥させると壊れやすくなり取り扱いが面倒である。濡れた手で触ることを避け、処置部位の水分を最小化する必要があり、特に腹腔鏡術に適用するには多くの制限がある。
脊椎癒着防止に使用されるMacroPore Biosurgery社の「HYDROSORB
Shield」（商標）や、開腹手術後に使用されるMast Biosurgeryの「SurgiWrap」（商標）は生分解性高分子であるPoly(L−lactide−co−D，L−lactide)(PLA、７０：３０)で製造された透明なフィルム形態の癒着防止剤として、生分解期間が４週以上と長いのが特徴であり、機械的強度が優れて取り扱いが便利な製品として知られている。しかし、これに使用されたPLAや、これと類似する材料であるpoly(glycolic acid)(PGA)を用いて製造したフィルムは、一方向にロールのように巻くのは簡単にできるが、３次元に曲折が激しい臓器表面や組織表面に付着する場合は密着しにくい欠点がある。さらに、これらの材料は、疎水性材料であるので水分吸収が低い特性を有し、このため、人体内の臓器や組織のような湿潤な表面に接触すると密着しにくく、人体内組織に対する接着力が低い。また、生体内での加水分解により分解されて酸性の分解物を排出し、癒着の原因になる炎症反応を起こす可能性もある。
Shield」（商標）や、開腹手術後に使用されるMast Biosurgeryの「SurgiWrap」（商標）は生分解性高分子であるPoly(L−lactide−co−D，L−lactide)(PLA、７０：３０)で製造された透明なフィルム形態の癒着防止剤として、生分解期間が４週以上と長いのが特徴であり、機械的強度が優れて取り扱いが便利な製品として知られている。しかし、これに使用されたPLAや、これと類似する材料であるpoly(glycolic acid)(PGA)を用いて製造したフィルムは、一方向にロールのように巻くのは簡単にできるが、３次元に曲折が激しい臓器表面や組織表面に付着する場合は密着しにくい欠点がある。さらに、これらの材料は、疎水性材料であるので水分吸収が低い特性を有し、このため、人体内の臓器や組織のような湿潤な表面に接触すると密着しにくく、人体内組織に対する接着力が低い。また、生体内での加水分解により分解されて酸性の分解物を排出し、癒着の原因になる炎症反応を起こす可能性もある。
Integra社のDuraGen Plusは、外科と神経外科用として開発された動物由来のコラーゲンを原料とするスポンジ状の癒着防止剤である。コラーゲンを原料とするスポンジは、水分を吸収して臓器表面に密着しやすいが、物理的強度が比較的弱く、水分を多量吸収するので自体の重量が重くなり、一旦水分を吸収した状態で他の位置への移動や取り扱いが不便であるという欠点があった。また、動物由来の材料の場合には、免疫拒絶反応が起こったり、動物性病原菌やウィルスに晒される危険性がある。
一方、電気紡糸は、紡糸液と巻取部の電位差により高分子溶液を電気的な力で紡糸させてナノ繊維を製造する方法であり、工程における汚染が発生せず、このため資源の消耗が少なく、生産のための基盤施設が比較的簡単であるという長所がある。電気紡糸により製造されたナノ繊維の直径は、数十〜数百ｎｍ範囲で、これは表面積を極大化する効果を有する。表面積の極大化は、高い反応性と感応性を示し、高性能を備えることができる。
ナノ繊維の不織布は、多くの結合および接点を有するランダム構造であるので、同じ厚さの一般材料に比べて高い強度を有し、さらに、繊維の直径が非常に小さいので他の形態に比べて柔軟性に優れている。
多くの研究者らは、ナノ繊維のこのような特性を利用して医療分野で活用するための努力を行った。例えば、特許文献１０および特許文献１１には医療用として利用できる生分解性繊維材料について記載されており、厚さや物質の異なる２つ以上の生分解性高分子繊維の複合体に薬物を投入して放出を調節できるようにしたが、これは合成高分子が直接組織に接するため、異物や炎症反応を起こす可能性があり、気孔の大きさなどが調節できず、血液および細胞の浸透による癒着防止には效果的ではない。さらに、特許文献１２は、繊維性基底層の上に中間層の細胞層を形成し、その上に多孔性で繊維性の薄い上層を形成することにより、酸素や栄養分の伝達を容易にし、細胞の伝達体として利用する方法を記載している。しかし、癒着は細胞により増大し、細胞の浸透や移動を阻止する必要があるため、中間層に細胞層が存在する場合、この細胞の成長および増殖により癒着が増大するという問題点がある。
また、特許文献１３は、生分解性または非分解性生体適合性の不織布形態のナノ繊維を組織工学用として用いる方法について記載しており、特許文献１４は、生分解性高分子を用いて３次元の多孔性フォームを繊維層と結合して複合体に形成し、組織工学用として使用することを記載している。組織工学用材料は、細胞の浸透および付着、増殖が容易になるように気孔の大きさを大きくし、栄養分および酸素の移動が容易な構造を有しており、癒着形成が増加する可能性がある。
さらに、特許文献１５では水溶性高分子および弱い疎水性高分子の均質混合溶液から電気紡糸法により新たな繊維を製造し、創傷被覆材として使用することを記載しているが、水溶性または弱い疎水性の高分子は吸水膨潤して十分な機械強度を有することができず、操作時に変形したり破れやすいという問題点がある。
しかし、上記従来技術は、生分解性合成高分子を用いており、これらは生体由来物質でないので組織または血液と直接接触した場合、炎症性反応を避けることができないという問題点がある。また、ナノ繊維で形成されて柔軟性に優れているものの、親水性ではない材料の場合には湿潤状態の組織に密着せず、処置部位に固定することが容易ではないという問題点がある。
要するに、上記従来技術において、生分解性ではあるが合成高分子を用いており、これらは生体由来物質でないので、組織または血液と直接接触すると炎症性反応を避けることができないという問題点がある。また、ナノ繊維で形成されて柔軟性に優れているものの、親水性ではない材料の場合には湿潤状態の組織に密着せず、処置部位に固定することが容易ではないという問題点がある。また、小さな直径と多孔性構造を有して薬物や細胞の伝達および創傷被覆材として使用するために開発されたもので、内部器官や臓器の癒着防止剤としての使用には適していない。
通常、癒着防止剤は、その目的および用途に使用できるためには、次のような条件を満足する必要がある。
第１に、気孔の大きさを微細に調節したり、血液および細胞に非付着性の材料を使用することにより、細胞や血液が付着したり浸透しない。第２に、処置部位に密着して一定期間付着力が維持される。第３に、癒着の原因になる炎症を減らすために異物性炎症反応を最小化する。第４に、傷治癒の間のバリア機能を果たすため一定期間体内に維持するよう、その生分解期間を調節する。第５に、医療担当者が手術時に容易に取り扱うことができるように、柔軟性および引張強度、湿潤強度などの機械的物性を確保する。第６に、創傷部位を正確に覆うことができるように操作時に変形が生じない。
一方、外科手術は大きく分けて、開腹手術と腹腔鏡手術に分けられるが、現代医学では、手術部位の傷が小さく残り、麻酔などによる副作用が少ない腹腔鏡手術が多く行われている。腹腔鏡手術は、直径１０ｍｍ以内の穴を開けてforcepなどの特殊器具を挿入し、腹腔鏡で画面を見ながら手術を行う方法である。癒着防止剤を適用するためにはこの小さな直径の穴を通じて人体内部に癒着防止剤を挿入することになる。よって、折ったり巻いても破れたり壊れることなく、小さな手術器具を利用して移動および操作が可能である必要がある。
そこで、上記従来技術の問題点を解決し、癒着防止剤としての条件を満足する癒着防止剤の開発が求められる。
米国特許第６，５９９，５２６号
米国特許第６，５６６，３４５号
韓国公開特許第２００３−００５５１０２号
ヨーロッパ特許第０９２，７３３号
米国特許第６，１３３，３２５号
韓国公開特許第２００２−００２７７４７号
米国特許第６，６３０，１６７号
米国特許第６，６９３，０８９号
韓国公開特許第２００２−００３２３５１号
米国特許第６，６８５，９５６号
米国特許第６，６８９，３７４号
米国特許第６，７９０，４５５号
米国特許第６，６８９，１６６号
米国特許第６，３０６，４２４号
米国特許第６，７５３，４５４号
本発明は、上記従来の問題点に鑑みてなされたものであって、本発明の目的は、従来のゲル、溶液、スポンジ、フィルム、不織布形態の癒着防止剤の問題点であった組織および臓器に対する付着性、柔軟性、物理的強度、操作容易性(折り曲げの容易性)、操作時の形態変形、生体適合性などを改善することにより、癒着防止性能の向上とともに使用者の使用便利性を向上させることができる多層構造の癒着防止剤およびその製造方法を提供することである。
本発明のまた他の目的は、体内での分解および吸収が可能で、傷の治癒後には体外に完全に排出され、また、操作が簡単で体内の異物反応を最小化することができる多層構造の癒着防止剤およびその製造方法を提供することである。
上記目的を達成するための本発明は、ａ）疎水性の生分解性、生体適合性高分子からなるナノ繊維構造の基材層と；ｂ）親水性の生体由来高分子からなる高分子層と、を含むことを特徴とする多層構造の癒着防止剤を提供する。
また、本発明は、前記多層構造の癒着防止剤の製造方法において、ａ）疎水性の生分解性、生体適合性高分子を電気紡糸法によりナノ繊維構造の基材層を形成する段階と；ｂ）前記基材層の表面に親水性の生体由来高分子をコーティングして高分子層を形成する段階と；を含むことを特徴とする多層構造癒着防止剤の製造方法を提供する。
本発明による癒着防止剤は、従来のゲル、溶液、スポンジ、フィルム、不織布形態の癒着防止剤の問題点であった組織および臓器に対する付着性、柔軟性、物理的強度、操作容易性（折り曲げの容易性）、操作時の形態変形、生体適合性などを改善することにより、癒着防止性能を向上させ、使用者の使用便利性を確保できると同時に、ナノ繊維構造を有しており、血液および細胞の浸透や移動を遮断することで、癒着防止性能を向上させ、傷の治癒を促進することができる。さらに、折ったり巻いても破れたり壊れることなく、小さな手術器具による操作や移動が可能で様々な外科手術に容易に適用することができ、操作が便利で、体内の異物反応を最小化することができる。
以下、本発明を詳細に説明する。
本発明の発明者らは、機械的物性に優れている疎水性の生分解性、生体適合性高分子で基材層を形成し、前記基材層の１面または２面の表面に親水性の生体由来高分子で高分子層を形成することにより、多層構造の癒着防止剤を製造した結果、柔軟性と物理的強度に優れており、複雑かつ湿潤な組織に密着しやすく、生体適合性が良好で、外科手術に容易に適用できることを見出し、本発明を完成するに至った。
本発明の癒着防止剤は、疎水性の生分解性、生体適合性高分子からなるナノ繊維構造の基材層と、親水性の生体由来高分子からなる高分子層とで構成されることを特徴とする。
本発明の癒着防止剤について詳しく説明する。
ａ）基材層
本発明の基材層は、疎水性の生分解性、生体適合性高分子からなり、ナノ繊維構造を有することが好ましい。
本発明の基材層は、疎水性の生分解性、生体適合性高分子からなり、ナノ繊維構造を有することが好ましい。
本発明で使用される前記疎水性の生分解性、生体適合性高分子としては、ポリペプタイド(polypeptide)、ポリアミノ酸(polyamino acid)、ポリサッカライド(polysaccharide)、脂肪族ポリエステル(aliphatic polyester)、ポリ(エステル−エーテル)(poly(ester−ether))、ポリ(エステル−カーボネート)(poly(ester−carbonate))、ポリ無水物(polyanhydride)、ポリオルトエステル(polyorthoester)、ポリカーボネート(polycarbonate)、ポリ(アミドエステル)(poly(amide ester))、ポリ(α−シアノアクリレート)(poly(α−cyanoacrylate))、およびポリホスファゼン(polyphosphazene)があり、前記高分子は、単独でまたは２種以上を混合して使用することができる。
具体的には、アルブミン(albuｍin)、フィブリノーゲン(fibrinogen)、コラーゲン(collagen)、ゼラチン(gelatin)、またはこれらの誘導体などのポリペプタイドと；ポリ−Ｌ−グルタミン酸(poly−L−glutamic acid)、ポリ−Ｌ−ロイシン(poly−L−leucine)、ポリ−Ｌ−リシン(poly−L−lysine)、またはこれらの誘導体などのポリアミノ酸と；ポリ(β−ヒドロキシアルカノアート)(poly(β−hydroxyalkanoate))、ポリグリコリド(polyglycolide)、ポリラクチド(polylactide)、ポリグラクチン(polyglactin)、ポリ(α−リンゴ酸)(poly(α−malic acid))、ポリ−ε−カプロラクトン(poly−ε−caprolactone)、またはこれらの誘導体などの脂肪族ポリエステル；ポリ(１,４−ジオキサン−２−オン)(poly(１,４−dioxan−２−one))、ポリ(１,４−ジオキセパン−７−オン)(poly(１,４−dioxepan−７−one))、またはこれらの誘導体などのポリ(エステル−エーテル)と；ポリ(ラクチド−コ−グリコリド)(poly(lactide−co−glycolide))、ポリ(グリコリド−コ−１３−ジオキサン−２−オン)(poly(glycolide−co−１,３−dioxan−２−one)またはこれらの誘導体などのポリ(エステル−カーボネート)と；ポリ(セバシン酸無水物)(poly(sebacic anhydride))、ポリ[ω−(カルボキシフェノキシ)アルキルカルボン酸無水物](poly[ω−(carboxyphenoxy)alkyl carboxylic anhydride]、またはこれらの誘導体などのポリ無水物と；ポリ(１,３−ジオキサン−２−オン)またはこれらの誘導体などのポリカーボネートと；ポリデプシペプチド(polydepsipeptide)またはこれらの誘導体などのポリ(アミドエステル)；ポリ(エチルα−シアノアクリレート)(poly(ethyl α−cyanoacrylate))またはこれらの誘導体などのポリ(α−シアノアクリレート)と；ポリホスファゼン、またはこれらの誘導体などのポリホスファゼンなどを使用することができる。
この場合、前記ポリ(ラクチド−コ−グリコリド)は、ラクチドに対するグリコリドのモル比が好ましくは９０：１０〜１０：９０である。固有粘度は０．１〜４．０の範囲が好ましく、より好ましくは０．２〜２．０である。
上記のような疎水性の生分解性、生体適合性高分子を、電気紡糸法によりナノ繊維構造の基材層に形成することができる。この場合、前記疎水性の生分解性、生体適合性高分子は、溶液状態または溶融状態で使用する。
前記疎水性の生分解性、生体適合性高分子溶液が０．１〜８０重量％の濃度で電気紡糸が行われ、溶融状態では粘度５０〜１，０００ｃＰの範囲で電気紡糸が行われ、疎水性の生分解性、生体適合性高分子が癒着防止剤中に好ましくは１０〜９９重量％含有され、より好ましくは０．５〜５０重量％の濃度で電気紡糸が行われ、疎水性の生分解性、生体適合性高分子が癒着防止剤中に４０〜９０重量％含有される。前記高分子溶液の濃度が０．１重量％未満では、濃度が低いため紡糸に必要な十分な粘度を確保できず、繊維構造を構成することができないという問題点があり、８０重量％を超えると、高粘度のため電気力が紡糸液の張力に負けて紡糸されなかったり、紡糸傾向が不安定になるという問題点がある。また、前記疎水性の生分解性、生体適合性高分子が癒着防止剤に１０重量％未満で含有されている場合は、十分な強度および伸率などの物性を確保することができないという問題点があり、９９重量％を超える場合は、生体適合性を高めるための表面コーティング層が薄くなり、組織に対する接着力が弱くなるという問題点がある。
前記電気紡糸法は、通常のナノ繊維の製造に利用される電気紡糸法により行うことができる。特に、前記電気紡糸は、電圧が１〜６０ｋＶ、紡糸距離が１〜６０ｃｍ、流速が１〜８０μｌ／ｍｉｎの条件下で行うことが好ましく、より好ましくは電圧が５〜４０ｋＶ、紡糸距離が５〜４５ｃｍ、流速が２〜５０μｌ／ｍｉｎの条件下で行う。
このようにして形成されるナノ繊維構造の基材層のナノ繊維直径は１０〜５，０００ｎｍであることが好ましく、より好ましくは５０〜２，０００ｎｍであり、上記ナノ繊維の直径による気孔度は２０〜９９％が好ましく、より好ましくは、優れた性能を発揮するために４０〜９５％である。また、気孔の大きさは１０ｎｍ〜５０μｍが好ましく、より好ましくは５０ｎｍ〜１０μｍである。前記気孔の大きさが１０ｎｍの場合は、基材層の外面に形成される高分子層との粘着力が弱くなって分離するおそれがあり、５０μｍを超える場合は、細胞および血液が浸透、移動するおそれがある。
前記ナノ繊維構造の基材層の厚さは１〜１，０００μｍが好ましく、より好ましくは５〜５００μｍである。その層厚が１μｍ未満では、血液および細胞の浸透を效果的に防止することが困難で、強度および伸率などの物性を十分に確保できないという問題点があり、１，０００μｍを超えると、複数層が接合された繊維層の層分離や解離現象が発生し、体内の異物感が大きくなり、肉芽組織が形成されるという問題点がある。
ｂ）高分子層
前記高分子層は、親水性の生体由来高分子からなり、上記のように疎水性の生分解性、生体適合性高分子からなるナノ構造の基材層表面に形成される。
前記高分子層は、親水性の生体由来高分子からなり、上記のように疎水性の生分解性、生体適合性高分子からなるナノ構造の基材層表面に形成される。
本発明に使用される前記生体由来高分子としては、コンドロイチン硫酸、デルマタン硫酸、ケラタン硫酸、ヘパラン硫酸、ヒアルロン酸、ヘパリン、コラーゲン、ゼラチン、エラスチン、フィブリンなどのプロテオグリカンと；フィブロネクチン、ラミニン、ビトロネクチン、トロンボスポンジン、テナシンなどの糖タンパク質と；ホスファチジルコリン、ホスファチジルセリン、ホスファチジルエタノールアミン、スフィンゴミエリン、およびその誘導体などの燐脂質と；または、セレブロシド、ガングリオシド、ガラクトセレブロシド、およびその誘導体、ならびにコレステロールなどの糖脂質などが使用される。
このような生体由来高分子は、重量平均分子量が数千〜数百万の範囲であって、操作の便利性、分解速度の調節などのために架橋処理して使用することも可能である。
前記架橋は、通常の架橋方法を利用することができる。具体的には、エポキシ系架橋剤を使用する方法、スルホン系架橋剤を使用する方法、カルボジイミド系架橋剤を使用する方法と、ラジカル架橋法、陰イオン架橋法、陽イオン架橋法、プラズマによる表面活性化法、ガンマ線照射法、ｐＨによる生体由来高分子の粘度変化によりゲル化させる方法や、凍結／解凍によりゲル化させる方法がある。
前記エポキシ系架橋剤としては、１,４−ブタンジオールジグリシジルエーテル(１,４−butanediol diglycidyl ether)、１,２,７,８−ジエポキシオクタン(１,２,７,８−diepoxyoctane)などを使用し、スルホン系架橋剤としては、ジビニルスルホン(divinyl sulfone)などを使用し、カルボジイミド系架橋剤としては、１−エチル−３−(３−ジメチルアミノプロピル)カルボジイミド(１−ethyl−３−(３−dimethylaminopropyl)などを使用する。
上記のような方法で架橋した生体由来高分子の架橋度は１〜９０％が好ましく、より好ましくは３〜４０％である。前記架橋度が１％未満であるか、９０％を超える場合は、目的とする操作の便利性、分解速度の調節において十分な効果を得ることができない。
前記生体由来高分子または架橋した生体由来高分子は、癒着防止剤に１〜８０重量％含有されることが好ましく、より好ましくは３〜６０重量％である。前記生体由来高分子または架橋した生体由来高分子が１重量％未満では、製造された疎水性ナノ繊維の表面に均等に塗布することができず、組織に対する接着性が低下する。また、６０重量％を超えると、最終製品の柔軟性と物理的強度が低くなる。
前記生体由来高分子または架橋した生体由来高分子は、基材層の表面にコーティングされて高分子層を形成するが、この場合、前記生体由来高分子のコーティングは、電気紡糸、キャスティング、浸漬、噴射などの通常のコーティング方法を使用することができる。
また、前記生体由来高分子または架橋した生体由来高分子は、基材層の上部にコーティングして２層構造の癒着防止剤を製造することが可能であり、基材層の上部と下部にコーティングして３層構造の癒着防止剤(図１)を製造することもできる。また、必要に応じて前記高分子層を２層以上の多層に形成することも可能である。
前記高分子層の厚さは０．１〜５００μｍが好ましく、より好ましくは１〜２００μｍである。この層厚が０．１μｍ未満では、粘着特性を発揮できないので損傷部位に正確に処置することができず、生体適合性を高めるといった本発明の目的を達成することが難しくなる。５００μｍを超えると、フィルムの物性を有するようになり、形態変形が困難で腹腔鏡手術に使用できなくなる。
このように、疎水性の生分解性、生体適合性高分子からなるナノ構造の基材層、前記基材層の表面に形成された親水性の生体由来高分子からなる高分子層を含む本発明の癒着防止剤は、２．０Ｎ／ｍｍ２以上の引張強度を有し、ナノ繊維特有の柔軟性を発揮するとともに十分な物理的強度を有するので損傷部位に処置しやすく、さらに、体内の傷組織に適用する場合、生体来由高分子層が水分を吸収して膨潤し、組織に良好に密着する特性を有する。また、接触面における生体的合成に優れており、炎症反応などが少なく、微細気孔を介した血液および細胞の移動を防止して癒着に対するバリア効果を向上させることができる。
前記癒着防止剤は、材料に毒性がなく人体に無害であり、傷治癒の間に体内の組織または臓器部位に集中的に位置しながら癒着の形成を防止する物理的障壁の機能をし、治癒が終わった後は、人体内で分解、吸収、代謝、排出される。この場合、前記分解期間は、基材層の表面積／体積の割合、使用される高分子の組成、結晶構造の形成、高分子層の厚み、架橋の程度などを調節して変更することができるが、特に２８日以内であることが好ましい。
また、前記癒着防止剤は、通常の癒着防止剤に使用される薬物を含有することができ、薬物の投入は、製造段階または処置部位に適用する直前に吸収させる。ここで前記薬物としては、早急に止血を行うことができるトロンビン、アプロチニンなど；ステロイド系および非ステロイド系抗炎症剤；血栓形成を予防することができるヘパリン；組織プラスミノーゲン活性因子などを使用できる。
本発明の多層構造の癒着防止剤は、手術時、手術後の癒着防止だけでなく、創傷被覆材、組織工学用のスカホールドまたは細胞伝達材料などとしても使用できる。
また、本発明は、疎水性の生分解性、生体適合性高分子を電気紡糸法によりナノ繊維構造の基材層を形成する段階と、前記基材層の表面に親水性の生体由来高分子をコーティングして高分子層を形成する段階により製造される多層構造癒着防止剤の製造方法を提供する。
前記基材層の形成は、通常のナノ繊維製造に利用される電気紡糸方式で行うことができ、この際、前記電気紡糸は電圧が１〜６０ｋＶ、紡糸距離が１〜６０ｃｍ、流速が１〜８０μｌ／ｍｉｎの条件下で行うことが好ましく、より好ましくは電圧が５〜４０ｋＶ、紡糸距離が５〜４５ｃｍ、流速が２〜５００μｌ／ｍｉｎの条件下で行う。
上記のように形成された基材層は、気孔の大きさが１０ｎｍ〜５０μｍが好ましく、より好ましくは５０ｎｍ〜１０μｍである。また、前記基材層はその厚さが１〜１，０００μｍが好ましく、より好ましくは５〜５００μｍである。その厚さが１μｍ未満では、血液および細胞の浸透を十分に上記のように形成された高分子層の層厚は０．１〜５００μｍが好ましく、より好ましくは１〜２００μｍである。その厚さが０．１μｍ未満では、粘着特性を発揮できず、生体適合性および組織接着性を高めるといった本発明の目的を達成することができない。また、５００μｍを超えると、硬くて壊れやすい構造のため、形態変形が困難で腹腔鏡手術に使用することが難しいという問題点がある。防止することができず、物性を十分に確保できないという問題点があり、１，０００μｍを超えると、繊維層における層分離および解離現象が発生したり、体内異物感が大きくなり、肉芽組織が形成されるという問題点がある。
また、前記高分子層は、電気紡糸、キャスティング、浸漬、噴射などの通常のコーティング方法で基材層の表面にコーティングされており、前記高分子層は、基材層の上部をコーティングした２層構造や、基材層の上部と下部をコーティングした３層構造や、必要に応じて２層以上の複数層に形成することも可能である。
上記のように形成された高分子層の層厚は０．１〜５００μｍが好ましく、より好ましくは１〜２００μｍである。その厚さが０．１μｍ未満では、粘着特性を発揮できず、生体適合性および組織接着性を高めるといった本発明の目的を達成することができない。また、５００μｍを超えると、硬くて壊れやすい構造のため、形態変形が困難で腹腔鏡手術に使用することが難しいという問題点がある。
このような本発明による多層構造の癒着防止剤は、従来のゲル、溶液、スポンジ、フィルム、不織布形態の癒着防止剤の問題点であった組織および臓器に対する付着性、柔軟性、物理的強度、操作容易性（折り曲げの容易性）、操作時の形態変形、生体適合性などを改善することにより、癒着防止性能の向上、使用者の使用便利性を確保できると同時に、ナノ繊維構造を有して血液および細胞の浸透、移動を遮断することで癒着防止性能を向上させ、傷の治癒を促進することができる。また、折ったり巻いても破れたり壊れることなく、小さな手術器具による操作や移動が可能で、様々な外科手術に容易に適用することができる。さらに、体内で分解および吸収が可能であり、傷の治癒後に対外に完全に排出され、操作が簡単で、体内の異物反応を最小化することができる。
以下、実施例を挙げて本発明を詳細に説明するが、本発明は何らこれらに限定されるものではない。
実施例１〜９：ナノ繊維構造の基材層形成
下記表１に示すように、疎水性の生分解性、生体適合性高分子の種類、濃度、電気紡糸時の電圧、距離、流速を異なるようにしてナノ繊維構造の基材層を形成した。ここで電気紡糸装置は図２に示した装置を利用した。実施例５のポリラクチドのSEM写真を図３に示し、顕微鏡写真を図４に示した。
下記表１に示すように、疎水性の生分解性、生体適合性高分子の種類、濃度、電気紡糸時の電圧、距離、流速を異なるようにしてナノ繊維構造の基材層を形成した。ここで電気紡糸装置は図２に示した装置を利用した。実施例５のポリラクチドのSEM写真を図３に示し、顕微鏡写真を図４に示した。
一般的に、ナノ繊維は、濃度、紡糸電圧、紡糸距離、および流量速度によって繊維の直径および物性が変化するが、濃度が低く、紡糸電圧が高く、紡糸距離が長いほどナノ繊維の直径が細くなる。
前記表１のように、ポリ(１,３−ジオキサン−２−オン)を用いた実施例２では、優れた繊維形成能により８〜１０重量％の濃度で繊維構造が得られ、１０〜２０ｋＶの低い電位でも紡糸が可能であり、ポリデプシペプチドを用いた実施例３では、１５〜２０ｋＶの電圧で１５ｃｍの紡糸距離に調節したとき、ビーズのない連続繊維構造が得られた。
また、ポリラクチドとポリグリコリドを用いた実施例５および実施例６においては、５重量％以上の濃度で繊維構造が得られ、８重量％が最適条件となり、電圧および距離は各々２５ｋＶ、２０ｋＶと１５ｃｍで、この場合のナノ繊維は、数百〜数千ｎｍの直径分布を示すことが判った。また、ポリラクチド−コ−グリコリドを用いた実施例７においては、分子量による他の繊維形成能を示し、８重量％で最適機械的物性が得られた。
実施例１０〜１８：多層構造の癒着防止剤製造
前記実施例１〜９で製造されたナノ繊維構造の基材層表面に生体由来高分子と生体由来高分子により、下記の表２のようなポリラクチド−コ−グリコリド、ポリε−カプロラクトン、ポリラクチド、ヒアルロン酸をそれぞれ異なる方法でコーティングして多層構造の癒着防止剤を製造した。この場合、電気紡糸法は、図２の電気紡糸装置を利用して生体由来高分子を溶解した噴射液を１０〜４０ｋＶの電圧条件で紡糸する方法により行い、浸漬は、生体由来高分子液に浸漬してコーティングした後、７０℃のオーブンで乾燥させることによって行う。キャスティングは、生体由来高分子液を基材層表面にコーティングしてフィルムにキャスティングした後、乾燥させることによって行う。噴射は、基材層表面に生体由来高分子液を噴射した後、７０℃のオーブンで２４時間乾燥させることによって行う。
前記実施例１〜９で製造されたナノ繊維構造の基材層表面に生体由来高分子と生体由来高分子により、下記の表２のようなポリラクチド−コ−グリコリド、ポリε−カプロラクトン、ポリラクチド、ヒアルロン酸をそれぞれ異なる方法でコーティングして多層構造の癒着防止剤を製造した。この場合、電気紡糸法は、図２の電気紡糸装置を利用して生体由来高分子を溶解した噴射液を１０〜４０ｋＶの電圧条件で紡糸する方法により行い、浸漬は、生体由来高分子液に浸漬してコーティングした後、７０℃のオーブンで乾燥させることによって行う。キャスティングは、生体由来高分子液を基材層表面にコーティングしてフィルムにキャスティングした後、乾燥させることによって行う。噴射は、基材層表面に生体由来高分子液を噴射した後、７０℃のオーブンで２４時間乾燥させることによって行う。
前記表２のように、浸漬およびキャスティング法では、類似するコーティング効果が得られて柔軟であり、かつナノ繊維単独の場合に比べて強度が補完された物性を示す。噴射法は、浸漬およびキャスティング方法よりもやや低い粘度のコーティング液で簡単にコーティングすることが可能であり、電気噴射法は、電気紡糸装置により一層薄くコーティングできる効果を示すことが判った。
実施例１９
ラクチド：グリコリド＝７０：３０のポリ(ラクチド−コ−グリコリド)(PLGA)をクロロホルムに２重量％溶解した後、電気紡糸法により６０μｍ厚さのナノ構造の基材層を形成した。その後、ヒアルロン酸(HA)を蒸留水に１重量％溶解し、１N HClでpHを１．５に調節して前記ナノ構造の基材層にキャスティング法で均等にコーティングして５０μｍ厚さの高分子層を形成した後、−２０℃で２２時間凍結し、２５℃で２時間解凍する過程を２回繰り返した。次に、PBSで中和して後、洗浄および凍結乾燥させて多層構造の癒着防止剤を製造した。
ラクチド：グリコリド＝７０：３０のポリ(ラクチド−コ−グリコリド)(PLGA)をクロロホルムに２重量％溶解した後、電気紡糸法により６０μｍ厚さのナノ構造の基材層を形成した。その後、ヒアルロン酸(HA)を蒸留水に１重量％溶解し、１N HClでpHを１．５に調節して前記ナノ構造の基材層にキャスティング法で均等にコーティングして５０μｍ厚さの高分子層を形成した後、−２０℃で２２時間凍結し、２５℃で２時間解凍する過程を２回繰り返した。次に、PBSで中和して後、洗浄および凍結乾燥させて多層構造の癒着防止剤を製造した。
実施例２０
前記実施例１９でPLGAからなるナノ構造の基材層表面に溶解されたHAをコーティングして高分子層を形成した後、乾燥させてフィルム形態のPLGA/HAを製造した。その後、HAの架橋剤である１−エチル−３−(３−ジメチルアミノプロピル)カルボジイミド(EDAC)をエタノールと水の混合額(９０：１０の重量比で混合)に添加した後、これに前記製造PLGA/HAフィルムを投入して架橋させた後、乾燥させて多層構造の癒着防止剤を製造した。
前記実施例１９でPLGAからなるナノ構造の基材層表面に溶解されたHAをコーティングして高分子層を形成した後、乾燥させてフィルム形態のPLGA/HAを製造した。その後、HAの架橋剤である１−エチル−３−(３−ジメチルアミノプロピル)カルボジイミド(EDAC)をエタノールと水の混合額(９０：１０の重量比で混合)に添加した後、これに前記製造PLGA/HAフィルムを投入して架橋させた後、乾燥させて多層構造の癒着防止剤を製造した。
実施例２１
０．５％のNaOHに溶解されたHAに架橋剤として１,４−ブタンジオールジグリシジルエーテル(BDDE)を添加した後、前記実施例１９でPLGAからなるナノ構造の基材層表面にコーティングした。その後、１６時間５℃の低温で徐々に反応させ、未反応のBDDEを除去した後に透析、濾過し、凍結乾燥して多層構造の癒着防止剤を製造した。
０．５％のNaOHに溶解されたHAに架橋剤として１,４−ブタンジオールジグリシジルエーテル(BDDE)を添加した後、前記実施例１９でPLGAからなるナノ構造の基材層表面にコーティングした。その後、１６時間５℃の低温で徐々に反応させ、未反応のBDDEを除去した後に透析、濾過し、凍結乾燥して多層構造の癒着防止剤を製造した。
前記実施例１９および２０で製造された多層構造の癒着防止剤を用いて２５ｋｇｆのLoad cellによりcrosshead speedを６ｍｍ／ｍｉｎに調整した後、Grip distanceを２０ｍｍで固定して引張試験を行い、その結果を表３に示した。
前記表３より、１−エチル−３−(３−ジメチルアミノプロピル)カルボジイミドで架橋させたHAを用いた実施例２０の場合、架橋させないHAを用いた実施例１９に比べて引張強度が約５倍増加し、物理的特性が改善されたことが判った。
前記実施例１０〜２１の方法により製造された本発明の多層構造の癒着防止剤を用いて動物実験を行った結果、手術時の傷組織および臓器への付着性に優れており、柔軟性が優れて曲折した部分にも分離されることなく付着能力が維持され、傷の治癒が早く、傷が治った後は体外に完全に排出されることが判った。
本発明による癒着防止剤は、従来のゲル、溶液、スポンジ、フィルム、不織布形態の癒着防止剤の問題点であった組織および臓器に対する付着性、柔軟性、物理的強度、操作容易性（折り曲げの容易性）、操作時の形態変形、生体適合性などを改善することにより、癒着防止性能を向上させ、使用者の使用便利性を確保できると同時に、ナノ繊維構造を有しており、血液および細胞の浸透や移動を遮断することで、癒着防止性能を向上させ、傷の治癒を促進することができる。さらに、折ったり巻いても破れたり壊れることなく、小さな手術器具による操作や移動が可能で、様々な外科手術に容易に適用できるという効果がある。また、体内での分解および吸収が可能であり、傷の治癒後は体外へ完全に排出され、操作が便利で体内の異物反応を最小化することができる。
以上、本発明の好ましい実施形態について詳細に説明したが、本発明の権利範囲はこれに限定されず、請求の範囲で定義している本発明の基本概念を利用した当業者の多様な変形および改良形態も本発明の権利範囲に属するものである。
Claims (19)
- ａ）疎水性の生分解性、生体適合性高分子からなるナノ繊維構造の基材層と、
ｂ）親水性の生体由来高分子からなる高分子層と、
を含むことを特徴とする多層構造の癒着防止剤。 - 前記ａ）の疎水性の生分解性、生体適合性高分子がポリペプタイド(polypeptide)、ポリアミノ酸(polyamino
acid)、ポリサッカライド(polysaccharide)、脂肪族ポリエステル(aliphatic polyester)、ポリ(エステル−エーテル)(poly(ester−ether))、ポリ(エステル−カーボネート)(poly(ester−carbonate))、ポリ無水物(polyanhydride)、ポリオルトエステル(polyorthoester)、ポリカーボネート(polycarbonate)、ポリ(アミドエステル)(poly(amide ester))、ポリ(α−シアノアクリレート)(poly(α−cyanoacrylate))、およびポリホスファゼン(polyphosphazene)からなる群から１種以上選択されることを特徴とする請求項１に記載の多層構造の癒着防止剤。 - 前記ａ）の疎水性の生分解性、生体適合性高分子が電気紡糸法によりノ繊維構造の基材層に製造されることを特徴とする請求項１に記載の多層構造の癒着防止剤。
- 前記ａ）の疎水性の生分解性、生体適合性高分子が癒着防止剤に１０〜９９重量％含有されていることを特徴とする請求項１に記載の多層構造の癒着防止剤。
- 前記ａ）の基材層のナノ繊維の直径が１０〜５，０００ｎｍ、気孔度が２０〜９９％、気孔の大きさが１０ｎｍ〜５０μｍであることを特徴とする請求項１に記載の多層構造の癒着防止剤。
- 前記ａ）の基材層の厚さが１〜１，０００μｍであることを特徴とする請求項１に記載の多層構造の癒着防止剤。
- 前記ｂ）の生体由来高分子がコンドロイチン硫酸、デルマタン硫酸、ケラタン硫酸、ヘパラン硫酸、ヒアルロン酸、ヘパリン、コラーゲン、ゼラチン、エラスチン、フィブリン、フィブロネクチン、ラミニン、ビトロネクチン、トロンボスポンジン、テナシン、ホスファチジルコリン、ホスファチジルセリン、ホスファチジルエタノールアミン、スフィンゴミエリン、およびその誘導体、セレブロシド、ガングリオシド、ガラクトセレブロシド、およびその誘導体、ならびにコレステロールからなる群から１種以上選択されることを特徴とする請求項１に記載の多層構造の癒着防止剤。
- 前記ｂ）の生体由来高分子の架橋は、エポキシ系架橋剤を使用する方法と、スルホン系架橋剤を使用する方法と、カルボジイミド系架橋剤を使用する方法と、ラジカル架橋法、陰イオン架橋法、陽イオン架橋法、プラズマによる表面活性化法、ガンマ線照射法、ｐＨによる生体由来高分子の粘度変化によりゲル化させる方法、または、凍結／解凍によりゲル化させる方法で行われることを特徴とする請求項１に記載の多層構造の癒着防止剤。
- 前記架橋において、エポキシ系架橋剤、スルホン系架橋剤、およびカルボジイミド系架橋剤からなる群から１種以上選択される架橋剤を使用することを特徴とする請求項８に記載の多層構造の癒着防止剤。
- 前記架橋された生体由来高分子の架橋度が１〜９０％であることを特徴とする請求項８に記載の多層構造の癒着防止剤。
- 前記ｂ）の生体由来高分子が癒着防止剤に１〜８０重量％含有されていることを特徴とする請求項１に記載の多層構造の癒着防止剤。
- 前記ｂ）の生体由来高分子が基材層の表面に電気紡糸、キャスティング、浸漬、または噴射の方法によりコーティングされることを特徴とする請求項１に記載の多層構造の癒着防止剤。
- 前記ｂ）の高分子層が基材層の上部、または基材層の上部および下部に形成されることを特徴とする請求項１に記載の多層構造の癒着防止剤。
- 前記ｂ）の高分子層の厚さが０．１〜５００μｍであることを特徴とする請求項１に記載の多層構造の癒着防止剤。
- 前記癒着防止剤の引張強度が少なくとも２．０Ｎ／ｍｍ２であることを特徴とする請求項１に記載の多層構造の癒着防止剤。
- 前記癒着防止剤は、トロンビン、アプロチニン、ステロイド系および非ステロイド系抗炎症剤、ヘパリン、および組織プラスミノーゲン活性因子からなる群から１種以上選択される薬物をさらに含有することを特徴とする請求項１に記載の多層構造の癒着防止剤。
- 請求項１の基材の多層構造の癒着防止剤の製造方法において、
ａ）疎水性の生分解性、生体適合性高分子を電気紡糸法によりナノ繊維構造の基材層を形成する段階と、
ｂ）前記基材層の表面に親水性の生体由来高分子をコーティングして高分子層を形成する段階と、
を含むことを特徴とする多層構造癒着防止剤の製造方法。 - 前記ａ）段階の電気紡糸は、電圧が１〜６０ｋＶ、紡糸距離が１〜６０ｃｍで、流速が２〜８０ｍｌ／ｍｉｎの条件下で行われることを特徴とする請求項１７に記載の多層構造癒着防止剤の製造方法。
- 前記ｂ）段階の前記コーティングは、電気紡糸、キャスティング、浸漬、または噴射により行われることを特徴とする請求項１７に記載の多層構造癒着防止剤の製造方法。
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