JP2020103501A - Wound dressing material and method of producing the same - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、切創、裂傷、挫傷、火傷、褥瘡などの創面に対し、優れた治癒効果を示す創傷被覆材に関する。 The present invention relates to a wound dressing showing an excellent healing effect on wound surfaces such as cuts, lacerations, contusions, burns and pressure ulcers.
従来、創傷の治療としてまず消毒を行い、その後ガーゼで創面を保護する治療が行われている。しかしこのような治療方法は消毒によって組織再生に必要な細胞が死んでしまう。また創面が乾燥することによって、組織再生に必要な細胞の遊走や増殖が起こりにくくなることが近年分かってきた。 Conventionally, as a wound treatment, disinfection is first performed, and then the wound surface is protected with gauze. However, such a treatment method kills cells necessary for tissue regeneration by disinfection. Further, it has recently been revealed that the migration and proliferation of cells necessary for tissue regeneration are less likely to occur when the wound surface is dried.
そこで形成外科医の夏井睦らは、消毒液とガーゼを用いた治療を行う代わりに創面の湿潤環境を保ち、細胞増殖を促進する治療法（ｍｏｉｓｔ ｗｏｕｎｄ ｈｅａｌｉｎｇ）を提唱し、現在ではこの治療方法が広く普及している。（非特許文献１）
ところで血液中のヘモグロビンと酸素の結合力は、ｐＨが低くなると低下する。この現象は、ボーア効果と呼ばれる。ヘモグロビンが酸素を乖離しやすい程、血液中の酸素濃度が上昇し、繊維芽細胞により多くの酸素が供給されて繊維芽細胞の増殖、遊走が活発になる。さらに低ｐＨは、黄色ブドウ球菌をはじめとする人体にとって有害な細菌の増殖を抑制する。よって創傷治癒促進の観点から、創面のｐＨは弱酸性に保つのが良いとされている。
Therefore, plastic surgeon Mutsumi Natsui et al. proposed a treatment method (moist wound healing) that keeps the moist environment of the wound surface and promotes cell proliferation instead of performing treatment using an antiseptic solution and gauze, and this treatment method is now available. Widely used. (Non-patent document 1)
By the way, the binding force between hemoglobin and oxygen in blood decreases as the pH decreases. This phenomenon is called the Bohr effect. The more easily hemoglobin dissociates oxygen, the higher the oxygen concentration in blood, and the more oxygen is supplied to the fibroblasts, the more proliferative and migration of fibroblasts become. Furthermore, the low pH suppresses the growth of bacteria harmful to the human body including Staphylococcus aureus. Therefore, from the viewpoint of promoting wound healing, it is said that the pH of the wound surface should be kept weakly acidic.
現在普及している創傷被覆材として、ハイドロコロイド創傷被覆材がある。ハイドロコロイド創傷被覆材は、シート状に成形されたマトリックスポリマー中に親水性コロイド粒子が分散した構造をしている。マトリックスポリマーは主としてエラストマーからなり、弾力性、柔軟性を有する。このようなハイドロコロイド創傷被覆材は、創面から流出する血液あるいは滲出液をエラストマー中に分散した親水性ゲルが吸収して膨潤し、創面に接触することによって湿潤環境を構築する機能がある。さらに親水性ゲルは、水溶液のｐＨが酸性となる有機化合物で構成されるため、創面のｐＨを５近傍の弱酸性に保つｐＨ調整機能を有する。このような効果によって組織再生に必要な細胞の遊走や増殖が促進される。 A hydrocolloid wound dressing is currently in widespread use. The hydrocolloid wound dressing has a structure in which hydrophilic colloid particles are dispersed in a matrix polymer formed into a sheet. The matrix polymer is mainly composed of an elastomer and has elasticity and flexibility. Such a hydrocolloid wound dressing has a function of absorbing a blood or an exudate flowing out from the wound surface by a hydrophilic gel dispersed in an elastomer to swell and contact the wound surface to construct a moist environment. Further, since the hydrophilic gel is composed of an organic compound that makes the pH of the aqueous solution acidic, it has a pH adjusting function of keeping the pH of the wound surface at a weak acidity of around 5. Such effects promote migration and proliferation of cells required for tissue regeneration.
また近年、創面から流出する血液あるいは滲出液に溶解し、ガラス成分が溶出する綿状の創傷被覆ガラス繊維が開発されている（特許文献１）。このような創傷被覆ガラス繊維は、カルシウムやボロンなどのイオンが細胞増殖やコラーゲンの再生、血管新生を促進し、抗菌性を付与する機能がある。 In recent years, cotton-like wound-covering glass fibers have been developed which dissolve in blood or exudate flowing out from the wound surface and elute the glass component (Patent Document 1). Such a wound-covering glass fiber has a function in which ions such as calcium and boron promote cell proliferation, collagen regeneration and angiogenesis, and impart antibacterial properties.
ハイドロコロイド創傷被覆材は、創面に湿潤環境を構築し、創面のｐＨを弱酸性にすることで組織再生に必要な細胞の遊走や増殖を促進する効果があり、患者が持つ本来の自然治癒力を最大限に引き出すことが可能である。しかし高齢者など治癒能力が低い患者の場合、創傷が褥瘡の場合、創面開口部の体積、面積が大きい場合、創面に継続的に力が加わる場合などは、ハイドロコロイド創傷被覆材を使用して治療をしたとしても治癒に長期間を要するという問題がある。 The hydrocolloid wound dressing material has the effect of promoting migration and proliferation of cells necessary for tissue regeneration by creating a moist environment on the wound surface and making the pH of the wound surface weakly acidic, and it has the natural healing power of the patient. It is possible to bring out the maximum. However, for patients with low healing ability such as elderly people, when the wound is pressure ulcer, when the volume and area of the wound opening is large, or when continuous force is applied to the wound surface, treatment with hydrocolloid wound dressing is used. Even if you do, there is a problem that it takes a long time to heal.
さらに糖尿病患者の場合は創傷被覆材を使用したとしても免疫機能の異常、蛋白質の不足状態、酸素の不足などが原因となって創傷治癒遅延を発症し、創面からの細菌が侵入する事によって重篤な合併症を引き起こす可能性がある。 Furthermore, in the case of diabetic patients, even if wound dressing is used, delayed wound healing occurs due to abnormal immune function, protein deficiency, lack of oxygen, etc. May cause serious complications.
また近年、創傷治療に消毒剤を使わないという方針が変化してきている。詳述すると、創面に細菌が定着しているのみの場合や、細菌が増殖していても宿主に影響を与えない場合は消毒しなくてよい。しかし細菌数が多くなり創感染に移行しそうな場合や、細菌が組織内部に侵入して宿主に実害を及ぼす場合は消毒剤の使用が必要とされるようになってきている。 In recent years, the policy of not using antiseptics for wound treatment has changed. More specifically, it is not necessary to disinfect when only the bacteria are colonized on the wound surface or when the bacteria grow but do not affect the host. However, use of disinfectants has become necessary when the number of bacteria is high and it is likely to progress to wound infection, or when bacteria enter the inside of tissues and cause actual damage to the host.
創傷被覆ガラス繊維は、患者の自然治癒力が低い場合であっても、カルシウムやボロンなどのイオンが細胞増殖やコラーゲンの再生、血管新生を促進し、創傷治癒の促進が期待できる。また、ボロンイオンによる細菌の臨界的定着、感染を防止する効果も期待できる。 Wound-covering glass fibers can be expected to promote wound healing by promoting ions such as calcium and boron to promote cell proliferation, collagen regeneration and angiogenesis even when the patient's natural healing power is low. In addition, the effect of preventing the critical colonization of bacteria and infection by boron ions can be expected.
しかし、ガラスからアルカリ金属イオンやアルカリ土類金属イオンが溶出するため、創面のｐＨがアルカリ性（９程度）になってしまう。本発明は、上記事情に鑑みなされたものであり、細胞の遊走や増殖に必要な湿潤環境を提供し、ガラスから溶出したアルカリ金属イオンやアルカリ土類金属イオンによるｐＨ上昇を十分抑制でき、カルシウムやボロンなどのイオンを創面に供給する事で創傷治癒プロセスを促進するとともに、創面への細菌の臨界的定着、感染を防止するための殺菌性を有する創傷被覆材を提供することを目的とする。 However, since alkali metal ions and alkaline earth metal ions are eluted from the glass, the pH of the wound surface becomes alkaline (about 9). The present invention has been made in view of the above circumstances, provides a humid environment necessary for cell migration and proliferation, and can sufficiently suppress pH increase due to alkali metal ions and alkaline earth metal ions eluted from glass, calcium It is an object of the present invention to provide a wound dressing material having a bactericidal property for promoting the wound healing process by supplying ions such as boron and boron to the wound surface as well as critical colonization of bacteria on the wound surface and prevention of infection. ..
創面ｐＨの上昇を抑える方法として、カルボン酸やスルホ酸、ヒドロキシ酸などの種々の有機酸や酸性多糖類を豊富に含んだ有機化合物を創傷被覆ガラス繊維と一緒に用いる方法が挙げられる。しかし、これらの有機酸や酸性多糖類を豊富に含む有機化合物は、乾燥させてシート状に成形すると柔軟性が無い為、創傷被覆材の部材として適さないことが分かった。また有機化合物シートが水分を含んだゲル状態であれば柔軟性を有するが、創傷被覆ガラスと一体化させると、保管中にガラス成分がゲル中に溶出し、創面に使用する際に効果的な溶出挙動が得られない。 As a method for suppressing the increase in the wound surface pH, a method of using various organic acids such as carboxylic acid, sulfonic acid, hydroxy acid and an organic compound rich in acidic polysaccharide together with the wound-covering glass fiber can be mentioned. However, it has been found that these organic compounds rich in organic acids and acidic polysaccharides have no flexibility when dried and formed into a sheet, and thus are not suitable as a member of a wound dressing. In addition, the organic compound sheet has flexibility if it is in a gel state containing water, but when it is integrated with the wound-covering glass, the glass component is eluted into the gel during storage and is effective when used on the wound surface. No elution behavior is obtained.
そこで本発明者は、有機酸や酸性多糖類を含む有機化合物を繊維状にして使用することにより、上記課題を解決できることを見出した。 Therefore, the present inventor has found that the above problems can be solved by using an organic compound containing an organic acid or an acidic polysaccharide in a fibrous form.
即ち、本発明の創傷被覆材は、水溶性又は親水性の有機繊維で構成される有機繊維層と、ガラス構成成分としてＢ２Ｏ３とＣａＯを含有するガラス繊維で構成されるガラス繊維層とが積層された繊維積層体であって、有機繊維が有機酸または酸性多糖類を含有することを特徴とする。ここで「水溶性又は親水性の有機繊維」とは、創面から流出した血液あるいは滲出液を吸収して膨潤し、ゲル化する性質を有する有機化合物を指す。「有機酸」とはカルボキシル基、スルホ基、ヒドロキシ基などの官能基を有し、水溶液のｐＨを酸性にする作用を有する有機化合物を指す。また「酸性多糖類」とはグルコースやマンノース等の単糖がつながった構造を有し、水を吸収してゲル化し、酸性を示す炭水化物を指す。これらの有機化合物は、いずれもガラスから溶出したアルカリ金属、アルカリ土類金属イオンによるｐＨ上昇を抑制する、いわゆるｐＨ調整剤としての機能を有する。 That is, the wound dressing of the present invention comprises an organic fiber layer composed of water-soluble or hydrophilic organic fibers, and a glass fiber layer composed of glass fibers containing B 2 O 3 and CaO as glass constituents. Is a laminated fiber laminate, wherein the organic fiber contains an organic acid or an acidic polysaccharide. Here, the “water-soluble or hydrophilic organic fiber” refers to an organic compound having a property of absorbing blood or exudate flowing out from the wound surface, swelling, and gelling. The “organic acid” refers to an organic compound having a functional group such as a carboxyl group, a sulfo group and a hydroxy group and having an action of making the pH of an aqueous solution acidic. The "acidic polysaccharide" refers to a carbohydrate that has a structure in which monosaccharides such as glucose and mannose are linked, absorbs water, gels, and exhibits acidity. All of these organic compounds have a function as a so-called pH adjusting agent that suppresses a pH increase due to alkali metal or alkaline earth metal ions eluted from glass.
上記構成を有する本発明の創傷被覆材は、生体適合性を有する。また、有機繊維は創面から流出する血液あるいは滲出液を吸収して膨潤し、ゲル化する。このような有機ゲルは、共有結合やイオン結合、水素結合、分子間力によって架橋された三次元的な架橋構造を構築し、構造内に水分を保持し、滲出液の量が少なくても湿潤環境を構築しやすい。 The wound dressing material of the present invention having the above structure has biocompatibility. Further, the organic fiber absorbs blood or exudate flowing out from the wound surface, swells and gels. Such an organic gel builds a three-dimensional crosslinked structure that is crosslinked by covalent bonds, ionic bonds, hydrogen bonds, and intermolecular forces, retains moisture in the structure, and wets even if the amount of exudate is small. Easy to build environment.
さらに有機繊維は、ガラスから溶出したアルカリ金属イオンやアルカリ土類金属イオンによるｐＨ上昇を抑制可能な有機酸や酸性多糖類を含有している。また本発明の創傷被覆材は、未使用時に、この有機繊維をゲル化させない状態で含むため、保管中にガラス成分が溶出することを防ぐことが出来る。さらに繊維体であるため、有機酸や酸性多糖類の含有率が高くても、創傷被覆材の部材として必要な柔軟性を有している。 Furthermore, the organic fiber contains an organic acid or an acidic polysaccharide capable of suppressing a pH increase due to alkali metal ions or alkaline earth metal ions eluted from the glass. Further, since the wound dressing of the present invention contains the organic fiber in a state where it is not gelled when it is not used, it is possible to prevent the glass component from being eluted during storage. Furthermore, since it is a fibrous body, it has the flexibility required as a member of a wound dressing even if the content of organic acids and acidic polysaccharides is high.
またガラス構成成分としてＢ２Ｏ３とＣａＯを含有するガラス繊維は、血液あるいは滲出液に溶解して、細胞の栄養素となるＣａ（カルシウム）や細菌に対して殺菌効果を有するＢ（ホウ素）を溶出する。このようなイオンは有機ゲル中に拡散して創面に供給され、創傷治癒プロセスの促進と、創面への細菌の臨界的定着や感染を防止するための殺菌性の付与が可能になる。本発明の創傷被覆材は、これらの効果が相まって創傷を早期に治癒させることができる。 Further, glass fibers containing B 2 O 3 and CaO as glass constituents dissolve B (boron), which is dissolved in blood or exudate and has a bactericidal effect on Ca (calcium) that is a nutrient of cells and bacteria. Elute. Such ions are diffused in the organic gel and supplied to the wound surface, which makes it possible to accelerate the wound healing process and impart bactericidal properties to prevent critical colonization and infection of bacteria on the wound surface. The wound dressing of the present invention can heal a wound early by combining these effects.
本発明においては、水溶性又は親水性の有機繊維が、カルボキシル基、スルホ基、ヒドロキシ基からなる群より選ばれる少なくとも一つの官能基を有する有機酸または酸性多糖類を含有することが好ましい。 In the present invention, the water-soluble or hydrophilic organic fiber preferably contains an organic acid or acidic polysaccharide having at least one functional group selected from the group consisting of a carboxyl group, a sulfo group and a hydroxy group.
上記構成を採用すれば、ガラス繊維から溶出した種々のイオンを介した強力な架橋構造を有するゲルが形成され、創面の湿潤環境を長期間維持することが出来る。 If the above configuration is adopted, a gel having a strong cross-linking structure via various ions eluted from the glass fiber is formed, and the moist environment of the wound surface can be maintained for a long time.
本発明においては、水溶性又は親水性の有機繊維が、ペクチン、カラヤガム、アラビアガム、キサンタンガム、ジェランガム、寒天、トラガントガム、クエン酸、リンゴ酸、コハク酸、グリコール酸、酒石酸、リン酸、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、スルホン酸、ヒアルロン酸、メタクリル酸、マレイン酸、フタル酸、アジピン酸からなる群より選ばれる少なくとも一種の有機酸又は酸性多糖類を含有することが好ましい。 In the present invention, water-soluble or hydrophilic organic fibers, pectin, karaya gum, gum arabic, xanthan gum, gellan gum, agar, tragacanth gum, citric acid, malic acid, succinic acid, glycolic acid, tartaric acid, phosphoric acid, polylactic acid, It is preferable to contain at least one organic acid or acidic polysaccharide selected from the group consisting of polyglycolic acid, sulfonic acid, hyaluronic acid, methacrylic acid, maleic acid, phthalic acid and adipic acid.
本発明においては、水溶性又は親水性の有機繊維が、質量％で、２０〜８０％のペクチン、０．１〜２５％のクエン酸を含有することが好ましい。 In the present invention, the water-soluble or hydrophilic organic fiber preferably contains, by mass%, 20 to 80% pectin and 0.1 to 25% citric acid.
本発明においては、水溶性又は親水性の有機繊維が、１ｇ分の有機繊維を無機イオン濃度の理論値がＮａ＋が１４２．０ｍＭ、Ｋ＋が５．０ｍＭ、Ｍｇ２＋が１．５ｍＭ、Ｃａ２＋が２．５ｍＭ、Ｃｌ−が１４８．８ｍＭ、ＨＰＯ４−が１．０ｍＭとなるように調整された３７℃、５０ｍｌの擬似体液中に１６時間浸漬した場合、水溶液のｐＨが７．０以下となることが好ましい。 In the present invention, the water-soluble or hydrophilic organic fiber has a theoretical value of inorganic ion concentration of 12.0 g of the organic fiber of 142.0 mM for Na + , 5.0 mM for K + , 1.5 mM for Mg 2+ , and Ca. When immersed in 50 ml of simulated body fluid at 37° C. adjusted to have 2+ of 2.5 mM, Cl − of 148.8 mM and HPO 4 − of 1.0 mM, the pH of the aqueous solution is 7.0 or less. It is preferable that
上記構成を採用すれば、ガラスからのアルカリ金属、アルカリ土類金属イオンの溶出に伴う創面のｐＨ上昇を効果的に抑制することが出来る。 本発明においては、ガラス繊維が、酸化物換算の質量％で、ＳｉＯ２ ５〜７０％、Ｂ２Ｏ３ ５〜４０％、ＣａＯ １〜５０％を含有するガラスからなることが好ましい。 By adopting the above configuration, it is possible to effectively suppress the increase in pH of the wound surface due to the elution of alkali metal or alkaline earth metal ions from the glass. In the present invention, glass fibers, in mass% of oxide equivalent, SiO 2 5~70%, B 2 O 3 5~40%, preferably made of glass containing 1 to 50% CaO.
上記構成を採用すれば、創傷治療を促進するＣａやＢを十分に創傷面に供給することができる。 If the above configuration is adopted, Ca and B that promote wound treatment can be sufficiently supplied to the wound surface.
本発明においては、ガラス繊維が、酸化物換算の質量％で、さらにＭｇＯ ０〜２０％、Ｎａ２Ｏ ０〜２０％、Ｋ２Ｏ ０〜４０％、Ｐ２Ｏ５ ０〜２０％を含有するガラスからなることが好ましい。 In the present invention, containing glass fibers, in mass% of oxide equivalent, further 0~20% MgO, Na 2 O 0~20 %, K 2 O 0~40%, the P 2 O 5 0 to 20% It is preferably made of glass.
本発明においては、ガラス繊維の比表面積が０．０１ｍ２／ｇ以上である事が好ましい。ここで、「比表面積」とは、測定対象のサンプルを、０．０５Ｔｏｒｒ以下の真空下において３００℃の温度で３時間以上乾燥させ、その後、液体窒素温度における窒素の吸着側のみの吸着等温線を測定し、該吸着等温線をＢＥＴ法により解析して求めた値を意味する。 In the present invention, the specific surface area of the glass fiber is preferably 0.01 m 2 /g or more. Here, the “specific surface area” means that the sample to be measured is dried at a temperature of 300° C. for 3 hours or more under a vacuum of 0.05 Torr or less, and thereafter, the adsorption isotherm of only the adsorption side of nitrogen at the liquid nitrogen temperature. Is measured and the adsorption isotherm is analyzed by the BET method.
本発明においては、ガラス繊維が、３００〜５００μｍの粒度に分級された密度×０．２５６重量分のガラス粉末を、無機イオン濃度の理論値がＮａ＋が１４２．０ｍＭ、Ｋ＋が５．０ｍＭ、Ｍｇ２＋が１．５ｍＭ、Ｃａ２＋が２．５ｍＭ、Ｃｌ−が１４８．８ｍＭ、ＨＰＯ４−が１．０ｍＭとなるように調整された３７℃、６０ｍｌの擬似体液中に２日間浸漬し、１回／日の撹拌を行った溶出試験において、擬似体液中のＢ濃度が０．１〜７０ｍＭかつＣａ濃度が３〜２０ｍＭとなることが好ましい。ここで「密度×０．２５６重量分のガラス」とは、例えば密度が２．６ｇ／ｃｍ３のガラスの場合、２．６ｇ×０．２５６＝０．６６５６ｇ分のガラスであることを意味する。 In the present invention, the glass fiber has a density of 0.256 weight of glass powder classified into a particle size of 300 to 500 μm, the theoretical value of the inorganic ion concentration of Na + is 142.0 mM, and K + is 5.0 mM. , Mg 2+ is 1.5 mM, Ca 2+ is 2.5 mM, Cl − is 148.8 mM, and HPO 4 − is adjusted to be 1.0 mM. In the dissolution test with stirring once a day, it is preferable that the simulated body fluid has a B concentration of 0.1 to 70 mM and a Ca concentration of 3 to 20 mM. Here, "glass having a density of 0.256 weight" means, for example, a glass having a density of 2.6 g/cm 3 is 2.6 g×0.256=0.656 g. ..
本発明においては、ガラス繊維の平均繊維径が１００ｎｍ〜１０μｍであることが好ましい。ここで、「平均繊維径」とは、走査型電子顕微鏡を用いてガラス繊維の二次電子像または反射電子像を撮像し、走査型電子顕微鏡の測長機能を用いて５０本のガラス繊維の直径を測定して求めた平均値を意味する。 In the present invention, the average fiber diameter of the glass fibers is preferably 100 nm to 10 μm. Here, the "average fiber diameter" means that the secondary electron image or the backscattered electron image of the glass fiber is picked up using a scanning electron microscope, and the length measurement function of the scanning electron microscope is used to measure 50 glass fibers. It means the average value obtained by measuring the diameter.
上記構成を採用すれば、創傷治療を促進するＣａやＢを十分に創傷面に供給することができる。 If the above configuration is adopted, Ca and B that promote wound treatment can be sufficiently supplied to the wound surface.
本発明においては、有機繊維層とガラス繊維層とが交互に積層された３層以上の繊維積層体であることが好ましい。 In the present invention, it is preferable that the fiber laminate has three or more layers in which organic fiber layers and glass fiber layers are alternately laminated.
本発明においては、繊維積層体の創面側が有機繊維層で構成されていることが好ましい。 In the present invention, it is preferable that the wound surface side of the fiber laminate is composed of an organic fiber layer.
上記構成を採用すれば、ゲル層が創面側に形成される為、湿潤環境を構築しやすい。 If the above configuration is adopted, the gel layer is formed on the wound surface side, so that a wet environment can be easily constructed.
本発明においては、繊維積層体が創面側となる第一の表面と、創面とは反対側となる第二の表面を有し、第一の表面上にハイドロゲルを形成可能な有機化合物で構成されるハイドロゲル層が設けられていることが好ましい。 In the present invention, the fiber laminate has a first surface on the wound surface side and a second surface on the opposite side to the wound surface, and is composed of an organic compound capable of forming a hydrogel on the first surface. It is preferable that a hydrogel layer is provided.
上記構成を採用すれば、有機繊維やガラス繊維が直接創面に接触し、初期ｐＨが極端に低下したり、上昇したりする事を防ぐことが出来る。 By adopting the above configuration, it is possible to prevent the initial pH from extremely lowering or rising due to direct contact of the organic fiber or the glass fiber with the wound surface.
本発明においては、ハイドロゲルを形成可能な有機化合物が、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリエチレンオキシド、ポリエチレングリコールからなる群より選ばれる少なくとも一種を含有することが好ましい。 In the present invention, the organic compound capable of forming a hydrogel preferably contains at least one selected from the group consisting of polyvinyl alcohol, polyvinylpyrrolidone, polyethylene oxide and polyethylene glycol.
本発明においては、ハイドロゲルを形成可能な有機化合物が質量％で、８０％以上のポリビニルアルコールを含有することが好ましい。 In the present invention, it is preferable that the organic compound capable of forming a hydrogel is mass% and contains 80% or more of polyvinyl alcohol.
本発明においては、繊維積層体が、質量％で、２０〜８０％の有機繊維と、１０〜６０％のガラス繊維を含有することが好ましい。 In the present invention, the fiber laminate preferably contains 20 to 80% by mass of organic fibers and 10 to 60% of glass fibers by mass.
本発明においては、２３０ｍｇ分の繊維積層体を、無機イオン濃度の理論値がＮａ＋が１４２．０ｍＭ、Ｋ＋が５．０ｍＭ、Ｍｇ２＋が１．５ｍＭ、Ｃａ２＋が２．５ｍＭ、Ｃｌ−が１４８．８ｍＭ、ＨＰＯ４−が１．０ｍＭとなるように調整された３７℃、４３ｍｌの擬似体液中に１６時間浸漬した溶出試験において、擬似体液中のＢ濃度が０．１〜７０ｍＭかつＣａ濃度が３．０〜２０ｍＭとなることが好ましい。 In the present invention, the theoretical value of the inorganic ion concentration of 230 mg of fiber laminate is 142.0 mM for Na + , 5.0 mM for K + , 1.5 mM for Mg 2+ , 2.5 mM for Ca 2+ , and Cl −. There 148.8mM, HPO 4- is 37 ° C. which is adjusted to be 1.0 mM, in the elution test was immersed 16 hours in simulated body fluid of 43 ml, B concentration in the simulated body fluid is 0.1~70mM and Ca The concentration is preferably 3.0 to 20 mM.
上記構成を採用すれば、創傷治療を促進するＣａやＢを十分に創傷面に供給することができる。 If the above configuration is adopted, Ca and B that promote wound treatment can be sufficiently supplied to the wound surface.
本発明においては、７８ｍｇ分の試料に、無機イオン濃度の理論値がＮａ＋が１４２．０ｍＭ、Ｋ＋が５．０ｍＭ、Ｍｇ２＋が１．５ｍＭ、Ｃａ２＋が２．５ｍＭ、Ｃｌ−が１４８．８ｍＭ、ＨＰＯ４−が１．０ｍＭとなるように調整された３７℃、０．４ｍｌの擬似体液を滴下し、１６時間含浸させた溶出試験において、試料の表面ｐＨが８．７以下となることが好ましい。 In the present invention, the theoretical value of the inorganic ion concentration in a sample of 78 mg is 142.0 mM for Na + , 5.0 mM for K + , 1.5 mM for Mg 2+ , 2.5 mM for Ca 2+ , and 148 for Cl − . The surface pH of the sample becomes 8.7 or less in the dissolution test in which 0.4 ml of simulated body fluid at 37° C. adjusted to have a concentration of 0.8 mM and 1.0 mM of HPO 4- is added dropwise and impregnated for 16 hours. It is preferable.
上記構成を採用すれば、湿潤環境を構築しやすく、ｐＨの上昇を抑制しやすく、さらに創傷治療を促進するＣａやＢを十分に創傷面に供給することができる。 By adopting the above configuration, it is possible to easily provide a moist environment, suppress an increase in pH, and further supply Ca or B that promotes wound healing to the wound surface sufficiently.
本発明においては、繊維積層体の第二の表面上に、水分非吸収部材が設けられていることが好ましい。 In the present invention, it is preferable that a moisture non-absorbing member is provided on the second surface of the fiber laminate.
本発明においては、水分非吸収部材の周縁部が繊維積層体から食みだすように、水分非吸収部材が繊維積層体の第二の表面上に設けられていることが好ましい。 In the present invention, the moisture non-absorbing member is preferably provided on the second surface of the fiber laminate so that the peripheral edge of the moisture non-absorbing member protrudes from the fiber laminate.
上記構成を採用すれば、血液や滲出液を創面に留めることが容易になる。 If the above configuration is adopted, it becomes easy to retain blood and exudate on the wound surface.
本発明においては、粘着剤層と支持層を含むポリマーフィルムからなることが好ましい。 In the present invention, it is preferably composed of a polymer film including an adhesive layer and a support layer.
本発明においては、ポリマーフィルムが、ポリウレタン、ポリプロピレン、ポリイソブチレン、ポリイソプレン、ポリスチレン、ポリブチレンテレフタレートからなる群より選ばれる少なくとも一種の支持層と、アクリル系粘着剤、ウレタン系粘着剤、シリコーン系粘着剤からなる群より選ばれる少なくとも一種の粘着剤層とで構成されることが好ましい。 In the present invention, the polymer film, at least one support layer selected from the group consisting of polyurethane, polypropylene, polyisobutylene, polyisoprene, polystyrene, polybutylene terephthalate, an acrylic adhesive, a urethane adhesive, a silicone adhesive It is preferably composed of at least one pressure-sensitive adhesive layer selected from the group consisting of agents.
上記構成を採用すれば、繊維積層体を皮膚に固定するのに十分な粘着力を得ることが容易になる。 If the above configuration is adopted, it becomes easy to obtain sufficient adhesive force for fixing the fiber laminate to the skin.
また本発明の創傷被覆材の製造方法は、水溶性又は親水性の有機繊維と、ガラス構成成分としてＢ２Ｏ３とＣａＯを含有するガラス繊維を積層し、圧縮して、不織布状の繊維積層体に成形する工程を有することが好ましい。 In addition, the method for producing a wound dressing of the present invention comprises laminating a water-soluble or hydrophilic organic fiber and a glass fiber containing B 2 O 3 and CaO as glass constituents, compressing the nonwoven fabric, and laminating a nonwoven fabric. It is preferable to have a step of shaping into a body.
本発明においては、繊維積層体の一方の表面上に、さらにハイドロゲルを形成可能な有機繊維を配置した後、積層することが好ましい。 In the present invention, it is preferable that an organic fiber capable of forming a hydrogel is further arranged on one surface of the fiber laminate and then laminated.
本発明の方法においては、繊維積層体の他方の表面に、さらに水分非吸収部材を積層することが好ましい。 In the method of the present invention, it is preferable to further laminate a moisture non-absorbing member on the other surface of the fiber laminate.
以下、本発明の創傷被覆材について詳述する。図１は本発明の創傷被覆材の一実施態様を示している。図中、１は有機繊維層、２はガラス繊維層を表している。ただし本発明の創傷被覆材は、図１の実施態様に限定されるものではなく、例えば、有機繊維層とガラス繊維層が交互に合計３層以上積層されている様な形態や、ガラス繊維層が創面側となり、有機繊維が創面とは反対側（外気側）となる様な形態も取り得る。 Hereinafter, the wound dressing of the present invention will be described in detail. FIG. 1 shows one embodiment of the wound dressing of the present invention. In the figure, 1 is an organic fiber layer and 2 is a glass fiber layer. However, the wound dressing of the present invention is not limited to the embodiment of FIG. 1, and for example, a form in which a total of three or more organic fiber layers and glass fiber layers are alternately laminated, or a glass fiber layer is used. May be the wound surface side, and the organic fiber may be on the side opposite to the wound surface (outside air side).
図１の創傷被覆材は、創面側から有機繊維層１、ガラス繊維層２の順番で積層されている。また有機繊維層とガラス繊維層は、共に不織布状であり、両層の界面では有機繊維とガラス繊維が絡み合っている。ここで「不織布」とは、多数の繊維が不規則に絡み合っており、シート状又は布状に成形された綿状体の圧縮体を指す。有機繊維は、血液や滲出液と接触することによってゲル化し、創面に湿潤環境を構築する。また、有機繊維を通過した血液や滲出液はガラス繊維に吸収され、細胞の栄養素となるＣａ（カルシウム）や、細菌に対して殺菌効果を有するＢ（ホウ素）を溶出する。ＣａやＢはゲル化した有機繊維を介して創面に供給され、創傷治癒プロセスの促進と、創面への細菌の臨界的定着や感染を防止するための殺菌性の付与が可能になる。さらに、有機繊維中の有機酸や酸性多糖類はｐＨ調整剤として機能し、ガラスから溶出したアルカリ金属、アルカリ土類金属イオンによる創面のｐＨ上昇を抑制する。 The wound dressing of FIG. 1 has an organic fiber layer 1 and a glass fiber layer 2 laminated in this order from the wound surface side. The organic fiber layer and the glass fiber layer are both non-woven fabrics, and the organic fiber and the glass fiber are intertwined at the interface between both layers. Here, the “nonwoven fabric” refers to a cotton-like compressed body in which a large number of fibers are irregularly entangled and formed into a sheet or cloth. Organic fibers gel when contacted with blood or exudate, creating a moist environment on the wound surface. Further, blood or exudate that has passed through the organic fiber is absorbed by the glass fiber and elutes Ca (calcium), which is a nutrient for cells, and B (boron), which has a bactericidal effect on bacteria. Ca and B are supplied to the wound surface via the gelled organic fibers, which makes it possible to accelerate the wound healing process and impart bactericidal properties to prevent critical colonization and infection of bacteria on the wound surface. Furthermore, the organic acid or acidic polysaccharide in the organic fiber functions as a pH adjuster, and suppresses the pH increase on the wound surface due to the alkali metal and alkaline earth metal ions eluted from the glass.
（１）有機繊維層
本発明の創傷被覆材において、有機繊維層１は、水溶性又は親水性の有機繊維で構成される。より具体的には水溶性又は親水性の有機繊維の不織布体で構成される。繊維状の有機化合物を採用することにより、血液や滲出液の流通が容易になる。また創傷被覆材に柔軟性を与えることができる。
(1) Organic fiber layer In the wound dressing of the present invention, the organic fiber layer 1 is composed of water-soluble or hydrophilic organic fiber. More specifically, it is composed of a nonwoven fabric of water-soluble or hydrophilic organic fibers. By adopting a fibrous organic compound, blood and exudate can be easily distributed. It can also provide flexibility to the wound dressing.
有機繊維は血液や滲出液と接触することによってゲル化し、創面の湿潤環境構築を可能とするものである。また有機繊維は、糖濃度やｐＨ、金属イオン濃度など特定の条件下で架橋構造を形成したり、ガラス繊維から溶出したイオンを介した強力な架橋構造を構築する事も可能である。このような強力な架橋構造が形成されると水中でも比較的安定なゲルとなり、水溶性または親水性の有機化合物を主成分とするにもかかわらず、ゲル化後もある一定期間溶解しない。結果として、湿潤環境を長期間維持できる。 Organic fibers gel when contacted with blood or exudate, enabling a moist environment on the wound surface. The organic fiber can also form a crosslinked structure under specific conditions such as sugar concentration, pH, and metal ion concentration, or can build a strong crosslinked structure via ions eluted from the glass fiber. When such a strong cross-linked structure is formed, the gel becomes relatively stable in water, and it does not dissolve for a certain period even after gelation, even though it contains a water-soluble or hydrophilic organic compound as a main component. As a result, a moist environment can be maintained for a long time.
また有機繊維は、種々の有機酸や酸性多糖類を含有する。有機酸や酸性多糖類は食品や化粧品、トイレタリーやオーラルケア、薬品、医療品等のｐＨ調整やゲル化剤として広く利用されており、人体に対する安全性が高い。このような有機酸や酸性多糖類は、創面のｐＨを低下させるｐＨ調整剤としての働きを有し、ガラス繊維から溶出したアルカリ金属イオンやアルカリ土類金属イオンによるｐＨ上昇を抑制する。 Further, the organic fiber contains various organic acids and acidic polysaccharides. Organic acids and acidic polysaccharides are widely used as pH adjusters and gelling agents for foods, cosmetics, toiletries, oral care, medicines, medical products, etc., and are highly safe for the human body. Such an organic acid or acidic polysaccharide has a function as a pH adjuster for lowering the pH of the wound surface, and suppresses an increase in pH due to alkali metal ions or alkaline earth metal ions eluted from the glass fiber.
本発明の創傷被覆材においては、有機繊維がカルボキシル基、スルホ基、ヒドロキシ基からなる群より選ばれる少なくとも一つの官能基を有する有機酸または酸性多糖類を含有することが好ましい。このような官能基を有する有機酸は、カルボン酸、スルホン酸、ヒドロキシ酸などがあり、水に溶解して酸性を示す。また、前述の官能基を有する多糖類には、植物由来（種子や樹液、果実等）、海藻由来、そして微生物由来の天然高分子があり、水を吸収してゲル化し、その表面ｐＨは弱酸性を示す。これらの有機化合物を採用すれば、創面の湿潤環境構築と、ｐＨ上昇抑制を両立することが容易になる。 In the wound dressing material of the present invention, the organic fiber preferably contains an organic acid or acidic polysaccharide having at least one functional group selected from the group consisting of a carboxyl group, a sulfo group and a hydroxy group. Organic acids having such a functional group include carboxylic acid, sulfonic acid, and hydroxy acid, which are acidic when dissolved in water. Further, the above-mentioned polysaccharides having a functional group include natural polymers derived from plants (seed, sap, fruit, etc.), seaweed, and microorganisms, which absorb water to form gels, and their surface pH is weak. Shows acidity. By adopting these organic compounds, it is easy to achieve both the establishment of a moist environment on the wound surface and the suppression of pH rise.
本発明の創傷被覆材においては、有機繊維がペクチン、カラヤガム、アラビアガム、キサンタンガム、ジェランガム、寒天、トラガントガム、クエン酸、リンゴ酸、コハク酸、グリコール酸、酒石酸、リン酸、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、スルホン酸、ヒアルロン酸、メタクリル酸、マレイン酸、フタル酸、アジピン酸からなる群より選ばれる少なくとも一種を含有することが好ましい。これらの有機化合物を含有することによって、創面の湿潤環境を構築しやすく、しかもガラス繊維から溶出したアルカリ金属イオンやアルカリ土類金属イオンによるｐＨ上昇を効果的に抑制できる。 In the wound dressing of the present invention, organic fibers are pectin, karaya gum, gum arabic, xanthan gum, gellan gum, agar, tragacanth gum, citric acid, malic acid, succinic acid, glycolic acid, tartaric acid, phosphoric acid, polylactic acid, polyglycolic acid. It is preferable to contain at least one selected from the group consisting of sulfonic acid, hyaluronic acid, methacrylic acid, maleic acid, phthalic acid and adipic acid. By containing these organic compounds, it is possible to easily construct a moist environment on the wound surface, and it is possible to effectively suppress a pH increase due to alkali metal ions or alkaline earth metal ions eluted from the glass fiber.
本発明の創傷被覆材においては、有機繊維がペクチンとクエン酸を含有することが好ましい。 In the wound dressing of the present invention, the organic fiber preferably contains pectin and citric acid.
ペクチンは、柑橘系またはリンゴ系由来の天然多糖類であり、カルボキシル基を持つガラクチュロン酸とカルボキシル基がメチルエステル化されたガラクチュロン酸メチルエステルが直鎖状に結合した構造をしている。ペクチンは水分を吸収してゲル化し、創面の湿潤環境を構築する働きがある。またゲルの表面ｐＨは弱酸性となるため、長期間ｐＨを低下させる働きを有する。ペクチンの含有量は、質量％で２０〜８０％、２２〜６８％、２８〜５７％、３２〜５０％、特に３５〜４５％であることが好ましい。ペクチンの含有量が多すぎると、水溶液の粘度が高くなりすぎてしまい、乾式紡糸法によって繊維に成形する事が困難になる。ペクチンの含有量が少なすぎると安定なゲルが形成されにくく、湿潤環境を構築する事が難しくなる。また、ガラス繊維から溶出するアルカリ金属イオンやアルカリ土類金属イオンによって、長期的にｐＨが上昇しやすくなる。 Pectin is a natural polysaccharide derived from citrus or apple, and has a structure in which galacturonic acid having a carboxyl group and galacturonic acid methyl ester in which the carboxyl group is methyl ester are linearly bonded. Pectin absorbs water and gels, and has a function of constructing a moist environment on the wound surface. Further, since the surface pH of the gel is weakly acidic, it has a function of lowering the pH for a long period of time. The content of pectin is preferably 20 to 80%, 22 to 68%, 28 to 57%, 32 to 50%, and more preferably 35 to 45% by mass. When the content of pectin is too large, the viscosity of the aqueous solution becomes too high, which makes it difficult to form a fiber by the dry spinning method. If the content of pectin is too small, a stable gel is difficult to form, and it becomes difficult to construct a moist environment. In addition, the pH is likely to increase for a long period of time due to the alkali metal ions or alkaline earth metal ions eluted from the glass fiber.
クエン酸は、カルボキシル基を３個有する弱酸の有機酸で、食品添加物として多用される。クエン酸は水に溶解しやすく、短期的にｐＨを低下させる効果が大きい。クエン酸の含有量は、質量％で０．１〜２５％、０．５〜２０％、１〜１５％、特に３〜８％であることが好ましい。クエン酸の含有量が少なすぎると、ガラス繊維から溶出したアルカリ金属イオンやアルカリ土類金属イオンによって、短期的にｐＨが上昇しやすくなる。クエン酸の含有量が多すぎると、短期的にｐＨが低下しすぎることがあり、創傷治癒に悪影響が出る可能性がある。 Citric acid is a weak acid organic acid having three carboxyl groups and is often used as a food additive. Citric acid is easily dissolved in water and has a large effect of lowering the pH in the short term. The content of citric acid is preferably 0.1 to 25%, 0.5 to 20%, 1 to 15%, and particularly 3 to 8% by mass. If the content of citric acid is too low, the pH tends to rise in the short term due to alkali metal ions or alkaline earth metal ions eluted from the glass fiber. If the citric acid content is too high, the pH may drop too much in the short term, which may adversely affect wound healing.
本発明の創傷被覆材において、有機繊維は、１ｇ分の有機繊維を無機イオン濃度の理論値がＮａ＋が１４２．０ｍＭ、Ｋ＋が５．０ｍＭ、Ｍｇ２＋が１．５ｍＭ、Ｃａ２＋が２．５ｍＭ、Ｃｌ−が１４８．８ｍＭ、ＨＰＯ４−が１．０ｍＭとなるように調整された３７℃、５０ｍｌの擬似体液中に１６時間浸漬した場合、水溶液のｐＨが７．０以下となることが好ましい。水溶液のｐＨが７．０より高い場合、ガラス繊維から溶出したアルカリ金属イオンやアルカリ土類金属イオンによるｐＨ上昇を抑制しにくくなる。 In the wound dressing of the present invention, 1 g of organic fiber has a theoretical value of inorganic ion concentration of 142.0 mM for Na+, 5.0 mM for K+, 1.5 mM for Mg2+, 2.5 mM for Ca2+, and Cl for organic fiber. The pH of the aqueous solution is preferably 7.0 or less when immersed in 50 ml of a simulated body fluid at 37° C. adjusted so that − is 148.8 mM and HPO 4 − is 1.0 mM. When the pH of the aqueous solution is higher than 7.0, it becomes difficult to suppress the increase in pH due to the alkali metal ions or alkaline earth metal ions eluted from the glass fiber.
なお有機繊維には、創傷治癒促進のために少量の薬理学的活性成分を含有させることができる。例えば成長因子（例えばＴＧＦ、ｂＦＧＦ、ＰＤＧＦ、ＥＧＦ）、抗生物質（例えばグルコン酸クロルヘキシジン、塩化ベンザルコニウム、塩化ベンゼニトウム、サルファ剤）、消毒剤（例えばポピドン、ヨード）、抗炎症剤（例えばヒドコロルチゾン、トリアムシノロン・アセトニド）、皮膚保護材（例えば酸化亜鉛）などを配合することができる。 The organic fiber may contain a small amount of a pharmacologically active ingredient for promoting wound healing. For example, growth factors (eg, TGF, bFGF, PDGF, EGF), antibiotics (eg, chlorhexidine gluconate, benzalkonium chloride, benzenitium chloride, sulfa drugs), antiseptics (eg, povidone, iodine), anti-inflammatory agents (eg, hydrocortisone, triamcinolone). -Acetonide), a skin protection material (for example, zinc oxide) and the like can be added.
（２）ガラス繊維層
ガラス繊維層２は、ガラス構成成分としてＢ２Ｏ３とＣａＯを含有するガラス繊維で構成される。より具体的にはガラス構成成分としてＢ２Ｏ３とＣａＯを含有するガラス繊維の不織布体で構成される。繊維状のガラス繊維を採用することにより、血液や滲出液の流通が容易になる。また創傷被覆材に柔軟性を与えることができる。
(2) Glass Fiber Layer The glass fiber layer 2 is composed of glass fibers containing B 2 O 3 and CaO as glass constituent components. More specifically, it is composed of a glass fiber non-woven fabric containing B 2 O 3 and CaO as glass constituents. The use of fibrous glass fibers facilitates circulation of blood and exudate. It can also provide flexibility to the wound dressing.
本発明の創傷被覆材において、ガラス繊維は、酸化物換算の質量％で、ＳｉＯ２ ５〜７０％、Ｂ２Ｏ３ ５〜４０％、ＣａＯ １〜５０％を含有するガラスからなることが好ましい。以下、各ガラス成分の作用と、その含有量を規定した理由を説明する。尚、各成分の含有範囲の説明において、％表示は質量％を指す。 In the wound dressing of the present invention, glass fibers, in mass% of oxide equivalent, SiO 2 5~70%, B 2 O 3 5~40%, preferably made of glass containing 1 to 50% CaO .. Hereinafter, the action of each glass component and the reason for defining the content will be described. In the description of the content range of each component,% indication means mass %.
ＳｉＯ２は、ガラス網目構造において、その骨格をなす成分である。また、ガラスの粘度を上昇させる成分である。ＳｉＯ２の含有量は５〜７０％、１０〜５０％、１５〜４５％、２５〜４５％、３０〜４３％、特に３３〜４３％が好ましい。ＳｉＯ２の含有量が多くなりすぎるとガラスの血液あるいは滲出液に対するガラスの溶解速度が低下する。また繊維化温度（１０１．０ｄＰａ・sの粘度に相当する温度）が高くなって繊維化するためのコストが増加する。ＳｉＯ２の含有量が少なすぎるとガラスの粘度が低下し、液相粘度が著しく低下して、ガラス繊維に成形した場合にガラスビーズ、ガラスフレーク等の混入量が増加する。 SiO 2 is a component forming the skeleton of the glass network structure. It is also a component that increases the viscosity of glass. The content of SiO 2 is preferably 5 to 70%, 10 to 50%, 15 to 45%, 25 to 45%, 30 to 43%, and particularly 33 to 43%. If the content of SiO 2 is too large, the dissolution rate of glass with respect to blood or exudate of glass decreases. Further, the fiberizing temperature (the temperature corresponding to the viscosity of 10 1.0 dPa·s) becomes high, and the cost for fiberizing increases. If the content of SiO 2 is too small, the viscosity of the glass lowers, the liquidus viscosity remarkably lowers, and the amount of glass beads, glass flakes, etc. mixed in when molded into glass fibers increases.
Ｂ２Ｏ３はＳｉＯ２と同様に、ガラス網目構造においてその骨格をなす成分であるが、ＳｉＯ２のようにガラスの溶融温度を高くすることはなく、むしろ溶融温度を低下させる働きがある。また、血液あるいは滲出液に溶出することにより、殺菌効果を発揮する成分である。Ｂ２Ｏ３の含有量は５〜４０％であり、１０〜３５％、１１〜３０％、１２〜２７％、特に１２〜２２％であることが好ましい。Ｂ２Ｏ３の含有量が少なすぎると創面への細菌の臨界的定着、感染を防止するための殺菌性を得ることができない。Ｂ２Ｏ３の含有量が多すぎるとガラスの溶解速度が極端に上昇し、頻繁に創傷被覆材を交換する必要が生じる。 Like SiO 2 , B 2 O 3 is a component that forms the skeleton of the glass network structure, but it does not raise the melting temperature of glass like SiO 2 , but rather acts to lower the melting temperature. In addition, it is a component that exerts a bactericidal effect by being dissolved in blood or exudate. The content of B 2 O 3 is 5 to 40%, preferably 10 to 35%, 11 to 30%, 12 to 27%, and particularly preferably 12 to 22%. If the content of B 2 O 3 is too small, critical colonization of bacteria on the wound surface and bactericidal property for preventing infection cannot be obtained. If the content of B 2 O 3 is too high, the melting rate of glass will be extremely increased, and it will be necessary to frequently replace the wound dressing.
ＣａＯはガラスの粘度を低下させる成分であり、また血液あるいは滲出液に溶出すると、細胞増殖を促進する効果を発揮する成分である。ＣａＯの含有量は１〜５０％であり、５〜４０％、８〜３５％、１０〜３０％、１５〜３０％、特に１５〜２５％であることが好ましい。ＣａＯの含有量が少なすぎると細胞増殖を促進する効果が得にくくなる。ＣａＯの含有量が多すぎると液相温度が高くなって、ガラス溶融時に失透し、均質なガラスを得にくくなる。 CaO is a component that reduces the viscosity of glass, and is a component that exhibits an effect of promoting cell growth when it is dissolved in blood or exudate. The content of CaO is 1 to 50%, preferably 5 to 40%, 8 to 35%, 10 to 30%, 15 to 30%, and particularly preferably 15 to 25%. If the content of CaO is too small, it becomes difficult to obtain the effect of promoting cell growth. When the content of CaO is too large, the liquidus temperature becomes high and the glass is devitrified during melting, and it becomes difficult to obtain a homogeneous glass.
またＳｉＯ２、Ｂ２Ｏ３及びＣａＯ以外にも、ＭｇＯ、Ｎａ２Ｏ、Ｋ２Ｏ及びＰ２Ｏ５を含むことが好ましい。 Further, in addition to SiO 2 , B 2 O 3 and CaO, it is preferable to contain MgO, Na 2 O, K 2 O and P 2 O 5 .
ＭｇＯは、ガラス原料を溶融し易くする融剤としての働きを有する成分であると同時に溶融温度の低下に非常に有効であり、溶融時にガラスの泡切れを良くし、均質なガラスを作るのに役立つ成分である。ＭｇＯの含有量は０〜２０％、０〜１０％、特に０．５〜８％が好ましい。ＭｇＯ含有量が多すぎるとガラスの粘度が低下したり、液相粘度が低くなったりすることから、ガラス繊維をメルトブロー法等の方法で作製する場合にはガラスビーズ、ガラスフレーク等の混入量が増加する。 MgO is a component that acts as a flux that facilitates melting of glass raw materials, and at the same time, it is very effective in lowering the melting temperature, which improves the breakage of glass during melting and makes a homogeneous glass. It is a useful ingredient. The MgO content is preferably 0 to 20%, 0 to 10%, and particularly preferably 0.5 to 8%. If the MgO content is too high, the viscosity of the glass will decrease and the liquidus viscosity will decrease. Therefore, when glass fibers are produced by a method such as a melt blow method, the amount of glass beads, glass flakes, etc. mixed in is too large. To increase.
Ｎａ２Ｏはガラスの粘度を低下させることによって、ガラスの溶融性や成形性を高める成分である。Ｎａ２Ｏの含有量は０〜２０％、１〜１５％、特に２〜１０％が好ましい。Ｎａ２Ｏの含有量が多すぎるとガラスの粘度が低下したり、液相粘度が著しく低くなったりすることから、ガラス繊維をメルトブロー法等の方法で作製する場合にはガラスビーズ、ガラスフレーク等の混入量が増加する。 Na 2 O is a component that lowers the viscosity of the glass and thereby enhances the meltability and moldability of the glass. The content of Na 2 O is preferably 0 to 20%, 1 to 15%, and particularly preferably 2 to 10%. If the content of Na 2 O is too high, the viscosity of the glass is lowered or the liquidus viscosity is significantly lowered. Therefore, when glass fibers are produced by a method such as a melt blow method, glass beads, glass flakes, etc. The mixed amount of is increased.
Ｋ２Ｏはガラスの粘度を低下させることによって、ガラスの溶融性や成形性を高める成分である。Ｋ２Ｏの含有量は０〜４０％、５〜３０％、７〜２０％、特に７〜１５％が好ましい。Ｋ２Ｏの含有量が多すぎると、ガラスの粘度が低下したり、液相粘度が著しく低くなったりすることから、ガラス繊維をメルトブロー法等の方法で作製する場合にはガラスビーズ、ガラスフレーク等の混入量が増加する。 K 2 O is a component that lowers the viscosity of glass and thereby enhances the meltability and moldability of glass. The content of K 2 O is preferably 0 to 40%, 5 to 30%, 7 to 20%, and particularly preferably 7 to 15%. If the content of K 2 O is too high, the viscosity of the glass is lowered or the liquidus viscosity is significantly lowered. Therefore, when glass fibers are produced by a method such as a melt blow method, glass beads and glass flakes are used. And the like will increase.
Ｐ２Ｏ５はそれ自身でガラス化し、ガラスの網目を構成する成分である。Ｐ２Ｏ５の含有量は０〜２０％であり、１〜８％、２．５〜８％、２．５〜６％、特に３．２〜５％であることが好ましい。Ｐ２Ｏ５含有量が多すぎると、ガラスの粘度が低下したり、液相粘度が著しく低くなったりすることから、ガラス繊維をメルトブロー法等の方法で作製する場合にはガラスビーズ、ガラスフレーク等の混入量が増加する。 P 2 O 5 is a component that vitrifies by itself and forms a network of glass. The content of P 2 O 5 is 0 to 20%, preferably 1 to 8%, 2.5 to 8%, 2.5 to 6%, and particularly preferably 3.2 to 5%. If the content of P 2 O 5 is too high, the viscosity of the glass is lowered or the liquidus viscosity is significantly lowered. Therefore, when glass fibers are produced by a method such as a melt blow method, glass beads and glass flakes are used. And the like will increase.
ところでガラスの溶解速度は、ガラス組成のＳｉ（シリコン）とＢ（ボロン）のモル比（Ｂ／Ｓｉ）によって変化する。Ｂ／Ｓｉの値が大きい程ガラスネットワーク中のＢの割合が大きくなり、化学的耐久性が低下してガラスの溶解速度が大きくなる。よってＣａの溶出量を増やして細胞増殖を促進するためには、Ｂ／Ｓｉの値が大きいほど有利である。しかしＢ／Ｓｉの値を大きくするためにはガラスのＢ２Ｏ３含有量を増加させる必要があり、結果的にＢの溶出量が増えて過剰な殺菌効果が働いてしまい、細胞の増殖が抑制されてしまう。 The melting rate of glass changes depending on the molar ratio (B/Si) of Si (silicon) and B (boron) in the glass composition. The larger the value of B/Si, the larger the proportion of B in the glass network, the lower the chemical durability, and the higher the glass melting rate. Therefore, in order to increase the elution amount of Ca and promote cell growth, it is advantageous that the value of B/Si is large. However, in order to increase the B/Si value, it is necessary to increase the B 2 O 3 content of the glass, and as a result, the elution amount of B increases and an excessive bactericidal effect is exerted, resulting in cell growth. It will be suppressed.
このような事情から、Ｂ／Ｓｉの値は、０．１〜２０．０、０．１５〜１０．０、０．２〜５．０、特に０．４〜１．０であることが好ましい。Ｂ／Ｓｉの値が小さすぎると、創傷被覆材として必要な細胞増殖の効果や殺菌効果が得にくくなる。一方、Ｂ／Ｓｉの値が大きすぎると過剰な殺菌効果が働き、細胞の増殖が抑制されてしまう。 Under these circumstances, the value of B/Si is preferably 0.1 to 20.0, 0.15 to 10.0, 0.2 to 5.0, and particularly 0.4 to 1.0. .. If the value of B/Si is too small, it becomes difficult to obtain the cell growth effect and bactericidal effect required for the wound dressing. On the other hand, when the value of B/Si is too large, an excessive bactericidal effect is exerted and cell growth is suppressed.
また上記した成分（ＳｉＯ２、Ｂ２Ｏ３、ＣａＯ、ＭｇＯ、Ｎａ２Ｏ、Ｋ２Ｏ、Ｐ２Ｏ５）以外の成分も含みうる。ただし上記した成分の含有量が合量で９８％以上、特に９９％以上となるように組成を調節することが望ましい。その理由は、これらの成分の合量が９８％未満の場合、意図しない異種成分の混入によって血液あるいは滲出液へのガラスの溶解速度が低下する。その結果、創傷被覆材としての特性が低下したり、生体適合性が低下したりする等の不都合が生じ易くなる。 Further, components other than the above-mentioned components (SiO 2 , B 2 O 3 , CaO, MgO, Na 2 O, K 2 O, P 2 O 5 ) may be included. However, it is desirable to adjust the composition so that the total content of the above-mentioned components is 98% or more, particularly 99% or more. The reason is that when the total amount of these components is less than 98%, the dissolution rate of glass into blood or exudate is lowered due to unintentional mixing of different components. As a result, inconveniences such as deterioration of properties as a wound dressing material and deterioration of biocompatibility are likely to occur.
上記した成分以外の成分として、例えば殺菌効果の向上のために、Ｃｕ、Ａｇ、Ｚｎ、Ｓｒ、Ｂａ、Ｆｅ、Ｆ、Ｍｏ、Ａｕ、Ｍｎ、Ｓｎ、Ｃｅ、Ｃｌ、Ｌａ、Ｗ、Ｎｂ、Ｙ等を合量で２％まで含有してもよい。 As components other than the above-mentioned components, for example, Cu, Ag, Zn, Sr, Ba, Fe, F, Mo, Au, Mn, Sn, Ce, Cl, La, W, Nb, Y for improving the bactericidal effect. Etc. may be contained up to 2% in total.
ガラス繊維は、比表面積が０．０１ｍ２／ｇ以上、０．０５ｍ２／ｇ以上、０．１ｍ２／ｇ以上、特に０．２ｍ２／ｇ以上であることが好ましい。比表面積が０．０１ｍ２／ｇより小さい場合、ガラス繊維部材と血液あるいは滲出液との接触面積が小さくなる為、ガラスの溶解速度が極端に低下し、創傷被覆材として必要な殺菌効果が得にくくなる。さらに、細胞増殖を促進する効果も得にくくなる。 Glass fiber has a specific surface area of 0.01 m 2 / g or more, 0.05 m 2 / g or more, 0.1 m 2 / g or more, and particularly preferably 0.2 m 2 / g or more. When the specific surface area is less than 0.01 m 2 /g, the contact area between the glass fiber member and blood or exudate becomes small, so that the dissolution rate of glass is extremely reduced, and the bactericidal effect required as a wound dressing material is obtained. It gets harder. Furthermore, it becomes difficult to obtain the effect of promoting cell growth.
ガラス繊維を構成するガラスは、次の特性を有していることが好ましい。３００〜５００μｍの粒度に分級された密度×０．２５６重量分のガラス粉末を、無機イオン濃度の理論値がＮａ＋が１４２．０ｍＭ、Ｋ＋が５．０ｍＭ、Ｍｇ２＋が１．５ｍＭ、Ｃａ２＋が２．５ｍＭ、Ｃｌ−が１４８．８ｍＭ、ＨＰＯ４−が１．０ｍＭとなるように調整された３７℃、６０ｍｌの擬似体液中に２日間浸漬し、１回／日の撹拌を行った溶出試験において、擬似体液中のＢ濃度が０．１〜７０ｍＭかつＣａ濃度が３〜２０ｍＭとなることが好ましい。この溶出試験による擬似体液中のＢ濃度が０．１ｍＭより少ない場合、創傷被覆材として必要な殺菌効果が得にくくなる。一方、Ｂ濃度が７０ｍＭより多い場合、ガラスの溶解速度が極端に上昇し、頻繁に創傷被覆材を交換する必要が生じる。また、Ｃａ濃度が３ｍＭより少ない場合、細胞増殖を促進する効果が得にくくなる。一方、Ｃａ濃度が２０ｍＭより多い場合、ガラスの溶解速度が極端に上昇し、頻繁に創傷被覆材を交換する必要が生じる。 The glass constituting the glass fiber preferably has the following characteristics. Glass powder of density×0.256 parts by weight classified to a particle size of 300 to 500 μm was used, and the theoretical value of the inorganic ion concentration was 142.0 mM for Na + , 5.0 mM for K + , 1.5 mM for Mg 2+ , and Ca. It was immersed for 2 days in 60 ml of simulated body fluid adjusted to have 2+ of 2.5 mM, Cl − of 148.8 mM and HPO 4 − of 1.0 mM, and stirred once/day. In the dissolution test, the B concentration in the simulated body fluid is preferably 0.1 to 70 mM and the Ca concentration is preferably 3 to 20 mM. If the B concentration in the simulated body fluid according to this dissolution test is less than 0.1 mM, it becomes difficult to obtain the bactericidal effect required as a wound dressing. On the other hand, when the B concentration is more than 70 mM, the dissolution rate of glass is extremely increased, which requires frequent replacement of the wound dressing. Further, if the Ca concentration is less than 3 mM, it becomes difficult to obtain the effect of promoting cell growth. On the other hand, when the Ca concentration is higher than 20 mM, the dissolution rate of glass is extremely increased, which requires frequent replacement of the wound dressing.
ガラス繊維は、平均繊維径が１００ｎｍ〜１０μｍであることが好ましい。ここで「ガラス繊維の平均繊維径」は、走査型電子顕微鏡（ＨＩＴＡＣＨＩ ｓ−３４００Ｎ ｔｙｐｅＩＩ）を用いてガラス繊維の二次電子像または反射電子像を撮像し、前記走査型電子顕微鏡の測長機能を用いて５０本のガラス繊維の直径を測定し、その平均値を平均繊維径とする方法により求めたものである。 The glass fiber preferably has an average fiber diameter of 100 nm to 10 μm. Here, the "average fiber diameter of the glass fiber" means a secondary electron image or a backscattered electron image of the glass fiber using a scanning electron microscope (HITACHI s-3400N type II), and the length measuring function of the scanning electron microscope. The diameter of 50 glass fibers was measured using, and the average value was determined as the average fiber diameter.
ガラス繊維は、液相粘度が１００．３ｄＰａ・s以上、１００．４ｄＰａ・s以上、１００．５ｄＰａ・s以上、特に１０１．０ｄＰａ・s以上であることが好ましい。液相粘度が低すぎると、溶融ガラスを繊維化する際に、混入するガラスビーズ、ガラスフレーク等の量が多くなってしまう。ここで「液相粘度」とは、粘度曲線から結晶析出温度（液相温度）における粘度を測定する方法で導出した粘度を指す。 The glass fiber preferably has a liquidus viscosity of 10 0.3 dPa·s or more, 10 0.4 dPa·s or more, 10 0.5 dPa·s or more, and particularly 10 1.0 dPa·s or more. If the liquidus viscosity is too low, the amount of glass beads, glass flakes, etc. mixed in when the molten glass is made into fibers becomes large. Here, the "liquidus viscosity" refers to the viscosity derived from the viscosity curve by the method of measuring the viscosity at the crystal precipitation temperature (liquidus temperature).
ガラス繊維には、ガラスビーズが混入していても差し支えない。しかしガラスビーズの混入量が多いと、ガラス繊維の比表面積が小さくなることから、ガラスの溶解速度が低下して、ＣａやＢを血液あるいは滲出液へ十分に提供することが難しくなり、創傷被覆材としての特性が低下する。さらに不織布に成形する時に圧縮工程においてガラスビーズが砕けて脱落し、不織布に貫通穴を生成させてしまう。このため、ガラスビーズの混入量は少ないほど好ましい。ガラスビーズの混入量を少なくするには、成形時のガラスの粘度を調整すればよい。 The glass beads may be mixed with glass beads. However, if the amount of glass beads mixed in is large, the specific surface area of the glass fibers will be small, and the dissolution rate of glass will decrease, making it difficult to adequately provide Ca or B to blood or exudate, thus making it difficult to cover wounds. The characteristics of the material are degraded. Furthermore, when forming into a non-woven fabric, the glass beads are crushed and fall off in the compression process, thereby forming a through hole in the non-woven fabric. Therefore, the smaller the amount of glass beads mixed, the more preferable. To reduce the amount of glass beads mixed in, the viscosity of the glass during molding may be adjusted.
なおガラス繊維は、ガラスビーズの他にも粉末状、フレーク状等種々の形状のガラス体を含んでいてもよい。また各種薬剤を添加、含浸させておくこともできる。 In addition to glass beads, the glass fibers may include glass bodies having various shapes such as powder and flakes. It is also possible to add and impregnate various chemicals.
（３）繊維積層体
繊維積層体は、有機繊維層１とガラス繊維層２とが積層されたものである。また繊維積層体は、創面側となる第一の表面Ｘと、第一の表面（創面側）とは反対側にある第二の表面Ｙを有する。
(3) Fiber Laminated Body The fiber laminated body is a laminate of the organic fiber layer 1 and the glass fiber layer 2. The fiber laminate has a first surface X on the wound surface side and a second surface Y on the opposite side of the first surface (wound surface side).
繊維積層体を構成する有機繊維層とガラス繊維層の積層数は特に限定されないが、層の総数が３層以上となる場合、有機繊維層とガラス繊維層が交互に積層されていることが望ましい。またその積層数は、総数で３〜４１層、３〜３１層、特に５〜１５層であることが好ましい。積層数が多いほど、一層当たりの層厚が薄くなり、アルカリ金属イオンやアルカリ土類金属イオンの溶出量（及びこれに伴うｐＨ上昇効果）と、有機繊維層によるｐＨ低下効果のバランスを取り易くなる。ただし積層数が多くなり過ぎると、１層当たりの層厚が薄くなり過ぎて、有機繊維層が消失する可能性がある。また１層当たりの有機繊維層の保水力が低下し、湿潤環境の構築が難しくなる可能性がある。 The number of layers of the organic fiber layer and the glass fiber layer constituting the fiber laminate is not particularly limited, but when the total number of layers is three or more, it is desirable that the organic fiber layer and the glass fiber layer are alternately laminated. .. The total number of layers is preferably 3 to 41 layers, 3 to 31 layers, and particularly 5 to 15 layers. As the number of layers increases, the layer thickness per layer becomes smaller, making it easier to balance the elution amount of alkali metal ions and alkaline earth metal ions (and the pH increasing effect) with the pH decreasing effect of the organic fiber layer. Become. However, if the number of laminated layers is too large, the layer thickness per layer may be too thin and the organic fiber layer may disappear. In addition, the water retention capacity of the organic fiber layer per layer is reduced, which may make it difficult to construct a wet environment.
繊維積層体の第一の表面を構成する層（最も創面側に位置する層）は有機繊維層であることが好ましい。理由は次の通りである。ガラス繊維は、血液や滲出液と接触することによって最表面にヒドロキシアパタイト（ＨＡ）からなる反応層を形成する。ヒドロキシアパタイトは、人工骨用の材料として使用されており、細胞との親和性が良い。この為、最表面がヒドロキシアパタイトで覆われたガラス繊維が創面に接触すると創面と固着し、創傷被覆材を剥がすときに再生した皮膚を傷つけてしまう。繊維積層体の最も創面側に有機繊維層があれば、ゲル化した有機繊維がガラス繊維と創面の間に存在し、上述した現象を防ぐことが出来る。 The layer forming the first surface of the fiber laminate (the layer located closest to the wound surface) is preferably an organic fiber layer. The reason is as follows. The glass fiber forms a reaction layer composed of hydroxyapatite (HA) on the outermost surface by contacting with blood or exudate. Hydroxyapatite is used as a material for artificial bone and has good affinity with cells. Therefore, when the glass fiber whose outermost surface is covered with hydroxyapatite comes into contact with the wound surface, the glass fibers are fixed to the wound surface and damage the regenerated skin when the wound dressing is peeled off. If the organic fiber layer is located closest to the wound surface of the fiber laminate, gelled organic fibers exist between the glass fibers and the wound surface, and the above-mentioned phenomenon can be prevented.
また繊維積層体の第一の表面を構成する層、及び第二の表面を構成する層（最も創面側から遠い層）は、ともに有機繊維層であることが好ましい。このような構成を採用すれば、第一及び第二の表面を構成する有機繊維層によってガラス繊維層を包み込むことが可能になり、接着剤を使用しなくても、繊維積層体を一体化させ易くなる。 Further, it is preferable that both the layer constituting the first surface and the layer constituting the second surface (the layer farthest from the wound surface side) of the fiber laminate are organic fiber layers. By adopting such a configuration, it becomes possible to wrap the glass fiber layer with the organic fiber layers forming the first and second surfaces, and the fiber laminate can be integrated without using an adhesive. It will be easier.
本発明の創傷被覆材において、繊維積層体は質量％で、２０〜８０％の有機繊維、１０〜６０％のガラス繊維を含有することが好ましい。 In the wound dressing of the present invention, the fiber laminate preferably contains 20 to 80% of organic fibers and 10 to 60% of glass fibers in mass %.
有機繊維が少なく、ガラス繊維が多すぎると早期にゲル層が溶解し、創面の湿潤環境を維持しにくい。また、ガラス繊維が創面に接触しやすくなり、ヒドロキシアパタイト（ＨＡ）の反応層を介して、創面と固着しやすくなる。さらに創面ｐＨが上昇し、アルカリ性になりやすい。 When the amount of organic fibers is small and the amount of glass fibers is too large, the gel layer dissolves early and it is difficult to maintain a moist environment on the wound surface. Further, the glass fibers are likely to come into contact with the wound surface, and are easily fixed to the wound surface via the hydroxyapatite (HA) reaction layer. Furthermore, the pH of the wound surface rises, and it tends to become alkaline.
一方、有機繊維が多く、ガラス繊維が少なすぎると創傷被覆材として必要な細胞増殖の効果や殺菌効果が得にくくなる。また、ｐＨが極端に低下する。 On the other hand, if the amount of organic fibers is large and the amount of glass fibers is too small, it becomes difficult to obtain the cell growth effect and bactericidal effect required as a wound dressing material. Further, the pH is extremely lowered.
（４）ハイドロゲル層
本発明の創傷被覆材は、繊維積層体の第一の表面Ｘ上に、ハイドロゲルを形成可能な有機化合物で構成されるハイドロゲル層を設けることが好ましい。またハイドロゲル層は、ハイドロゲルを形成可能な有機繊維（以下、単にハイドロゲル繊維という）、特にハイドロゲル繊維からなる不織布体であることが好ましい。ハイドロゲル繊維で構成されるハイドロゲル層を採用することにより、血液や滲出液の流通が容易になる。なお血液や滲出液の流通が可能であれば、シート状等、繊維以外の形態のハイドロゲルでハイドロゲル層を構成してもよい。
(4) Hydrogel Layer In the wound dressing of the present invention, it is preferable to provide a hydrogel layer composed of an organic compound capable of forming a hydrogel on the first surface X of the fiber laminate. The hydrogel layer is preferably an organic fiber capable of forming a hydrogel (hereinafter, simply referred to as hydrogel fiber), particularly a non-woven fabric made of hydrogel fiber. By adopting a hydrogel layer composed of hydrogel fibers, circulation of blood and exudate becomes easy. If the blood or exudate can be distributed, the hydrogel layer may be composed of a hydrogel other than fibers such as a sheet.
本発明において、ハイドロゲル層を設けることが好ましい理由を以下に説明する。繊維積層体の最も創面側に有機繊維層を設ける場合、有機繊維が直接創面に接触すると、創面の初期ｐＨが極端に低下する。一方、繊維積層体の最も創面側にガラス繊維層を設ける場合、ガラス繊維層が直接創面に接触すると、創面の初期ｐＨが極端に上昇する。このような極端なｐＨの変化は創傷部位に過度な刺激を与え、創傷治癒を遅らせる原因となり得る。このため、中性有機化合物からなるハイドロゲル層を創面との接触面に設ける事によって、創面の初期ｐＨの極端な低下を緩和することが出来る。 In the present invention, the reason why it is preferable to provide the hydrogel layer will be described below. When the organic fiber layer is provided on the most wound surface side of the fiber laminate, if the organic fibers come into direct contact with the wound surface, the initial pH of the wound surface is extremely lowered. On the other hand, when the glass fiber layer is provided on the most wound surface side of the fiber laminate, if the glass fiber layer directly contacts the wound surface, the initial pH of the wound surface is extremely increased. Such extreme changes in pH can cause excessive irritation to the wound site and delay wound healing. Therefore, by providing the hydrogel layer made of a neutral organic compound on the contact surface with the wound surface, it is possible to alleviate an extreme decrease in the initial pH of the wound surface.
ハイドロゲルは、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリエチレンオキシド、ポリエチレングリコールからなる群より選ばれる少なくとも一種を含有することが好ましい。 The hydrogel preferably contains at least one selected from the group consisting of polyvinyl alcohol, polyvinylpyrrolidone, polyethylene oxide and polyethylene glycol.
本発明の創傷被覆材において、ハイドロゲルを形成可能な有機化合物は質量％で、８０％以上のポリビニルアルコールを含有することが好ましい。この場合、創面の初期ｐＨの極端な変化を緩和することが容易になる。 In the wound dressing of the present invention, the organic compound capable of forming hydrogel preferably contains polyvinyl alcohol in an amount of 80% by mass or more. In this case, it becomes easy to alleviate an extreme change in the initial pH of the wound surface.
（５）水分非吸収部材
本発明の創傷被覆材は、繊維積層体の第二の表面Ｙ上に、水分非吸収部材が設けられていることが好ましい。
(5) Moisture Non-Absorbing Member The wound dressing of the present invention is preferably provided with a moisture non-absorbing member on the second surface Y of the fiber laminate.
水分非吸収部材は防水性を有し、また水分によって変質しにくい材料からなる。この為、外界からの水分の侵入によって繊維積層体が早期に溶解してしまう事を防ぐことが出来る。さらに細菌の侵入を防止し、細菌感染のリスクを低下することが出来る。 The moisture non-absorbing member is made of a material that is waterproof and does not easily deteriorate due to moisture. Therefore, it is possible to prevent the fiber laminate from being dissolved early due to the invasion of moisture from the outside. Further, it can prevent the invasion of bacteria and reduce the risk of bacterial infection.
また水分非吸収部材は、その周縁部が繊維積層体から食みだすように設けられていることが望ましい。水分非吸収部材は皮膚に接着可能である為、食み出し部分を設けることによって、繊維積層体を創面に固定することができる。また創面周囲の正常皮膚と接着する事によって、ガラスから溶出した各種イオンを含む血液や滲出液を創面に留めることができる。 Further, it is desirable that the moisture non-absorbing member is provided so that the peripheral portion thereof protrudes from the fiber laminate. Since the non-moisture absorbing member can adhere to the skin, the fiber laminate can be fixed to the wound surface by providing the protruding portion. Further, by adhering to the normal skin around the wound surface, blood or exudate containing various ions eluted from the glass can be retained on the wound surface.
水分非吸収部材の厚みは５〜１００μｍ、７〜８０μｍ、１０〜６０μｍ、特に１８〜３４μｍであることが好ましい。水分非吸収部材の厚みが薄すぎると、水分非吸収部材が破れやすくなり、外界からの物理的な刺激から創面を保護することが出来なくなる。水分非吸収部材の厚みが厚すぎると、水分非吸収部材の柔軟性が極端に低下し、踵や膝などの屈曲部位への貼り付け時に違和感が生じやすくなる。また、創傷被覆材の厚みが大きくなる結果、微細な凹凸のある皮膚表面に沿って密着しにくく、貼りつけ状態が目立ちやすくなり、違和感も大きくなりやすい。 The thickness of the moisture non-absorbing member is preferably 5 to 100 μm, 7 to 80 μm, 10 to 60 μm, and particularly 18 to 34 μm. If the thickness of the moisture non-absorptive member is too thin, the moisture non-absorptive member is likely to be broken, and the wound surface cannot be protected from physical irritation from the outside. When the thickness of the moisture non-absorptive member is too thick, the flexibility of the moisture non-absorptive member is extremely reduced, and a feeling of strangeness is likely to occur when the moisture non-absorptive member is attached to a flexion site such as a heel or a knee. In addition, as a result of the increased thickness of the wound dressing, it is difficult to adhere along the skin surface having fine irregularities, the adhered state tends to be conspicuous, and discomfort tends to increase.
水分非吸収部材は、材料自身が粘着性を有している、いわゆる自己接着タイプの材料であってもよいが、粘着剤層と支持層からなるポリマーフィルムであることが好ましい。 The moisture non-absorptive member may be a so-called self-adhesive type material in which the material itself has tackiness, but it is preferably a polymer film including an adhesive layer and a support layer.
ポリマーフィルムからなる場合、支持層は、ポリウレタン、ポリプロピレン、ポリイソブチレン、ポリイソプレン、ポリスチレン、ポリブチレンテレフタレートの群から選ばれる少なくとも一種からなることが好ましく、粘着剤層は、アクリル系粘着剤、ウレタン系粘着剤、シリコーン系粘着剤からなる群より選ばれる少なくとも一種からなることが好ましい。支持層と粘着剤層の好ましい組み合わせに制限はないが、例えばポリウレタンとアクリル系粘着剤の組み合わせが特に好ましい。 When composed of a polymer film, the support layer is preferably made of at least one selected from the group consisting of polyurethane, polypropylene, polyisobutylene, polyisoprene, polystyrene, and polybutylene terephthalate, and the adhesive layer is an acrylic adhesive, a urethane adhesive. It is preferable that at least one selected from the group consisting of adhesives and silicone-based adhesives is used. There is no limitation on the preferable combination of the support layer and the pressure-sensitive adhesive layer, but a combination of polyurethane and an acrylic pressure-sensitive adhesive is particularly preferable.
水分非吸収部材は、２４時間あたりの透湿度が５０ｇ／ｍ２以上、１００ｇ／ｍ２以上、特に４００ｇ／ｍ２以上であることが好ましい。ここで、「透湿度」はＪＩＳ Ｚ０２０８に規定されるＢ条件（温度４０℃、相対湿度９０％）により求めた値である。透湿度が小さすぎると創傷被覆材を皮膚に貼りつけた際に、正常皮膚に汗がたまりやすく、蒸れやすくなる。 The moisture non-absorptive member preferably has a water vapor permeability per 24 hours of 50 g/m 2 or more, 100 g/m 2 or more, and particularly 400 g/m 2 or more. Here, the “moisture permeability” is a value obtained under the B condition (temperature 40° C., relative humidity 90%) defined in JIS Z0208. If the moisture vapor transmission rate is too low, when the wound dressing is applied to the skin, perspiration tends to accumulate on normal skin and stuffiness tends to occur.
（６）創傷被覆材
本発明の創傷被覆材は、次の特性を有していることが好ましい。
(6) Wound dressing The wound dressing of the present invention preferably has the following properties.
２３０ｍｇ分の試料を、無機イオン濃度の理論値がＮａ＋が１４２．０ｍＭ、Ｋ＋が５．０ｍＭ、Ｍｇ２＋が１．５ｍＭ、Ｃａ２＋が２．５ｍＭ、Ｃｌ−が１４８．８ｍＭ、ＨＰＯ４−が１．０ｍＭとなるように調整された３７℃、４３ｍｌの擬似体液中に１６時間浸漬した溶出試験において、擬似体液中のＢ濃度が０．１〜７０ｍＭかつＣａ濃度が３〜２０ｍＭとなることが好ましい。 The theoretical value of inorganic ion concentration for a sample of 230 mg was 142.0 mM for Na + , 5.0 mM for K + , 1.5 mM for Mg 2+ , 2.5 mM for Ca 2+ , 148.8 mM for Cl − , and HPO 4. In an elution test in which the simulated body fluid was immersed in 43 ml of the simulated body fluid for 16 hours at 37° C. adjusted so that − was 1.0 mM, the B concentration in the simulated body fluid was 0.1 to 70 mM and the Ca concentration was 3 to 20 mM. It is preferable.
この溶出試験による擬似体液中のＢ濃度が０．１ｍＭより少ない場合、創傷被覆材として必要な殺菌効果が得にくくなる。一方、Ｂ濃度が７０ｍＭより多い場合、ガラスの溶解速度が極端に上昇し、頻繁に創傷被覆材を交換する必要が生じる。また、Ｃａ濃度が３ｍＭより少ない場合、細胞増殖を促進する効果が得にくくなる。一方、Ｃａ濃度が２０ｍＭより多い場合、ガラスの溶解速度が極端に上昇し、頻繁に創傷被覆材を交換する必要が生じる。 If the B concentration in the simulated body fluid according to this dissolution test is less than 0.1 mM, it becomes difficult to obtain the bactericidal effect required as a wound dressing. On the other hand, when the B concentration is more than 70 mM, the dissolution rate of glass is extremely increased, which requires frequent replacement of the wound dressing. Further, if the Ca concentration is less than 3 mM, it becomes difficult to obtain the effect of promoting cell growth. On the other hand, when the Ca concentration is higher than 20 mM, the dissolution rate of glass is extremely increased, which requires frequent replacement of the wound dressing.
また７８ｍｇ分の試料に、無機イオン濃度の理論値がＮａ＋が１４２．０ｍＭ、Ｋ＋が５．０ｍＭ、Ｍｇ２＋が１．５ｍＭ、Ｃａ２＋が２．５ｍＭ、Ｃｌ−が１４８．８ｍＭ、ＨＰＯ４−が１．０ｍＭとなるように調整された３７℃、０．４ｍｌの擬似体液を滴下し、１６時間含浸させた溶出試験において、試料の表面ｐＨが８．７以下となることが好ましい。 In addition, in the sample of 78 mg, the theoretical value of the inorganic ion concentration was 142.0 mM for Na + , 5.0 mM for K + , 1.5 mM for Mg 2+ , 2.5 mM for Ca 2+ , 148.8 mM for Cl − , and HPO. In the elution test in which 0.4 ml of the simulated body fluid was added dropwise at 37° C., in which 4- was adjusted to 1.0 mM, and the sample was impregnated for 16 hours, the surface pH of the sample is preferably 8.7 or less.
この溶出試験による試料の表面ｐＨが８．７よりも大きい場合、細胞への酸素供給量が極端に減少し、細胞が増殖しにくくなる。さらに、黄色ブドウ球菌をはじめとする人体にとって有害な細菌が増殖しやすくなる。 When the surface pH of the sample according to this elution test is higher than 8.7, the oxygen supply amount to the cells is extremely reduced, and the cells are hard to grow. In addition, bacteria harmful to the human body such as Staphylococcus aureus easily grow.
なお上記両試験は、繊維積層体（又はハイドロゲル層が形成された繊維積層体）を試料として使用する。 In both of the above tests, a fiber laminate (or a fiber laminate having a hydrogel layer formed) is used as a sample.
（７）創傷被覆材の製造方法
本発明の創傷被覆材は、以下の工程で製造することができる。なお有機繊維層、ガラス繊維層、繊維積層体、ハイドロゲル層、水分非吸収材等の特徴については既述の通りであり、ここでは説明を割愛する。また下記の製造方法は例示であり、これに限定されるものではない。
(7) Method for manufacturing wound dressing The wound dressing of the present invention can be manufactured by the following steps. The characteristics of the organic fiber layer, the glass fiber layer, the fiber laminate, the hydrogel layer, the moisture non-absorbent material, etc. are as described above, and will not be described here. The following manufacturing method is an example, and the present invention is not limited to this.
まず、所定の重量比になる様に配合した有機化合物の水溶液を作製し、この水溶液を注射器に充填する。続いて注射器の先端に高温高圧のエアーを当てながら有機化合物の水溶液を一定の流量で吐出させることで有機化合物の水溶液を延伸し、吹き飛ばされる過程で水分が蒸発して、繊維状に成形される、いわゆる乾式紡糸法で綿状の有機繊維を作製する。作製した有機繊維を金属ネットで捕集し、繊維積層体の作製に供する。 First, an aqueous solution of an organic compound formulated to have a predetermined weight ratio is prepared, and the aqueous solution is filled in a syringe. Subsequently, while the high temperature and high pressure air is applied to the tip of the syringe, the aqueous solution of the organic compound is discharged at a constant flow rate to stretch the aqueous solution of the organic compound, and in the process of being blown off, the water vaporizes and is formed into a fibrous shape. A cotton-like organic fiber is produced by the so-called dry spinning method. The produced organic fibers are collected with a metal net and used for producing a fiber laminate.
つづいて、調合したガラス原料バッチをガラス溶融炉に投入してガラス化し、溶融、均質化した後、吐出ノズルを備えた貴金属製のノズル部材に溶融ガラスを供給する。続いてノズル部材から、溶融ガラスを流出させながら、吐出ノズルの側面、両面または全周から高速エアーを吹き付ける、いわゆるメルトブロー法によって溶融ガラスを吹き飛ばし、綿状のガラス繊維に成形する。吹き飛ばされたガラス繊維を金属ネットで捕集し、繊維積層体の作製に供する。 Subsequently, the prepared glass raw material batch is put into a glass melting furnace to be vitrified, melted and homogenized, and then the molten glass is supplied to a noble metal nozzle member having a discharge nozzle. Subsequently, while letting the molten glass flow out from the nozzle member, the molten glass is blown off by a so-called melt blow method, in which high-speed air is blown from the side surface, both sides or the entire circumference of the discharge nozzle to form cotton fibers. The blown-off glass fibers are collected by a metal net and used for producing a fiber laminate.
上述の様にして作製した、綿状の有機繊維と綿状のガラス繊維を積層する。積層順及び積層数は特に限定されない。このようにして作製した綿状の繊維積層体をプレス機にセットし、所望の厚みになる様にプレスする。さらに、ピンセットを用いて外周部の形状を円形に整える。このようにして、不織布状の繊維が積層された繊維積層体を得ることが出来る。 The cotton-like organic fibers and the cotton-like glass fibers produced as described above are laminated. The stacking order and the number of stacked layers are not particularly limited. The cotton-like fiber laminate thus prepared is set in a press and pressed to a desired thickness. Further, the shape of the outer peripheral portion is adjusted to be circular using tweezers. In this way, a fiber laminate in which non-woven fibers are laminated can be obtained.
さらに必要に応じて、ハイドロゲル層や水分非吸収部材を繊維積層体の表面に設けてもよい。 Further, if necessary, a hydrogel layer or a moisture non-absorbing member may be provided on the surface of the fiber laminate.
ハイドロゲル層を設ける場合、ハイドロゲル繊維や、ハイドロゲルを形成可能な有機化合物のシートを用意し、繊維積層体の一方の表面上に配置し、積層する。例えばハイドロゲル繊維を積層する場合、綿状の繊維積層体（即ち、プレス前の繊維積層体）の一方の表面上に配置する。その後、プレス機にセットし、プレスすることにより、繊維積層体とハイドロゲル層とを積層一体化すればよい。 When the hydrogel layer is provided, a hydrogel fiber or a sheet of an organic compound capable of forming a hydrogel is prepared, placed on one surface of the fiber laminate, and laminated. For example, when laminating hydrogel fibers, the hydrogel fibers are arranged on one surface of a cotton-like fiber laminate (that is, a fiber laminate before pressing). Then, the fiber laminate and the hydrogel layer may be laminated and integrated by setting in a press and pressing.
水分非吸収部材を設ける場合、繊維積層体より寸法の大きい、即ち繊維積層体を完全に覆うことが可能な大きさの水分非吸収部材を用意する。続いて水分非吸収部材の粘着剤層が、繊維積層体の一方の表面上に接するように水分非吸収部材を繊維積層体に接着すればよい。なおハイドロゲル層を有する繊維積層体の場合、水分非吸収部材は、繊維積層体のハイドロゲル層が設けられていない側の表面に接するように接着する。 When providing the moisture non-absorptive member, a moisture non-absorptive member having a size larger than that of the fiber laminated body, that is, a size capable of completely covering the fiber laminated body is prepared. Then, the moisture non-absorbing member may be adhered to the fiber laminate so that the pressure-sensitive adhesive layer of the moisture non-absorbing member contacts one surface of the fiber laminate. In the case of a fiber laminate having a hydrogel layer, the moisture non-absorptive member is bonded so as to contact the surface of the fiber laminate on the side where the hydrogel layer is not provided.
以上の工程によって作製された本発明の創傷被覆材は、（１）細胞の遊走や増殖に必要な湿潤環境を提供し、（２）ガラスから溶出したアルカリ金属イオンやアルカリ土類金属イオンによるｐＨ上昇を十分抑制でき、（３）カルシウムやボロンなどのイオンを創面に供給する事で創傷治癒プロセスを促進するとともに、創面への細菌の臨界的定着、感染を防止することが可能である。 The wound dressing of the present invention produced by the above steps (1) provides a moist environment necessary for cell migration and proliferation, and (2) pH due to alkali metal ions or alkaline earth metal ions eluted from glass. The increase can be sufficiently suppressed, and (3) by supplying ions such as calcium and boron to the wound surface, it is possible to accelerate the wound healing process and prevent critical colonization and infection of bacteria on the wound surface.
以下、実施例に基づいて、本発明を詳細に説明する。 Hereinafter, the present invention will be described in detail based on examples.
（１）有機繊維とハイドロゲル繊維の作製
以下、本発明の創傷被覆材に用いる有機繊維とハイドロゲル繊維の作製方法を説明する。
(1) Production of Organic Fiber and Hydrogel Fiber Hereinafter, a method for producing the organic fiber and hydrogel fiber used in the wound dressing of the present invention will be described.
有機繊維は、以下の様にして作製した。まず、平均重合度：１５００〜１８００、ケン化度７８〜８２％のポリビニルアルコール（和光純薬工業）１ｇ、ＨＭペクチン（関東化学）２ｇ、クエン酸一水和物０．４ｇにイオン交換水１５ｇを加え、よく撹拌して有機化合物の水溶液を作製した。続いて有機化合物の水溶液をシリンジ（容量２５ｍＬ）に充填し、シリンジノズル近傍にエアーノズルとガスバーナー（木下式ブルーバーナー）を設置した。シリンジノズルから吐出された溶液を高圧エアーで吹き飛ばし、延長線上のバーナー火炎で水分を蒸発させて綿状の短繊維に成形した。さらに、水分除去のため８０℃で一晩乾燥させた。このようにして、有機繊維を作製した。 The organic fiber was produced as follows. First, 1 g of polyvinyl alcohol (Wako Pure Chemical Industries) having an average degree of polymerization of 1500 to 1800 and a saponification degree of 78 to 82%, 2 g of HM pectin (Kanto Kagaku), 0.4 g of citric acid monohydrate and 15 g of ion-exchanged water. Was added and well stirred to prepare an aqueous solution of an organic compound. Subsequently, an aqueous solution of an organic compound was filled in a syringe (capacity: 25 mL), and an air nozzle and a gas burner (Kinoshita blue burner) were installed near the syringe nozzle. The solution discharged from the syringe nozzle was blown off with high-pressure air, and the moisture was evaporated by a burner flame on the extension line to form a cotton-like short fiber. Further, it was dried at 80° C. overnight to remove water. In this way, an organic fiber was produced.
ハイドロゲル繊維は、以下の様にして作製した。まず、平均重合度：１５００〜１８００、ケン化度７８〜８２％のポリビニルアルコール（和光純薬工業）３ｇにイオン交換水１５ｇを加え、よく撹拌してハイドロゲル水溶液を作製した。続いて有機繊維と同様の方法によって、ハイドロゲル繊維を作製した The hydrogel fiber was produced as follows. First, 15 g of ion-exchanged water was added to 3 g of polyvinyl alcohol (Wako Pure Chemical Industries, Ltd.) having an average polymerization degree of 1500 to 1800 and a saponification degree of 78 to 82%, and well stirred to prepare a hydrogel aqueous solution. Subsequently, a hydrogel fiber was produced by the same method as the organic fiber.
（２）バルクガラスの作製
表１は、本発明のガラス繊維の作製に用いる、バルクガラスの組成例（Ｎｏ．１〜５）及び密度と擬似体液中のＢ、Ｃａ濃度を示している。
(2) Production of bulk glass Table 1 shows composition examples (Nos. 1 to 5) of bulk glass used for producing the glass fiber of the present invention, density, and B and Ca concentrations in the simulated body fluid.
以下、バルクガラスの作製方法を説明する。 Hereinafter, a method for manufacturing bulk glass will be described.
まず、表１のガラス組成になるように、天然原料、化成原料等の各種ガラス原料を秤量、混合して、ガラスバッチを作製した。次に、このガラスバッチを白金ロジウム合金製坩堝に投入した後、間接加熱電気炉内で１２００〜１５５０℃で４時間加熱して、溶融ガラスを得た。尚、均質な溶融ガラスを得るために、加熱時に、耐熱性撹拌棒を用いて、溶融ガラスを複数回攪拌した。続いて、得られた溶融ガラスを耐火性鋳型内に流し出し、空気中で放冷してバルク状のガラス試料を得た。 First, various glass raw materials such as natural raw materials and chemical conversion raw materials were weighed and mixed so that the glass compositions shown in Table 1 were obtained, to prepare glass batches. Next, this glass batch was put into a platinum-rhodium alloy crucible and then heated at 1200 to 1550° C. for 4 hours in an indirect heating electric furnace to obtain a molten glass. In addition, in order to obtain a homogeneous molten glass, the molten glass was stirred a plurality of times using a heat-resistant stirring rod during heating. Then, the obtained molten glass was poured into a refractory mold and allowed to cool in air to obtain a bulk glass sample.
続いて、得られたバルクガラスの密度測定と擬似体液中に溶出するＢ及びＣａ量を評価した（Ｉｎ ｖｉｔｒｏ Ｔｅｓｔ）。結果を表１に示す。 Subsequently, the density measurement of the obtained bulk glass and the amounts of B and Ca eluted in the simulated body fluid were evaluated (In vitro Test). The results are shown in Table 1.
密度は、アルキメデス法によって測定した。 The density was measured by the Archimedes method.
擬似体液中に溶出するＢ及びＣａ量は次のようにして評価した。 The amounts of B and Ca eluted in the simulated body fluid were evaluated as follows.
まず、塊状のガラス試料を粉砕し、直径３００〜５００μｍの粒度のガラスを密度×０．２５６重量分だけ精秤し、続いて容量１００ｍｌのポリプロピレン容器（ＰＰ容器）に擬似体液６０ｍｌを入れ、ガラス試料を浸漬して、３７℃、２日間の条件で溶出試験を行った。その際、１回／日の撹拌を行った。撹拌は前記ＰＰ容器を手で数回振る事によって行った。溶出試験後に試験溶液を濾過し、ＩＣＰ−ＯＥＳを用いて溶出液中のＢ、Ｃａ濃度を定量した。 First, an agglomerated glass sample is crushed, glass having a particle size of 300 to 500 μm is precisely weighed by a density of 0.256 weight, and then 60 ml of simulated body fluid is put into a polypropylene container (PP container) having a capacity of 100 ml. The sample was dipped and an elution test was performed under the conditions of 37° C. and 2 days. At that time, stirring was performed once/day. The stirring was performed by shaking the PP container several times by hand. After the elution test, the test solution was filtered, and the concentrations of B and Ca in the eluate were quantified using ICP-OES.
なお、擬似体液は以下のようにして作製した。まず１００ｍｌの蒸留水を入れたビーカーをスターラーにセットした。次に各試薬（７．９９５ｇ／ＬのＮａＣｌ、０．３５３ｇ／ＬのＮａＨＣＯ３、０．２２４ｇ／ＬのＫＣｌ、０．１７４ｇ／ＬのＫ２ＨＰＯ４、０．３０５ｇ／ＬのＭｇＣｌ２・６Ｈ２Ｏ、０．３６８ｇ／ＬのＣａＣｌ２・２Ｈ２Ｏ、０．０７１ｇ／ＬのＮａ２ＳＯ４）を秤量し、それぞれの試薬が完全に溶けてから次の試薬を順に蒸留水に加えて溶かし、溶液を作製した。なお薬包紙についた試薬は、蒸留水をかけて溶液に溶かした。次に１０ｍｌの３５％塩酸に蒸留水９０ｍｌを加えて希釈塩酸を作製し、これを濁りがなくなるまで溶液に少しずつ加えた。次に溶液を２Ｌのビーカーに移し、８２５ｍｌの蒸留水を加えてホットスターラーで撹拌した。次にｐＨメーターを準備し、スポイトで希釈塩酸を徐々に入れて溶かし、ｐＨ２にした。続いて６．０５７（ｇ／Ｌ）のトリスヒドロキシメチルアミノメタン（トリスバッファー）を溶液に入れて溶かし、ｐＨ８にした後、ホットスターラーで加熱しながら希釈塩酸を徐々に加え、最終的に液温３７℃においてｐＨ７．２５の溶液にした。この溶液を有栓メスシリンダーに移し、蒸留水を加えて１Ｌにし、溶液が混合されるようによく振り混ぜた。このようにして得られた溶液をポリビンに移したのち、冷蔵庫内で１日以上保管して、実験に用いる疑似体液を得た。 The simulated body fluid was prepared as follows. First, a beaker containing 100 ml of distilled water was set on a stirrer. Next, each reagent (7.995 g/L NaCl, 0.353 g/L NaHCO 3 , 0.224 g/L KCl, 0.174 g/L K 2 HPO 4 , 0.305 g/L MgCl 2 ·. 6H 2 O, 0.368 g/L CaCl 2 ·2H 2 O, 0.071 g/L Na 2 SO 4 ) were weighed, and after the respective reagents were completely dissolved, the next reagents were added to distilled water in order. And melted to form a solution. The reagent attached to the medicine packing paper was dissolved in the solution by pouring distilled water. Next, 90 ml of distilled water was added to 10 ml of 35% hydrochloric acid to prepare diluted hydrochloric acid, and this was added little by little to the solution until the turbidity disappeared. Next, the solution was transferred to a 2 L beaker, 825 ml of distilled water was added, and the mixture was stirred with a hot stirrer. Next, a pH meter was prepared, and diluted hydrochloric acid was gradually added with a dropper to dissolve the diluted hydrochloric acid to pH 2. Subsequently, 6.057 (g/L) of trishydroxymethylaminomethane (Tris buffer) was added to the solution to dissolve it, and after adjusting the pH to 8, diluted hydrochloric acid was gradually added while heating with a hot stirrer, and finally the liquid temperature. The solution was brought to pH 7.25 at 37°C. This solution was transferred to a graduated cylinder with a stopper, distilled water was added to make 1 L, and the solution was shaken well so as to be mixed. The solution thus obtained was transferred to polyvin and then stored in a refrigerator for 1 day or more to obtain a simulated body fluid used in the experiment.
なお擬似体液中の無機イオン濃度の理論値は、Ｎａ＋が１４２．０、Ｋ＋が５．０、Ｍｇ２＋が１．５、Ｃａ２＋が２．５、Ｃｌ−が１４８．８、ＨＰＯ４−が１．０である。(単位はすべてｍＭ)。 The theoretical values of the inorganic ion concentration in the simulated body fluid are as follows: Na + 142.0, K + 5.0, Mg 2+ 1.5, Ca 2+ 2.5, Cl − 148.8, HPO 4. - it is 1.0. (All units are mM).
（３）ガラス繊維の作製
表２は、ガラス繊維の平均繊維径と比表面積を示している。
(3) Production of glass fiber Table 2 shows the average fiber diameter and the specific surface area of the glass fiber.
以下、本発明の創傷被覆材に用いるガラス繊維の作製方法を説明する。 Hereinafter, a method for producing glass fibers used in the wound dressing of the present invention will be described.
ガラス吐出ノズルを備えた貴金属製のポットにバルクガラスの組成Ｎｏ．１を投入し、通電加熱によってガラス試料をリメルトした。その後、吐出ノズルから流下したガラスに対して高速エアーを吹き付け、前記溶融ガラスを延伸して繊維化し、綿状ガラス繊維を得た。図２に、ガラス繊維の電子顕微鏡写真（×１００倍）を示す。 The composition No. of bulk glass was added to a noble metal pot equipped with a glass discharge nozzle. 1 was charged and the glass sample was remelted by electric heating. After that, high-speed air was blown onto the glass flowing down from the discharge nozzle, and the molten glass was drawn into fibers to obtain cotton-like glass fibers. FIG. 2 shows an electron micrograph (×100) of the glass fiber.
ガラス繊維の平均繊維径の測定は次のようにして行った。まず、走査型電子顕微鏡（ＨＩＴＡＣＨＩ ｓ−３４００Ｎ ｔｙｐｅＩＩ）を用いてガラス繊維の二次電子像または反射電子像を撮像する。次に、走査型電子顕微鏡の測長機能を用いて５０本のガラス繊維の直径を測定し、その平均値をガラス繊維の平均繊維径とした。 The average fiber diameter of the glass fibers was measured as follows. First, a secondary electron image or a backscattered electron image of glass fiber is taken using a scanning electron microscope (HITACHI s-3400N type II). Next, the diameter of 50 glass fibers was measured using the length measuring function of the scanning electron microscope, and the average value was used as the average fiber diameter of the glass fibers.
比表面積は次のようにして測定した。まず、予め重量を測定したサンプルセル内にガラス繊維を充填し、試料前処理装置（Ｆｌｏ Ｖａｃ Ｄｅｇａｓｓｅｒ）を用いて０．０５０Ｔｏｒｒ以下、温度が３００℃にて３時間、乾燥処理を行った後、サンプルセルとガラス繊維の合計重量を測定した。次にサンプルセルを自動比表面積・細孔径分布測定装置本体（ＱＵＡＤＲＡＳＯＲＢ ＳＩ）にセットし、窒素ガスの吸着等温線を測定し、ＢＥＴ法（多点法）によってサンプル表面積を求めた。その後、ガラス繊維の重量から、重量当たりのサンプル表面積を算出した。 The specific surface area was measured as follows. First, glass fiber was filled in a sample cell whose weight was measured in advance, and after performing a drying treatment at 0.050 Torr or less at a temperature of 300° C. for 3 hours using a sample pretreatment device (Flo Vac Degasser), The total weight of the sample cell and glass fiber was measured. Next, the sample cell was set in an automatic specific surface area/pore size distribution measuring apparatus main body (QUADRASORB SI), the adsorption isotherm of nitrogen gas was measured, and the sample surface area was determined by the BET method (multipoint method). Then, the surface area of the sample per weight was calculated from the weight of the glass fiber.
（４）繊維積層体の作製
上記のようにして作製した綿状のガラス繊維及び有機繊維を用いて、繊維積層体を作製した。
(4) Production of Fiber Laminate A fiber laminate was produced using the cotton-like glass fibers and organic fibers produced as described above.
表３は、繊維積層体の各繊維の配合量と配合比、積層数を示している。 Table 3 shows the compounding amount and compounding ratio of each fiber of the fiber laminate, and the number of layers.
まず表３の配合量のガラス繊維及び有機繊維を分取し、これを表３の積層数分だけ均等に分割した。次に剥離フィルムを２枚準備し、１枚の剥離フィルムの上に、１層分の有機繊維を載せた。続いて有機繊維上に、１層分のガラス繊維を積層し、この順番で有機繊維とガラス繊維を繰り返し積層し、最後（１１層目）に有機繊維を積層して、綿状の繊維積層体を作製した。 First, the glass fiber and the organic fiber having the compounding amounts shown in Table 3 were taken out, and this was evenly divided by the number of laminated layers shown in Table 3. Next, two release films were prepared, and one layer of organic fiber was placed on one release film. Subsequently, one layer of glass fiber is laminated on the organic fiber, the organic fiber and the glass fiber are repeatedly laminated in this order, and finally the organic fiber is laminated (11th layer) to form a cotton-like fiber laminate. Was produced.
続いて、綿状の繊維積層体の創面側となる表面（第一の表面となる面）上に、綿状のハイドロゲル繊維（５ｍｇ）を１層積層し、最後にもう１枚の剥離フィルムを載せた。次に２枚の剥離フィルムで挟まれた綿状の繊維積層体をプレス機にセットして厚み３ｍｍにプレスした。さらにφ１５ｍｍのサイズになる様に、ピンセットを用いて形を整えた。図３に、作製した積層サンプルの外観を示す。 Then, one layer of cotton-like hydrogel fiber (5 mg) was laminated on the surface of the cotton-like fiber laminate on the wound side (the surface to be the first surface), and finally another release film. Posted. Next, the cotton-like fiber laminate sandwiched between two release films was set in a press and pressed to a thickness of 3 mm. Further, the shape was adjusted by using tweezers so that the size became φ15 mm. FIG. 3 shows the appearance of the produced laminated sample.
作製した積層サンプルを、ジッパー付きナイロンパックに梱包した上、ガンマ線滅菌を実施し、動物実験用の試料Ａ（実施例１）の作製に供した。なおガンマ線滅菌の線量は、２５キログレイとした。このようにして、ハイドロゲル層付き繊維積層体（以下、単に繊維積層体試料と称す）を得た。 The prepared laminated sample was packed in a nylon pack with a zipper, and then sterilized with gamma rays to prepare Sample A (Example 1) for animal experiments. The dose of gamma ray sterilization was 25 kilogray. In this way, a fiber laminate with a hydrogel layer (hereinafter, simply referred to as a fiber laminate sample) was obtained.
次に作製した繊維積層体試料を用いて、疑似体液中に溶出するＢ及びＣａの濃度、及び試料表面のｐＨを測定した。表４に結果を示す。 Next, using the produced fiber laminate sample, the concentrations of B and Ca eluted in the simulated body fluid and the pH of the sample surface were measured. The results are shown in Table 4.
擬似体液中に溶出するＢ及びＣａ量は、次のようにして評価した。 The amounts of B and Ca eluted in the simulated body fluid were evaluated as follows.
まず、作製した繊維積層体試料を３枚準備し、続いて容量１００ｍｌのポリプロピレン容器（ＰＰ容器）に擬似体液４２．５ｍｌを入れ、繊維積層体を浸漬して、３７℃、１６時間の条件で溶出試験を行った。溶出試験後に試験溶液を濾過し、ＩＣＰ−ＯＥＳを用いて溶出液中のＢ、Ｃａ濃度を定量した。 First, three prepared fiber laminate samples were prepared, 42.5 ml of simulated body fluid was placed in a polypropylene container (PP container) having a capacity of 100 ml, and the fiber laminate was immersed in the polypropylene container (PP container) at 37° C. for 16 hours. A dissolution test was performed. After the elution test, the test solution was filtered, and the concentrations of B and Ca in the eluate were quantified using ICP-OES.
擬似体液中の試料の表面ｐＨは、次のようにして評価した。 The surface pH of the sample in the simulated body fluid was evaluated as follows.
まず、繊維積層体試料を１枚準備し、容量５ｍｌの軟膏容器に擬似体液０．４ｍｌを入れ、繊維積層体試料に染み込ませて、３７℃、１６時間の条件で溶出試験を行った。溶出試験後、繊維積層体試料をピンセットで採取し、創面側の表面ｐＨをフラット型ｐＨ電極（ＨＯＲＩＢＡ ＩＳＦＥＴ ００４０−１０Ｄ）とｐＨ計（ＨＯＲＩＢＡ Ｆ−７１）を用いて測定した。 First, one fiber laminated body sample was prepared, 0.4 ml of simulated body fluid was put into an ointment container having a capacity of 5 ml, and the fiber laminated body sample was impregnated with it, and an elution test was performed at 37° C. for 16 hours. After the elution test, the fiber laminate sample was sampled with tweezers, and the surface pH on the wound side was measured using a flat pH electrode (HORIBA ISFET 0040-10D) and a pH meter (HORIBA F-71).
なお、評価に用いた擬似体液は、バルクガラスの評価で用いたものと同一である。 The simulated body fluid used for the evaluation is the same as that used for the evaluation of the bulk glass.
（５）創傷被覆材の作製
上記のようにして作製、滅菌した繊維積層体試料を用いて試料Ａ（実施例）を作製した。
(5) Preparation of Wound Dressing Material Sample A (Example) was prepared using the fiber laminate sample prepared and sterilized as described above.
以下に、試料Ａの作製手順を示す。 The procedure for producing Sample A is shown below.
まず、水分非吸収部材として、ポリウレタン支持層にアクリル系粘着剤が塗布された医療用フィルム（厚み２５μｍ、５０ｍｍ×５０ｍｍ）を用意した。続いてこの医療用フィルムの粘着剤面に、繊維積層体試料の一方の表面が接するように貼付け、試料Ａを得た。このようにして得られた試料Ａは、全周に亘って医療用フィルムが繊維積層体より１５〜３０ｍｍ食みだした状態となっていた。 First, as a moisture non-absorbing member, a medical film (thickness 25 μm, 50 mm×50 mm) having a polyurethane support layer coated with an acrylic adhesive was prepared. Subsequently, the adhesive film side of this medical film was attached so that one surface of the fiber laminate sample was in contact with the adhesive side to obtain sample A. In the sample A thus obtained, the medical film was in a state of protruding by 15 to 30 mm from the fiber laminate over the entire circumference.
また、市販のハイドロコロイド創傷被覆材（コンバテックジャパン製 Ｄｕｏａｃｔｉｖｅ ＥＴ）を２６ｍｍ×２６ｍｍのサイズに切り抜き、試料Ａと同様に医療用フィルムの粘着剤面に、ハイドロコロイド創傷被覆材の一方の表面を貼付け、試料Ｂ（比較例）とした。図４に、試料Ａ及び試料Ｂの外観を示す。 In addition, a commercially available hydrocolloid wound dressing (Duoactive ET manufactured by Combatech Japan) was cut out to a size of 26 mm×26 mm, and one surface of the hydrocolloid wound dressing was attached to the adhesive side of the medical film in the same manner as Sample A. It was set to B (comparative example). FIG. 4 shows the appearance of Sample A and Sample B.
（６）動物実験
試料Ａ（実施例１）と試料Ｂ（比較例１）を用いて、動物実験（Ｉｎ ｖｉｖｏ ｔｅｓｔ）を実施した。実験動物は、８週齢のＳｌｃ：Ｗｉｓｔａｒ系、雄ラットを使用した。
(6) Animal Experiment An animal experiment (In vivo test) was performed using Sample A (Example 1) and Sample B (Comparative Example 1). Eight-week-old Slc:Wistar strain, male rats were used as experimental animals.
まず、ラットに吸引麻酔をかけながら、背中をバリカン、及び除毛クリームで剃毛した。キュレットを用いてラットの背中の中央に、直径６ｍｍの円形をマーキングした。ピンセットとハサミを用いて、マーキング個所の組織（表皮から皮下組織の全層、厚み約２ｍｍ）を切除し、創傷モデルを作製した。これを０日目の創面として、写真を撮影した。試料Ａは、創面に繊維積層体試料が重なるように貼り付けた。試料Ｂは、ラットの胴体の中心が試料Ｂの中心と同じ位置になるように貼り付けた。実験中に試料が剥がれるのを防ぐため、試料Ａ、Ｂの上から、ラットの胴体ごと伸縮性包帯（３Ｍ Ｃｏｂａｎ Ｓｅｌｆ−Ａｄｈｅｒｅｎｔ Ｂａｎｄａｇｅ）を巻き付けた。ラットが覚醒したらケージに移し、飼育した。 First, while applying suction anesthesia to a rat, the back was shaved with a clipper and a depilatory cream. A circle with a diameter of 6 mm was marked on the center of the back of the rat using a curette. Using a pair of tweezers and scissors, the tissue at the marking site (all layers from epidermis to subcutaneous tissue, thickness about 2 mm) was excised to prepare a wound model. A photograph was taken with this as the wound surface on the 0th day. Sample A was attached such that the fiber laminate sample overlaps the wound surface. Sample B was attached such that the center of the body of the rat was at the same position as the center of sample B. In order to prevent the samples from peeling off during the experiment, a stretchable bandage (3M Coban Self-Adherent Bandage) was wrapped around the samples of the rats A and B together with the body of the rat. When the rat was awake, it was moved to a cage and kept.
実験期間中、実験動物の試料交換と創面写真の撮影を行った。試料交換は、次の手順で実施した。滲出液が多い１日目から６日目は、試料Ａ、Ｂを毎日新しいものと交換した。滲出液が少なくなる７日目以降は、試料Ａ、Ｂを取り除き、医療用フィルムのみを創面に貼り付けた。なお、試料交換はラットに吸引麻酔をかけながら行い、同時に創面写真を撮影した。１０日目に医療用フィルムを剥がし、創面写真を撮影した。図５は、実験手順を図示したものである。図６は、実験動物の創面写真である。 During the experimental period, the samples of experimental animals were exchanged and wound photographs were taken. The sample exchange was performed according to the following procedure. Samples A and B were replaced with new ones every day from day 1 to day 6 when the exudate was high. After day 7 when the exudate decreased, Samples A and B were removed and only the medical film was attached to the wound surface. The samples were exchanged while the rats were anesthetized with suction, and at the same time, photographs of the wound were taken. On the 10th day, the medical film was peeled off and a wound photograph was taken. FIG. 5 illustrates the experimental procedure. FIG. 6 is a wound photograph of the experimental animal.
続いて図６の創面写真から修復率を評価した。 Then, the restoration rate was evaluated from the wound photograph of FIG.
まず、創面と正常皮膚の境界を創面写真から目視で判定し、画像解析ソフトＩｍａｇｅ Ｊの範囲選択ツールを用いて、選択した創面領域から創傷面積を算出した。０日目の創傷面積と１０日目の創傷面積から、下記の数（１）を用いて修復率を求めた。各個体について求めた修復率から、試料Ａ、Ｂの修復率の平均値と標準偏差を求めた。このようにして求めた修復率の平均値と標準偏差（±１σ）を図７に示した。 First, the boundary between the wound surface and normal skin was visually determined from the wound image, and the wound area was calculated from the selected wound area using the range selection tool of the image analysis software Image J. From the wound area on the 0th day and the wound area on the 10th day, the repair rate was calculated using the following number (1). From the restoration rate obtained for each individual, the average and standard deviation of the restoration rates of Samples A and B were obtained. The average value and standard deviation (±1σ) of the restoration rate thus obtained are shown in FIG. 7.
図７のグラフから明らかなように、試料Ａ（実施例１）は、試料Ｂ（比較例１）に比べて修復率が高く、創傷治癒が進んでいることが示唆された。 As is clear from the graph of FIG. 7, it was suggested that Sample A (Example 1) had a higher repair rate than Sample B (Comparative Example 1), and that wound healing proceeded.
１ 有機繊維
２ ガラス繊維
Ｘ 第一の表面
Ｙ 第二の表面
1 organic fiber 2 glass fiber X first surface Y second surface
Claims (25)
The method for producing a wound dressing according to claim 23 or 24, wherein a moisture non-absorbing member is further laminated on the other surface of the fiber laminate.
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Cited By (1)
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2018
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