JP2020103502A - 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） Therefore, plastic surgeon Mutsumi Natsui et al. proposed a treatment method (moist wound healing) that maintains a moist environment on the wound surface and promotes cell proliferation instead of performing treatment using an antiseptic solution and gauze, and now this treatment method is used. Widely used. (Non-patent document 1)
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。 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.
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。しかしガラス繊維自体は乾燥材料であるため、血液や滲出液の量が少ないとそのほとんどが綿状のガラス繊維に吸収されてしまい、創面に水分が残りにくい。このため、血液や滲出液の量が少ないと湿潤環境が構築しにくいという問題がある。 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. However, since the glass fiber itself is a dry material, if the amount of blood or exudate is small, most of it is absorbed by the cotton-like glass fiber, and it is difficult for water to remain on the wound surface. Therefore, if the amount of blood or exudate is small, there is a problem that it is difficult to establish a moist environment.
この問題を解決する手法として、湿潤環境を構築可能な有機ゲルと創傷被覆ガラス繊維を一体化して使用する方法が挙げられる。しかし有機ゲルは、水分を含んだ状態では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。一方、乾燥状態では硬く柔軟性が無い為、例えばシート状に成形すると創傷被覆材の部材として使えないという問題がある。 As a method of solving this problem, there is a method of integrally using an organic gel capable of constructing a moist environment and a wound-covering glass fiber. However, in the organic gel, the glass component elutes in the gel when it contains water, and the effective elution behavior cannot be obtained when it is used on the wound surface. On the other hand, there is a problem that it cannot be used as a member of a wound dressing when formed into a sheet, for example, because it is hard and not flexible in a dry state.
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、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し、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。 The present invention has been made in view of the above circumstances, provides a moist environment necessary for cell migration and proliferation, and accelerates the wound healing process by supplying ions such as calcium and boron to the wound surface, An object of the present invention is to provide a wound dressing having bactericidal properties for preventing the critical colonization of bacteria and infection.
本発明の創傷被覆材は、ハイドロゲルを形成可能な有機繊維を含むハイドロゲル繊維層と、ガラス構成成分としてＢ２Ｏ３とＣａＯを含有するガラス繊維を含むガラス繊維層とを有する繊維積層体であって、ハイドロゲル繊維層が創面側に位置することを特徴とする。 The wound dressing of the present invention is a fiber laminate having a hydrogel fiber layer containing organic fibers capable of forming hydrogel, and a glass fiber layer containing glass fibers containing B 2 O 3 and CaO as glass constituents. The hydrogel fiber layer is located on the wound surface side.
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.
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、ハイドロゲルを形成可能な有機繊維が、合成樹脂、タンパク質、糖類からなる群より選ばれた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 fiber capable of forming a hydrogel preferably contains at least one selected from the group consisting of synthetic resins, proteins and saccharides.
本発明においては、ハイドロゲルを形成可能な有機繊維が、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、カルボキシメチルセルロース、ゼラチン、コラーゲン、タマリンドシードガム、グァーガム、ローカストビーンガム、澱粉、プルラン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 fiber capable of forming a hydrogel is a group consisting of polyvinyl alcohol, polyvinylpyrrolidone, polyethylene oxide, polyethylene glycol, carboxymethyl cellulose, gelatin, collagen, tamarind seed gum, guar gum, locust bean gum, starch and pullulan. It is preferable to contain at least one selected from the above.
本発明においては、ハイドロゲルを形成可能な有機繊維が、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 fibers capable of forming the hydrogel contain 80% or more by mass of polyvinyl alcohol.
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。 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。 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.
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、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３．０〜２０ｍＭとなることが好ましい。 In the present invention, the theoretical value of the inorganic ion concentration of a sample of 230 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 − . In a dissolution test in which the simulated body fluid was immersed in 43 ml of the simulated body fluid at 37° C. adjusted to 8 mM and 1.0 mM of HPO 4- for 16 hours, the B concentration in the simulated body fluid was 0.1 to 70 mM and the Ca concentration was 10 mM. It 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、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、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, 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 the moisture non-absorbing member is on the second surface of the fiber laminate. Is preferably provided.
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、水分非吸収部材が、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 preferable that the moisture non-absorptive member is made 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を含むことが好ましい。 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 preferable to include 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.
本発明の創傷被覆材の製造方法は、ハイドロゲルを形成可能な有機繊維と、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、高不織布状の繊維積層体に成形する工程を有することを特徴とする。 The method for producing a wound dressing according to the present invention comprises laminating an organic fiber capable of forming a hydrogel and a glass fiber containing B 2 O 3 and CaO as glass constituents and compressing the fiber to form a highly non-woven fabric. It is characterized by having a step of forming into a body.
本発明の方法においては、繊維積層体の創面とは反対側となる表面上に、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 non-moisture absorbing member on the surface opposite to the wound 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）を含むハイドロゲル繊維層、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を含む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、ハイドロゲル繊維層とガラス繊維層の間に別の層、例えば有機酸、多糖類等を含有する有機繊維を含むｐＨ調整繊維層を設けてもよい。 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 a hydrogel fiber layer containing an organic fiber capable of forming a hydrogel (hereinafter, simply referred to as hydrogel fiber), 2 is a glass fiber containing a glass fiber containing B 2 O 3 and CaO as glass components. Represents a layer. However, the wound dressing of the present invention is not limited to the embodiment of FIG. 1, and for example, another layer between the hydrogel fiber layer and the glass fiber layer, for example, an organic acid containing an organic acid, a polysaccharide or the like is used. A pH-adjusting fiber layer containing fibers may be provided.
図１の創傷被覆材は、創面側からハイドロゲル繊維層１、ガラス繊維層２の順番で積層された繊維積層体である。またハイドロゲル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。ハイドロゲル繊維は、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、ハイドロゲル繊維層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はゲル化したハイドロゲル繊維層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。 The wound dressing of FIG. 1 is a fiber laminate in which a hydrogel fiber layer 1 and a glass fiber layer 2 are laminated in this order from the wound surface side. The hydrogel fiber layer and the glass fiber layer are both non-woven fabrics, and the organic fiber and the glass fiber are entangled 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. Hydrogel fibers gel when contacted with blood or exudate and build a moist environment on the wound surface. Further, blood or exudate that has passed through the hydrogel fiber layer 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 hydrogel fiber layer, 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.
（１）ハイドロゲル繊維層
本発明の創傷被覆材において、ハイドロゲル繊維層１は、ハイドロゲルを形成可能な有機繊維を含む。より具体的には、ハイドロゲル繊維の不織布体で構成される。ハイドロゲル繊維層は、血液や滲出液を吸収してハイドロゲルを形成し、創面に湿潤環境を提供する。また繊維構造であるために、血液や滲出液を通過させてガラス繊維層に供給する。またガラス繊維層から溶出するＣａやＢを創面に供給することができる。
(1) Hydrogel fiber layer In the wound dressing of the present invention, the hydrogel fiber layer 1 contains an organic fiber capable of forming a hydrogel. More specifically, it is composed of a non-woven body of hydrogel fibers. The hydrogel fiber layer absorbs blood and exudate to form a hydrogel and provides a moist environment on the wound surface. Further, since it has a fiber structure, blood or exudate is passed therethrough and supplied to the glass fiber layer. Further, Ca or B eluted from the glass fiber layer can be supplied to the wound surface.
ハイドロゲル繊維層は、繊維積層体の最も創面側に設けられる。ハイドロゲル繊維層を最も創面側に設けることにより、創面に湿潤環境を提供することができる。またガラス繊維層が創面に接触することによる不都合を回避することができる。「創面に接触することによる不都合」とは、例えばガラス繊維層と創面との癒着、ガラス繊維層に含まれるガラスビーズ等が皮膚に接触することによる不快感等を指す。 The hydrogel fiber layer is provided on the most wound surface side of the fiber laminate. By providing the hydrogel fiber layer closest to the wound surface, a wet environment can be provided on the wound surface. Further, it is possible to avoid the inconvenience caused by the glass fiber layer coming into contact with the wound surface. “Inconvenience due to contact with the wound surface” refers to, for example, adhesion between the glass fiber layer and the wound surface, discomfort caused by contact of the glass beads or the like contained in the glass fiber layer with the skin.
ハイドロゲル繊維は、合成樹脂、タンパク質、糖類等を含有することが好ましい。 The hydrogel fiber preferably contains a synthetic resin, protein, saccharide and the like.
具体的に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の高分子を含有することが好ましい。例えばハイドロゲル繊維は、質量％で８０％以上のポリビニルアルコールを含有してもよい。 Specifically, it is preferable to contain at least one polymer selected from the group consisting of polyvinyl alcohol, polyvinylpyrrolidone, polyethylene oxide, and polyethylene glycol. For example, the hydrogel fiber may contain 80% or more by weight of polyvinyl alcohol.
またハイドロゲル繊維は、上記高分子に代えて、或いは上記高分子とともに、ゼラチン、コラーゲン、タマリンドシードガム、グァーガム、ローカストビーンガム、澱粉、プルラン等のタンパク質や中性多糖類等を含有していてもよい。 Further, the hydrogel fiber contains a protein such as gelatin, collagen, tamarind seed gum, guar gum, locust bean gum, starch, pullulan or the like or a neutral polysaccharide or the like instead of or together with the above polymer. Good.
（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を含む。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 contains 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）ｐＨ調整繊維層
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。
(3) pH adjusting fiber layer 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.
そこで本発明の創傷被覆材は、有機酸や酸性多糖類を含有する水溶性又は親水性の有機繊維（以下、単にｐＨ調整有機繊維という）を含むｐＨ調整繊維層を設けることができる。より具体的には、ｐＨ調整有機繊維の不織布体で構成されるｐＨ調整繊維層を含むことが好ましい。なお「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。「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。 Therefore, the wound dressing of the present invention can be provided with a pH-adjusting fiber layer containing water-soluble or hydrophilic organic fibers containing organic acid or acidic polysaccharide (hereinafter, simply referred to as pH-adjusting organic fibers). More specifically, it is preferable to include a pH adjusting fiber layer composed of a nonwoven fabric of pH adjusting organic fibers. 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 connected, 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.
ｐＨ調整有機繊維は、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に貢献する。またｐＨ調整有機繊維は、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長期間湿潤環境に晒されても繊維構造を維持することができ、湿潤環境を安定的に提供する事が可能となる。 The pH-adjusted organic fiber gels when contacted with blood or exudate and contributes to the construction of a moist environment on the wound surface. The pH-adjusted organic fiber can also form a crosslinked structure under specific conditions such as sugar concentration, pH, and metal ion concentration, or can construct a strong crosslinked structure via ions eluted from the glass fiber. When such a strong crosslinked structure is formed, the fiber structure can be maintained even when exposed to a wet environment for a long time, and a stable wet environment can be provided.
ｐＨ調整有機繊維は、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。 The pH-adjusted 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.
ｐＨ調整有機繊維は、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。これらの高分子を採用すれば、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。 The pH-adjusting 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 polymers, it is easy to achieve both the establishment of a moist environment on the wound surface and the suppression of pH rise.
ｐＨ調整有機繊維は、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。 pH-adjusting organic fibers include 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, sulfonic acid, hyaluronic acid. It is preferable to contain at least one selected from the group consisting of methacrylic acid, maleic acid, phthalic acid and adipic acid.
また本発明の創傷被覆材においては、ｐＨ調整有機繊維が、質量％で、２０〜８０％のペクチン、１〜５０％のポリビニルアルコール、０〜１８％のカルボキシメチルセルロースを含有するものであることが好ましい。 In addition, in the wound dressing of the present invention, the pH-adjusting organic fiber may contain, by mass%, 20 to 80% pectin, 1 to 50% polyvinyl alcohol, and 0 to 18% carboxymethylcellulose. preferable.
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。ペクチンのより好ましい含有量は、質量％で２２〜６８％、２８〜５７％、３２〜５０％、特に３５〜４５％である。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ず、湿潤環境を構築する事が難しい。 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 more preferable content of pectin is 22 to 68%, 28 to 57%, 32 to 50%, and particularly 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 will not be formed and it will be difficult to construct a wet environment.
ポリビニルアルコールは、分子中にヒドロキシ基を有する有機化合物であり、結合剤や界面活性剤、乳化剤として幅広い分野で使用されている。また、人体に対する安全性の高い有機化合物である。ポリビニルアルコールは、乾式紡糸法によって有機繊維を製造する際に、有機化合物の水溶液の粘度を紡糸可能な粘度に調整するいわゆる増粘剤としての働きがある。ポリビニルアルコールのより好ましい含有量は、質量％で５〜４７％、８〜４２％、１６〜３５％、特に２０〜３０％である。ポリビニルアルコールの含有量が多すぎると、創面に形成されるゲルの安定性が低下し、早期にゲルが溶解して湿潤環境を維持しにくくなる。ポリビニルアルコールの含有量が少なすぎると、有機化合物水溶液の粘度が低下し、乾式紡糸法によって有機繊維を製造する際に繊維化しにくくなる。 Polyvinyl alcohol is an organic compound having a hydroxy group in the molecule, and is used in a wide range of fields as a binder, a surfactant, and an emulsifier. In addition, it is an organic compound that is highly safe for the human body. Polyvinyl alcohol has a function as a so-called thickener for adjusting the viscosity of an aqueous solution of an organic compound to a spinnable viscosity when producing an organic fiber by a dry spinning method. The more preferable content of polyvinyl alcohol is 5 to 47%, 8 to 42%, 16 to 35%, and particularly 20 to 30% by mass%. When the content of polyvinyl alcohol is too large, the stability of the gel formed on the wound surface is lowered, and the gel is dissolved at an early stage, making it difficult to maintain a moist environment. When the content of polyvinyl alcohol is too small, the viscosity of the organic compound aqueous solution is lowered, and it becomes difficult to fibrillate when producing the organic fiber by the dry spinning method.
カルボキシメチルセルロースは、セルロースの水酸基をカルボキシメチルナトリウム基で置換した有機化合物であり、増粘剤として化粧品や医薬品に使用されている。また多価金属イオンによる架橋構造を構築し、安定なゲルを形成する働きがある。このため、カルボキシメチルセルロースを添加する事によって、創面に形成されるゲルの安定性を向上させ、長期間湿潤環境を維持する事が可能になる。カルボキシメチルセルロースのより好ましい含有量は、質量％で０．５〜１５％、１〜１２％、特に２〜９％である。カルボキシメチルセルロースの含有量が多すぎると、有機化合物の水溶液の粘度が低下し、乾式紡糸法によって有機繊維を製造する際に繊維化しにくくなる。 Carboxymethyl cellulose is an organic compound in which the hydroxyl group of cellulose is replaced with a sodium carboxymethyl group, and is used as a thickener in cosmetics and pharmaceuticals. It also has the function of building a crosslinked structure with polyvalent metal ions to form a stable gel. Therefore, by adding carboxymethyl cellulose, it is possible to improve the stability of the gel formed on the wound surface and maintain the moist environment for a long time. The more preferable content of carboxymethyl cellulose is 0.5 to 15% by mass%, 1 to 12%, and particularly 2 to 9%. When the content of carboxymethyl cellulose is too large, the viscosity of the aqueous solution of the organic compound is lowered, and it becomes difficult to fibrillate when producing the organic fiber by the dry spinning method.
またｐＨ調整有機繊維は、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。 As for the pH-adjusted organic fiber, 1 g of the 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 Mg 2+ , 2.5 mM for Ca 2+ , and Cl −. Is 148.8 mM and HPO 4- is 1.0 mM, the pH of the aqueous solution is preferably 7.0 or less when immersed in 50 ml of simulated body fluid at 37°C for 16 hours. When the pH of the aqueous solution is higher than 7.0, it is difficult to suppress the pH increase due to the alkali metal ions or alkaline earth metal ions eluted from the glass fiber.
またｐＨ調整有機繊維には、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
（４）繊維積層体
繊維積層体は、創面側となるハイドロゲル繊維層１と、ガラス繊維層２とを有する。また繊維積層体は、創面側となる第一の表面Ｘと、創面とは反対側となる第二の表面Ｙを有する。
Further, the pH-adjusted 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 protective material (for example, zinc oxide), etc. can be blended. (4) Fiber laminate The fiber laminate has a hydrogel fiber layer 1 on the wound side and a 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 to the wound surface.
繊維積層体は、複数のガラス繊維層を有していてもよい。また繊維積層体は、最も創面側に設けられるハイドロゲル繊維層とは別に、１層以上のハイドロゲル繊維層をさらに有していてもよい。 The fiber laminate may have a plurality of glass fiber layers. Further, the fiber laminate may further have one or more hydrogel fiber layers in addition to the hydrogel fiber layer provided closest to the wound surface side.
繊維積層体は、ハイドロゲル繊維層とガラス繊維層のみからなる構造でもよいが、その他の層、例えば既述のｐＨ調整繊維層を含んでいてもよい。 The fiber laminate may have a structure composed of only a hydrogel fiber layer and a glass fiber layer, but may include other layers, for example, the pH-adjusting fiber layer described above.
繊維積層体がｐＨ調整繊維層を含む場合、ハイドロゲル繊維層とガラス繊維層の間、及び／又はガラス繊維層の非創面側に設けることができる。またガラス繊維層とｐＨ調整繊維層を交互に設けてもよい。この場合、ガラス繊維層とｐＨ調整繊維層の積層数は特に限定されないが、総数で３〜４１層層、３〜３１層、特に ５〜２１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、ｐＨ調整繊維層が消失する可能性がある。 When the fiber laminate includes a pH adjusting fiber layer, it can be provided between the hydrogel fiber layer and the glass fiber layer and/or on the non-wound surface side of the glass fiber layer. Further, glass fiber layers and pH adjusting fiber layers may be provided alternately. In this case, the number of laminated glass fiber layers and pH adjusting fiber layers is not particularly limited, but the total number is preferably 3 to 41 layers, 3 to 31 layers, and particularly 5 to 21 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 becomes too thin, and the pH adjusting fiber layer may disappear.
（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ｐＨ調整繊維層を含む場合、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。 When the pH adjustment fiber layer is included, the theoretical value of the inorganic ion concentration in the sample of 78 mg is 142.0 mM for Na + , 5.0 mM for K + , 1.5 mM for Mg 2+ , and 2.5 mM for Ca 2+ , Cl − was adjusted to 148.8 mM, HPO 4 − was adjusted to 1.0 mM, 37° C., 0.4 ml of simulated body fluid was added dropwise, and impregnated for 16 hours. In the dissolution test, the surface pH of the sample was 8. It is preferably 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、繊維積層体を試料として使用する。 In both of the above tests, the fiber laminate is used as a sample.
（７）創傷被覆材の製造方法
まず、綿状のハイドロゲル繊維、綿状のガラス繊維、及び必要に応じてその他の繊維（例えばｐＨ調整有機繊維）を用意する。次に少なくとも一方の最外層にハイドロゲル繊維が位置するように、これらを積層する。なお最外層に位置するハイドロゲル繊維を除き、各繊維の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。
(7) Method for manufacturing wound dressing First, cotton-like hydrogel fibers, cotton-like glass fibers, and other fibers (for example, pH-adjusting organic fibers) as needed are prepared. Next, these are laminated so that the hydrogel fibers are located on at least one outermost layer. The order and number of layers of each fiber are not particularly limited, except for the hydrogel fiber located in the outermost layer. 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、水分非吸収部材を、繊維積層体のハイドロゲル繊維層とは反対側の表面（第二の表面）上に設けてもよい。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。 Further, if necessary, the moisture non-absorbing member may be provided on the surface (second surface) of the fiber laminate opposite to the hydrogel fiber layer. 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.
以上の工程によって作製された本発明の創傷被覆材は、細胞の遊走や増殖に必要な湿潤環境を提供し、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。またｐＨ調整繊維層を含む場合には、さらに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創面のｐＨ上昇を抑制できる。 The wound dressing of the present invention produced by the above steps provides a moist environment necessary for cell migration and proliferation, and promotes the wound healing process by supplying ions such as calcium and boron to the wound surface, It is possible to prevent the critical colonization of bacteria on the wound surface and infection. Further, when the pH adjusting fiber layer is included, it is possible to further suppress the increase in pH of the wound surface due to the alkali metal ions or alkaline earth metal ions eluted from the glass.
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）ハイドロゲル繊維とｐＨ調整有機繊維の作製
以下、本発明の創傷被覆材に用いるハイドロゲル繊維とｐＨ調整有機繊維の作製方法を説明する。
(1) Preparation of hydrogel fiber and pH-adjusted organic fiber Hereinafter, a method for preparing the hydrogel fiber and the pH-adjusted organic fiber used in the wound dressing of the present invention will be described.
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. Then, a hydrogel fiber was produced by the same method as the organic fiber.
ｐＨ調整有機繊維は、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）０．８ｇ、ＨＭペクチン（関東化学）２ｇ、カルボキシメチルセルロース０．２ｇ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 pH-adjusted organic fiber was produced as follows. First, 0.8 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%, 2 g of HM pectin (Kanto Kagaku), and 0.2 g of carboxymethyl cellulose were added 15 g of ion-exchanged water. After stirring well, an aqueous solution of an organic compound was prepared. 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.
（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。 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.
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ハイドロゲル繊維、ｐＨ調整有機繊維及びガラス繊維を用いて、繊維積層体を作製した。
(4) Production of Fiber Laminate A fibrous laminate was produced using the cotton-like hydrogel fiber, pH-adjusted organic fiber and glass fiber 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（２１層目）に有機繊維を積層した。続いて、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。 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 was laminated on the organic fiber, the organic fiber and the glass fiber were repeatedly laminated in this order, and finally the organic fiber was laminated (21st layer). Subsequently, one layer of cotton-like hydrogel fiber (5 mg) was laminated, and finally another release film was placed.
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。 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.
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、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 (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創傷被覆材を作製した。
(5) Preparation of wound dressing A wound dressing was prepared using the fiber laminate sample prepared and sterilized as described above.
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. Then, the adhesive film side of this medical film was attached so that one surface of the fiber laminate sample was in contact.
このようにして得られた創傷被覆材は、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。 The wound dressing thus obtained was in a state in which the medical film protruded from the fiber laminate by 15 to 30 mm over the entire circumference.
１ ハイドロゲル繊維
２ ガラス繊維
Ｘ 第一の表面
Ｙ 第二の表面
1 Hydrogel Fiber 2 Glass Fiber X First Surface Y Second Surface
Claims (16)
The method for producing a wound dressing according to claim 15, wherein a non-moisture absorbing member is further laminated on the surface of the fiber laminate opposite to the wound surface.
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