JPH1133104A - 生体組織への接着性を有する医用材料 - Google Patents
生体組織への接着性を有する医用材料Info
- Publication number
- JPH1133104A JPH1133104A JP9208522A JP20852297A JPH1133104A JP H1133104 A JPH1133104 A JP H1133104A JP 9208522 A JP9208522 A JP 9208522A JP 20852297 A JP20852297 A JP 20852297A JP H1133104 A JPH1133104 A JP H1133104A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- film
- aldehyde
- tissue
- collagen
- formed body
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Landscapes
- Materials For Medical Uses (AREA)
Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【課題】 生体組織への接着性を有し、かつ生体内
で分解吸収される、優れた医用材料を提供する。 【解決手段】 生体内吸収性高分子材料を多官能性アル
デヒドにて架橋反応させ、その反応により残存したアル
デヒド基を有することにより、生体組織への接着性を有
する医用材料。
で分解吸収される、優れた医用材料を提供する。 【解決手段】 生体内吸収性高分子材料を多官能性アル
デヒドにて架橋反応させ、その反応により残存したアル
デヒド基を有することにより、生体組織への接着性を有
する医用材料。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、生体組織への接着
性を有する生体内吸収性高分子材料からなる医用材料に
関する。
性を有する生体内吸収性高分子材料からなる医用材料に
関する。
【０００２】
【従来の技術】生体組織、特に粘膜への接着性を有する
医用材料として、繊維素フィブリンと酵素トロンビンを
基材とする材料、酸化セルロースを基材とする材料、カ
ルボキシメチルセルロースやアルギン酸を基材とする材
料（米国特許ＵＳ ５４２７４９Ａ）、キサンタンガム
を基材とする材料（米国特許ＵＳ ５３１４９１５
Ａ）、ポリカルボフィルを基材とする材料（米国特許Ｕ
Ｓ ５２１３７９４Ａ）、側鎖にカルボキシル基を有す
るアクリル酸、メタクリル酸、イタコン酸、クロトン
酸、マレイン酸、フマル酸を成分として含有する共重合
体を基材とする材料（東独特許ＤＤ ２８５５５１）等
が開発されている。これらは、生体組織とのイオン結合
または水素結合により、接着性を発揮している。しか
し、これらの結合は比較的弱い２次結合を利用している
ため、医用材料が用いられる多くの状況下においては生
体組織との接着力は十分でない。例えば、体内臓器の外
科手術後の癒着を防止するため、従来から、酸化セルロ
ースのガーゼ様のもの、ヒアルロン酸とカルボキシメチ
ルセルロースの混合物からなるフィルム等が用いられて
きた。これらは、創部に接着しやすくて創部を覆うこと
はできるものの、その接着力が十分でないために創面が
治癒する以前に創面からはがれたり溶解してしまい、そ
の癒着防止効果については疑問視する医家も多い。この
ように、従来の材料は生体組織への接着性があると言わ
れてはいるが、その接着力は十分でない場合が多く、満
足すべき癒着防止材は未開発というのが現状である。
医用材料として、繊維素フィブリンと酵素トロンビンを
基材とする材料、酸化セルロースを基材とする材料、カ
ルボキシメチルセルロースやアルギン酸を基材とする材
料（米国特許ＵＳ ５４２７４９Ａ）、キサンタンガム
を基材とする材料（米国特許ＵＳ ５３１４９１５
Ａ）、ポリカルボフィルを基材とする材料（米国特許Ｕ
Ｓ ５２１３７９４Ａ）、側鎖にカルボキシル基を有す
るアクリル酸、メタクリル酸、イタコン酸、クロトン
酸、マレイン酸、フマル酸を成分として含有する共重合
体を基材とする材料（東独特許ＤＤ ２８５５５１）等
が開発されている。これらは、生体組織とのイオン結合
または水素結合により、接着性を発揮している。しか
し、これらの結合は比較的弱い２次結合を利用している
ため、医用材料が用いられる多くの状況下においては生
体組織との接着力は十分でない。例えば、体内臓器の外
科手術後の癒着を防止するため、従来から、酸化セルロ
ースのガーゼ様のもの、ヒアルロン酸とカルボキシメチ
ルセルロースの混合物からなるフィルム等が用いられて
きた。これらは、創部に接着しやすくて創部を覆うこと
はできるものの、その接着力が十分でないために創面が
治癒する以前に創面からはがれたり溶解してしまい、そ
の癒着防止効果については疑問視する医家も多い。この
ように、従来の材料は生体組織への接着性があると言わ
れてはいるが、その接着力は十分でない場合が多く、満
足すべき癒着防止材は未開発というのが現状である。
【０００３】また、肝臓等のように毛細血管が発達して
いる臓器の外科手術においては、創面からの出血防止の
ために繊維素フィブリンと酵素トロンビンを基材とする
材料や綿状のコラーゲンが用いられてきた。これらは、
創部の出血を一時的に抑えることはできるが、繊維素フ
ィブリンと酵素トロンビンを基材とする材料では繊溶系
酵素による分解が起こる。一方、綿状コラーゲンについ
ても、もともと組織への接着性があまり強くないため、
その止血効果については疑問視する医家が多い。そこ
で、より優れた止血材を提供すべく、種々の該保護材の
開発が試みられ、すでに市販されているものもある。し
かし、これらは生体組織への接着性が十分でないか、十
分に接着する場合でも、生体毒性を有する分解物が産生
される等の問題がある。以上のように、従来の医用材料
は、生体組織への接着性を有していない、生体内で分解
吸収されない、分解物の毒性が大きい等の欠点があっ
た。
いる臓器の外科手術においては、創面からの出血防止の
ために繊維素フィブリンと酵素トロンビンを基材とする
材料や綿状のコラーゲンが用いられてきた。これらは、
創部の出血を一時的に抑えることはできるが、繊維素フ
ィブリンと酵素トロンビンを基材とする材料では繊溶系
酵素による分解が起こる。一方、綿状コラーゲンについ
ても、もともと組織への接着性があまり強くないため、
その止血効果については疑問視する医家が多い。そこ
で、より優れた止血材を提供すべく、種々の該保護材の
開発が試みられ、すでに市販されているものもある。し
かし、これらは生体組織への接着性が十分でないか、十
分に接着する場合でも、生体毒性を有する分解物が産生
される等の問題がある。以上のように、従来の医用材料
は、生体組織への接着性を有していない、生体内で分解
吸収されない、分解物の毒性が大きい等の欠点があっ
た。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】上述の実状に鑑み、組
織欠損部位あるいは創傷部等の体内組織表面へ共有結合
で接着するとともに接着部の組織へ不必要な傷害を与え
ず、所定時間経過後は生体内で分解吸収され、治癒過程
を障害しない優れた医用材料の開発が望まれている。そ
こで、本発明者は、上述の優れた医用材料の開発を技術
的課題として、グルタルアルデヒド（以下、ＧＡと略
す）やテレフタルアルデヒド（以下、ＴＡと略す）を用
いて、ゼラチン、コラーゲンまたはヒアルロン酸の生体
高分子を架橋させる数多くの実験を重ねた結果、生体組
織に接着性を有するとともに生体内で分解吸収される医
用材料を開発することができるという刮目すべき知見を
得、前記の技術的課題を達成したのである。
織欠損部位あるいは創傷部等の体内組織表面へ共有結合
で接着するとともに接着部の組織へ不必要な傷害を与え
ず、所定時間経過後は生体内で分解吸収され、治癒過程
を障害しない優れた医用材料の開発が望まれている。そ
こで、本発明者は、上述の優れた医用材料の開発を技術
的課題として、グルタルアルデヒド（以下、ＧＡと略
す）やテレフタルアルデヒド（以下、ＴＡと略す）を用
いて、ゼラチン、コラーゲンまたはヒアルロン酸の生体
高分子を架橋させる数多くの実験を重ねた結果、生体組
織に接着性を有するとともに生体内で分解吸収される医
用材料を開発することができるという刮目すべき知見を
得、前記の技術的課題を達成したのである。
【０００５】
【課題を解決するための手段】すなわち、本発明は、Ｇ
ＡやＴＡ等の多官能性アルデヒドで架橋した、ゼラチ
ン、コラーゲンまたはヒアルロン酸の生体高分子よりな
るフィルム、シート、スポンジおよび綿等を作製するこ
とで、生体組織への接着性を有する生体内吸収性高分子
を提供するものである。
ＡやＴＡ等の多官能性アルデヒドで架橋した、ゼラチ
ン、コラーゲンまたはヒアルロン酸の生体高分子よりな
るフィルム、シート、スポンジおよび綿等を作製するこ
とで、生体組織への接着性を有する生体内吸収性高分子
を提供するものである。
【０００６】
【発明の実施の形態】ゼラチン、コラーゲンまたはヒア
ルロン酸の溶液からの成型体の製造時に、ＧＡやＴＡの
多官能性アルデヒドを添加するか、もしくは成型後に多
官能性アルデヒドを含有する溶液に浸漬することによっ
て、生体高分子の分子上のアミノ基あるいは水酸基とア
ルデヒド基とを反応させて架橋を導入する。反応は、ア
ルデヒド基量が、生体高分子の分子上のアミノ基や水酸
基と反応した後、多官能性アルデヒド基の一部が残存す
るような条件下で反応する。つまり、アミノ基や水酸基
よりもアルデヒド基が過剰に存在する溶液中、または生
体高分子の成型体が膨潤しない反応溶媒中で成型体表面
近傍に存在するアミノ基や水酸基よりもアルデヒド基が
過剰に存在する条件下で行う。このような条件下では、
多官能性アルデヒドの一部アルデヒド基が生体高分子の
分子上に未反応の状態で残存する。この残存アルデヒド
基が生体組織への接着に寄与するのである。
ルロン酸の溶液からの成型体の製造時に、ＧＡやＴＡの
多官能性アルデヒドを添加するか、もしくは成型後に多
官能性アルデヒドを含有する溶液に浸漬することによっ
て、生体高分子の分子上のアミノ基あるいは水酸基とア
ルデヒド基とを反応させて架橋を導入する。反応は、ア
ルデヒド基量が、生体高分子の分子上のアミノ基や水酸
基と反応した後、多官能性アルデヒド基の一部が残存す
るような条件下で反応する。つまり、アミノ基や水酸基
よりもアルデヒド基が過剰に存在する溶液中、または生
体高分子の成型体が膨潤しない反応溶媒中で成型体表面
近傍に存在するアミノ基や水酸基よりもアルデヒド基が
過剰に存在する条件下で行う。このような条件下では、
多官能性アルデヒドの一部アルデヒド基が生体高分子の
分子上に未反応の状態で残存する。この残存アルデヒド
基が生体組織への接着に寄与するのである。
【０００７】以上のようにして製造されたアルデヒド基
導入材料を直接患部に接触させ、例えば、癒着防止材、
止血材、接着テープ、血管内ステント等のいずれかとし
て使用する。あるいは、材料を成型時に薬物と混合して
おき、組織接着性薬物担体として用いることも可能であ
る。
導入材料を直接患部に接触させ、例えば、癒着防止材、
止血材、接着テープ、血管内ステント等のいずれかとし
て使用する。あるいは、材料を成型時に薬物と混合して
おき、組織接着性薬物担体として用いることも可能であ
る。
【０００８】なお、本材料を当該用途に適用後は、生体
内で吸収され、一定期間経過すると消失する特性があ
り、体内に異物として残存することがない。
内で吸収され、一定期間経過すると消失する特性があ
り、体内に異物として残存することがない。
【０００９】以下、本発明について実施例を挙げて詳細
に説明する。
に説明する。
【００１０】実施例１アルデヒド基導入ゼラチンフィルムの作製 １ｇのゼラチンを９ｍｌのイオン交換水に溶解させ、こ
れを直径９ｃｍのシャーレに流延した後、風乾してゼラ
チンフィルムを得た。このゼラチンフィルム（２ｃｍ×
６ｃｍ）を、各々１００、３００、５００、７００、１
０００ミリモル／リットルのＧＡ水溶液（ｐＨ７、５０
ｍｌ）に浸漬し、６０℃にて２時間反応させて不溶化し
た。得られた架橋フィルムを、蒸留水で洗浄して生体高
分子と反応していないＧＡを除去後、減圧下で乾燥さ
せ、５種の濃度のアルデヒド基導入ゼラチンフィルムを
作製した。
れを直径９ｃｍのシャーレに流延した後、風乾してゼラ
チンフィルムを得た。このゼラチンフィルム（２ｃｍ×
６ｃｍ）を、各々１００、３００、５００、７００、１
０００ミリモル／リットルのＧＡ水溶液（ｐＨ７、５０
ｍｌ）に浸漬し、６０℃にて２時間反応させて不溶化し
た。得られた架橋フィルムを、蒸留水で洗浄して生体高
分子と反応していないＧＡを除去後、減圧下で乾燥さ
せ、５種の濃度のアルデヒド基導入ゼラチンフィルムを
作製した。
【００１１】アルデヒド基導入ゼラチンフィルムを用い
た剪断引離し力測定 食肉センターより購入した生豚皮を１ｃｍ×３ｃｍの短
冊状に切り出し、皮下脂肪をメスにて十分除去後、接着
力評価に用いた。１枚の豚皮の真皮側に１ｃｍ×１ｃｍ
のアルデヒド基導入ゼラチンフィルムを置き、その上に
真皮側がゼラチンフィルムと接するようにもう一枚の豚
皮を置いた。さらに、その上に５０ｇの分銅をのせて１
０分間放置した後、島津製作所製のオートグラフ（ＡＧ
Ｓ−５Ｄ）とロードセル（ＳＢＬ−５０Ｎ）を用いて、
図１のように剪断引離し力を測定した。表１に、前記の
アルデヒド基導入ゼラチンフィルムを用いた剪断引離し
力測定結果を示す。処理液中のＧＡ濃度が３００ミリモ
ル／リットルになるまではＧＡ濃度が増加するとともに
二つの豚皮を引離すのに必要な剪断引離し力は増加し
た。それ以上では、反応液中のＧＡ濃度の増加にもかか
わらず、剪断引離し力の増加はほとんど見られなかっ
た。
た剪断引離し力測定 食肉センターより購入した生豚皮を１ｃｍ×３ｃｍの短
冊状に切り出し、皮下脂肪をメスにて十分除去後、接着
力評価に用いた。１枚の豚皮の真皮側に１ｃｍ×１ｃｍ
のアルデヒド基導入ゼラチンフィルムを置き、その上に
真皮側がゼラチンフィルムと接するようにもう一枚の豚
皮を置いた。さらに、その上に５０ｇの分銅をのせて１
０分間放置した後、島津製作所製のオートグラフ（ＡＧ
Ｓ−５Ｄ）とロードセル（ＳＢＬ−５０Ｎ）を用いて、
図１のように剪断引離し力を測定した。表１に、前記の
アルデヒド基導入ゼラチンフィルムを用いた剪断引離し
力測定結果を示す。処理液中のＧＡ濃度が３００ミリモ
ル／リットルになるまではＧＡ濃度が増加するとともに
二つの豚皮を引離すのに必要な剪断引離し力は増加し
た。それ以上では、反応液中のＧＡ濃度の増加にもかか
わらず、剪断引離し力の増加はほとんど見られなかっ
た。
【００１２】
【表１】
【００１３】実施例２アルデヒド基導入コラーゲンフィルムの作製 仔牛皮膚由来のコラーゲン水溶液（新田株式会社製）７
０ｍｌをホモジナイザーを用いて強く攪拌することで泡
立てる。これを直径９ｃｍのシャーレに流延した後、凍
結乾燥することで多孔質コラーゲンスポンジを得た。こ
の多孔質コラーゲンスポンジを５０ｋｇ／ｃｍ2で圧縮
し、コラーゲンフィルムを得た。このコラーゲンフィル
ム（１ｃｍ×７ｃｍ）を、２５％ＧＡ水溶液とトルエン
を等量混合して強く攪拌後遠心分離して得た上清のＧＡ
トルエン溶液１０ｍｌに浸漬させ、６０℃にて１時間反
応させた。得られた架橋フィルムをトルエンで洗浄し
て、残存しているコラーゲンと反応していない未反応Ｇ
Ａを除去後、減圧下で乾燥させ、アルデヒド基導入コラ
ーゲンフィルムを作成した。
０ｍｌをホモジナイザーを用いて強く攪拌することで泡
立てる。これを直径９ｃｍのシャーレに流延した後、凍
結乾燥することで多孔質コラーゲンスポンジを得た。こ
の多孔質コラーゲンスポンジを５０ｋｇ／ｃｍ2で圧縮
し、コラーゲンフィルムを得た。このコラーゲンフィル
ム（１ｃｍ×７ｃｍ）を、２５％ＧＡ水溶液とトルエン
を等量混合して強く攪拌後遠心分離して得た上清のＧＡ
トルエン溶液１０ｍｌに浸漬させ、６０℃にて１時間反
応させた。得られた架橋フィルムをトルエンで洗浄し
て、残存しているコラーゲンと反応していない未反応Ｇ
Ａを除去後、減圧下で乾燥させ、アルデヒド基導入コラ
ーゲンフィルムを作成した。
【００１４】アルデヒド基導入コラーゲンフィルムを用
いた剪断引離し力測定 実施例１と同様の条件で剪断引離し測定を行った結果、
アルデヒド基を導入する前のコラーゲンフィルムでは、
剪断引離し力は２５．５ｇ／ｃｍ2であったが、前述の
アルデヒド基導入コラーゲンフィルムでは、７６．１ｇ
／ｃｍ2に上昇した。
いた剪断引離し力測定 実施例１と同様の条件で剪断引離し測定を行った結果、
アルデヒド基を導入する前のコラーゲンフィルムでは、
剪断引離し力は２５．５ｇ／ｃｍ2であったが、前述の
アルデヒド基導入コラーゲンフィルムでは、７６．１ｇ
／ｃｍ2に上昇した。
【００１５】実施例３アルデヒド基導入ヒアルロン酸フィルムの作製 ０．６４ｇのヒアルロン酸を１２７ｍｌの蒸留水に溶解
させ、これを直径９ｃｍのシャーレに流延した後、風乾
してヒアルロン酸フィルムを得た。このヒアルロン酸フ
ィルム（２ｃｍ×５ｃｍ）を５０ミリモル／リットルの
ＧＡと０．０１モル／リットルの塩酸を含むアセトン-
蒸留水混合溶液（混合比８：２）５０ｍｌに浸漬し、室
温にて２４時間反応させて不溶化した。フィルムをアセ
トンで洗浄して残存している未反応ＧＡを除去し、十分
乾燥させた後、アルデヒド基導入ヒアルロン酸フィルム
を作製した。
させ、これを直径９ｃｍのシャーレに流延した後、風乾
してヒアルロン酸フィルムを得た。このヒアルロン酸フ
ィルム（２ｃｍ×５ｃｍ）を５０ミリモル／リットルの
ＧＡと０．０１モル／リットルの塩酸を含むアセトン-
蒸留水混合溶液（混合比８：２）５０ｍｌに浸漬し、室
温にて２４時間反応させて不溶化した。フィルムをアセ
トンで洗浄して残存している未反応ＧＡを除去し、十分
乾燥させた後、アルデヒド基導入ヒアルロン酸フィルム
を作製した。
【００１６】アルデヒド基導入ヒアルロン酸フィルムを
用いた剪断引離し力測定 実施例１と同様の条件で剪断引離し力を測定した結果、
アルデヒド基を導入する前のヒアルロン酸フィルムで
は、剪断引離し力は数ｇｆ／ｃｍ2であったが、アルデ
ヒド基導入ヒアルロン酸導入フィルムでは、５５．８ｇ
ｆ／ｃｍ2に上昇した。
用いた剪断引離し力測定 実施例１と同様の条件で剪断引離し力を測定した結果、
アルデヒド基を導入する前のヒアルロン酸フィルムで
は、剪断引離し力は数ｇｆ／ｃｍ2であったが、アルデ
ヒド基導入ヒアルロン酸導入フィルムでは、５５．８ｇ
ｆ／ｃｍ2に上昇した。
【００１７】実施例４ラットによる腹壁内接着実験 実施例１で作製したゼラチンフィルム（ＧＡ濃度５００
ミリモル／リットル）を用いた。５匹のラットをエーテ
ル麻酔下に開腹し、それぞれのラットの右の腹壁の粘膜
にアルデヒド基導入ゼラチンフィルム（１ｃｍ×１．５
ｃｍ）１枚を張り付けた後、閉腹した。一週間後に開腹
してフィルム留置部を観察したところ、５例中４例は依
然として接着し、留置部に残存していた。
ミリモル／リットル）を用いた。５匹のラットをエーテ
ル麻酔下に開腹し、それぞれのラットの右の腹壁の粘膜
にアルデヒド基導入ゼラチンフィルム（１ｃｍ×１．５
ｃｍ）１枚を張り付けた後、閉腹した。一週間後に開腹
してフィルム留置部を観察したところ、５例中４例は依
然として接着し、留置部に残存していた。
【００１８】実施例２で作製したコラーゲンフィルムを
用いて、同様の方法でラット腹壁内接着実験を行った結
果、一週間後においても５例中３例は依然として接着
し、留置部に残存していた。
用いて、同様の方法でラット腹壁内接着実験を行った結
果、一週間後においても５例中３例は依然として接着
し、留置部に残存していた。
【００１９】実施例３で作製したヒアルロン酸フィルム
を用いて同様の実験を行った結果、１週間後においても
５例中１例は依然として接着し、留置部に残存してい
た。
を用いて同様の実験を行った結果、１週間後においても
５例中１例は依然として接着し、留置部に残存してい
た。
【００２０】比較例１アルデヒド基還元ゼラチンフィルムの作製および剪断引
離し力測定 実施例１で作製したアルデヒド基導入ゼラチンフィルム
を、２．５％の水素化ホウ素水溶液（ｐＨ１０、５０ｍ
ｌ）に浸漬し、室温で１５分間反応させてアルデヒド基
をアルコール基に還元し、蒸留水で洗浄後、十分に乾燥
させた。このフィルムを用い、実施例１と同様な方法で
豚皮を用いて剪断引き離し力測定を行った結果を表２に
示す。表１と表２からもわかるように、ゼラチンフィル
ムの架橋反応に用いたＧＡ濃度にかかわらず、アルデヒ
ド基の還元後は剪断引離し力は大きく低下した。
離し力測定 実施例１で作製したアルデヒド基導入ゼラチンフィルム
を、２．５％の水素化ホウ素水溶液（ｐＨ１０、５０ｍ
ｌ）に浸漬し、室温で１５分間反応させてアルデヒド基
をアルコール基に還元し、蒸留水で洗浄後、十分に乾燥
させた。このフィルムを用い、実施例１と同様な方法で
豚皮を用いて剪断引き離し力測定を行った結果を表２に
示す。表１と表２からもわかるように、ゼラチンフィル
ムの架橋反応に用いたＧＡ濃度にかかわらず、アルデヒ
ド基の還元後は剪断引離し力は大きく低下した。
【００２１】
【表２】
【００２２】比較例２グリシン処理したゼラチンフィルムを用いた剪断引離し
力測定およびラットによる腹壁内接着実験 実施例１で作製したアルデヒド基導入ゼラチンフィルム
（ＧＡ濃度５００ミリモル／リットル）を、各種濃度の
グリシン水溶液（５０ｍｌ）に浸漬し、フィルム中のア
ルデヒド基とグリシンのアミノ基とを反応させた。グリ
シン処理ゼラチンフィルムを蒸留水で洗浄後、十分に乾
燥させた。このフィルムを用いて実施例１と同様に剪断
引離し力測定を行った結果を表３に示す。表１と表３か
らもわかるようにゼラチンフィルムの架橋反応に用いた
ＧＡ濃度にかかわらず、グリシン処理後は剪断引離し力
は大きく低下した。
力測定およびラットによる腹壁内接着実験 実施例１で作製したアルデヒド基導入ゼラチンフィルム
（ＧＡ濃度５００ミリモル／リットル）を、各種濃度の
グリシン水溶液（５０ｍｌ）に浸漬し、フィルム中のア
ルデヒド基とグリシンのアミノ基とを反応させた。グリ
シン処理ゼラチンフィルムを蒸留水で洗浄後、十分に乾
燥させた。このフィルムを用いて実施例１と同様に剪断
引離し力測定を行った結果を表３に示す。表１と表３か
らもわかるようにゼラチンフィルムの架橋反応に用いた
ＧＡ濃度にかかわらず、グリシン処理後は剪断引離し力
は大きく低下した。
【００２３】
【表３】
【００２４】上記のグリシン処理ゼラチンフィルム（グ
リシン濃度３００ミリモル／リットル）を用いて、実施
例４と同一方法でラットの腹壁に接着し、フィルム留置
部を観察したところ、５例全例で留置部にフィルムが残
存しておらず、腹腔内の他の場所に移動していた。
リシン濃度３００ミリモル／リットル）を用いて、実施
例４と同一方法でラットの腹壁に接着し、フィルム留置
部を観察したところ、５例全例で留置部にフィルムが残
存しておらず、腹腔内の他の場所に移動していた。
【００２５】
【発明の効果】本発明による医用材料は、組織欠損部位
あるいは創傷部等の体内組織表面へ共有結合で接着する
とともに接着部の組織へ不必要な傷害を与えず、所定時
間経過後は生体内で分解吸収され、治癒過程を障害しな
い優れた医用材料である。その特性を生かして、癒着防
止材、止血材、薬物担体、接着テープ、血管内ステント
等の医用材料への応用が可能である。よって、本発明の
産業利用性は、非常に高いといえる。
あるいは創傷部等の体内組織表面へ共有結合で接着する
とともに接着部の組織へ不必要な傷害を与えず、所定時
間経過後は生体内で分解吸収され、治癒過程を障害しな
い優れた医用材料である。その特性を生かして、癒着防
止材、止血材、薬物担体、接着テープ、血管内ステント
等の医用材料への応用が可能である。よって、本発明の
産業利用性は、非常に高いといえる。
図１における符号 １・・・豚皮表皮 ２・・・豚皮真皮層 ３・・・フィルム ４・・・分銅
Claims (3)
- 【請求項１】 アルデヒド基を有する生体内吸収性高分
子からなることを特徴とする、生体組織への接着性を有
する医用材料。 - 【請求項２】 基材となる生体高分子材料が、ゼラチ
ン、コラーゲン、ヒアルロン酸のいずれかであることを
特徴とする、請求項１記載の生体組織への接着性を有す
る医用材料。 - 【請求項３】 請求項２に記載の生体内吸収性高分子材
料をグルタルアルデヒド、テレフタルアルデヒドなる群
から選ばれる多官能性アルデヒドにて架橋した請求項１
記載の生体組織への接着性を有する医用材料。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9208522A JPH1133104A (ja) | 1997-07-16 | 1997-07-16 | 生体組織への接着性を有する医用材料 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9208522A JPH1133104A (ja) | 1997-07-16 | 1997-07-16 | 生体組織への接着性を有する医用材料 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH1133104A true JPH1133104A (ja) | 1999-02-09 |
Family
ID=16557581
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9208522A Pending JPH1133104A (ja) | 1997-07-16 | 1997-07-16 | 生体組織への接着性を有する医用材料 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH1133104A (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6977231B1 (en) | 1999-01-21 | 2005-12-20 | Nipro Corporation | Suturable adhesion-preventing membrane |
| JP2009516038A (ja) * | 2005-11-17 | 2009-04-16 | ゲリタ アクチェンゲゼルシャフト | 架橋されたゼラチン状材料を基剤とする成形体、該成形体の製造方法、及び該成形体の使用 |
| JP2011160994A (ja) * | 2010-02-10 | 2011-08-25 | Gunze Ltd | 生体吸収性自己接着型癒着防止材料 |
| JP2012520136A (ja) * | 2009-03-10 | 2012-09-06 | ザ ジョーンズ ホプキンズ ユニバーシティ | 生物学的組織結合及び修復装置及びその使用方法 |
| US11642415B2 (en) | 2017-03-22 | 2023-05-09 | Ascendis Pharma A/S | Hydrogel cross-linked hyaluronic acid prodrug compositions and methods |
-
1997
- 1997-07-16 JP JP9208522A patent/JPH1133104A/ja active Pending
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6977231B1 (en) | 1999-01-21 | 2005-12-20 | Nipro Corporation | Suturable adhesion-preventing membrane |
| JP2009516038A (ja) * | 2005-11-17 | 2009-04-16 | ゲリタ アクチェンゲゼルシャフト | 架橋されたゼラチン状材料を基剤とする成形体、該成形体の製造方法、及び該成形体の使用 |
| JP2012520136A (ja) * | 2009-03-10 | 2012-09-06 | ザ ジョーンズ ホプキンズ ユニバーシティ | 生物学的組織結合及び修復装置及びその使用方法 |
| US9539009B2 (en) | 2009-03-10 | 2017-01-10 | The Johns Hopkins University | Biological tissue connection and repair devices and methods of using same |
| JP2011160994A (ja) * | 2010-02-10 | 2011-08-25 | Gunze Ltd | 生体吸収性自己接着型癒着防止材料 |
| US11642415B2 (en) | 2017-03-22 | 2023-05-09 | Ascendis Pharma A/S | Hydrogel cross-linked hyaluronic acid prodrug compositions and methods |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US20210380848A1 (en) | Adhesive material with triggerable on-demand detachment | |
| US5116824A (en) | Biomaterial comprising a composite material of a chitosan derivative and collagen derivative | |
| Ghobril et al. | The chemistry and engineering of polymeric hydrogel adhesives for wound closure: a tutorial | |
| EP1793873B1 (en) | Tissue-adhesive materials | |
| JP5053758B2 (ja) | 急速ゲル化生体適合性ポリマー組成物 | |
| US8133336B2 (en) | Tissue-adhesive materials | |
| US6335007B1 (en) | Collagen gel | |
| EP1837041A1 (en) | Tissue-adhesive materials | |
| HU228810B1 (hu) | Eljárás kollagén szivacs elõállítására, eszköz kollagén hab egy részének kivonására és nyújtott kollagén szivacs | |
| Fan et al. | Flexible dual-functionalized hyaluronic acid hydrogel adhesives formed in situ for rapid hemostasis | |
| WO2014138628A1 (en) | Bioadhesive hydrogel | |
| US20230001046A1 (en) | Biocompatible adhesives and methods of manufacture thereof | |
| JP3850905B2 (ja) | 医用材料及びその製造法 | |
| CN114209874A (zh) | 一种医用水凝胶粘合剂及其制备方法和用途 | |
| CN110464870B (zh) | 一种基于改性胶原的软组织粘合剂及其制备方法 | |
| JPH1133104A (ja) | 生体組織への接着性を有する医用材料 | |
| WO2024000861A1 (zh) | Peg双组分自粘性可吸收生物补片及其制备方法和应用 | |
| US20240238477A1 (en) | Self-adhesive absorbable biological patch and preparation method and use thereof | |
| JP3502272B2 (ja) | 生体組織接着性医用材料及びその製造法 | |
| CN113599566B (zh) | 一种疏水性高分子止血修复材料、其制备方法及应用 | |
| JP5578874B2 (ja) | 生体吸収性自己接着型癒着防止材料 | |
| RU2443435C2 (ru) | Тканевые клеи | |
| JPH05208042A (ja) | 接着剤 | |
| CN116019968A (zh) | 白蛋白医用组织粘合剂和制备方法和用途 | |
| CN117298335A (zh) | 一种促修复的自粘附组织贴片及其制备方法与应用 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20040426 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20071023 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20080507 |