CN109906091B - 生物组织增强材料 - Google Patents

生物组织增强材料 Download PDF

Info

Publication number
CN109906091B
CN109906091B CN201680090625.9A CN201680090625A CN109906091B CN 109906091 B CN109906091 B CN 109906091B CN 201680090625 A CN201680090625 A CN 201680090625A CN 109906091 B CN109906091 B CN 109906091B
Authority
CN
China
Prior art keywords
cellulose
biological tissue
etherified
hydroxyl groups
etherification
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.)
Active
Application number
CN201680090625.9A
Other languages
English (en)
Other versions
CN109906091A (zh
Inventor
田中千晶
由井美也
松田晶二郎
高森秀树
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Gunze Medical Devices Shenzhen Ltd
Gunze Ltd
Original Assignee
Gunze Medical Devices Shenzhen Ltd
Gunze Ltd
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Gunze Medical Devices Shenzhen Ltd, Gunze Ltd filed Critical Gunze Medical Devices Shenzhen Ltd
Publication of CN109906091A publication Critical patent/CN109906091A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN109906091B publication Critical patent/CN109906091B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/04—Macromolecular materials
    • A61L31/06—Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/04—Macromolecular materials
    • A61L31/042—Polysaccharides
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L31/146—Porous materials, e.g. foams or sponges
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L31/148—Materials at least partially resorbable by the body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61P—SPECIFIC THERAPEUTIC ACTIVITY OF CHEMICAL COMPOUNDS OR MEDICINAL PREPARATIONS
    • A61P7/00—Drugs for disorders of the blood or the extracellular fluid
    • A61P7/04—Antihaemorrhagics; Procoagulants; Haemostatic agents; Antifibrinolytic agents

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Pharmacology & Pharmacy (AREA)
  • General Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Diabetes (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Dispersion Chemistry (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Laminated Bodies (AREA)

Abstract

提供一种包括层压结构的生物组织增强材料，该层压结构包括：由生物可吸收聚合物制成的纤维结构、海绵体或膜；和由通过纤维素的羟基的醚化产生的醚化纤维素制成的膜。该生物组织增强材料在不使用血液产品纤维蛋白胶的情况下能够更加可靠地增强弱化组织，同时防止空气泄漏或液体泄漏。

Description

生物组织增强材料
发明领域
本发明涉及一种在不使用血液产品纤维蛋白胶的情况下能够更加可靠地增强弱化组织、同时防止空气泄漏或液体泄漏的生物组织增强材料。
背景技术
外科领域最基本的问题是修复受损或弱化的器官或组织。例如，受损器官的出血仍通过止血和缝合伤口来处理，这在现在也是最常用的处理出血的外科技术。外科处理中的另一重要问题是防止弱化或受损组织的液体泄漏或空气泄漏。特别是在胸外科领域中，防止气胸导致的空气泄漏或者肺癌切除术之后的空气泄漏非常重要。具体地，气胸是一种由于除非合适地处理否则复发率很高而难以治疗的疾病。
气胸常常由于以下原因发生：空气从切除术之后肺部的残端或缝合部位、去除肺癌的部分切除术之后肺部的部位或者肺组织由于损伤的受损部位泄漏至胸腔；或者空气从由一些肺泡转化成的囊肿(称作大泡)的撕裂泄漏至胸腔。这些泄漏已通过胸膜固定术来治疗，其中使用药物或者通过人工化学烧灼使肺组织粘附于胸膜。胸膜固定术可以在一定程度上防止气胸的复发。但是，如果肺组织没有紧密粘附于胸膜，则复发率会增加。如果有必要进行进一步的外科手术，须去除肺组织和胸膜壁层之间的粘附，这会延长外科手术的时间，或者在去除粘附的过程中导致出血。因此，已致力于寻找替代胸膜固定术的新治疗。
同时，消化外科领域的重要问题是在部分胰腺切除术之后防止胰液从胰腺残端泄漏。胰液会溶解负责伤口愈合的肉芽组织，并防止组织生长，从而导致胰腺组织再生困难。而且，担忧泄漏的胰液将血管消化，有可能导致术后出血这一危及生命的并发症。
对于这种情形，已经组合使用了纤维蛋白胶和由生物可吸收聚合物制成的纤维结构来增强肺组织，并密封肺部表面。非专利文献1-4提出，相比于通常的胸膜固定术，该方法降低了气胸的复发率。非专利文献5提出，该方法还用于在消化外科领域在肝切除术之后防止出血。
组合使用纤维蛋白胶和由生物可吸收聚合物制成的纤维结构对于增强弱化组织是显著有效的。但是，即使在增强的区域也可能发生空气泄漏或液体泄漏，导致需要进一步手术。尽管这种情况的发生率并不高，但泄漏可能成为导致严重症状的风险因素。因此，需要可靠的增强方法。而且，纤维蛋白胶是一种血液产品，可能不幸导致未知的病毒感染。
引用列表
-非专利文献
非专利文献1：J.Pediatric Surg,42,1225-1230(2007)
非专利文献2：Interact.Cardiovasc.Thorac.Surg,6,12-15(2007)
非专利文献3：The Journal of the Japanese Association for ChestSurgery,19(4),628-630(2005)
非专利文献4：The Journal of the Japanese Association for ChestSurgery,22(2),142-145(2008)
非专利文献5：The Japanese Journal of Clinical and ExperimentalMedicine,84,148(2007)
发明内容
-技术问题
本发明的目的是提供在不使用血液产品纤维蛋白胶的情况下能够更加可靠地增强弱化组织、同时防止空气泄漏或液体泄漏的生物组织增强材料。
-问题的解决方案
本发明是一种生物组织增强材料，其包括层压结构，该层压结构包括：由生物可吸收聚合物制成的纤维结构、海绵体或膜；和由通过纤维素的羟基的醚化产生的醚化纤维素制成的膜。
以下对本发明进行详述。
本发明的发明人考察了经组合使用纤维蛋白胶和由生物可吸收聚合物制成的纤维结构等增强的生物组织的增强区域的空气泄漏或液体泄漏的原因，并发现问题发生在用纤维蛋白胶连接的粘附区域。
纤维蛋白胶在短时间内凝胶化，作为生物胶非常有用。但是，由于凝胶形式的纤维蛋白胶相对较硬，因此有可能由于冲击而发生粘着失效或界面剥落。具体地，在使用纤维蛋白胶增强肺组织的情形中，由于在患者咳嗽或打喷嚏时施加于肺组织的压力非常高，推测发生粘着失效或界面剥落。由于凝胶化的纤维蛋白胶几乎没有粘附力，因此一旦分离，不可能再次粘附。推测在这种分离区域发生空气泄漏或液体泄漏。
作为进一步的各种研究的结果，本发明的发明人已经发现，比起纤维蛋白胶，通过由通过纤维素的羟基的醚化产生的醚化纤维素(在下文中，也称作“醚化纤维素”)制成的膜，可以更加可靠地增强弱化的组织，这样的膜的使用产生了不导致空气泄漏或液体泄漏的生物组织增强材料。因此，发明人完成了本发明。
醚化纤维素是经证实非常安全的化合物，并且像纤维蛋白胶那样在短时间内凝胶化，发挥胶的作用，将由生物可吸收聚合物制成的纤维结构粘附于生物组织。具体地，由醚化纤维素制成的膜吸收水分，发生凝胶化，非常强烈地粘附于生物组织。因此，即使由咳嗽或打喷嚏造成的极高压力施加于该膜时，也可以防止发生膜的粘着失效或界面剥落。而且，由于该膜即使在其凝胶化之后也具有一定水平的粘附力，因此如果由于高压发生粘着失效或界面剥落，膜也可以再次粘附，以防止空气泄漏或液体泄漏。而且，通过将由醚化纤维素制成的膜堆叠在由生物可吸收聚合物制成的纤维结构、海绵体或膜上而制备的层压结构可以用作显著地易于使用的生物组织增强材料。
本发明的生物组织增强材料包括层压结构，该层压结构包括由生物可吸收聚合物制成的纤维结构、海绵体或膜和由醚化纤维素制成的膜。
由生物可吸收聚合物制成的纤维结构、海绵体或膜设计成在与受损或弱化的器官连接时，表现出组织增强效果、防止空气泄漏的效果和防止液体泄漏的效果。由醚化纤维素制成的膜吸收水分，发生凝胶化，并发挥胶的作用，将由生物可吸收聚合物制成的纤维结构等与生物组织连接。由醚化纤维素制成的膜可以仅仅堆叠在由生物可吸收聚合物制成的纤维结构、海绵体或膜的一个表面上，或者可以堆叠在由生物可吸收聚合物制成的纤维结构、海绵体或膜的两个表面上。其中由醚化纤维素制成的膜堆叠在由生物可吸收聚合物制成的纤维结构、海绵体或膜的各个表面上的生物组织增强材料可以非常强烈地粘附于生物组织。
生物可吸收聚合物的非限定性例子包括：合成的可吸收聚合物，例如α-羟基酸聚合物，例如，聚乙交酯、聚丙交酯(D、L、DL异构体)、乙交酯-丙交酯(D、L、DL异构体)共聚物、乙交酯-ε-己内酯共聚物、丙交酯(D、L、DL异构体)-ε-己内酯共聚物、聚(对二氧杂环己酮)或乙交酯-丙交酯(D、L、DL异构体)-ε-己内酯共聚物；和天然的可吸收聚合物，例如，胶原蛋白、明胶、壳聚糖或几丁质。任意这些聚合物可以单独使用，或者可以将其中的两种或更多种结合使用。例如，在使用合成的可吸收聚合物作为生物可吸收聚合物的情形中，可以将天然的可吸收聚合物与其一起使用。具体地，优选地使用作为至少一种选自乙交酯、丙交酯、ε-己内酯、二氧杂环己酮和三亚甲基碳酸酯的单体的均聚物或共聚物的α-羟基酸聚合物，因为其具有高的强度。更优选使用作为含有乙交酯的单体的均聚物或共聚物的α-羟基酸聚合物，因为该聚合物表现出合适的分解行为。
在使用聚乙交酯(乙交酯的均聚物或共聚物)作为生物可吸收聚合物的情形中，聚乙交酯重均分子量的优选下限为30,000，其优选上限为1,000,000。重均分子量小于30,000的聚乙交酯强度差，可能不会产生足够的组织增强效果。重均分子量大于1,000,000的聚乙交酯在体内分解缓慢，因此可能导致异物反应。聚乙交酯重均分子量的更优选的下限为50,000，其更优选的上限为300,000。
由生物可吸收聚合物制成的纤维结构可以是任意形式的，其包括无纺织物(non-woven fabric)、编织织物(knitted fabric)、机织织物(woven fabric)、纱布或纱线的形式或这些形式的组合。具体地，优选无纺织物的形式。
在由生物可吸收聚合物制成的纤维结构是无纺织物的形式的情形中，无纺织物每单位面积的重量不受具体限定，优选的下限为5g/m2，优选的上限为300g/m2。每单位面积的重量小于5g/m2的无纺织物的强度不足以用于生物组织增强材料，可能不会对弱化的组织进行增强。每单位面积的重量大于300g/m2的无纺织物可能会导致与组织的粘附力较差。无纺织物每单位面积的重量的更优选的下限为10g/m2，其更优选的上限为100g/m2。
无纺织物可以通过任意方法制造，该方法的例子包括常规已知的方法，例如静电纺丝沉积、熔喷法(melt blowing)、针刺法(needle punching)、纺粘法(spun bonding)、闪蒸纺丝法(flash spinning)、水刺法(hydroentanglement)、气流成网法(air laying)、热粘合法(thermal bonding)、树脂粘合(resin bonding)或湿处理(wet processing)。
由生物可吸收聚合物制成的海绵体每单位面积的重量不受具体限定，其优选的下限为5g/m2，优选的上限为1,000g/m2。每单位面积的重量小于5g/m2的海绵体的强度不足以用于生物组织增强材料，可能不会对弱化的组织进行增强。每单位面积的重量大于1,000g/m2的海绵体可能会导致与组织的粘附力较差。海绵体每单位面积的重量的更优选的下限为30g/m2，其更优选的上限为500g/m2。
由生物可吸收聚合物制成的纤维结构或海绵体的厚度不受具体限定，其优选的下限为5μm，优选的上限为1μm。厚度小于5μm的由生物可吸收聚合物制成的纤维结构或海绵体的强度差，可能不会产生足够的组织增强效果。厚度大于1mm的由生物可吸收聚合物制成的纤维结构或海绵体可能不会充分地粘附于组织并固定组织。由生物可吸收聚合物制成的纤维结构或海绵体的厚度的更优选的下限为10μm，其更优选的上限为0.5mm。
由生物可吸收聚合物制成的膜的厚度不受具体限定，其优选的下限为10μm，优选的上限为800μm。厚度小于10μm的由生物可吸收聚合物制成的膜的强度差，可能不会产生足够的组织增强效果。厚度大于800μm的由生物可吸收聚合物制成的膜可能不会充分地粘附于组织并固定组织。由生物可吸收聚合物制成的膜的厚度的更优选的下限为20μm，其更优选的上限为300μm。
由生物可吸收聚合物制成的纤维结构、海绵体或膜可以进行亲水化。进行过亲水化的纤维结构在接触时迅速地吸收水分，例如生理盐水，因此易于处理。
亲水化的非限定性例子包括等离子体处理、辉光放电处理、电晕放电处理、臭氧处理、表面接枝处理和紫外线照射处理。具体地，优选等离子体处理，因为该处理在不改变无纺织物外观的情况下显著地增加了吸水率。
通过纤维素的羟基的醚化产生醚化纤维素。其具体例子包括：下式(1)表示的羟烷基化纤维素，例如，其中纤维素的羟基已被羟乙基取代的羟乙基化纤维素，或者其中纤维素的羟基已被羟丙基取代的羟丙基化纤维素；和羧基烷基化纤维素，例如，其中纤维素的羟基已被羧甲基取代的羧甲基化纤维素。具体地，优选经证实非常安全的羟乙基化纤维素。
Figure BDA0002049658170000061
在式(1)中，n表示整数，R表示氢或-R’OH，其中R’表示亚烷基。
在醚化纤维素是羟乙基化纤维素的情形中，在羟乙基化纤维素中，二乙二醇基团与乙二醇基团的摩尔比(二乙二醇基团/乙二醇基团)优选为0.1-1.0，三乙二醇基团与乙二醇基团的摩尔比(三乙二醇基团/乙二醇基团)优选为0.1-0.5。当由生物可吸收聚合物制成的纤维结构、海绵体或膜通过由醚化纤维素制成的膜粘附于生物组织时，摩尔比在上述范围内的醚化纤维素产生优异的初始粘附力，并在粘附之后保持高粘附力。即使由于高压而发生粘着失效或界面剥落，纤维结构、海绵体或膜也可以再次粘附，以防止空气泄漏或液体泄漏。
例如，可以通过NMR或热分解GC-MS测量乙二醇基团、二乙二醇基团和三乙二醇基团的摩尔数。
在醚化纤维素是羟乙基化纤维素的情形中，与脱水葡萄糖单元结合的亚烷基氧(alkylene oxides)的平均分子数(摩尔取代度，MS)的优选的下限为1.0，其优选的上限为4.0。MS在该范围内的醚化纤维素可以在短时间内以高凝胶强度发生凝胶化，并紧密粘附于组织并固定组织。当MS小于1.0时，凝胶化的羟乙基化纤维素倾向于粘性较低。当MS大于4.0时，凝胶化倾向于耗时较久。MS更优选的下限为1.3，其更优选的上限为3.0。
在醚化纤维素是羟乙基化纤维素的情形中，亚烷基氧相对于脱水葡萄糖单元的2位、3位和6位上的羟基的平均取代度(DS)的优选的下限为0.2，其优选的上限为2.5。DS在该范围内的醚化纤维素可以在短时间内以高凝胶强度发生凝胶化，并紧密粘附于组织并固定组织。当DS小于0.2时，凝胶化可能会耗时较久。当DS大于2.5时，强度可能会降低。DS更优选的下限为0.3，其更优选的上限为1.5。
通过测定羟乙基化纤维素水溶液的NMR谱，并测量谱中属于脱水葡萄糖环的碳原子和取代基的碳原子的信号强度，可以计算出MS和DS(参见，例如，JP H6-41926 B)。
具体地，例如，将0.2g样品、30mg酶(纤维素酶)和内标材料溶于3mL重水中。使所得的溶液进行4小时超声，并使用NMR测量装置(例如，获自JEOL的JNM-ECX400P)在扫描次数700、脉冲宽度45°和观察频率31,500Hz的条件下测定其NMR谱。
醚化纤维素可以是通过纤维素的羟基的醚化和羧基化使得部分未醚化的羟基被羧基化而产生的纤维素(在下文中，也称作“醚化和羧基化的纤维素”)。使用醚化和羧基化的纤维素使得能够强烈地粘附于表面不规则性特别大的受损部位。
醚化和羧基化的纤维素通过纤维素羟基的醚化和羧基化产生。其具体的例子包括羟烷基化和羧基化的纤维素，例如其中纤维素的羟基已被羟乙基和羧基取代的羟乙基化和羧基化的纤维素，或者其中纤维素的羟基已被羟丙基和羧基取代的羟丙基化和羧基化的纤维素。特别优选羟乙基化和羧基化的纤维素，因为其经证实非常安全。
例如，优选下式(2)表示的羟烷基化和羧基化的纤维素：
Figure BDA0002049658170000071
其中，n表示整数，R表示氢或-R’OH，其中R’表示亚烷基。
在用于产生醚化和羧基化的纤维素的醚化是羟乙基化的情形中，在羟乙基化和羧基化的纤维素中二乙二醇基团与乙二醇基团的摩尔比(二乙二醇基团/乙二醇基团)优选为0.1-1.5，三乙二醇基团与乙二醇基团的摩尔比(三乙二醇基团/乙二醇基团)优选为0.1-1.0。
与脱水葡萄糖单元结合的亚烷基氧的平均分子数(摩尔取代度，MS)的下限优选为1.0，其上限优选为4.0。亚烷基氧相对于脱水葡萄糖单元的2位、3位和6位上的羟基的平均取代度(DS)的下限优选为0.2，其上限优选为2.5。
羟乙基化和羧基化的纤维素中的乙二醇基团、二乙二醇基团和三乙二醇基团的平均分子数(MS)、平均取代度(DS)和摩尔数例如可以通过NMR或热分解GC-MS测量。
羟乙基化纤维素例如可以通过环氧乙烷与通过将纤维素用碱的水溶液处理产生的碱纤维素的反应而产生。
具体地，例如，通过将作为原料的由纤维素制成的纤维结构用碱例如氢氧化钠的水溶液进行处理，而由纤维结构制造碱纤维素。向产生的碱纤维素中加入一定量环氧乙烷和反应溶剂，进行反应。
醚化和羧基化的纤维素可以通过例如使纤维素羧基化然后醚化而产生。
例如，纤维素可以如下进行羧基化。通过与作为氧化剂的2,2,6,6-四甲基哌啶-l-氧化物(TEMPO)和次氯酸钠的反应，将纤维素的羟基氧化成醛(TEMPO氧化步骤)。随后，使纤维素与亚氯酸钠反应，以使醛羧基化(羧基化步骤)。
将产生的羧基化纤维素用碱例如氢氧化钠的水溶液处理(碱处理步骤)，然后与环氧乙烷反应，以进行醚化(羟乙基化)(羟乙基化步骤)。通过该方式，可以制备醚化和羧基化的纤维素(羟乙基化和羧基化的纤维素)。
在通过该方法得到的羟乙基化和羧基化的纤维素中，羧基主要引入至纤维素的6位，羟乙基主要引入至纤维素的2位和6位。
由醚化纤维素制成的膜的吸水率优选的下限为200％，其优选的上限为1,000％。吸水率在该范围内的由醚化纤维素制成的膜可以在短时间内以高凝胶强度发生凝胶化，并紧密粘附于组织并固定组织。当吸水率低于200％时，凝胶化可能会耗时较久。当吸水率高于1,000％时，凝胶强度倾向于较低。吸水率更优选的下限为400％，其更优选的上限为800％。
在此吸水率可以通过以下方法测量。
具体地，测量样品的初始重量，并将样品置于培养皿中。向样品上缓慢滴加蒸馏水。测定最大程度地吸收了蒸馏水(在样品不再吸收蒸馏水、如果继续滴加蒸馏水则从样品泄漏过量蒸馏水的条件下)的样品的重量作为最大吸水重量。可以基于下式由初始重量和最大吸水重量计算出吸水率。
吸水率(％)＝(最大吸水重量-初始重量)/初始重量×100
由醚化纤维素制成的膜的吸湿率优选的下限为7％，其优选的上限为50％。吸湿率在该范围内的由醚化纤维素制成的纤维结构可以在短时间内以高凝胶强度发生凝胶化，并紧密粘附于组织并固定组织。当吸湿率低于7％时，凝胶化可能会耗时较久。当吸湿率高于50％时，凝胶强度倾向于较低。吸湿率更优选的下限为10％，其更优选的上限为35％。
在此使用的吸湿率可以通过以下方法测量。
具体地，将样品在105℃下加热2小时。测定所产生样品的重量作为绝对干重。接下来，使绝对干燥的样品置于20℃和65％Rh的气氛中7小时，以控制样品的湿气含量。测定样品的重量作为湿气控制之后的重量。可以基于下式由绝对干重和湿气控制之后的重量计算出吸湿率。
吸湿率(％)＝(湿气控制之后的重量-绝对干重)/绝对干重×100
由醚化纤维素制成的膜的厚度不受具体限定，其优选的下限为10μm，优选的上限为1,500μm。厚度小于10μm的由醚化纤维素制成的膜可能不能以充分的粘附力将生物组织增强材料与生物组织连接。厚度大于1,500μm的由醚化纤维素制成的膜不太可能吸收水，凝胶化耗时较久，并且可能不容易处理。由醚化纤维素制成的膜的厚度的更优选的下限为20μm，其更优选的上限为1,000μm。
优选地，将由生物可吸收聚合物制成的纤维结构、海绵体或膜和由醚化纤维素制成的膜整合，以提高操作性能。
在本文中，术语“整合”是指两个彼此层压的结构可以作为一个结构处理、并且不容易分离的状态。
整合方式的非限定性例子包括以下方式：其中由生物可吸收聚合物制成的纤维结构或海绵体的一部分进入到由醚化纤维素制成的膜的一部分中。
本发明的生物组织增强材料在外科领域用于阻止受损或弱化的器官或组织出血，或者防止空气泄漏或液体泄漏。具体地，生物组织增强材料在胸外科领域有利地用于防止气胸造成的空气泄漏或肺癌切除术之后的空气泄漏。
仅仅通过将预先浸泡在生理盐水中的材料应用于受影响的区域，便可以很容易地将本发明的生物组织增强材料连接于受影响的区域。而且，生物组织增强材料吸收来自受影响区域的血液或液体，使得其可以表现出粘附力。
附图说明
图1是示意性示出实施例中进行的压力测试中使用的压力测试仪的视图。
-发明的有益效果
本发明可以提供在不使用血液产品纤维蛋白胶的情况下能够更加可靠地增强弱化组织、同时防止空气泄漏或液体泄漏的生物组织增强材料。
具体实施方式
以下对实施例进行描述，以便对本发明的实施方式进行更具体的说明。本发明并不仅限于这些实施例。
(实施例1)
(1)制造生物组织增强材料
通过将市售的羟乙基化纤维素(获自Wako Pure Chemical Industries,Ltd.，二乙二醇基团与乙二醇基团的摩尔比(二乙二醇基团/乙二醇基团)：1.06，三乙二醇基团与乙二醇基团的摩尔比(三乙二醇基团/乙二醇基团)：4.01)溶解在蒸馏水中，使得溶液的固含量为7.5wt％，制备羟乙基化纤维素的溶胶溶液。
将150μm厚的由聚乙交酯制成的无纺织物(NEOVEIL Type NV-M015G，获自GUNZELIMITED)切割成长度为5.0cm，宽度为5.0cm，制备由生物可吸收聚合物制成的纤维结构。
使用喷雾将少量70％乙醇溶液喷射到由聚乙交酯制成的无纺织物的一个表面上，以将无纺织物的该表面润湿。在由聚乙交酯制成的织物的表面上浇铸6.8g羟乙基化纤维素的溶胶溶液。通过对其用以乙醇润湿的针头戳刺，尽可能地去除浇铸之后形成的气泡。
将产生的织物在60℃下干燥2小时，从而提供包括层压结构的生物组织增强材料，在层压结构中由羟乙基化纤维素制成的膜堆叠在由聚乙交酯制成的织物的一个表面上。
将生物组织增强材料冲压成直径11mm的圆形，得到用于测量的测试样品。
(2)压力测试
使用图1所示的压力测试仪1进行压力测试。
将大约130μm厚的胶原蛋白膜(获自Nippi.Inc.)冲压成长度5.5cm、宽度5.0cm的长方形，并将膜用70％乙醇洗涤，擦去液体。将得到的膜安装在滤器支架2(Swinnex(注册商标)，获自Merck Millipore)上。用冲压机在安装在滤器支架2上的胶原蛋白膜的中心形成直径3mm的孔。将20mL注射器3(Terumo Syringe SS-20ESZ，获自Terumo Corporation)和压力计5(数字压力计FUSO-8230，获自Fusorika Co.,Ltd.)经由三通阀4置于滤器支架的下游处。通过该方式，制造压力测试仪。
将20μL量的磷酸盐缓冲液滴加在两个由羟乙基化纤维素制成的纤维结构的组合的一侧上的测试样品的表面上。将产生的测试样品置于安装在滤器支架中的胶原蛋白膜的中心处，使得表面与胶原蛋白膜接触。使测试样品静置5分钟之后，通过注射器向测试样品输送空气。测量用测试样品剥离之前的最大压力用压力计测量，用于对耐压性进行评价。
表1显示了结果。
(实施例2)
将150μm厚的由聚乙交酯制成的无纺织物(NEOVEIL Type NV-M015G，获自GUNZELIMITED)切割成长度为5.0cm，宽度为5.0cm，制备由生物可吸收聚合物制成的纤维结构。
使用喷雾将少量70％乙醇溶液喷射到由聚乙交酯制成的无纺织物的一个表面上，以将无纺织物的该表面润湿。在由聚乙交酯制成的织物的表面上浇铸3.4g如实施例1中制备的羟乙基化纤维素的溶胶溶液。通过对其用以乙醇润湿的针头戳刺，尽可能地去除浇铸之后形成的气泡，然后在60℃下干燥2小时。
随后，使用喷雾将少量70％乙醇溶液喷射到由聚乙交酯制成的无纺织物的另一表面上，以将无纺织物的该表面润湿。在由聚乙交酯制成的无纺织物的这一表面上浇铸3.4g如实施例1中制备的羟乙基化纤维素的溶胶溶液。通过对其用以乙醇润湿的针头戳刺，尽可能地去除浇铸之后形成的气泡，然后在60℃下干燥2小时。
通过该方式，得到包括层压结构的生物组织增强材料，在层压结构中由羟乙基化纤维素制成的膜堆叠在由聚乙交酯制成的织物的各个表面上。
对生物组织增强材料进行如实施例1中所述的压力测试。表1显示了结果。
(实施例3)
通过将市售的羧甲基化纤维素(获自Wako Pure Chemical Industries,Ltd.)溶解在蒸馏水中，使得溶液的固含量为7.5wt％，制备羧甲基化纤维素的溶胶溶液。
将150μm厚的由聚乙交酯制成的无纺织物(NEOVEIL Type NV-M015G，获自GUNZELIMITED)切割成长度为5.0cm，宽度为5.0cm，制备由生物可吸收聚合物制成的纤维结构。
使用喷雾将少量70％乙醇溶液喷射到由聚乙交酯制成的无纺织物的一个表面上，以将无纺织物的该表面润湿。在由聚乙交酯制成的织物的表面上浇铸3.4g羧甲基化纤维素的溶胶溶液。通过对其用以乙醇润湿的针头戳刺，尽可能地去除浇铸之后形成的气泡，然后在60℃下干燥2小时。
随后，使用喷雾将少量70％乙醇溶液喷射到由聚乙交酯制成的无纺织物的另一表面上，以将无纺织物的该表面润湿。在由聚乙交酯制成的无纺织物的这一表面上浇铸3.4g羧甲基化纤维素的溶胶溶液。通过对其用以乙醇润湿的针头戳刺，尽可能地去除浇铸之后形成的气泡，然后在60℃下干燥2小时。
通过该方式，得到包括层压结构的生物组织增强材料，在层压结构中由羧甲基化纤维素制成的膜堆叠在由聚乙交酯制成的织物的各个表面上。
对该生物组织增强材料进行如实施例1中所述的压力测试。表1显示了结果。
(比较例1)
通过以下方法评价组合使用纤维蛋白胶和由生物可吸收聚合物制成的纤维结构的情形的耐压性。
由150μm厚的由聚乙交酯制成的无纺织物(NEOVEIL Type NV-M015G，获自GUNZELIMITED)冲压出直径11mm的圆形片。
将胶原蛋白膜安装在实施例1中制备的压力测试仪的滤器支架上。然后，将20μL纤维蛋白胶的溶液A(由溶液A(纤维蛋白原粉末和抑肽酶溶液的混合物)和溶液B(凝血酶粉末和氯化钙溶液的混合物)组成的Beriplast P，获自CSL Behring K.K.)以避开胶原蛋白膜中的孔的方式滴加在胶原蛋白膜的中心，并铺展成直径大约11mm的形状。接下来，将冲击成直径11mm的圆形的无纺织物置于铺展的溶液A上，并用溶液A浸渍。随后，将20μL溶液A滴加在无纺织物上，并将无纺织物用溶液A充分浸渍。之后，将20μL溶液B滴加在无纺织物上。
滴加溶液B之后5分钟，通过注射器输送空气。测量用测试样品剥离之前的最大压力用压力计测量，用于对耐压性进行评价。表1显示了结果。
(比较例2)
将150μm厚的由聚乙交酯制成的无纺织物(NEOVEIL Type NV-M015G，获自GUNZELIMITED)切割成长度为5.0cm，宽度为5.0cm，制备由生物可吸收聚合物制成的纤维结构。
单独地，将320μm厚的由氧化纤维素(获自Johnson&Johnson K.K.,Surgicel)制成的纤维结构切割成长度为5.0cm，宽度为5.0cm。
将由氧化纤维素制成的纤维结构、由聚乙交酯制成的无纺织物和由氧化纤维素制成的纤维结构以所述的顺序堆叠，并将其通过针刺法整合，从而提供生物组织增强材料。
对该生物组织增强材料进行如实施例1中所述的压力测试。表1显示了结果。
(比较例3)
通过将市售的氧化纤维素(获自Wako Pure Chemical Industries,Ltd.)溶解在蒸馏水中，使得溶液的固含量为7.5wt％，制备氧化纤维素的溶胶溶液。
将150μm厚的由聚乙交酯制成的无纺织物(NEOVEIL Type NV-M015G，获自GUNZELIMITED)切割成长度为5.0cm，宽度为5.0cm，制备由生物可吸收聚合物制成的纤维结构。
使用喷雾将少量70％乙醇溶液喷射到由聚乙交酯制成的无纺织物的一个表面上，以将无纺织物的该表面润湿。在由聚乙交酯制成的织物的表面上浇铸3.4g氧化纤维素的溶胶溶液。通过对其用以乙醇润湿的针头戳刺，尽可能地去除浇铸之后形成的气泡，然后在60℃下干燥2小时。
随后，使用喷雾将少量70％乙醇溶液喷射到由聚乙交酯制成的无纺织物的另一表面上，以将无纺织物的该表面润湿。在由聚乙交酯制成的无纺织物的这一表面上浇铸3.4g氧化纤维素的溶胶溶液。通过对其用以乙醇润湿的针头戳刺，尽可能地去除浇铸之后形成的气泡，然后在60℃下干燥2小时。
通过该方式，得到包括层压结构的生物组织增强材料，在层压结构中由氧化纤维素制成的膜堆叠在由聚乙交酯制成的织物的各个表面上。
对该生物组织增强材料进行如实施例1中所述的压力测试。表1显示了结果。
[表1]
耐压性(mmHg)
实施例1 189.3
实施例2 251.1
实施例3 172.3
比较例1 34.7
比较例2 59.3
比较例3 3.9
工业应用性
本发明提供了一种在不使用血液产品纤维蛋白胶的情况下能够更加可靠地增强弱化组织、同时防止空气泄漏或液体泄漏的生物组织增强材料。
附图标记列表
1 压力测试仪
2 滤器支架
3 注射器
4 三通阀
5 压力计
6 带孔的胶原蛋白膜

Claims (8)

1.一种生物组织增强材料，其包括层压结构，所述层压结构包括：
由生物可吸收聚合物制成的纤维结构；和
由通过纤维素的羟基的醚化产生的醚化纤维素制成的膜。
2.根据权利要求1所述的生物组织增强材料，
其中所述通过纤维素的羟基的醚化产生的醚化纤维素是下式(1)表示的羟烷基化纤维素：
Figure FDA0003003101340000011
其中n表示整数，R表示氢或-R’OH，其中R’表示亚烷基。
3.根据权利要求1所述的生物组织增强材料，
其中所述通过纤维素的羟基的醚化产生的醚化纤维素是羟乙基化纤维素。
4.根据权利要求1、2或3所述的生物组织增强材料，
其中所述通过纤维素的羟基的醚化产生的醚化纤维素是通过纤维素的羟基的醚化和羧基化使得部分未醚化的羟基被羧基化而产生的纤维素。
5.根据权利要求4所述的生物组织增强材料，
其中通过纤维素的羟基的醚化和羧基化产生的纤维素是下式(2)表示的通过纤维素的羟基的羟烷基化和羧基化产生的纤维素：
Figure FDA0003003101340000012
其中n表示整数，R表示氢或-R’OH，其中R’表示亚烷基。
6.根据权利要求1、2、3或5所述的生物组织增强材料，
其中所述生物可吸收聚合物是α-羟基酸聚合物。
7.根据权利要求6所述的生物组织增强材料，
其中所述α-羟基酸聚合物是至少一种选自乙交酯、丙交酯、ε-己内酯、二氧杂环己酮和三亚甲基碳酸酯的单体的均聚物或共聚物。
8.根据权利要求1、2、3、5或7所述的生物组织增强材料，
其中所述由生物可吸收聚合物制成的纤维结构是无纺织物、编织织物、机织织物、纱布或纱线的形式。
CN201680090625.9A 2016-11-07 2016-11-07 生物组织增强材料 Active CN109906091B (zh)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/CN2016/104881 WO2018082092A1 (en) 2016-11-07 2016-11-07 Biological tissue-reinforcing material

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN109906091A CN109906091A (zh) 2019-06-18
CN109906091B true CN109906091B (zh) 2021-10-15

Family

ID=62075419

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201680090625.9A Active CN109906091B (zh) 2016-11-07 2016-11-07 生物组织增强材料

Country Status (3)

Country Link
JP (1) JP6678256B2 (zh)
CN (1) CN109906091B (zh)
WO (1) WO2018082092A1 (zh)

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1181979A (zh) * 1996-06-28 1998-05-20 庄臣及庄臣医药有限公司 防止手术后粘连的生物可消溶的氧化纤维素复合材料
CN104874029A (zh) * 2015-03-30 2015-09-02 陕西佰傲再生医学有限公司 一种止血防粘连材料及其制备方法
CN104941011A (zh) * 2015-06-09 2015-09-30 烟台森森环保科技有限公司 一种用于医学手术中防止组织粘连的带细胞支架的医用膜

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO1992009312A1 (fr) * 1990-11-22 1992-06-11 Toray Industries, Inc. Materiau pour implants
DE10318801A1 (de) * 2003-04-17 2004-11-04 Aesculap Ag & Co. Kg Flächiges Implantat und seine Verwendung in der Chirurgie
CN101530353B (zh) * 2008-04-11 2010-08-25 北京天助畅运医疗技术股份有限公司 一种防粘连的疝修补片
CN101773689B (zh) * 2010-03-29 2013-08-21 苑国忠 外科修复补片
CN105963769B (zh) * 2016-06-16 2020-02-04 邢孟秋 医用卵清蛋白水凝胶粘合剂及其制备方法和用途

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1181979A (zh) * 1996-06-28 1998-05-20 庄臣及庄臣医药有限公司 防止手术后粘连的生物可消溶的氧化纤维素复合材料
CN104874029A (zh) * 2015-03-30 2015-09-02 陕西佰傲再生医学有限公司 一种止血防粘连材料及其制备方法
CN104941011A (zh) * 2015-06-09 2015-09-30 烟台森森环保科技有限公司 一种用于医学手术中防止组织粘连的带细胞支架的医用膜

Also Published As

Publication number Publication date
WO2018082092A1 (en) 2018-05-11
JP2019528806A (ja) 2019-10-17
CN109906091A (zh) 2019-06-18
JP6678256B2 (ja) 2020-04-08

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CA2740597C (en) Multi-layered surgical patches comprising a first hydrogel precursor and a second hydrogel precursor
RU2565431C2 (ru) Композитное многослойное гемостатическое устройство
Fujie et al. Adhesive, flexible, and robust polysaccharide nanosheets integrated for tissue‐defect repair
JP5963130B2 (ja) 生体組織補強材料キット及び生体組織補強材料
Fenn et al. Anticancer therapeutic alginate-based tissue sealants for lung repair
JP2023516335A (ja) 止血被覆材及びその製造方法
CN113195225A (zh) 2反应剂型的片状组织粘接加强材料
EP3284461A1 (en) Multifunctional hemostatic agent and method for preparing same
Ishihara et al. Photocrosslinkable chitosan: an effective adhesive with surgical applications
CN107530212B (zh) 生物组织加固材料
CN109906091B (zh) 生物组织增强材料
CN111050812B (zh) 生物组织增强材料套件和生物组织增强材料
JP2019519619A (ja) 医療用繊維構造物及び医療用積層体
CN111936175A (zh) 防粘连用组合物
JP6678255B2 (ja) 生体組織補強材料及び人工硬膜
RU2629841C1 (ru) Способ получения противоспаечного пленочного материала на основе карбоксиметилцеллюлозы
Bian et al. Ultrafast self-gelling, sprayable, and adhesive carboxymethyl chitosan/poly-γ-glutamic acid/oxidized dextran powder for effective gastric perforation hemostasis and wound healing
WO2023140088A1 (ja) 消化管吻合部補強材
RU2810165C1 (ru) Аппликационный гемостатический материал и способ его производства
RU2634577C1 (ru) Способ получения противоспаечного пленочного материала на основе производных целлюлозы
TR2022013706T2 (tr) Hemostati̇k pansuman ve bunun üreti̇lmesi̇ne yöneli̇k yöntem

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant