JP2000167036A - 傷治療用医薬材料 - Google Patents
傷治療用医薬材料Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 本発明は生体適合性がよく、高い傷部位にお
ける分泌物の吸収性、空気透過性をもって治療時間を短
縮することができるだけでなく、長時間使用時にも変形
しないという物理的、機械的性質を有し、傷部位に不快
感を与えず、傷部位から容易に除去できる傷治療用医薬
材料に関する。 【解決手段】 ｉ)ポリプロピレングリコールまたはそ
の共重合体から誘導されたポリウレタンプレポリマー
と、前記ポリウレタンプレポリマーの重量を基準とし
て、ii)３〜１０重量％のカルボキシル基およびヒドロ
キシ基含有化合物成分、iii)１.０〜６.０重量％の界面
活性剤、iv)４０〜７０重量％の発泡剤、v)０.０１〜
０.１重量％の抗菌剤およびvi)５〜３０重量％の架橋剤
を含有する組成物から形成された、ヒドロゲル形態のポ
リウレタンフォームを含む傷治療用包帯を提供する。
ける分泌物の吸収性、空気透過性をもって治療時間を短
縮することができるだけでなく、長時間使用時にも変形
しないという物理的、機械的性質を有し、傷部位に不快
感を与えず、傷部位から容易に除去できる傷治療用医薬
材料に関する。 【解決手段】 ｉ)ポリプロピレングリコールまたはそ
の共重合体から誘導されたポリウレタンプレポリマー
と、前記ポリウレタンプレポリマーの重量を基準とし
て、ii)３〜１０重量％のカルボキシル基およびヒドロ
キシ基含有化合物成分、iii)１.０〜６.０重量％の界面
活性剤、iv)４０〜７０重量％の発泡剤、v)０.０１〜
０.１重量％の抗菌剤およびvi)５〜３０重量％の架橋剤
を含有する組成物から形成された、ヒドロゲル形態のポ
リウレタンフォームを含む傷治療用包帯を提供する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、傷治療用医薬材料
(wound dressing：傷治療用包帯：以下傷治療用包帯ま
たは単に包帯という場合がある)およびその製造方法に
関する。
(wound dressing：傷治療用包帯：以下傷治療用包帯ま
たは単に包帯という場合がある)およびその製造方法に
関する。
【０００２】
【従来の技術および発明が解決しようとする課題】老人
性疾患、交通事故および火傷などの皮膚疾患患者の増加
によって毎年包帯の需要が増加している。傷治療用包帯
は、傷の露出を防いで外部から傷を保護する役割をする
が、優れた空気および湿気透過性と傷分泌物の吸収性、
また、バクテリアの繁殖を防止するだけでなく、抗凝血
性と組織適合性のような生体適合性および優れた機械的
物性を有することが要求される。
性疾患、交通事故および火傷などの皮膚疾患患者の増加
によって毎年包帯の需要が増加している。傷治療用包帯
は、傷の露出を防いで外部から傷を保護する役割をする
が、優れた空気および湿気透過性と傷分泌物の吸収性、
また、バクテリアの繁殖を防止するだけでなく、抗凝血
性と組織適合性のような生体適合性および優れた機械的
物性を有することが要求される。
【０００３】１９７０年頃ロービスは、傷部位が適当な
水分を含有し、仮皮が生成していない条件下では上皮細
胞の活動が盛んになり、傷の治癒期間が短縮することを
明らかにした(文献［Michael Z. C., Hu and Mark Rove
e, Biosorption of Uraniumby Pseudomonas Aeruginosa
Strain CSU Immobilized in a Novel Matrix, Biotech
nology Progress, 13, 1, 1997］参照)。ウインター
は、傷部位が乾燥した状態よりは適当に水分を含む時上
皮の再生が４０％位速い効果を示すということを実験的
に証明した(Winter G. D., Epidermal Wound Healing u
nder a New Polyurethane Foam Dressing, Plast. And
Surg., 56, 531, 1975)。これは、傷分泌物がない乾燥
した状態では仮皮を生成するコラーゲンによって上皮細
胞の活動が制限され、傷分泌物が皮膚を再生するのに必
要な成長因子を多く含んでいることを示すものである。
水分を含有し、仮皮が生成していない条件下では上皮細
胞の活動が盛んになり、傷の治癒期間が短縮することを
明らかにした(文献［Michael Z. C., Hu and Mark Rove
e, Biosorption of Uraniumby Pseudomonas Aeruginosa
Strain CSU Immobilized in a Novel Matrix, Biotech
nology Progress, 13, 1, 1997］参照)。ウインター
は、傷部位が乾燥した状態よりは適当に水分を含む時上
皮の再生が４０％位速い効果を示すということを実験的
に証明した(Winter G. D., Epidermal Wound Healing u
nder a New Polyurethane Foam Dressing, Plast. And
Surg., 56, 531, 1975)。これは、傷分泌物がない乾燥
した状態では仮皮を生成するコラーゲンによって上皮細
胞の活動が制限され、傷分泌物が皮膚を再生するのに必
要な成長因子を多く含んでいることを示すものである。
【０００４】１９８０年頃に至って高分子合成技術を応
用した多くの傷治療用包帯の開発が試みられ、単に傷を
覆い、傷分泌物を吸収することにととまらず、適当な水
分を含有して上皮の再生を助け、バクテリアの侵入を防
止し、皮膚成長要素の挿入などのような包帯の研究が行
われている。現在常用されている包帯としては、高分子
薄膜、ヒドロコロイド、ヒドロゲル、ポリウレタンフォ
ーム、人工皮膚などがある。
用した多くの傷治療用包帯の開発が試みられ、単に傷を
覆い、傷分泌物を吸収することにととまらず、適当な水
分を含有して上皮の再生を助け、バクテリアの侵入を防
止し、皮膚成長要素の挿入などのような包帯の研究が行
われている。現在常用されている包帯としては、高分子
薄膜、ヒドロコロイド、ヒドロゲル、ポリウレタンフォ
ーム、人工皮膚などがある。
【０００５】特に、ポリウレタンフォーム包帯は慢性的
な褥瘡、擦過傷、裂傷などの治療用包帯として用いられ
ており、多量の傷分泌物を吸収する特徴がある。現在こ
の分野では世界的に約１５社が製品を出しており、主な
製品としては、スミス・アンド・ネピュー(Smith & Nep
hew)社のヒドロシット(hydrosite)、シェルウッド(Sher
wood MediＣal)社のビアソルブ(Viasorb)、カロガンベ
スル(Ｃalogon Vestl Lab.)社のEPI-Lockなどを挙げる
ことができる。
な褥瘡、擦過傷、裂傷などの治療用包帯として用いられ
ており、多量の傷分泌物を吸収する特徴がある。現在こ
の分野では世界的に約１５社が製品を出しており、主な
製品としては、スミス・アンド・ネピュー(Smith & Nep
hew)社のヒドロシット(hydrosite)、シェルウッド(Sher
wood MediＣal)社のビアソルブ(Viasorb)、カロガンベ
スル(Ｃalogon Vestl Lab.)社のEPI-Lockなどを挙げる
ことができる。
【０００６】上述した従来の包帯は、主としてポリエチ
レングリコールのような親水性ポリオールを用いて製造
されたポリウレタンを使用しているが(米国特許第５,９
１４,１２５号、第５,８４４,０１３号参照)、機械的物
性に問題があるため、長期間使用時、包帯が変形し、皮
膚に付着して不快感をもたらし、皮膚から引き剥がすと
きに痛みを伴うという短所がある。また、これらを用い
る場合、ほとんどが裏面層(フィルム層)を別に製造して
付着しなければならないという煩わしさがあった。
レングリコールのような親水性ポリオールを用いて製造
されたポリウレタンを使用しているが(米国特許第５,９
１４,１２５号、第５,８４４,０１３号参照)、機械的物
性に問題があるため、長期間使用時、包帯が変形し、皮
膚に付着して不快感をもたらし、皮膚から引き剥がすと
きに痛みを伴うという短所がある。また、これらを用い
る場合、ほとんどが裏面層(フィルム層)を別に製造して
付着しなければならないという煩わしさがあった。
【０００７】一方、ポリプロピレングリコールは、機械
的物性などにまさるという長所があるが、疎水性である
ため、水分吸収性や傷分泌物の吸収などにおいてその機
能が劣ることが知られているため好適に用いられない。
的物性などにまさるという長所があるが、疎水性である
ため、水分吸収性や傷分泌物の吸収などにおいてその機
能が劣ることが知られているため好適に用いられない。
【０００８】したがって、本発明の目的は、生体適合性
がよく、高い傷部位における分泌物の吸収性、空気透過
性をもって治療時間を短縮することができるだけでな
く、長時間使用時にも変形しないという物理的、機械的
性質を有し、傷部位に不快感を与えず、傷部位から容易
に除去できる傷治療用医薬材料を提供することである。
がよく、高い傷部位における分泌物の吸収性、空気透過
性をもって治療時間を短縮することができるだけでな
く、長時間使用時にも変形しないという物理的、機械的
性質を有し、傷部位に不快感を与えず、傷部位から容易
に除去できる傷治療用医薬材料を提供することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明の一実施態様によ
って、ｉ)ポリプロピレングリコールまたはその共重合
体から誘導されたポリウレタンプレポリマーと、前記ポ
リウレタンプレポリマーの重量を基準として、ii)３〜
１０重量％のカルボキシル基およびヒドロキシ基含有化
合物成分、iii)１.０〜６.０重量％の界面活性剤、iv)
４０〜７０重量％の発泡剤、v)０.０１〜０.１重量％の
抗菌剤およびvi)５〜３０重量％の架橋剤を含有する組
成物から形成された、ヒドロゲル形態のポリウレタンフ
ォームを含む傷治療用医薬材料を提供する。
って、ｉ)ポリプロピレングリコールまたはその共重合
体から誘導されたポリウレタンプレポリマーと、前記ポ
リウレタンプレポリマーの重量を基準として、ii)３〜
１０重量％のカルボキシル基およびヒドロキシ基含有化
合物成分、iii)１.０〜６.０重量％の界面活性剤、iv)
４０〜７０重量％の発泡剤、v)０.０１〜０.１重量％の
抗菌剤およびvi)５〜３０重量％の架橋剤を含有する組
成物から形成された、ヒドロゲル形態のポリウレタンフ
ォームを含む傷治療用医薬材料を提供する。
【００１０】
【発明の実施の形態】以下、本発明をさらに詳細に説明
する。ポリウレンタンは、ヒドロキシ基(−ＯＨ)を有す
る物質(ポリオール成分)とイソシアネート基を有する物
質とを重合させて製造することができるが、本発明にお
いては、ポリオール成分としてポリプロピレングリコー
ルまたはその共重合体を用い、イソシアネート基を有す
る物質としてＴＤＩ(トルエン−２,４−ジイソシアネー
ト)、ＭＤＩ(４,４'−メチレンビス(フェニルイソシア
ネート)、ＨＤＩ(ヘキサメチレンジイソシアネート)な
どを用いて通常の方法でヒドロゲル製造用ポリウレンタ
ンプレポリマーを製造する。ポリプロピレングリコール
の共重合体の例としては、エチレングリコール−プロピ
レングリコールの共重合体を挙げることができ、プロピ
レン残基とエチレン残基のモル比が１：６〜２：６であ
り、重量平均分子量が４０００〜８０００であることが
好ましい。商業的に購入可能な共重合体の例としては、
ＦＡ−１０３(ＢＡＳＦ社製造)、Ｌ−２０４７(Ｏsi社
製造)、ＫＥ−８２５などがある。
する。ポリウレンタンは、ヒドロキシ基(−ＯＨ)を有す
る物質(ポリオール成分)とイソシアネート基を有する物
質とを重合させて製造することができるが、本発明にお
いては、ポリオール成分としてポリプロピレングリコー
ルまたはその共重合体を用い、イソシアネート基を有す
る物質としてＴＤＩ(トルエン−２,４−ジイソシアネー
ト)、ＭＤＩ(４,４'−メチレンビス(フェニルイソシア
ネート)、ＨＤＩ(ヘキサメチレンジイソシアネート)な
どを用いて通常の方法でヒドロゲル製造用ポリウレンタ
ンプレポリマーを製造する。ポリプロピレングリコール
の共重合体の例としては、エチレングリコール−プロピ
レングリコールの共重合体を挙げることができ、プロピ
レン残基とエチレン残基のモル比が１：６〜２：６であ
り、重量平均分子量が４０００〜８０００であることが
好ましい。商業的に購入可能な共重合体の例としては、
ＦＡ−１０３(ＢＡＳＦ社製造)、Ｌ−２０４７(Ｏsi社
製造)、ＫＥ−８２５などがある。
【００１１】本発明においては、カルボキシル基および
ヒドロキシ基をともに含有する化合物として下記構造式
１〜４のジメチロイルプロピオン酸(Dimethyloylpropio
niCacid,ＤＭＰＡ)、ジメチロイル酪酸(Dimethyloylbut
anoic acid,ＤＭＢＡ)、アルギネート、ヒアルロン酸お
よびこれらの混合物からなる群から選ばれる化合物が、
ポリウレタンプレポリマーの重量を基準として、３〜１
０重量％の量で使用され得る。
ヒドロキシ基をともに含有する化合物として下記構造式
１〜４のジメチロイルプロピオン酸(Dimethyloylpropio
niCacid,ＤＭＰＡ)、ジメチロイル酪酸(Dimethyloylbut
anoic acid,ＤＭＢＡ)、アルギネート、ヒアルロン酸お
よびこれらの混合物からなる群から選ばれる化合物が、
ポリウレタンプレポリマーの重量を基準として、３〜１
０重量％の量で使用され得る。
【００１２】構造式１.ヒアルロン酸、アルギネート、
ＤＭＰＡ、ＤＭＢＡの構造式
ＤＭＰＡ、ＤＭＢＡの構造式
【化１】
【化２】
【化３】
【００１３】添加するカルボキシル基の含量によって合
成されたフォームの親水性を調節することができる。ま
た、このような材料はヒドロゲルの形態を維持して傷か
らの分泌物を吸収保持するので、治療のための最適条件
をもたらす。
成されたフォームの親水性を調節することができる。ま
た、このような材料はヒドロゲルの形態を維持して傷か
らの分泌物を吸収保持するので、治療のための最適条件
をもたらす。
【００１４】発泡剤としては水が用いられるが、ポリウ
レタンプレポリマーの重量を基準として４０〜７０重量
％の量で用いられることが好ましい。
レタンプレポリマーの重量を基準として４０〜７０重量
％の量で用いられることが好ましい。
【００１５】界面活性剤は、ポリウレタンフォームのセ
ルサイズを調節する役割をし、シリコン系界面活性剤で
あるＬ−５０３５、Ｌ−５６１４、Ｌ−３１５０(Ｏsi
社製造)またはポリエチレングリコール−ポリプロピレ
ングリコールブロック共重合体であるＦ−６８、Ｆ−１
２７、Ｆ−１０８(ＢＡＳＦ社製造)などを使用し得る。
ルサイズを調節する役割をし、シリコン系界面活性剤で
あるＬ−５０３５、Ｌ−５６１４、Ｌ−３１５０(Ｏsi
社製造)またはポリエチレングリコール−ポリプロピレ
ングリコールブロック共重合体であるＦ−６８、Ｆ−１
２７、Ｆ−１０８(ＢＡＳＦ社製造)などを使用し得る。
【００１６】抗菌剤としては銀スルファジアジン(ＡgＳ
Ｄ、太平洋製薬)など当分野で公知のものを使用し得
る。
Ｄ、太平洋製薬)など当分野で公知のものを使用し得
る。
【００１７】本発明においてカルボキシル基を含むポリ
ウレタンフォームは、たとえば、次の方法で製造され
る。まず、ジイソシアネートを反応器に加えて温度を４
０〜８０℃に上げた後、所定量のポリオールを徐々に加
えながら、攪拌してポリウレタンプレポリマーを製造す
る。ポリオールの添加速度は１時間に５０〜２００ｇに
なるように調節し、ポリオールをすべて加えた後、下記
式によって定義されるＮＣＯ％が所定の値に到達するま
で反応を行う。ＮＣＯ％は反応途中に試料を採取して測
定し、ｎ−ブチルアミン標準溶液を用いて滴定法によっ
て測定する。 ＮＣＯ％＝ＮＣＯ(x×f−２)／(ポリオール分子量×モ
ル数＋ジイソシアネート分子量×x) x： ジイソシアネートのモル数 ｆ： ジイソシアネートの官能基数
ウレタンフォームは、たとえば、次の方法で製造され
る。まず、ジイソシアネートを反応器に加えて温度を４
０〜８０℃に上げた後、所定量のポリオールを徐々に加
えながら、攪拌してポリウレタンプレポリマーを製造す
る。ポリオールの添加速度は１時間に５０〜２００ｇに
なるように調節し、ポリオールをすべて加えた後、下記
式によって定義されるＮＣＯ％が所定の値に到達するま
で反応を行う。ＮＣＯ％は反応途中に試料を採取して測
定し、ｎ−ブチルアミン標準溶液を用いて滴定法によっ
て測定する。 ＮＣＯ％＝ＮＣＯ(x×f−２)／(ポリオール分子量×モ
ル数＋ジイソシアネート分子量×x) x： ジイソシアネートのモル数 ｆ： ジイソシアネートの官能基数
【００１８】ポリウレタンプレポリマーを製造した後、
これに、ポリウレタンプレポリマーの重量を基準とし
て、ＤＭＰＡ、ＤＭＢＡ、アルギネート、ヒアルロン酸
およびこれらの混合物からなる群から選ばれるカルボキ
シル基およびヒドロキシ基含有化合物３〜１０重量％、
界面活性剤１.０〜６重量％、発泡剤４０〜７０重量
％、抗菌剤０.０１〜０.１重量％、架橋剤５〜３０重量
％を加えた後、６０℃〜７０℃の温度で、用いられるポ
リオールの種類によって４〜１０時間攪拌してヒドロゲ
ル形態のポリウレタンフォームを製造する。ポリウレタ
ンフォームが合成されると、窒素を充填した容器に入
れ、常温で保管する。
これに、ポリウレタンプレポリマーの重量を基準とし
て、ＤＭＰＡ、ＤＭＢＡ、アルギネート、ヒアルロン酸
およびこれらの混合物からなる群から選ばれるカルボキ
シル基およびヒドロキシ基含有化合物３〜１０重量％、
界面活性剤１.０〜６重量％、発泡剤４０〜７０重量
％、抗菌剤０.０１〜０.１重量％、架橋剤５〜３０重量
％を加えた後、６０℃〜７０℃の温度で、用いられるポ
リオールの種類によって４〜１０時間攪拌してヒドロゲ
ル形態のポリウレタンフォームを製造する。ポリウレタ
ンフォームが合成されると、窒素を充填した容器に入
れ、常温で保管する。
【００１９】一方、ポリウレタンフォームの製造の際に
発泡剤として用いる水に、界面活性剤または親水性性質
を示すカルボキシル基を有するＤＭＰＡ、ＤＭＢＡ、ア
ルギネート、ヒアルロン酸などを溶かして導入すること
ができ、各成分の含量を自由に調節するためにフォーム
の製造時に固体状態で混ぜて導入した後、攪拌してポリ
ウレタンフォームを合成することができる。
発泡剤として用いる水に、界面活性剤または親水性性質
を示すカルボキシル基を有するＤＭＰＡ、ＤＭＢＡ、ア
ルギネート、ヒアルロン酸などを溶かして導入すること
ができ、各成分の含量を自由に調節するためにフォーム
の製造時に固体状態で混ぜて導入した後、攪拌してポリ
ウレタンフォームを合成することができる。
【００２０】下記の反応式１は、カルボキシル基として
ＤＭＰＡを用い、ポリウレタンに導入してポリウレタン
フォームを製造する過程を図式的に示したものである。
反応式１．ＤＭＰＡが導入された場合のポリウレタンフ
ォームの製造過程
ＤＭＰＡを用い、ポリウレタンに導入してポリウレタン
フォームを製造する過程を図式的に示したものである。
反応式１．ＤＭＰＡが導入された場合のポリウレタンフ
ォームの製造過程
【化４】
【００２１】本発明の傷治療用医薬材料の製造の際に
は、ポリウレタンプレポリマーと他の添加剤を混合して
２０００〜６０００rpmで１０秒〜３０秒攪拌した後、
一定形状のモルドに注入して通常的に発泡加工すると、
フォーム形態の傷治療用包帯が製造できる。乾燥の際に
は空気と接触する部分に薄膜が形成される(図１参照)。
したがって、１段階の工程によってヒドロゲルだけでな
く、外部からのバクテリアの侵入を防止するポリウレタ
ン外層のフィルムを同時に形成することができるため、
傷治療用包帯の製造工程を簡素化することができる。
は、ポリウレタンプレポリマーと他の添加剤を混合して
２０００〜６０００rpmで１０秒〜３０秒攪拌した後、
一定形状のモルドに注入して通常的に発泡加工すると、
フォーム形態の傷治療用包帯が製造できる。乾燥の際に
は空気と接触する部分に薄膜が形成される(図１参照)。
したがって、１段階の工程によってヒドロゲルだけでな
く、外部からのバクテリアの侵入を防止するポリウレタ
ン外層のフィルムを同時に形成することができるため、
傷治療用包帯の製造工程を簡素化することができる。
【００２２】
【実施例】以下、本発明を下記実施例、試験例、適用例
によってさらに詳細に説明する。ただし、これらは本発
明を例示するのみであり、本発明の範囲を制限しない。 実施例１：ＮＣＯ末端基を有するポリウレタンプレポリ
マーの合成 ヒドロキシ基を有する物質として分子量３０００のポリ
プロピレングリコール(ＰＰＧ)を用い、ジイソシアネー
トとしては官能基２.３の液体ＭＤＩを用いた。ＭＤＩ
５０ｇを反応器に入れ、６０℃で３０分間攪拌した後反
応温度を７０℃に上げ、反応器にＰＰＧ １５０ｇを４
時間にかけて徐々に滴下しながら反応させてポリウレタ
ンプレポリマー２００ｇを合成した。
によってさらに詳細に説明する。ただし、これらは本発
明を例示するのみであり、本発明の範囲を制限しない。 実施例１：ＮＣＯ末端基を有するポリウレタンプレポリ
マーの合成 ヒドロキシ基を有する物質として分子量３０００のポリ
プロピレングリコール(ＰＰＧ)を用い、ジイソシアネー
トとしては官能基２.３の液体ＭＤＩを用いた。ＭＤＩ
５０ｇを反応器に入れ、６０℃で３０分間攪拌した後反
応温度を７０℃に上げ、反応器にＰＰＧ １５０ｇを４
時間にかけて徐々に滴下しながら反応させてポリウレタ
ンプレポリマー２００ｇを合成した。
【００２３】実施例２〜１１：ＮＣＯ末端基を有するポ
リウレタンプレポリマーの合成 ジイソシアネートおよびポリオール成分、架橋剤などを
表１のように変化させることを除いては、実施例１の手
順を繰り返して種々のポリウレタンプレポリマーを製造
した。
リウレタンプレポリマーの合成 ジイソシアネートおよびポリオール成分、架橋剤などを
表１のように変化させることを除いては、実施例１の手
順を繰り返して種々のポリウレタンプレポリマーを製造
した。
【００２４】
【表１】 ＊ ＴＭＰ : トリメチロールプロパン(trimethylolpro
pane) ＊ ＰＥＧ : ポリエチレングリコール ＊ ＦＡ−１０３ : 分子量３０００のポリオール(ＢＡ
ＳＦ社製造) ＊ Ｌ−２０４７ : 分子量３５００のポリオール(Ｏsi
社製造) ＊ ＫＥ−８２５ : 分子量５０００のポリオール
pane) ＊ ＰＥＧ : ポリエチレングリコール ＊ ＦＡ−１０３ : 分子量３０００のポリオール(ＢＡ
ＳＦ社製造) ＊ Ｌ−２０４７ : 分子量３５００のポリオール(Ｏsi
社製造) ＊ ＫＥ−８２５ : 分子量５０００のポリオール
【００２５】実施例１２〜４７：カルボキシル基が導入
されたポリウレタンフォームの合成 前記実施例１の方法でＮＣＯ％が５、７、または１０％
になるように調節してポリウレタンプレポリマーを製造
した。このポリウレタンプレポリマー１０ｇと、カルボ
キシル基はＤＭＢＡ、ＤＭＰＡ、アルギネート、ヒアル
ロン酸のいずれか一つをポリウレタンプレポリマーの重
量を基準として３重量％、５重量％、または１０重量％
の量で用い、界面活性剤としてはシリコン系界面活性剤
Ｌ−５３０５(Ｏsi社製造)を１.２重量％用い、発泡剤
としては水を１０重量％の量で用い、常温、常圧で４０
００ｒｐｍで３０秒間攪拌して表２に示すポリウレタン
フォームを製造した。表２にはポリウレタンのＮＣＯ％
に対するカルボキシル基の含量をも示す。
されたポリウレタンフォームの合成 前記実施例１の方法でＮＣＯ％が５、７、または１０％
になるように調節してポリウレタンプレポリマーを製造
した。このポリウレタンプレポリマー１０ｇと、カルボ
キシル基はＤＭＢＡ、ＤＭＰＡ、アルギネート、ヒアル
ロン酸のいずれか一つをポリウレタンプレポリマーの重
量を基準として３重量％、５重量％、または１０重量％
の量で用い、界面活性剤としてはシリコン系界面活性剤
Ｌ−５３０５(Ｏsi社製造)を１.２重量％用い、発泡剤
としては水を１０重量％の量で用い、常温、常圧で４０
００ｒｐｍで３０秒間攪拌して表２に示すポリウレタン
フォームを製造した。表２にはポリウレタンのＮＣＯ％
に対するカルボキシル基の含量をも示す。
【００２６】
【表２】ポリウレタンのＮＣＯ％に対するカルボキシル
基の含量 ＡＬはアルギネート(ａｌｇｉｎａｔｅ)を示す。＊＊
ＨＡはヒアルロン酸(hyaulonic acid)を示す。
基の含量 ＡＬはアルギネート(ａｌｇｉｎａｔｅ)を示す。＊＊
ＨＡはヒアルロン酸(hyaulonic acid)を示す。
【００２７】実施例４８〜５３：抗菌剤としてＡgＳＤ
が導入されたポリウレタンフォームの合成 ヒドロキシ基を有する物質として分子量５０００のＫＥ
−８２５を用い、ジイソシアネートとしてはＴＤＩを用
いた。ＴＤＩ ５０ｇを反応器に入れ、６０℃で３０分
間攪拌した後反応温度を６５℃に上げ、反応器にＫＥ−
８２５ ２５０ｇを１０時間にかけて徐々に滴下しなが
ら反応させてポリウレタンプレポリマー３００ｇを合成
した。
が導入されたポリウレタンフォームの合成 ヒドロキシ基を有する物質として分子量５０００のＫＥ
−８２５を用い、ジイソシアネートとしてはＴＤＩを用
いた。ＴＤＩ ５０ｇを反応器に入れ、６０℃で３０分
間攪拌した後反応温度を６５℃に上げ、反応器にＫＥ−
８２５ ２５０ｇを１０時間にかけて徐々に滴下しなが
ら反応させてポリウレタンプレポリマー３００ｇを合成
した。
【００２８】表３に示すように、フォームの製造の際に
用いたポリウレタンはＮＣＯ％７％のものを２０ｇの量
で用い、アルギネートあるいはヒアルロン酸をポリウレ
タンプレポリマーの重量に対して３重量％、５重量％、
または１０重量％の量で用いた。界面活性剤としてはポ
リプロピレングリコールとポリエチレングリコールの共
重合体である界面活性剤Ｆ−６８(ＢＡＳＦ社製造)を用
い、発泡剤としては水５０重量％を用い、抗菌剤として
はＡgＳＤ ０.０６重量％を用い、常温、常圧、４００
０rpmで１０秒間攪拌してポリウレタンフォームを製造
した。これを通常の方法に従って傷治療用包帯に製造し
た。
用いたポリウレタンはＮＣＯ％７％のものを２０ｇの量
で用い、アルギネートあるいはヒアルロン酸をポリウレ
タンプレポリマーの重量に対して３重量％、５重量％、
または１０重量％の量で用いた。界面活性剤としてはポ
リプロピレングリコールとポリエチレングリコールの共
重合体である界面活性剤Ｆ−６８(ＢＡＳＦ社製造)を用
い、発泡剤としては水５０重量％を用い、抗菌剤として
はＡgＳＤ ０.０６重量％を用い、常温、常圧、４００
０rpmで１０秒間攪拌してポリウレタンフォームを製造
した。これを通常の方法に従って傷治療用包帯に製造し
た。
【００２９】
【表３】
【００３０】試験例１：ポリウレタンフォームの透湿度
測定 実施例４８〜５３で製造されたポリウレタンフォーム包
帯の透湿度を調査した。ポリウレタンフォームの水分透
湿度を調査するために面積３４.５０６cm2、厚さ５mmの
ポリウレタンフォーム包帯に水１００ｇを入れ、恒温恒
湿装置でＫＳＭ ６８８６の試験方法に従って測定し
た。この際の温度を４０℃にし、相対湿度は９０％にし
て２４時間保管した後、重さの変化を測定して水分の透
湿度を決定した。透湿度はポリウレタンフォームの重さ
の変化をポリウレタンフォームの断面積で割ることによ
って単位面積当り透湿量で換算し、結果を図２に示し
た。
測定 実施例４８〜５３で製造されたポリウレタンフォーム包
帯の透湿度を調査した。ポリウレタンフォームの水分透
湿度を調査するために面積３４.５０６cm2、厚さ５mmの
ポリウレタンフォーム包帯に水１００ｇを入れ、恒温恒
湿装置でＫＳＭ ６８８６の試験方法に従って測定し
た。この際の温度を４０℃にし、相対湿度は９０％にし
て２４時間保管した後、重さの変化を測定して水分の透
湿度を決定した。透湿度はポリウレタンフォームの重さ
の変化をポリウレタンフォームの断面積で割ることによ
って単位面積当り透湿量で換算し、結果を図２に示し
た。
【００３１】また、カルボキシル基含有化合物を処理し
た場合の透湿度を下記表４に示す。一般的に、カルボキ
シル基の含量が増加するにつれて透湿度が減少すること
が観察できた。これを用いて適切に透湿度を調節するこ
とができる。
た場合の透湿度を下記表４に示す。一般的に、カルボキ
シル基の含量が増加するにつれて透湿度が減少すること
が観察できた。これを用いて適切に透湿度を調節するこ
とができる。
【００３２】
【表４】ＤＭＰＡ、ＤＭＢＡ使用時ポリウレタンフォー
ムの透湿量 Ａ：初期のポリウレタンフォームの重さ Ｂ：２４時間後のポリウレタンフォームの重さ
ムの透湿量 Ａ：初期のポリウレタンフォームの重さ Ｂ：２４時間後のポリウレタンフォームの重さ
【００３３】試験例２：ポリウレタンフォームの吸湿度
測定 カルボキシル基を含んでいないポリウレタンフォーム
(□)、およびポリウレタンプレポリマーの重量を基準と
してＤＭＰＡ０.５重量％(○)、ＤＭＰＡ３重量％
(△)、アルギネートとヒアルロン酸の１：１混合物３重
量％(◇)、ＤＭＰＡがＣa+2の形態で３重量％(■)、Ｄ
ＭＢＡがＣa+2塩の形態で３重量％(●)、アルギネート
がＣa+2塩の形態で３重量％(▲)、アルギネートとヒア
ルロン酸の１：１混合物がＣa+2の形態で３重量％(◆)
を各々含有するポリウレタンフォーム１ｇずつを水を浸
漬して吸収する水の程度、すなわち、ポリウレタンフォ
ームの膨潤度を経時変化によって測定し、この結果を図
３のグラフに示す。ここで、膨潤比は水分を吸収したフ
ォーム傷治療用医薬材料の重量(Ｗs)／初期フォーム包
帯の重量(Ｗd)として示したものであり、カルボキシル
基の導入によって膨潤比が増加し、特にＣa+2塩形態の
カルボキシル基の場合に高い膨潤比を示す。
測定 カルボキシル基を含んでいないポリウレタンフォーム
(□)、およびポリウレタンプレポリマーの重量を基準と
してＤＭＰＡ０.５重量％(○)、ＤＭＰＡ３重量％
(△)、アルギネートとヒアルロン酸の１：１混合物３重
量％(◇)、ＤＭＰＡがＣa+2の形態で３重量％(■)、Ｄ
ＭＢＡがＣa+2塩の形態で３重量％(●)、アルギネート
がＣa+2塩の形態で３重量％(▲)、アルギネートとヒア
ルロン酸の１：１混合物がＣa+2の形態で３重量％(◆)
を各々含有するポリウレタンフォーム１ｇずつを水を浸
漬して吸収する水の程度、すなわち、ポリウレタンフォ
ームの膨潤度を経時変化によって測定し、この結果を図
３のグラフに示す。ここで、膨潤比は水分を吸収したフ
ォーム傷治療用医薬材料の重量(Ｗs)／初期フォーム包
帯の重量(Ｗd)として示したものであり、カルボキシル
基の導入によって膨潤比が増加し、特にＣa+2塩形態の
カルボキシル基の場合に高い膨潤比を示す。
【００３４】また、図４は、ポリウレタンプレポリマー
のみで合成されたポリウレタンフォーム(１、実施例４
８)、ＡgＳＤ ０.０６重量％が導入されたポリウレタン
フォーム(２、実施例４９)、アルギネート５重量％が導
入されたポリウレタンフォーム(３、実施例５０)、アル
ギネート５重量％とＡgＳＤ０.０６重量％が導入された
ポリウレタンフォーム(４、実施例５１)、ヒアルロン酸
５重量％が導入されたポリウレタンフォーム(５、実施
例５２)、ヒアルロン酸５重量％とＡgＳＤ ０.０６重量
％が導入されたポリウレタンフォーム(６、実施例５３)
の経時変化による吸湿度の変化を示している。ここで、
膨潤比は(Ｗs−Ｗd)／Ｗsであって、いずれも８５％以
上の膨潤比を示すことが分かる。
のみで合成されたポリウレタンフォーム(１、実施例４
８)、ＡgＳＤ ０.０６重量％が導入されたポリウレタン
フォーム(２、実施例４９)、アルギネート５重量％が導
入されたポリウレタンフォーム(３、実施例５０)、アル
ギネート５重量％とＡgＳＤ０.０６重量％が導入された
ポリウレタンフォーム(４、実施例５１)、ヒアルロン酸
５重量％が導入されたポリウレタンフォーム(５、実施
例５２)、ヒアルロン酸５重量％とＡgＳＤ ０.０６重量
％が導入されたポリウレタンフォーム(６、実施例５３)
の経時変化による吸湿度の変化を示している。ここで、
膨潤比は(Ｗs−Ｗd)／Ｗsであって、いずれも８５％以
上の膨潤比を示すことが分かる。
【００３５】試験例３：ポリウレタンフォームの機械的
物性測定 実施例４８〜５３で製造したポリウレタンフォーム包帯
に対してモジュラス、圧縮強度、引張強度などの機械的
物性を測定して各々図５〜７に示す。このような機械的
物性は、ＵＴＭ(Universal Test Machine, USA, Instro
n)を用いて測定し、各々のサンプルはＡＳＴＭ−１８８
２−Ｌ規格のdogboneを製造し、各々の試片に対する応
力、変形、モジュラス(modulus)を測定した。この際、
クロースヘッドの速度は２５.４００mm／min、測定長さ
は１３mm、グリップ間の間隔は２５mmにした。実験上の
誤差を減らすために各々の条件で製造された試片は、各
試片当り最小５回以上測定した後、平均値を計算した。
物性測定 実施例４８〜５３で製造したポリウレタンフォーム包帯
に対してモジュラス、圧縮強度、引張強度などの機械的
物性を測定して各々図５〜７に示す。このような機械的
物性は、ＵＴＭ(Universal Test Machine, USA, Instro
n)を用いて測定し、各々のサンプルはＡＳＴＭ−１８８
２−Ｌ規格のdogboneを製造し、各々の試片に対する応
力、変形、モジュラス(modulus)を測定した。この際、
クロースヘッドの速度は２５.４００mm／min、測定長さ
は１３mm、グリップ間の間隔は２５mmにした。実験上の
誤差を減らすために各々の条件で製造された試片は、各
試片当り最小５回以上測定した後、平均値を計算した。
【００３６】また、ポリプロピレングリコールから誘導
されたプレポリマーの種々のＮＣＯ％およびカルボキシ
ル化合物の組合わせにおける機械的強度を下記表５〜７
に示す。
されたプレポリマーの種々のＮＣＯ％およびカルボキシ
ル化合物の組合わせにおける機械的強度を下記表５〜７
に示す。
【表５】ＤＭＰＡ(ＤＭＢＡ)含量によるポリウレタンフ
ォームのモジューラス(modulus、単位：ＭＰａ) Ｍｗ(ＰＰＧ)の分子量である。 (ａ)：フォームが形成されない。
ォームのモジューラス(modulus、単位：ＭＰａ) Ｍｗ(ＰＰＧ)の分子量である。 (ａ)：フォームが形成されない。
【００３７】
【表６】ＤＭＰＡ(ＤＭＢＡ)含量によるポリウレタンフ
ォームの圧縮強度(ＭＰa) (ａ)：フォームが形成されない。
ォームの圧縮強度(ＭＰa) (ａ)：フォームが形成されない。
【００３８】
【表７】ＤＭＰＡ(ＤＭＢＡ)含量によるポリウレタンフ
ォームの引張強度(％) (ａ)：フォームが形成されない。
ォームの引張強度(％) (ａ)：フォームが形成されない。
【００３９】表５〜７および図５〜７の結果から、カル
ボキシル基含有量が増加すると、機械的物性は低下する
ことが分かる。したがって、これを調節して適切な物性
を有する包帯が製造できる。
ボキシル基含有量が増加すると、機械的物性は低下する
ことが分かる。したがって、これを調節して適切な物性
を有する包帯が製造できる。
【００４０】試験例：傷治療用ドレッシングの表面物性
評価 実施例４８〜５３のポリウレタンフォーム包帯の表面を
ＥＳＣA(Electron Spectroscopy for ChemiCal Analysi
s, ESCALAB MK II、V.G.Scientific Co.,U.K.;Al Ka Rad
iation Source at 1487eV,3000W at the anode)およびA
TR-FTIR(Attenuated Total Reflectance Fourier Trans
forminfrared Spectroscopy, Magna-IRSpectrometer 55
0, Nicolet, Japan)を用いて成分を分析した。
評価 実施例４８〜５３のポリウレタンフォーム包帯の表面を
ＥＳＣA(Electron Spectroscopy for ChemiCal Analysi
s, ESCALAB MK II、V.G.Scientific Co.,U.K.;Al Ka Rad
iation Source at 1487eV,3000W at the anode)およびA
TR-FTIR(Attenuated Total Reflectance Fourier Trans
forminfrared Spectroscopy, Magna-IRSpectrometer 55
0, Nicolet, Japan)を用いて成分を分析した。
【００４１】ＥＳＣAスペクトル上ではポリウレタンプ
レポリマーに添加された物質が少量表面に露出されてい
ることを確認することができた。図８は、ポリウレタン
プレポリマーにヒアルロン酸とＡgＳＤを加えて製造し
たフィルム(実施例５３)のＥＳＣAスペクトルである
が、ポリウレタンフォームからの炭素(結合エネルギ
ー、２８５eＶ)、酸素(５３１eＶ)、窒素(３９９eＶ)ピ
ークとともに添加されたＡgＳＤからの銀(３６７eＶ)ピ
ークとヒアルロン酸からのＮa(１０７２eＶ)ピークが示
されているため、これらの成分が表面に少量露出されて
いることを確認することができた。各試料のＥＳＣA分
析結果は表６に示す。表から明らかなように、ポリウレ
タンプレポリマーのみから製造されたフィルムに比べて
ＡgＳＤ、アルギネート、およびヒアルロン酸が添加さ
れたフィルムの場合、表面から銀およびナトリウム成分
が検出されるとともに、酸素組成が増加し、窒素組成が
減少することから、これらの添加物質がある程度表面に
露出されていることを確認できた。
レポリマーに添加された物質が少量表面に露出されてい
ることを確認することができた。図８は、ポリウレタン
プレポリマーにヒアルロン酸とＡgＳＤを加えて製造し
たフィルム(実施例５３)のＥＳＣAスペクトルである
が、ポリウレタンフォームからの炭素(結合エネルギ
ー、２８５eＶ)、酸素(５３１eＶ)、窒素(３９９eＶ)ピ
ークとともに添加されたＡgＳＤからの銀(３６７eＶ)ピ
ークとヒアルロン酸からのＮa(１０７２eＶ)ピークが示
されているため、これらの成分が表面に少量露出されて
いることを確認することができた。各試料のＥＳＣA分
析結果は表６に示す。表から明らかなように、ポリウレ
タンプレポリマーのみから製造されたフィルムに比べて
ＡgＳＤ、アルギネート、およびヒアルロン酸が添加さ
れたフィルムの場合、表面から銀およびナトリウム成分
が検出されるとともに、酸素組成が増加し、窒素組成が
減少することから、これらの添加物質がある程度表面に
露出されていることを確認できた。
【００４２】
【表８】異なる添加剤が導入されたポリウレタンフィル
ムのＥＳＣA測定
ムのＥＳＣA測定
【００４３】試験例５：傷治療用医薬材料のin vitro薬
物放出挙動評価 図９は、ポリウレタンプレポリマーとＡgＳＤで製造さ
れたフォーム(実施例４９)とポリウレタンプレポリマー
にアルギネート(実施例５１)およびヒアルロン酸(実施
例５３)とＡgＳＤを加えて製造したフォームにおけるＡ
gＳＤの放出挙動を示した結果である。
物放出挙動評価 図９は、ポリウレタンプレポリマーとＡgＳＤで製造さ
れたフォーム(実施例４９)とポリウレタンプレポリマー
にアルギネート(実施例５１)およびヒアルロン酸(実施
例５３)とＡgＳＤを加えて製造したフォームにおけるＡ
gＳＤの放出挙動を示した結果である。
【００４４】実験は各試料の３個所で試片を直径１.５c
mのサイズに切り取ってFranz cell(セル体積１２ml、セ
ル直径１.５cm)中でフォームの一面が緩衝溶液に直接接
触するように装着し、フォームから放出される薬物の量
を測定する方法を用いた。一般的にパッチにおいて皮膚
透過の最も大きな阻害要因は角質層である。角質層を通
じた薬物の吸収は角質層の複合的構造に起因する受動的
輸送である。これは、傷治療用包帯の場合、主として角
質層が火傷などによって損傷した場合に用いるため、薬
物透過の阻害要素はほとんどない。したがって、直接緩
衝溶液がフォームに触れるようにしてこれを恒温恒湿器
(Daeil Co.,Korea)内でドナーとアクセプターの温度を
３７℃に一定に維持しながら実験を行った。
mのサイズに切り取ってFranz cell(セル体積１２ml、セ
ル直径１.５cm)中でフォームの一面が緩衝溶液に直接接
触するように装着し、フォームから放出される薬物の量
を測定する方法を用いた。一般的にパッチにおいて皮膚
透過の最も大きな阻害要因は角質層である。角質層を通
じた薬物の吸収は角質層の複合的構造に起因する受動的
輸送である。これは、傷治療用包帯の場合、主として角
質層が火傷などによって損傷した場合に用いるため、薬
物透過の阻害要素はほとんどない。したがって、直接緩
衝溶液がフォームに触れるようにしてこれを恒温恒湿器
(Daeil Co.,Korea)内でドナーとアクセプターの温度を
３７℃に一定に維持しながら実験を行った。
【００４５】図９に示す各数値は薬物の時間当り放出量
と総放出量をＨＰＬＣで分析した各値の平均値である。
図から分かるように、ポリウレタンプレポリマーとＡg
ＳＤ(対照群)が含有されたフォームの場合、薬物の初期
放出量が後半部の放出量とあまり違わない。反面、アル
ギネートが含まれたフォームの場合、コントロールと薬
物の放出挙動が同じである。但し、全体的に薬物の放出
量がコントロールより多く、特に、薬物の初期放出量が
良好であることが分かる。ヒアルロン酸が含まれたフォ
ームの場合はコントロールと薬物の放出挙動が異なる。
薬物の初期放出量はコントロールと同様であるが、後半
部に行くほど薬物放出量がコントロールより増加するこ
とが分かる(４０時間まではコントロールと同様な薬物
放出挙動を示すが、４０時間以降はかえって薬物放出量
が多くなった)。また、総放出量の面では、アルギネー
トとヒアルロン酸を加えたフォームは薬物の放出量が同
じである反面、ポリウレタンプレポリマーのみで製造さ
れたコントロールフォームは薬物放出量が減ることが分
かる。これは、加えたアルギネートとヒアルロン酸の水
に対する減湿効果であるためであると判断される。アル
ギネートとヒアルロン酸は水を吸収することによってゲ
ルの形態になる。特にヒアルロン酸の場合は、自己重量
の１０００倍までも水を吸収し、フォームに吸収され薬
物の放出が円滑になるように促進させる。アルギネート
を添加したフォームの場合、特に初期放出量が多く、ヒ
アルロン酸が添加されたフォームの場合は初期よりは中
期からの放出量が多いことが分かる。
と総放出量をＨＰＬＣで分析した各値の平均値である。
図から分かるように、ポリウレタンプレポリマーとＡg
ＳＤ(対照群)が含有されたフォームの場合、薬物の初期
放出量が後半部の放出量とあまり違わない。反面、アル
ギネートが含まれたフォームの場合、コントロールと薬
物の放出挙動が同じである。但し、全体的に薬物の放出
量がコントロールより多く、特に、薬物の初期放出量が
良好であることが分かる。ヒアルロン酸が含まれたフォ
ームの場合はコントロールと薬物の放出挙動が異なる。
薬物の初期放出量はコントロールと同様であるが、後半
部に行くほど薬物放出量がコントロールより増加するこ
とが分かる(４０時間まではコントロールと同様な薬物
放出挙動を示すが、４０時間以降はかえって薬物放出量
が多くなった)。また、総放出量の面では、アルギネー
トとヒアルロン酸を加えたフォームは薬物の放出量が同
じである反面、ポリウレタンプレポリマーのみで製造さ
れたコントロールフォームは薬物放出量が減ることが分
かる。これは、加えたアルギネートとヒアルロン酸の水
に対する減湿効果であるためであると判断される。アル
ギネートとヒアルロン酸は水を吸収することによってゲ
ルの形態になる。特にヒアルロン酸の場合は、自己重量
の１０００倍までも水を吸収し、フォームに吸収され薬
物の放出が円滑になるように促進させる。アルギネート
を添加したフォームの場合、特に初期放出量が多く、ヒ
アルロン酸が添加されたフォームの場合は初期よりは中
期からの放出量が多いことが分かる。
【００４６】試験例６：傷治療用包帯のin vitro組織粘
着防止性能評価 傷治療用包帯を一定時間皮膚と接触させた後引き剥がす
とき包帯が皮膚組織と癒着していてはならない。したが
って、本発明で用いたポリウレタンプレポリマーと添加
物が混合されたフォーム試料に対して組織細胞の一種で
ある繊維芽細胞を用いて組織粘着実験を行った。
着防止性能評価 傷治療用包帯を一定時間皮膚と接触させた後引き剥がす
とき包帯が皮膚組織と癒着していてはならない。したが
って、本発明で用いたポリウレタンプレポリマーと添加
物が混合されたフォーム試料に対して組織細胞の一種で
ある繊維芽細胞を用いて組織粘着実験を行った。
【００４７】実施例４８〜５３で製造したポリウレタン
フォーム傷治療用医薬材料の切片(サイズ：１ｘ１cm)を
直径２２mmの１２ウェルＰＳプレートの各ウェルに入れ
た後、ＰＢＳ(ｐＨ７.２)溶液を入れて３０分間平衡状
態を維持した。試片が入っているウェルに繊維芽細胞を
各々１cm2当り４ｘ１０4個ずつ注入し、細胞培養器(３
７℃、５.０％ＣＯ2雰囲気)で２時間と１日間培養した
後、２.５％グルタルアルデヒド溶液で各試片に粘着さ
れた細胞を固定した後、凍結乾燥機で乾燥した。
フォーム傷治療用医薬材料の切片(サイズ：１ｘ１cm)を
直径２２mmの１２ウェルＰＳプレートの各ウェルに入れ
た後、ＰＢＳ(ｐＨ７.２)溶液を入れて３０分間平衡状
態を維持した。試片が入っているウェルに繊維芽細胞を
各々１cm2当り４ｘ１０4個ずつ注入し、細胞培養器(３
７℃、５.０％ＣＯ2雰囲気)で２時間と１日間培養した
後、２.５％グルタルアルデヒド溶液で各試片に粘着さ
れた細胞を固定した後、凍結乾燥機で乾燥した。
【００４８】図１０は、各試片で繊維芽細胞を２時間と
１日間培養した後試片の表面に粘着されている細胞の数
を示した結果である。図から分かるように、初期に注入
した細胞の数(４×１０4個／１cm2)に比べて各試片の表
面に粘着された細胞の数は２時間と１日培養後のいずれ
も非常に少ない。これは、ポリウレタンプレポリマーの
みを用いたフォームを除いてはすべての試料がヒドロゲ
ルの形態であるため、試料表面において細胞の粘着が起
らないためである。したがって、本発明で用いられた試
料のいずれも細胞粘着防止性能が良好であり、特に図１
０に示したように、ポリウレタンプレポリマーにアルギ
ネートとＡgＳＤおよびヒアルロン酸とＡgＳＤが添加さ
れた試料は細胞粘着防止性能に優れている。
１日間培養した後試片の表面に粘着されている細胞の数
を示した結果である。図から分かるように、初期に注入
した細胞の数(４×１０4個／１cm2)に比べて各試片の表
面に粘着された細胞の数は２時間と１日培養後のいずれ
も非常に少ない。これは、ポリウレタンプレポリマーの
みを用いたフォームを除いてはすべての試料がヒドロゲ
ルの形態であるため、試料表面において細胞の粘着が起
らないためである。したがって、本発明で用いられた試
料のいずれも細胞粘着防止性能が良好であり、特に図１
０に示したように、ポリウレタンプレポリマーにアルギ
ネートとＡgＳＤおよびヒアルロン酸とＡgＳＤが添加さ
れた試料は細胞粘着防止性能に優れている。
【００４９】適用例１：傷治療効果の測定 本発明で製造されたポリウレタンフォームおよびラット
を用いて動物実験を行った。ラットの背部に９mmあるい
は３cmの皮膚欠損を作り、経時変化による傷の大きさの
変化および組織再生能力を観察した。
を用いて動物実験を行った。ラットの背部に９mmあるい
は３cmの皮膚欠損を作り、経時変化による傷の大きさの
変化および組織再生能力を観察した。
【００５０】図１１aは、スミス・アンド・ネピュー社
のヒドロシットを包帯として用いた場合であり、図１１
bの包帯はカルボキシル基が含まれていないポリウレタ
ンフォームを包帯として用いた場合であり、図１１cの
包帯はＤＭＰＡ５重量％を加えたポリウレタンフォーム
を用いた場合であり、図１１dの包帯はアルギネートと
ヒアルロン酸の１：１混合物をポリウレタンプレポリマ
ー重さに対して５重量％加えたポリウレタンフォームを
用いた場合である。
のヒドロシットを包帯として用いた場合であり、図１１
bの包帯はカルボキシル基が含まれていないポリウレタ
ンフォームを包帯として用いた場合であり、図１１cの
包帯はＤＭＰＡ５重量％を加えたポリウレタンフォーム
を用いた場合であり、図１１dの包帯はアルギネートと
ヒアルロン酸の１：１混合物をポリウレタンプレポリマ
ー重さに対して５重量％加えたポリウレタンフォームを
用いた場合である。
【００５１】図１１に示すように、欠損部位の幅３cmが
３日目には傷治療用包帯群においては平均５６％が減少
し、対照群においては平均３３％が減少し、６日目には
傷治療用包帯群から６７％が減少し、対照群では４４％
が減少して全体的に傷治療用包帯群から皮膚欠損の大き
さの減少が著しかった。
３日目には傷治療用包帯群においては平均５６％が減少
し、対照群においては平均３３％が減少し、６日目には
傷治療用包帯群から６７％が減少し、対照群では４４％
が減少して全体的に傷治療用包帯群から皮膚欠損の大き
さの減少が著しかった。
【００５２】特に、傷治療用包帯群のうちスミス・アン
ド・ネピュー社のヒドロシット包帯を用いたフォームよ
り本発明のアルギネートとヒアルロン酸の混合物を用い
たフォームの傷治療用包帯群がより優れた効果を示し、
全傷治療用包帯群のうちＤＭＰＡ１０％群が対照群との
比較において最も大きな差があり、特に、アルギネート
とヒアルロン酸を加えた傷治療用包帯群において皮膚欠
損の回復が大きいことを示した。
ド・ネピュー社のヒドロシット包帯を用いたフォームよ
り本発明のアルギネートとヒアルロン酸の混合物を用い
たフォームの傷治療用包帯群がより優れた効果を示し、
全傷治療用包帯群のうちＤＭＰＡ１０％群が対照群との
比較において最も大きな差があり、特に、アルギネート
とヒアルロン酸を加えた傷治療用包帯群において皮膚欠
損の回復が大きいことを示した。
【００５３】適用例２ 図１２は、ヒアルロン酸とＡgＳＤが導入されたポリウ
レタンフォーム包帯をしたときの３週間後の傷の大きさ
の変化を示している。図１２から分かるように、ヒアル
ロン酸とＡgＳＤが導入されたポリウレタンフォームの
場合に傷の大きさの減少が著しい。図１３は、ヒアルロ
ン酸とＡgＳＤが導入されたポリウレタンフォーム包帯
をしたときの３週間後の組織の再生程度を示す。
レタンフォーム包帯をしたときの３週間後の傷の大きさ
の変化を示している。図１２から分かるように、ヒアル
ロン酸とＡgＳＤが導入されたポリウレタンフォームの
場合に傷の大きさの減少が著しい。図１３は、ヒアルロ
ン酸とＡgＳＤが導入されたポリウレタンフォーム包帯
をしたときの３週間後の組織の再生程度を示す。
【００５４】初期実験の際、６つのサンプルに対して１
８匹の背部に皮膚欠損を作り、各サンプル包帯をした動
物を７、１４、２１日に殺した。３週間包帯をあてがっ
た場合は包帯を替えなくてもいいため、３週間後にラッ
トを殺して組織検査を行った。皮膚欠損部位を含む皮膚
組織を採取した後１０％ホルムアルデヒド溶液に固定し
た後パラフィン固定を行った。各組識を４μmの厚さで
切り取った後、ヘマトキシリン−エオシン染色を行って
光学顕微鏡の下で傷治癒過程を観察した。
８匹の背部に皮膚欠損を作り、各サンプル包帯をした動
物を７、１４、２１日に殺した。３週間包帯をあてがっ
た場合は包帯を替えなくてもいいため、３週間後にラッ
トを殺して組織検査を行った。皮膚欠損部位を含む皮膚
組織を採取した後１０％ホルムアルデヒド溶液に固定し
た後パラフィン固定を行った。各組識を４μmの厚さで
切り取った後、ヘマトキシリン−エオシン染色を行って
光学顕微鏡の下で傷治癒過程を観察した。
【００５５】
【発明の効果】本発明によって、ポリウレタンフォーム
の製造時に添加されるカルボキシル基の量を調節するこ
とによって、ポリウレタンフォームの親水性の程度を調
節することができ、ポリオールの種類、ジイソシアネー
トの種類、ポリウレタンに残っているＮＣＯ％、界面活
性剤などによってフォームの物性を調節することがで
き、また、攪拌速度、添加される水の量、界面活性剤の
量を調節することによってフォームの孔の大きさを調節
することができる。
の製造時に添加されるカルボキシル基の量を調節するこ
とによって、ポリウレタンフォームの親水性の程度を調
節することができ、ポリオールの種類、ジイソシアネー
トの種類、ポリウレタンに残っているＮＣＯ％、界面活
性剤などによってフォームの物性を調節することがで
き、また、攪拌速度、添加される水の量、界面活性剤の
量を調節することによってフォームの孔の大きさを調節
することができる。
【００５６】一方、図１のように、ヒドロゲルの形態で
製造されたポリウレタンフォームは、バクテリアの侵入
を防ぐポリウレタンフィルム外層を有し、カルボキシル
基の導入によって高吸湿度を維持するだけでなく、傷部
位から分泌する分泌物を容易に除去することができる。
製造されたポリウレタンフォームは、バクテリアの侵入
を防ぐポリウレタンフィルム外層を有し、カルボキシル
基の導入によって高吸湿度を維持するだけでなく、傷部
位から分泌する分泌物を容易に除去することができる。
【００５７】本発明の傷治療用包帯は、親水性物質を導
入することによって、生体適合性を増進させ、傷部位に
おける分泌物の吸収を増進させ、空気透過性と吸湿度を
向上させて治療時間を短縮させることができた。
入することによって、生体適合性を増進させ、傷部位に
おける分泌物の吸収を増進させ、空気透過性と吸湿度を
向上させて治療時間を短縮させることができた。
【図１】 本発明のヒドロゲル形態のポリウレタンフォ
ーム包帯の模式図である。
ーム包帯の模式図である。
【図２】 実施例４８〜５３におけるポリウレタンフォ
ームの透湿度を示すグラフである。
ームの透湿度を示すグラフである。
【図３】 実施例４８〜５３におけるポリウレタンフォ
ームの吸収率の経時変化を示すグラフである。
ームの吸収率の経時変化を示すグラフである。
【図４】 実施例４８〜５３におけるポリウレタンフォ
ームの吸収率の経時変化を示すグラフである。
ームの吸収率の経時変化を示すグラフである。
【図５】 実施例４８〜５３のポリウレタンフォーム包
帯のモジューラス(Ｍｏｄｕｌｕｓ)を示すグラフであ
る。
帯のモジューラス(Ｍｏｄｕｌｕｓ)を示すグラフであ
る。
【図６】 実施例４８〜５３のポリウレタンフォーム包
帯の圧縮強度を示すグラフである。
帯の圧縮強度を示すグラフである。
【図７】 実施例４８〜５３のポリウレタンフォーム包
帯の引張強度を示すグラフである。
帯の引張強度を示すグラフである。
【図８】 本発明による包帯のうち、ヒアルロン酸とＡ
gＳＤを含むポリウレタンフォーム包帯のＥＳＤＡ測定
結果を示す図面である。
gＳＤを含むポリウレタンフォーム包帯のＥＳＤＡ測定
結果を示す図面である。
【図９】 実施例４９、５１および５３のポリウレタン
フォーム包帯の薬物放出挙動を示すグラフである。
フォーム包帯の薬物放出挙動を示すグラフである。
【図１０】 実施例４８〜５３のポリウレタンフォーム
包帯の組織粘着程度を測定したグラフである。
包帯の組織粘着程度を測定したグラフである。
【図１１】 図１１a〜１１dは、ラットの背部にカルボ
キシルを含有する包帯を用いた場合と用いていない場合
の０〜９日目の欠損部位の大きさの変化を示す。
キシルを含有する包帯を用いた場合と用いていない場合
の０〜９日目の欠損部位の大きさの変化を示す。
【図１２】 ラットの背部の傷部位に実施例５３の包帯
を用いた場合の３週間後の治療結果を示す写真である。
を用いた場合の３週間後の治療結果を示す写真である。
【図１３】 ラットの背部の傷部位に実施例５３の包帯
を用いた場合の３週間後の組織検査結果を示す写真であ
る。
を用いた場合の３週間後の組織検査結果を示す写真であ
る。
フロントページの続き (72)発明者 金 善美 大韓民国500−480光州広域市北区五竜洞１ 番地 光州科学技術院新素材工学科内 (72)発明者 朴 明煥 大韓民国449−900京畿道竜仁市器興邑舊葛 里383−２番地301号 (72)発明者 李 鎮友 大韓民国500−480光州広域市北区五竜洞１ 番地 光州科学技術院新素材工学科内 (72)発明者 尹 択林 大韓民国501−190光州広域市東区鶴洞８番 地 全大学校整形外科内 (72)発明者 黒柳 能光 神奈川県相模原市北里１−15−１ 北里大 学医学部内
Claims (5)
- 【請求項１】 ｉ)ポリプロピレングリコールまたはそ
の共重合体から誘導されたポリウレタンプレポリマー
と、前記ポリウレタンプレポリマーの重量を基準とし
て、ii)３〜１０重量％のカルボキシル基およびヒドロ
キシ基含有化合物成分、iii)１.０〜６.０重量％の界面
活性剤、iv)４０〜７０重量％の発泡剤、v)０.０１〜
０.１重量％の抗菌剤およびvi)５〜３０重量％の架橋剤
を含有する組成物から形成された、ヒドロゲル形態のポ
リウレタンフォームを含む傷治療用医薬材料。 - 【請求項２】 前記ポリプロピレングリコール共重合体
が、エチレングリコールとプロピレングリコールの共重
合体である、請求項１記載の傷治療用医薬材料。 - 【請求項３】 前記カルボキシル基およびヒドロキシ基
含有化合物成分が、ジメチロイルプロピオン酸、ジメチ
ロイル酪酸、アルギネート、ヒアルロン酸およびこれら
の混合物からなる群から選ばれる、請求項１または２記
載の傷治療用医薬材料。 - 【請求項４】 前記発泡剤が水である、請求項１〜３の
いずれか１項記載の傷治療用医薬材料。 - 【請求項５】 前記界面活性剤が、シリコン系界面活性
剤またはポリエチレングリコール−ポリプロピレングリ
コールブロック共重合体である、請求項１〜４のいずれ
か１項記載の傷治療用医薬材料。
Applications Claiming Priority (2)
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|---|---|---|---|
| KR10-1998-0052921A KR100345034B1 (ko) | 1998-12-03 | 1998-12-03 | 상처치료용드레싱제의제조방법 |
| KR1998-52921 | 1998-12-03 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000167036A true JP2000167036A (ja) | 2000-06-20 |
| JP3304942B2 JP3304942B2 (ja) | 2002-07-22 |
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP34489399A Expired - Fee Related JP3304942B2 (ja) | 1998-12-03 | 1999-12-03 | 傷治療用医薬材料 |
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| Country | Link |
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| KR (1) | KR100345034B1 (ja) |
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006104174A (ja) * | 2004-10-08 | 2006-04-20 | Lion Corp | 貼付剤 |
| WO2007055481A1 (en) * | 2005-11-14 | 2007-05-18 | Daewoong Co., Ltd. | Sustained release film formulation for healing wound comprising epidermal growth factor |
| JP2012506460A (ja) * | 2008-10-23 | 2012-03-15 | パウル ハルトマン アクチェンゲゼルシャフト | ポリウレタンゲルフォーム |
| WO2013054103A1 (en) * | 2011-10-10 | 2013-04-18 | Queen Mary University Of London | Antimicrobial coatings |
| CN105251034A (zh) * | 2015-11-11 | 2016-01-20 | 中国人民解放军第四军医大学 | 一种止血、抗感染的新型自膨胀复合材料及制备方法 |
| JP2018525102A (ja) * | 2015-08-12 | 2018-09-06 | ジェネウェル シーオー．，エルティーディー． | 抗菌ドレッシング材及びその製造方法 |
| CN109248336A (zh) * | 2018-11-08 | 2019-01-22 | 广州润虹医药科技股份有限公司 | 一种抑菌促愈合泡沫敷料及其制备方法和应用 |
| EP3838300A1 (de) * | 2019-12-19 | 2021-06-23 | Paul Hartmann AG | Verfahren zur herstellung eines alginathaltigen polymers für medizinische zwecke, insbesondere für die wundbehandlung |
| US11992508B2 (en) | 2014-10-28 | 2024-05-28 | Biovotec As | Micronized eggshell membrane particles and the use thereof to promote the healing of wounds |
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|---|---|---|---|---|
| KR100754667B1 (ko) | 2005-04-08 | 2007-09-03 | 한미약품 주식회사 | 비펩타이드성 중합체로 개질된 면역글로불린 Ｆｃ 단편 및이를 포함하는 약제학적 조성물 |
| KR100716658B1 (ko) | 2005-11-11 | 2007-05-09 | 주식회사 원바이오젠 | 폴리우레탄 폼 드레싱재의 제조방법 |
| KR100719433B1 (ko) | 2005-11-25 | 2007-05-17 | 주식회사 원바이오젠 | 점착력이 있는 친수성 폴리우레탄 필름 드레싱재의 제조방법 |
| KR101926331B1 (ko) | 2016-04-12 | 2018-12-07 | (주)안트로젠 | 수포성 표피박리증 완화 또는 개선용 중간엽줄기세포-하이드로겔-생분해성 또는 중간엽줄기세포-하이드로겔-비분해성 지지체 조성물 |
| KR102090576B1 (ko) | 2018-02-26 | 2020-03-18 | 주식회사 엔도비전 | 상처치료용 다층 드레싱재 |
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|---|---|---|---|---|
| GB8419745D0 (en) * | 1984-08-02 | 1984-09-05 | Smith & Nephew Ass | Wound dressing |
| US4743673A (en) * | 1986-12-19 | 1988-05-10 | Tyndale Plains-Hunter, Ltd. | Hydrophilic carboxy polyurethanes |
-
1998
- 1998-12-03 KR KR10-1998-0052921A patent/KR100345034B1/ko not_active IP Right Cessation
-
1999
- 1999-12-03 JP JP34489399A patent/JP3304942B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006104174A (ja) * | 2004-10-08 | 2006-04-20 | Lion Corp | 貼付剤 |
| JP4650613B2 (ja) * | 2004-10-08 | 2011-03-16 | ライオン株式会社 | 貼付剤 |
| WO2007055481A1 (en) * | 2005-11-14 | 2007-05-18 | Daewoong Co., Ltd. | Sustained release film formulation for healing wound comprising epidermal growth factor |
| JP2012506460A (ja) * | 2008-10-23 | 2012-03-15 | パウル ハルトマン アクチェンゲゼルシャフト | ポリウレタンゲルフォーム |
| US8673992B2 (en) | 2008-10-23 | 2014-03-18 | Paul Hartmann Ag | Polyurethane gel foams |
| WO2013054103A1 (en) * | 2011-10-10 | 2013-04-18 | Queen Mary University Of London | Antimicrobial coatings |
| US11992508B2 (en) | 2014-10-28 | 2024-05-28 | Biovotec As | Micronized eggshell membrane particles and the use thereof to promote the healing of wounds |
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| CN109248336A (zh) * | 2018-11-08 | 2019-01-22 | 广州润虹医药科技股份有限公司 | 一种抑菌促愈合泡沫敷料及其制备方法和应用 |
| EP3838300A1 (de) * | 2019-12-19 | 2021-06-23 | Paul Hartmann AG | Verfahren zur herstellung eines alginathaltigen polymers für medizinische zwecke, insbesondere für die wundbehandlung |
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| JP3304942B2 (ja) | 2002-07-22 |
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