JP2003000695A - 放射線滅菌可能な医用材料及びその用途 - Google Patents

放射線滅菌可能な医用材料及びその用途

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Abstract

(57)【要約】 高分子材料から製造される手術用縫合糸及び医療用具の
滅菌をγ線や電子線などの放射線照射によって行うこと
ができる耐放射線性の医用材料を提供することを目的と
し、医用材料用のため高分子を成形する前に、あらかじ
め反応性モノマーであるトリアリルイソシアヌレートを
高分子に対して０．０１〜２０重量部、好ましくは０．
１〜１０重量部添加する。上記医用材料を１０〜５０ｋ
Ｇｙの放射線を照射することにより滅菌が可能となる手
術用縫合糸や医療用具を提供できる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、放射線滅菌可能な医
用材料及びその用途に関する。詳しくは、耐放射線性が
改善された医療用高分子材料に関し、特にγ線または電
子線などの放射線照射によりそれら高分子材料の劣化、
分解及び経時変化の発生が極めて少ない放射線滅菌可能
な医用材料に関する。
【０００２】
【従来の技術】医療分野には様々な医用材料が用いられ
ている。生体材料を大きく分類すると、金属、セラミッ
クス、及び高分子の３つの材料がある。これらのうち、
高分子材料はその用途の種類と量が最もたくさん医療の
現場で医療用生体材料として使用されており、より機能
性の高い医用材料の開発が望まれている。ここで、重要
なことは、医用材料として機能性もさることながら最終
製品の段階で滅菌可能なことが大切な要件として上げら
れている。
【０００３】日本薬局方には“滅菌とは、物質中のすべ
ての微生物を殺菌または除去すること”と定義されてい
る。また、その滅菌法として日本薬局方には５群１２の
方法が示されている。これらのうち、一般的に生体材料
の滅菌として広く実施されている方法は、高圧蒸気滅
菌、エチレンオキサイドガス（ＥＯＧ）滅菌、及び放射
線滅菌である。
【０００４】高圧蒸気滅菌法は比較的簡便なオートクレ
ーブを用い、１２１℃（飽和蒸気圧１．０ｋｇ／ｃｍ２
Ｇ）、２０分の標準的な条件で実施され、種々の医用材
料の滅菌が高温高圧材料に耐える材料であれば可能であ
る。しかし、金属やセラミックスは高温高圧に十分耐え
られるが、多くの有機高分子材料は劣化や変性が起こる
ためあまり用いられていない。
【０００５】一方、ＥＯＧ滅菌法では古くからＥＯＧが
殺菌剤として有効であると認められることにより、滅菌
効果の増加や効率的である安全性の高い滅菌装置の開発
が行われてきた。また、ＥＯＧ滅菌による材料の劣化を
抑えるという観点からすれば他の滅菌法に比べ最も良
く、現在医療用に使用されている殆どすべてのプラスチ
ックス材料が使用できるため広く医療の現場に普及して
いる。しかし、近年ＥＯＧ滅菌後の医療材料中にＥＯＧ
が残留し、それが生体に対して悪影響を及ぼすことが指
摘され、ＥＯＧ滅菌法が敬遠されている。そこで近年の
研究によれば、手術用縫合糸やデイスポーザブルの手術
衣や注射筒等などの滅菌法は、残留ＥＯＧの毒性問題、
及び包装工程の繁雑さなどから、従来のＥＯＧ滅菌法か
ら放射線滅菌法に移行する傾向にある。
【０００６】他の滅菌法として注目されているのは放射
線滅菌である。放射線とは、放射性崩壊などによって放
出される粒子（光を含む）のつくるビームであり、α
線、β線、γ線、中性子線及びｘ線などがある。ここ
で、一般的な医療用材料の滅菌にはコバルト６０からの
γ線と電子線照射がよく用いられている。
【０００７】比較的最近まで、汎用合成高分子材料に対
してγ線や電子線は、おおむね大きな影響を及ぼさず、
ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリ塩化ビニル、ポリ
カーボネート、ポリスチレンや合成ゴム等は放射線によ
り滅菌可能であるとされ、実際に広範囲に使用されてき
た。
【０００８】しかし、一般的な滅菌線量である２５ｋＧ
ｙ程度の照射でも経時的に着色、臭気の発生及び酸化劣
化等の生じる問題が指摘され、他の滅菌法として紫外線
やプラズマによる方法が検討されている。紫外線やプラ
ズマ滅菌法は簡便な方法として一部使用可能であるが、
その低い透過性のため適用範囲はおのずと限られてく
る。
【０００９】高分子材料に対する放射線照射効果の特徴
は、高分子鎖間の架橋と分子の崩壊とに大別される。こ
のような照射に伴う架橋及び崩壊効果は、照射線量率に
は無関係で広い範囲にわたって照射線量に比例する。架
橋とは、放射線照射によりラジカルが発生し高分子鎖間
もしくは高分子鎖内で新たな結合が生じ、最終的には分
子量が無限大に増大し、溶媒に対して不溶化することで
ある。一方崩壊とは、放射線照射によって高分子鎖が切
断し、平均分子量の低下と力学的性質の劣化を起こすこ
とである。
【００１０】高分子材料はその放射線効果から、架橋型
高分子と崩壊型高分子とにわけられる。架橋型高分子の
代表的なものとしては、ポリエチレン、ポリプロピレ
ン、ナイロン、ポリスチレン、ポリエステル、天然ゴ
ム、シリコーン樹脂などである。一方、崩壊型高分子と
しては、ポリメタクリル酸メチル、テフロン（登録商
標）、ポリイソブチレン、コラーゲン、セルロール及び
ポリ乳酸などの生分解性高分子などが知られている。
【００１１】しかし、架橋型高分子であっても、放射線
照射によって高分子鎖にラジカルが生じ、架橋と同時に
分子鎖の切断も起きるため、力学的物性の劣化も必然的
である。
【００１２】従って、最も放射線架橋しやすいポリエチ
レンでさえも、照射後の力学的性質の経時変化が起こ
る。この原因は、放射線照射に伴って発生したラジカル
が短時間に消失するのではなく、フリーラジカルとして
長時間材料内に残存し、時間経過とともに近傍の酸素と
反応して高分子鎖の切断が進行するためである。
【００１３】このフリーラジカルを除去するため１００
℃以上の温度で加熱処理される。しかし、人工股関節用
超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ）カップや、人
工膝関節ＵＨＭＷＰＥプレートなどの最終製品を１００
℃以上の高温で数時間、熱処理すると残留ひずみにより
変形するおそれがある。
【００１４】また、放射線滅菌されている高分子材料と
してポリプロピレンが手術用縫合糸やデイポーザブル医
療用具、例えば注射筒、フィルター、手術衣、シーツな
どの不織布製品等として多量に使用されており、放射線
滅菌に伴う劣化や臭気発生を抑えるため、ポリプロピレ
ンに例えば水添ロジンメチルエステルを配合する方法
（特開昭６１−２１３２４３号公報）やスチレン系樹脂
を混合する方法（特開平７−１５７９２２号公報）など
が提案されている。
【００１５】しかし、これらの添加物は放射線照射によ
り発生するフリーラジカルを完全には除去できないた
め、その効果はあまり期待できない。
【００１６】このように数多い架橋型の生体内非分解吸
収性高分子のなかでも、放射線滅菌を施されている高分
子はポリエチレンやポリプロピレン等数種類の高分子の
みである。放射線照射の架橋型高分子であるナイロンや
ポリフッ化ビニリデンでさえ、放射線滅菌法は採用され
ていない。これは、放射線照射により一部の高分子鎖は
分子間架橋されるものの分解も同時に起こり、オリゴマ
ーやモノマーが発生し、その毒性が懸念されるからであ
る。まして手術用縫合糸のようにその高い力学的強度が
長時間要求される用途には問題があるため使用できな
い。
【００１７】また、近年ポリメチルメタクリレートやシ
リコーン樹脂はその光学的性質や生体適合性に優れるた
め、コンタクトレンズ、眼内レンズとしてたくさん使用
されているが、これら素材も耐放射線性に劣るため、最
終製品がＥＯＧ滅菌されている。この場合も残留ＥＯＧ
の問題があり、特に眼は他の組織や臓器に比べて敏感で
あるため、より深刻である。
【００１８】一方、最近インプラント用医用材料として
は、生体内分解吸収性高分子が手術用縫合糸、人工硬
膜、骨折接合材等様々な用途に使用されているし、今後
ますます大きく進展する分野である。この生体内分解吸
収性高分子から作られた手術用縫合糸が臨床応用されて
から既に３０年以上経過しているにもかかわらず、今だ
に滅菌法としてはＥＯＧで行われている。これは、生体
内分解吸収性高分子はもともと熱や光、放射線や水分に
対して不安定な化学構造を持っているためである。
【００１９】
【発明が解決しようとする課題】上記した如く、一般的
に生体材料の滅菌として広く実施されている方法は、高
圧蒸気滅菌、エチレンオキサイドガス（ＥＯＧ）滅菌、
及び放射線滅菌である。このうち最も有望な放射線滅菌
の課題を解決することが、本願発明の目的である。即
ち、（１）医療材料の放射線照射に伴う劣化を抑えるこ
と、（２）従来適用が不可能とされてきた医療材料へも
放射線滅菌を可能にすることである。
【００２０】生体内非分解吸収性の生体材料が放射線滅
菌可能になると、その価値があるのは言うまでもない
が、特にこれまで不可能とされていた生体内分解吸収性
の医用材料が放射線滅菌が可能となれば、社会的にも経
済的にもその有用性は計りしれない。
【００２１】
【課題を解決するための手段】本願発明によれば、生体
内で利用される高分子に、高分子との比を０．０１〜２
０重量部の範囲で多官能トリアジン化合物を含有させた
組成物から成る放射線滅菌可能な医用材料を提供する。
【００２２】本願発明者は、上記課題について鋭意研究
した結果、あらゆる高分子材料に多官能トリアジン化合
物であるトリアリルイソシアヌレートを配合した組成物
が、成形後の最終製品の段階で放射線照射することによ
り発生するラジカルのため、従来不可能であった高分子
材料でさえも高分子鎖切断に伴う分解を抑え、高分子鎖
間の架橋が形成され、放射線照射による力学的性質の劣
化や臭気の発生が抑制されることを見出し、本発明を提
案するに至った。
【００２３】本願発明に適用可能な医用材料としての高
分子は、生体内分解吸収性および非生体内分解吸収性の
双方の高分子である。生体内分解吸収性高分子として
は、天然高分子のコラーゲン、ゼラチン、キチン、キト
サン、絹、セルロース、ヒアルロン酸、ポリ−β−ヒド
ロキシブチレート等の微生物産生ポリエステル、アルブ
ミン、デキストラン等であり、また合成高分子のポリグ
リコール酸、ポリ乳酸、ポリカプロラクトン、ポリジオ
キサノン、トリメチレンカーボネートそれらの共重合
体、例えばグリコリド／カプロラクトン共重合体、ラク
チド／カプロラクトン共重合体、ラクチド／ジオキサノ
ン共重合体、グルコリド／トリメチレンカーボメート共
重合体など、さらにポリグルタミン酸、ポリデプシペプ
チド、ポリフォスファゼン、ポリブチレンサクシネート
等、またはこれらのブレンド物が挙げられる。
【００２４】一方、生体内非分解吸収性高分子として
は、ポリエチレン、ポリプロビレン、ポリエステル、ポ
リアミド、ポリカーボネート、ポリフッ化ビニリデン、
シリコーン、ポリウレタン、天然ゴム、合成ゴム、ポリ
塩化ビニル、ポリアセタール、スチレン、スチレン系樹
脂、ポリアクルロニトリル、ポリテトラフルオロエチレ
ン、エチレンビニルアルコール共重合体、エチレン酢酸
ビニル共重合体、ポリメチルメタクリレート、ポリビロ
キシエチルメタクリレート、ポリサルフォン等、または
これらのブレンド物が挙げられる。
【００２５】本願発明で用いられる高分子への架橋剤は
多官能トリアジン化合物であり、多官能トリアジン化合
物としては、トリアリルイソシアヌレート、トリメタア
リルイソシアヌレート、トリ（２、３−ジブロモピル）
イソシアヌレート等が挙げられる。このうち反応性モノ
マーであるトリアリルイソシアヌレートが好ましい。医
用材料の製造方法は多官能トリアジン化合物を、あらか
じめ高分子材料を成形する前に、高分子に対して０．０
１〜２０重量部、好ましくは０．１〜１０重量部添加す
る。成形前に添加することで、製品内における不均一性
を防止することが好ましい。
【００２６】放射線は成形後の最終製品状態で１０〜５
０ｋＧｙ照射することで、高分子鎖間の分子架橋を形成
させる。５０ｋＧｙ以上照射すると劣化が始まり、１０
ｋＧｙ以下の照射であると滅菌効果が十分でなく、好ま
しくない。
【００２７】また、本願発明においては、本願発明の効
果を損なわない範囲で必要に応じて従来公知の熱安定化
剤、抗酸化剤、紫外線吸収剤、光安定剤、着色剤、帯電
防止剤、滑剤、核剤、難燃剤、充填材等をブレンドして
もよい。例えば、抗酸化剤のビタミンＥやカテキン類を
併用しても効果的である。
【００２８】本願発明の放射線滅菌可能な医用材料は、
主として医療用材料、例えば手術用縫合糸、人工血管、
骨折接合材、歯科材料、創傷被覆材、人工皮膚、コンタ
クトレンズ、眼内レンズ、人工靱帯、人工弁、人工関節
擢動部材、メッシュ、医療用不織布、ステント、クリッ
プ、ホッチキス、人工硬膜、組織再生用足場、癒養防止
材、吻合用スプリント、ならびにディスポーザブル用注
射器、カテーテル、輸液、血液バッグ、チューブ、手術
用手袋、ガウン、シーツ、フィルター等に適用される。
【００２９】これら医療用材料のみでなく、食品包装用
や一般工業用としても応用できる。この工業用途では最
終製品に放射線照射を行い高分子間架橋を導入すること
で、力学的物性や生分解性の改良を行うことができる。
【００３０】
【実施例】本発明を下記の実施例で詳細に説明するが、
その説明によって本願発明は何ら拘束されない。引張強
度試験はＪＩＳ−Ｌ１０１７の定義に従った。（株）島
津製作所製オートグラフ１００型引張試験機を用い２５
℃、６５％ＲＨ恒温恒湿室にて、試料長２５０ｍｍ、引
張り速度３００ｍｍ／ｍｉｎで測定した。
【００３１】［実施例１］重量平均分子量約３２万のポ
リプロピレンペレットにトリアリルイソシアヌレートを
２．０重量％添加した後、簡易型溶融紡糸機にて紡糸
し、次いで温風式延伸機で４倍に延伸した。得られたポ
リプロピレン繊維を窒素置換したアルミ／ポリエチレン
ラミネート袋にパックした後、電子線を２５ｋＧｙ照射
した。この照射した繊維は架橋構造を形成したため、熱
キシレンに溶解せず膨潤し、そのゲル分率は約０．７５
であった。また、照射前繊維の引張り強度及び伸度は
５．７ｇ／ｄと３１％であったが、照射後はそれぞれ
６．１ｇ／ｄと２９％であった。
【００３２】［比較例１］実施例１と同じくポリプロピ
レンを溶融紡糸したが、ここではトリアリルイソシアヌ
レートを添加しなかった。溶融紡糸後４倍に延伸し、窒
素置換したアルミ／ポリエチレンラミネート袋にパック
した後、電子線を２５ｋＧｙ照射した。この照射繊維
は、熱キシレンに溶解しゲル分率は０であった。電子線
照射後の繊維の引張り強度及び伸度は３．２ｇ／ｄと２
１％に低下していた。
【００３３】［実施例２］重量平均分子量約６８万のポ
リフッ化ビニリデンペレットにトリアリルイソシアヌレ
ートを１．０重量％添加した後、簡易型溶融紡糸機にて
紡糸し、次いでポリエチレングリコール浴中１６０℃で
５倍に延伸した。得られたポリフッ化ビニリデン繊維を
アルミ／ポリエチレンラミネート袋に入れ真空パックし
た後、コバルト６０γ線を２５ｋＧｙ照射した。この照
射された繊維は熱ジメチルホルムアミドに溶解せず膨潤
し、ゲル分率は約０．６８であった。また、照射前繊維
の引張り強度及び伸度は５．８ｇ／ｄと２７％であった
が、照射後は６．２ｇ／ｄと２５％であった。
【００３４】［比較例２］トリアリルイソシアヌレート
を添加せず、実施例２と同じくポリフッ化ビニリデンを
溶融紡糸、熱延伸した。この繊維をアルミ／ポリエチレ
ンラミネート袋に入れ、真空パックした後、コバルト６
０γ線を２５ｋＧｙ照射した。この照射繊維は熱ジメチ
ルホルムアミドに殆ど溶解し、ゲル分率は数％であっ
た。γ線照射後の繊維の引張り強度と伸度は３．９ｇ／
ｄと２０％に低下していた。
【００３５】［実施例３］十分に乾燥させた重量平均分
子量約５５，０００のナイロン６ペレットにトリアリル
イソシアヌレートを０．８重量％添加した後、簡易型溶
融紡糸機にて紡糸し、熱ローラー間で４．０倍に延伸し
た。得られたナイロン６繊維を窒素置換したアルミ／ポ
リエチレンラミネート袋にパックした後、電子線を２５
ｋＧｙ照射することにより滅菌した。この照射繊維は熱
ｍ−クレゾールに溶解せず膨潤し、そのゲル分率は約
０．６６であった。また、照射前の繊維の引張り強度と
伸度はそれぞれ６．３ｇ／ｄと２９％であったが、照射
後は６．８ｇ／ｄと２７％と強度が上がっていた。
【００３６】［比較例３］トリアリルイソシアヌレート
を添加せず、実施例３と同じくナイロン６ペレットを紡
糸、延伸した。得られたナイロン６繊維を同じくパック
し電子線照射を行った。この照射繊維は熱ｍ−クレゾー
ルに溶解し、ゲル分率は０であった。電子線照射後の繊
維の強度と伸度はそれぞれ５．２ｇ／ｄと２３％に低下
していた。
【００３７】［実施例４］および［比較例４］十分に乾
燥させた重量平均分子量約１２０，０００のポリメチル
メタクリレートのペレットにトリアリルイソシアヌレー
トを２．０重量％添加した後、射出成型機によりφ２０
ｍｍ、長さ１０ｃｍの丸棒を成型した。この丸棒を眼内
レンズ状に切削加工した後、アルミ／ポリエチレンラミ
ネート袋に真空パックした。これをコバルト６０γ線を
２５ｋＧｙ照射し滅菌した。この照射された試料はテト
ラヒドロフランに溶解せず膨潤し、ゲル分率は約７０％
であった。これに対して、トリアリルイソシアヌレート
を添加していない射出成形物（比較例４）から得られた
丸棒の切削試料の真空パック、コバルト６０γ線２５ｋ
Ｇｙの照射物は、分解に伴う、黄変と臭気が発生し、照
射後の重量平均分子量も約８０，０００に低下してい
た。
【００３８】［実施例５］十分に乾燥したポリジオキサ
ノン（ヘキサフルオロイソプロパノール（ＨＦＩＰ）の
０．１ｇ／ｄｌの溶液における２５℃の固有粘度２．
５）のペレットにトリアリルイソシアヌレートを２．５
重量％添加した後、簡易型溶融紡糸機にて紡糸、延伸
し、そしてアニーリングしてモノフィラメントを得た。
このモノフィラメントをアルミ／ポリエチレンラミネー
ト袋に窒素置換パックした後、電子線を２５ｋＧｙ照射
滅菌した。この照射モノフィラメントはＨＦＩＰに溶解
せず膨潤し、そのゲル分率は約０．７７であった。ま
た、照射前繊維の引張り強度と伸度は、それぞれ４．３
ｇ／ｄと３６％であったが、照射後は４．８ｇ／ｄと３
５％であった。
【００３９】［比較例５］トリアリルイソシアヌレート
を添加せず、実施例５と同じくポリジオキサノンを紡
糸、延伸、アニーリングした。得られたモノフィラメン
トを同じくパックし電子線照射した。この照射モノフィ
ラメントはＨＦＩＰに溶解し、ゲル分率は０であった。
また、照射後のモノフィラメントの強度と伸度は、それ
ぞれ３．１ｇ／ｄと２２％に低下していた。
【００４０】［実施例６］十分に乾燥した重量平均分子
量約３４万のポリ−Ｌ−ラクチド（ＰＬＬＡ）ペレット
にトリアリルイソシアヌレートを１．０重量％添加した
後、射出成形機によりφ１０ｍｍ、長さ１０ｃｍのロッ
ド状に成形した。このロッドを静水圧押出し成形機によ
り１４０℃で押出比４に固体押出成形を行った。この成
形物を窒素置換したアルミ／ポリエチレンラミネート袋
にパックした後、コバルト６０γ線を２５ｋＧｙ照射し
た。この照射試料は、塩化メチレンに溶解せず膨潤し、
ゲル分率は約６７％であった。照射前の３点圧縮曲げ強
度は２５０ＭＰａであったが、照射後は２６０ＭＰａで
あった。
【００４１】［比較例６］トリアリルイソシアヌレート
を添加せず、実施例６と同じくＰＬＬＡを射出成形し、
得られた丸棒をさらに静水圧押出成形した固体押出成形
した。この成形物を同じくパックし、コバルト６０γ線
を２５ｋＧｙ照射した。この照射物は塩化メチレンに溶
解し、ゲル分率は０であった。また、照射後の成形物の
圧縮曲げ強度は１８０ＭＰａと大きく低下していた。
【００４２】［実施例７］重量平均分子量約４５０万の
超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭＷＰＥ）粉末にトリア
リルイソシアヌレートを１．０重量％添加した後、ホッ
トプレスにて厚さ１０ｍｍの板を成形した。この板を窒
素置換したアルミ／ポリエチレンラミネート袋にパック
した後、コバルト６０γ線を２５ｋＧｙ照射した。この
照射した板は、熱テトラリン溶媒に溶解せず膨潤し、ゲ
ル分率は約７９％であった。ピンオンフラットによる摩
耗試験の結果、未照射試料の摩耗係数は０．９（×１０
−１０ｇ／Ｎｍ）であったが照射試料は０．２（×１０
−１０ｇ／Ｎｍ）であった。さらにこの照射試料を一週
間、空気中８０℃で加速酸化処理を行ったが、０．２の
摩耗係数は変わらなかった。
【００４３】［比較例７］トリアリルイソシアヌレート
を添加せず、実施例７と同じくＵＨＭＷＰＥ粉末を圧縮
成形し、得られた板を同じくパックしコバルト６０γ線
を２５ｋＧｙ照射した。この照射した板は、熱テトラリ
ン溶媒に溶解せず膨潤し、ゲル分率は５８％であった。
実施例７と同じく摩耗試験を行い摩耗係数を求めたとこ
ろ、０．６（×１０−１０ｇ／Ｎｍ）であったが、加速
試験後は、１．４と摩耗係数は大きく増大した。
【００４４】［実施例８］十分乾燥したポリグリコール
酸（フェノールと２．４．６トリクロロフェノールの１
０／７（重量比）混合溶媒の１７０℃でのη ｓｐ／ｃ
１．４）のペレットにトリアリルイソシアヌレートを
１．０重量％添加した後、簡易溶融紡糸機にて紡糸、延
伸そしてアニーリングして、マルチフィラメントを得
た。このマルチフィラメントをアルミ／ポリエチレンラ
ミネート袋に窒素置換パックした後、電子線を２５ｋＧ
ｙ照射滅菌した。この照射マルチフィラメントは、１７
０℃のフェノール／トリクロルフェノール混合溶媒に溶
解せず膨潤した。そのゲル分率は約４８％であった。ま
た、照射前繊維の引張り強度と伸度は、それぞれ７．２
ｇ／ｄと２２％であったが、照射後もそれらの値は殆ど
変わらなかった。しかし、トリアリルイソシアヌレート
を添加せず紡糸した繊維を同じくパックし電子線照射し
たところ、強度と伸度は３．．８ｇ／ｄと１７％に低下
していた。
【００４５】［実施例９］十分乾燥した重量平均分子量
約４２万のラクチド／カプロラクトン共重合体のペレッ
トにトリアリルイソシアヌレートを０．８重量％及びビ
タミンＥを０．２重量％添加した後、簡易溶融紡糸機に
て紡糸、延伸そしてアニーリングしてモノフィラメント
を得た。このモノフィラメントをアルミ／ポリエチレン
ラミネート袋に窒素置換パックした後、電子線を２５ｋ
Ｇｙ照射し滅菌した。この照射モノフィラメントはクロ
ロホルムに溶けず膨潤し、そのゲル分率は約５３％であ
った。また、照射前繊維の引張り強度と伸度は、それぞ
れ５．７ｇ／ｄと３６％であったが、照射後もそれらの
値は殆ど変わらなかった。しかし、トリアリルイソシア
ヌレートを添加せず紡糸した繊維を同じくパックし電子
線照射したところ、強度と伸度は２．９ｇ／ｄと２１％
に低下していた。
【００４６】
【発明の効果】本発明によって、熱成形時の熱履歴及び
放射線照射による滅菌過程での高分子の熱分解及び放射
線分解による分子量低下を抑えることで、耐熱性及び耐
放射性の高分子組成物を作成することができた。その結
果、従来放射線滅菌できなかった生体内分解吸収性医療
材料及び非吸収性の医療材料、例えば手術用縫合糸や骨
固定材に適用できる。また、医療材料のみでなく食品包
装材などの一般工業材料としても応用が可能となる。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ａ６１Ｌ 15/16 Ａ６１Ｌ 27/00 Ｅ ４Ｃ１６７ 15/64 Ｆ ４Ｊ０２６ 27/00 Ｐ 29/00 Ｅ Ｇ Ｈ Ｑ 29/00 Ｒ Ｔ Ａ６１Ｍ 29/02 Ｃ０８Ｆ 291/00 Ａ６１Ｊ 1/00 ３３１Ａ Ａ６１Ｃ 13/00 Ａ Ａ６１Ｍ 5/178 Ａ６１Ｌ 15/01 29/02 15/04 Ｃ０８Ｆ 291/00 Ａ６１Ｍ 5/18 Ｆターム(参考） 4C059 EE10 4C060 LL13 LL20 4C066 AA09 BB01 CC01 DD08 EE14 LL30 4C081 AA01 AA12 AB13 AB17 AB18 AB19 AB22 AB23 AC02 AC03 AC04 AC08 AC14 BA16 BB03 CA02 CA03 CA04 CA08 CA09 CA13 CA16 CA17 CA20 CA21 CA24 CA25 CD03 CD08 CD09 CD11 CD12 CD15 CD17 CD20 CE11 DA01 DA02 DA03 DA04 DA05 DA06 DC12 EA06 EA14 4C089 AA01 AA13 AA14 AA20 BC07 BE02 BE03 BE04 BE05 BE07 BE10 BE13 BE14 BE17 4C167 AA41 FF05 GG02 GG05 GG06 GG09 GG10 HH10 HH30 4J026 AA04 AA06 AA07 AA12 AA13 AA16 AA17 AA25 AA26 AA30 AA38 AA45 AA48 AA49 AA62 AA67 AA68 AA69 AB02 AB07 AB10 AB17 AB28 AB44 AB46 AC32 BA40 BB01 DB24 DB36 FA09 GA07 GA08

Claims (5)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】生体内で利用される高分子に、高分子との
    比を０．０１〜２０重量部の範囲で多官能トリアジン化
    合物を含有させた組成物から成る放射線滅菌可能な医用
    材料。
  2. 【請求項２】高分子がコラーゲン、ゼラチン、キチン、
    キトサン、絹、ヒアルロン酸、ポリ−β−ヒドロキンブ
    チレート、アルブミン、デキストラン等の天然高分子材
    料、またはポリグルタミン酸、ポリグリコール酸、ポリ
    乳酸、ポリカプロラクトン、ポリジオキサノン、トリメ
    チレンカーボネート、およびそれら共重合体、またはポ
    リフォスファゼンの合成高分子からなる生体内分解吸収
    性高分子である請求項１に記載された医用材料。
  3. 【請求項３】高分子がポリプロピレン、ポリエチレン、
    ポリアミド、ポリエステル、ポリカーボネート、ポリフ
    ッ化ビニリデン、シリコーン、ポリウレタン、天然ゴ
    ム、合成ゴム、ポリ塩化ビニル、ポリアセタール、スチ
    レン、スチレン系樹脂、ポリアクリロトリル、ポリテト
    ラフルオロエチレン、エチレンビニルアルコール共重合
    体、エチレン酢酸ビニル共重合体、ポリメチルメタクリ
    レート、ポリヒドロキシエチルメタクリレート、ポリサ
    ルフォンからなる生体内非分解吸収性高分子である請求
    項１に記載された医用材料。
  4. 【請求項４】多官能トリアジン化合物がトリアリルイソ
    シアヌレートである請求項１に記載された医用材料。
  5. 【請求項５】請求項１に記載の医用材料が、手術用縫合
    糸、人工血管、骨折接合材、歯科材料、創傷被覆材、人
    工皮膚、コンタクトレンズ、眼内レンズ、人工靭帯、人
    工弁、人工関節擢動部材、メッシュ、医療用不織布、ス
    テント、クリップ、ホッチキス、人工硬膜、組織再生用
    足場、癒着防止材、吻合用スプリントならびにデイスボ
    ーザブル用の注射器、カテーテル、輸液・血液バッグ、
    チューブ、手術用手袋、ガウン、シーツ、フィルターの
    用途である医用材料。
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