JP2007527277A - ケラチンを含む創傷ケア製品 - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、ケラチンタンパク質画分を含む創傷を治療するための材料であって、ケラチンタンパク質画分が中間フィラメントタンパク質ファミリーからのものである材料も提供する。
本発明は、ケラチンタンパク質画分を含む創傷を治療するための材料であって、ケラチンタンパク質画分が高硫黄タンパク質ファミリーからのものである材料も提供する。
本発明は、ケラチンタンパク質画分を含む創傷を治療するための材料であって、ケラチンタンパク質画分がS−スルホン化されている材料も提供する。
ケラチンタンパク質画分は加水分解されていることができる。
ケラチンタンパク質はS−スルホン化されていることが好ましい。
ケラチンタンパク質は高硫黄タンパク質ファミリーからのものであることができる。
ケラチンタンパク質は中間フィラメントタンパク質であることができる。
材料は繊維、フィルム、フォーム又はヒドロゲルであることが好ましい。
本発明は、以下の工程を含む創傷ケア製品の製造方法も提供する:
(a)ケラチンタンパク質の10%溶液を調製する;
(b)ケラチンタンパク質と水溶性ポリマーを混合して完全な混合物を形成させる;
(c)かくして製造された水性混合物を流延する;及び
(d)順次凍結させ解凍してヒドロゲルを製造する。
生体材料の物理機械的特性は、架橋剤を導入してジスルフィド結合を形成させ、かくしてスルホン酸官能基を除去することによって改良されることができる。
還元剤として使用される架橋剤はチオール又はチオグリコレート塩であることができる。
物理機械的特性は湿潤強度及び乾燥強度であることができる。
チオグリコレート塩はアンモニウムチオグリコレート溶液であることができる。
水溶性ポリマーは、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリエチレングリコール及びそれらの類似物であることができる。
本発明は、架橋剤を組入れることによる、本発明の方法によって製造された創傷ケア製品の湿潤強度を改良する方法も提供する。
架橋剤はアルデヒドであることが好ましい。
架橋剤は、ホルムアルデヒド、グリオキサール、グルタルアルデヒド及びそれらの類似物からなる群から選択されることができる。
本発明は、以下の特定の実施態様を参照として例示のためのみに記述されるであろう:
図1は、ケラチン及び他の材料で治療された創傷の応答を示す。
図2は、ケラチン材料上のヒツジ繊維芽細胞の増殖を示す。
図3は、ケラチン材料上のヒト繊維芽細胞の増殖を示す。
図4は、ケラチンマトリックスの存在下でのT細胞増殖に対するCon(A)刺激の効果を示す。
図5は、72時間後のケラチンマトリックスの存在下でのT細胞増殖に対するCon(A)刺激の効果を示す。
上述の材料についての生物学的応答は、創傷治癒に関連する細胞の増殖、及び免疫原性応答、特に繊維芽細胞及びリンパ球の増殖によってインビトロで測定された。
表3:インビトロで試験されたケラチン材料
図2は、細胞培地単独(コントロール)に関するヒツジの皮膚の繊維芽細胞増殖に対する様々なケラチンマトリックスの効果を示すグラフである。n=3の並列サンプルが各時点について用いられた。
図3は、細胞培地単独(コントロール)に関するヒトの皮膚の繊維芽細胞増殖に対する様々なケラチンマトリックスの効果を示すグラフである。
図4は、10日間にわたってケラチンマトリックスの存在下/不存在下で増殖されたT細胞に対するConA刺激の効果を証明する。トリチウム化チミジン計数は、各処理群について(一連の標準に対して)ウェルあたりの細胞数に変換された。
1.ConA刺激されたヒツジのTリンパ球細胞と活性化されていないヒツジのTリンパ球細胞との間には、240時間の実験にわたって細胞数の顕著な相違がある。コントロール(ケラチン生体ポリマーの不存在下で増殖された)の細胞数は、240時間目で未刺激の細胞と刺激された細胞との間で6倍の相違を示す。ConAの不存在下で増殖された細胞は10日目に50000個細胞/ウェルの濃度に到達したが、ConAを補充されたコントロール細胞は同じ時点で300000個細胞/ウェルを超える濃度に到達した。かかる高い濃度が得られたのは、細胞が懸濁培養で維持され、それ故栄養供給が減少され、表面面積要求が制限要因でなかったためである。
(a)マトリックスの存在下で増殖された未刺激の細胞は、純粋に組織培養参照ウェルで増殖された細胞と同程度に増殖した。このことは、ケラチン生体材料は非免疫原性ではないが、それらは抗原的に不活性であるように見えるということを示唆する。もしそれらが非免疫原性であったなら、生体材料に暴露されたリンパ球が増殖することは予期されなかったであろう。それどころかもしこれが不活性ならば、細胞増殖速度は(事実そうであるように)コントロールの増殖速度と類似しているであろう。
(b)マトリックスの存在下で増殖された刺激された細胞は、コントロールのウェル(ケラチンマトリックスを含まない)と同等の速度又はこれよりわずかに高い速度で増殖した。このことは、活性化されたT細胞がマトリックス自体によって又はこの短い時間経過にわたって生成されうるいかなる分解性副生成物によっていかなる方法でも阻害されないことを示唆する。試験された生体材料による活性T細胞の阻害の失敗は、生成物が正常な細胞媒介性免疫応答と干渉しないことを示す。
創傷環境におけるケラチンマトリックスの効果が動物モデルを用いて証明された。
(例4)、HG−O:ケラチンヒドロゲル(例2)、HG−C:商業的に入手可能なヒドロゲル創傷手当て用品製品。
10%のS−スルホン化ケラチン中間フィラメントタンパク質(SIFP)溶液は、機械的撹拌下で2時間にわたって1MのNaOHを徐々に添加しながら蒸留水中に溶解されたS−スルホン化ケラチン中間フィラメントタンパク質粉末を使用して調製された。pHは8.0〜9.5の範囲に維持され、最終的に8.5に調整された。ケラチンタンパク質溶液は気泡及び未溶解材料を除去するために27000gで10分間遠心分離された。生じたケラチンタンパク質溶液はペトリ皿に流延され、溶媒は雰囲気条件下で蒸発されてケラチン膜を残した。溶媒は、アルコールの如き有機ベースの水性混和性溶媒を何%か含むこともできる。
10%のスルホン化ケラチン中間フィラメントタンパク質(SIFP)溶液は実施例1に記述されたようにして調製された。次に溶液は、20%の固形分含量を含むポリビニルアルコール(PVA)及び10%の固形分含量を含むポリビニルピロリドン(PVP)の如き水溶性ポリマーと完全に混合され、ヒドロゲルを生成させるための最適のレオロジー及び最適の組成、即ちSIFP:PVA:PVP=100:60:40(w/w,%)を達成した。組合された溶液は次に流延され、凍結−解凍サイクルを通して硬化され、ケラチンベースのヒドロゲルを生成した。これは材料を−80℃で1時間凍結して23℃で1時間解凍することを含んでいた。この凍結−解凍サイクルは7回まで繰返されてヒドロゲルが得られた。ヒドロゲルは蒸留水で多数回洗浄されて未反応のケラチン及びポリマーが除去された。
実施例1に記述されたようにして製造された材料の物理的強度及び機械的特性を改良するために、膜は還元剤で処理されて化学的架橋が導入された。pH7.0に調整された0.25Mのアンモニウムチオグリコレート溶液に60分間膜を浸漬することは、S−スルホン化ケラチンタンパク質(SIFP)からスルホン酸基を除去するために用いられ、ジスルフィド結合(−S−S−)を形成させることを可能にした。生じた膜は蒸留水で多数回洗浄されて残余試薬が除去された。
実施例2に記述されたようにしてケラチン、PVA,PVP溶液を調製した後、0.05%及び0.1%のグルタルアルデヒド架橋剤が混合された溶液に添加された。組合された溶液は次に流延され、凍結−解凍サイクルを通して硬化され、ケラチンベースのヒドロゲルを生成した。これは材料を−80℃で1時間凍結して23℃で1時間解凍することを含んでいた。この凍結−解凍サイクルは7回まで繰返されてヒドロゲルが得られた。ヒドロゲルは蒸留水で多数回洗浄されて未反応のケラチン及びポリマー並びに未反応のグルタルアルデヒドの残余が除去された。物理的観察は、それらの寸法安定性又は強度の有意な改良を示した。これらの特徴は、水性溶媒(即ち、水)からのケラチンタンパク質とポリマーの完全な混合として作られた後に、水性溶媒におけるヒドロゲル不溶性挙動によっても確認される。
10%のスルホン化ケラチン中間フィラメントタンパク質(SIFP)溶液は実施例1に記述されたようにして調製された。溶液は次に1%の0.25Mアンモニウムチオグリコレート溶液(NH4TG)と完全に混合され、ここでその組成はSIFP:NH4TG=99:1(w/w,%)である。混合された溶液は次にペトリ皿に流延され、溶媒は雰囲気条件下で蒸発されてジスルフィド架橋されたケラチン膜を生成した。膜は蒸留水で多数回洗浄されて残余NH4TGが除去された。
10%のスルホン化ケラチン中間フィラメントタンパク質(SIFP)溶液は実施例1に記述されたようにして調製された。溶液は次に1%の0.25Mアンモニウムチオグリコレート溶液(NH4TG)と完全に混合され、ここでその組成はSIFP:NH4TG=99:1(w/w,%)である。混合された溶液は次に流延され、凍結−解凍サイクルを通して硬化され、ジスルフィド架橋されたケラチンヒドロゲルを生成した。これは材料を−80℃で1時間凍結して23℃で1時間解凍することを含んでいた。この凍結−解凍サイクルは7回まで繰返されて化学的に架橋されたヒドロゲルが得られた。
10%のスルホン化ケラチン中間フィラメントタンパク質(SIFP)溶液は実施例1に記述されたようにして調製された。溶液は流延され、凍結−解凍サイクルを通して硬化され、ケラチンベースのケラチンヒドロゲルを生成した。これは材料を−80℃で1時間凍結して23℃で1時間解凍することを含んでいた。この凍結−解凍サイクルは7回まで繰返されてケラチンタンパク質ヒドロゲルが得られた。
Claims (22)
- ケラチンタンパク質画分を含む創傷を治療するための材料であって、ケラチンタンパク質画分が未加工のものである材料。
- ケラチンタンパク質画分を含む創傷を治療するための材料であって、ケラチンタンパク質画分が中間フィラメントタンパク質ファミリーからのものである材料。
- ケラチンタンパク質画分を含む創傷を治療するための材料であって、ケラチンタンパク質画分が高硫黄タンパク質ファミリーからのものである材料。
- ケラチンタンパク質画分を含む創傷を治療するための材料であって、ケラチンタンパク質画分がS−スルホン化されている材料。
- ケラチンタンパク質画分が加水分解されている、請求項2〜4のいずれか一項に記載のケラチンタンパク質画分を含む創傷を治療するための材料。
- ケラチンタンパク質がS−スルホン化されている、請求項1,2,3又は5のいずれか一項に記載の創傷を治療するための材料。
- ケラチンタンパク質が高硫黄タンパク質ファミリーからのものである、請求項1,4又は5のいずれか一項に記載の創傷を治療するための材料。
- ケラチンタンパク質が中間フィラメントタンパク質である、請求項1,4又は5のいずれか一項に記載の創傷を治療するための材料。
- 材料が繊維、フィルム、フォーム及びヒドロゲルからなる群から選択される、請求項1〜8のいずれか一項に記載の創傷を治療するための材料。
- 以下の工程を含む創傷ケア製品の製造方法:
(a)ケラチンタンパク質の10%溶液を調製する;
(b)ケラチンタンパク質と水溶性ポリマーを混合して完全な混合物を形成させる;
(c)かくして製造された水性混合物を流延する;及び
(d)順次凍結させ解凍してヒドロゲルを製造する。 - 生体材料の物理機械的特性が、架橋剤を導入してジスルフィド結合を形成させ、かくしてスルホン酸官能基を除去することによって改良される、請求項10に記載の方法。
- 還元剤として使用される架橋剤がチオール又はチオグリコレート塩である、請求項11に記載の方法。
- 物理機械的特性が湿潤強度及び乾燥強度である、請求項11又は12に記載の方法。
- チオグリコレート塩がアンモニウムチオグリコレート溶液である、請求項12に記載の方法。
- ケラチンタンパク質がS−スルホン化されている、請求項10〜14のいずれか一項に記載の方法。
- ケラチンタンパク質がタンパク質画分である、請求項10〜15のいずれか一項に記載の方法。
- タンパク質画分が未加工のものである、請求項16に記載の方法。
- ケラチンタンパク質が中間フィラメントタンパク質ファミリーからのものである、請求項16又は17に記載の方法。
- 水溶性ポリマーが、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリエチレングリコール及びそれらの類似物からなる群から選択される、請求項10〜18のいずれか一項に記載の方法。
- 架橋剤を組入れることによる、請求項10〜19のいずれか一項に記載の方法によって製造された創傷ケア製品の湿潤強度を改良する方法。
- 架橋剤がアルデヒドである、請求項20に記載の方法。
- 架橋剤が、ホルムアルデヒド、グリオキサール、グルタルアルデヒド及びそれらの類似物からなる群から選択される、請求項21に記載の方法。
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