JP2018513698A - 生体組織補強材料 - Google Patents

Abstract

【課題】血液製剤であるフィブリン糊を用いることなく、空気漏れや体液漏れを防止して、脆弱化した組織をより確実に補強できる生体組織補強材料を提供する。【解決手段】生体吸収性高分子からなる繊維構造物と、セルロースのヒドロキシ基がエーテル化されたエーテル化セルロースからなる繊維構造物との積層構造体からなる生体組織補強材料。【選択図】 なし

Description

本発明は、血液製剤であるフィブリン糊を用いることなく、空気漏れや体液漏れを防止して、脆弱化した組織をより確実に補強できる生体組織補強材料に関する。

外科分野において損傷又は脆弱化した臓器、組織の修復は最も基本的な課題である。例えば、臓器の損傷による出血に対しては、止血して縫合する方法が現在でも最も一般的に用いられる外科的な手技である。また、組織の脆弱化や損傷に伴う体液の漏出や空気漏れ防止も、外科治療において大きな課題となっている。なかでも、呼吸器外科の分野においては、気胸や肺がん切除後の空気漏れ防止が大きな課題である。特に気胸は、適切な治療をしないと再発率も高く、治療にも難渋する疾病である。

気胸は、肺を切除した場合の断端や縫合部位、肺がんに対する肺部分切除部位、又は、外傷による肺組織の損傷部位から空気が胸腔内に漏れ出たり、あるいは肺胞の一部がのう胞化し（ブラと呼ばれる）、これが破れてその破れ目から空気が胸腔内に漏れ出たりすることにより生じる場合が多い。この漏れ出ている部分に対して、薬剤等を用いて、又は、人為的に化学熱傷を起こさせて肺組織と胸膜とを癒着させることで治療する胸膜癒着術という方法が用いられてきた。胸膜癒着術によれば、気胸の再発は一定程度防止できる。しかし、胸膜との癒着が不充分な場合には、再発の可能性が高い。仮に再度手術が必要になった場合には、肺組織が壁側胸膜に癒着しているために癒着を剥がす操作が必要となり、結果として手術時間の長期化や、癒着を剥がす際の出血という不具合が生じる。そこで、胸膜癒着術に代わる新しい治療方法が模索されていた。
また、消化器外科領域においては膵臓の部分切除後の断端からの膵液漏れ防止が大きな課題となっている。膵液は創傷治癒を司る肉芽組織を溶解してしまい、それの増殖を妨げてしまう。結果として膵臓の組織再生が困難となる。更に、漏出膵液により血管を消化して術後の大出血を引き起こしてしまう致命的な合併症になる危険性も懸念される。

これに対して、生体吸収性高分子からなる繊維構造物とフィブリン糊とを併用することで、肺組織の補強と肺表面のシールをする方法が行われるようになってきた。この方法によれば、従来の胸膜癒着術と比較して気胸の再発率が低下したと報告されている（非特許文献１〜４）。同様の方法は、消化器外科の分野においても、肝臓切除後の出血防止等にも用いられるようになってきている（非特許文献５）。

このような生体吸収性高分子からなる繊維構造物とフィブリン糊とを併用する方法は、脆弱組織の補強に極めて有効である。しかしながら、補強したはずの部位から空気漏れや体液漏れが発生してしまうことがあり、再手術の必要が生じることがあった。このような事例の発生確率は決して大きくはないものの、重篤な症状を引き起こす危険もあることから、より確実な補強方法が求められていた。また、血液製剤であるフィブリン糊は、未知のウイルス感染の可能性があるという問題もあった。

Ｊ．Ｐｅｄｉａｔｒｉｃ Ｓｕｒｇ，４２，１２２５−１２３０（２００７） Ｉｎｔｅｒａｃｔ．Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ．Ｔｈｏｒａｃ．Ｓｕｒｇ，６，１２−１５（２００７） 日本呼吸器外科学会会誌，１９（４），６２８−６３０（２００５） 日本呼吸器外科学会会誌，２２（２），１４２−１４５（２００８） 臨床と研究，８４，１４８（２００７）

本発明は、血液製剤であるフィブリン糊を用いることなく、空気漏れや体液漏れを防止して、脆弱化した組織をより確実に補強できる生体組織補強材料を提供することを目的とする。

本発明は、生体吸収性高分子からなる繊維構造物と、セルロースのヒドロキシ基がエーテル化されたエーテル化セルロースからなる繊維構造物との積層構造体からなる生体組織補強材料である。
以下に本発明を詳述する。

本願の発明者らは、生体吸収性高分子からなる繊維構造物とフィブリン糊とを併用して生体組織の補強を行った場合に、補強したはずの部位から空気漏れや体液漏れが発生してしまう原因を検討した。その結果、フィブリン糊による接着部に原因があることを見出した。
フィブリン糊は、ごく短時間でゲル化する性質を有し、生体用の糊として極めて有用である。しかしながら、ゲル化したフィブリン糊は比較的硬いゲルであることから、衝撃によって凝集破壊したり、界面剥離したりしやすい。とりわけ肺組織の補強に用いた場合には、せきやくしゃみの際に極めて大きな圧力がかかり、その圧力によって凝集破壊、界面剥離してしまうことがあると思われる。ゲル化したフィブリン糊にはほとんど粘着性がないことから、いったん剥離してしまうと、再密着することができず、剥離部から空気漏れや体液漏れが生じていたものと考えられた。

本願の発明者らは、更に鋭意検討の結果、フィブリン糊に代えてセルロースのヒドロキシ基がエーテル化されたエーテル化セルロース（以下、単に「エーテル化セルロース」ともいう。）を用いることにより、脆弱化した組織をより確実に補強でき、空気漏れや体液漏れが生じない生体組織補強材料が得られることを見出し、本発明を完成した。
エーテル化セルロースは、高い安全性が確認された化合物であり、フィブリン糊と同様に短時間でゲル化して、生体吸収性高分子からなる繊維構造物を生体組織に貼着する糊としての役割を果たすことができる。また、ゲル化後も一定の粘着力を有することから、仮に大きな圧力によって凝集破壊や界面剥離が生じたとしても、再密着して空気漏れや体液漏れを防止することができる。更に、エーテル化セルロースは繊維状に加工可能であることから、予めエーテル化セルロースからなる繊維構造物を、生体吸収性高分子からなる繊維構造物に積層した積層構造体とすることにより、極めて取扱い性に優れた生体組織補強材料とすることができる。

本発明の生体組織補強材料は、生体吸収性高分子からなる繊維構造物と、エーテル化セルロースからなる繊維構造物との積層構造を有する。
上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物は、損傷又は脆弱化した臓器に貼付することにより、組織補強効果、空気漏れ防止効果、体液漏れ防止効果を発揮するものである。上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物は、水分を吸収することによりゲル化して、上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物を生体組織に貼着する糊としての役割を果たす。

上記生体吸収性材料としては特に限定されず、例えば、ポリグリコリド、ポリラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）、グリコリド−ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）共重合体、グリコリド−ε−カプロラクトン共重合体、ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体、ポリ（ｐ−ジオキサノン）、グリコリド−ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体等のα−ヒドロキシ酸重合体高分子等の合成吸収性高分子や、コラーゲン、ゼラチン、キトサン、キチン等の天然吸収性高分子が挙げられる。これらは単独で用いられてもよく、２種以上が併用されてもよい。例えば、上記生体吸収性材料として上記合成吸収性高分子を用いる場合に、天然吸収性高分子を併用してもよい。なかでも、高い強度を示すことから、グリコリド、ラクチド、ε−カプロラクトン、ジオキサノン及びトリメチレンカーボネートからなる群より選択される少なくとも１種のモノマーを重合してなるホモポリマー又はコポリマーであるα−ヒドロキシ酸重合体高分子が好適であり、適度な分解挙動を示すことから、グリコリドを含むモノマーを重合してなるホモポリマー又はコポリマーであるα−ヒドロキシ酸重合体高分子がより好適である。

上記生体吸収性材料としてポリグリコリド（グリコリドのホモポリマー又はコポリマー）を用いる場合、ポリグリコリドの重量平均分子量の好ましい下限は３００００、好ましい上限は１００００００である。上記ポリグリコリドの重量平均分子量が３００００未満であると、強度が不足して充分な組織補強効果が得られないことがあり、１００００００を超えると、体内分解速度が遅くなり、異物反応を起こすことがある。上記ポリグリコリドの重量平均分子量のより好ましい下限は５００００、より好ましい上限は３０００００である。

上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物の形態は特に限定されず、不織布、編物、織物、ガーゼ、糸条が挙げられる。また、これらの形態を複合化したものであってもよい。なかでも、不織布が好適である。

上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物が不織布である場合、該不織布の目付は特に限定されないが、好ましい下限は５ｇ／ｍ^２、好ましい上限は３００ｇ／ｍ^２である。上記不織布の目付が５ｇ／ｍ^２未満であると、生体組織補強材としての強度が不足し、脆弱した組織を補強できないことがあり、３００ｇ／ｍ^２を超えると、組織への接着性が悪くなることがある。上記不織布の目付のより好ましい下限は１０ｇ／ｍ^２、より好ましい上限は１００ｇ／ｍ^２である。

上記不織布を製造する方法は特に限定されず、例えば、エレクトロスピニングデポジション法、メルトブロー法、ニードルパンチ法、スパンボンド法、フラッシュ紡糸法、水流交絡法、エアレイド法、サーマルボンド法、レジンボンド法、湿式法等の従来公知の方法を用いることができる。

上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物は、親水化処理が施されていてもよい。親水化処理を施すことにより、生理食塩水等の水分と接触させたときに速やかにこれを吸収することができ、取り扱い性に優れる。
上記親水化処理としては特に限定されず、例えば、プラズマ処理、グロー放電処理、コロナ放電処理、オゾン処理、表面グラフト処理又は紫外線照射処理等が挙げられる。なかでも、不織布の外観を変化させることなく吸水率を飛躍的に向上できることからプラズマ処理が好適である。

上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物の厚さは特に限定されないが、好ましい下限は５μｍ、好ましい上限は１．０ｍｍである。上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物の厚さが５μｍ未満であると、強度が不足して充分な組織補強効果が得られないことがあり、１．０ｍｍを超えると、組織に充分に密着するように固定できないことがある。上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物の厚さのより好ましい下限は１０μｍ、より好ましい上限は０．５ｍｍである。

上記エーテル化セルロースは、セルロースのヒドロキシ基がエーテル化されたものである。具体的には例えば、セルロースのヒドロキシ基がヒドロキシエチル基に置き換わったヒドロキシエチル化セルロース、セルロースのヒドロキシ基がヒドロキシプロピル基に置き換わったヒドロキシプロピル化セルロース等の下記一般式（１）で表されるヒドロキシアルキル化セルロースが挙げられる。なかでも、高い安全性が確認されていることから、ヒドロキシエチル化セルロースが好適である。

式（１）中、ｎは整数を示し、Ｒは水素又は−Ｒ’ＯＨ基を示す。Ｒ’は、アルキレン基を示す。

上記エーテル化セルロースがヒドロキシエチル化セルロースである場合、該ヒドロキシエチル化セルロース中のジエチレングリコール基とエチレングリコール基とのモル比（ジエチレングリコール基／エチレングリコール基）は０．１〜１．０であることが好ましく、トリエチレングリコール基とエチレングリコール基とのモル比（トリエチレングリコール基／エチレングリコール基）は０．１〜０．５であることが好ましい。この範囲内であると、上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物を介して上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物を生体組織に貼着したときに、優れた初期接着力を発揮できるとともに、接着後も高い粘着力を維持して、仮に大きな圧力によって凝集破壊や界面剥離が生じたとしても、再密着して空気漏れや体液漏れを防止することができる。
なお、ヒドロキシエチル化セルロース中のエチレングリコール基、ジエチレングリコール基及びトリエチレングリコール基のモル数は、例えば、ＮＭＲや熱分解ＧＣ−ＭＳを用いて測定することができる。

上記エーテル化セルロースがヒドロキシエチル化セルロースである場合、無水グルコース単位当り結合しているアルキレンオキオキサイドの平均分子数（ＭＳ）の好ましい下限は１．０、好ましい上限は４．０である。上記ＭＳがこの範囲内であると、短時間でのゲル化と高いゲル強度とを両立して、より組織に密着して固定させることができる。上記ＭＳが１．０未満であると、ゲル化した後の粘性が低くなる傾向があり、４．０を超えると、ゲル化に時間がかかる傾向がある。 上記ＭＳのより好ましい下限は１．３、より好ましい上限は３．０である。

上記エーテル化セルロースがヒドロキシエチル化セルロースである場合、無水グルコース単位の２、３、６位の水酸基へのアルキレンオキサイドの平均置換度（ＤＳ）の好ましい下限は０．２、好ましい上限は２．５である。上記ＤＳがこの範囲内であると、短時間でのゲル化と高いゲル強度とを両立して、より組織に密着して固定させることができる。また、繊維構造による強力を発揮しやすく、繊維中に水分を保持しやすい。上記ＤＳが０．２未満であると、ゲル化に時間がかかることがあり、２．５を超えると、湿潤状態での繊維構造による強力が低下することがある。 上記ＤＳのより好ましい下限は０．３、より好ましい上限は１．５である。

なお、上記ＭＳ及びＤＳは、ヒドロキシエチル化セルロースの水溶液のＮＭＲスペクトルを測定し、該スペクトルの無水グルコース環炭素および置換基炭素に帰属されるシグナルの強度を定量することにより、算出することができる。（例えば、特公平６−４１９２６号公報を参照のこと。）
より具体的には、例えば、サンプル０．２ｇ、酵素（セルラーゼ）３０ｍｇ及び内部標準を重水３ｍｌで溶解し、４時間超音波処理を施した後、ＮＭＲ測定装置（例えば、日本電子社製のＪＮＭ−ＥＣＸ４００Ｐ等）を用い、スキャン回数７００、パルス幅４５°、観測周波数範囲３１５００Ｈｚ等の条件でＮＭＲスペクトルを測定する。

上記ヒドロキシエチル化セルロースは、例えば、セルロースをアルカリ水溶液で処理して得られるアルカリセルロースにエチレンオキサイドを反応させることにより製造することができる。
具体的には、例えば、セルロースからなる繊維構造物を原料として、該原料繊維構造物を水酸化ナトリウム等のアルカリ水溶液で処理してセルロースをアルカリセルロースとし、得られたアルカリセルロースに一定量のエチレンオキサイドと反応溶媒とを加えて反応させる方法が挙げられる。

上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物は、吸水率の好ましい下限が２００％、好ましい上限が１０００％である。吸水率がこの範囲内であると、短時間でのゲル化と高いゲル強度とを両立して、より組織に密着して固定させることができる。吸水率が２００％未満であると、ゲル化に時間がかかることがあり、１０００％を超えると、ゲル強度が低くなる傾向がある。吸水率のより好ましい下限は４００％、より好ましい上限は８００％である。
なお、本明細書において吸水率は、以下の方法により測定することができる。
即ち、初期重量を測定したサンプルをシャーレ上に乗せ、該サンプル上に蒸留水をゆっくりと滴下する。サンプルが最大限の蒸留水を吸水したとき（これ以上蒸留水を滴下すると、サンプルから吸水できない蒸留水が溢れ出してしまうぎりぎりのとき）の重量を測定し、最大吸水重量とする。得られた初期重量及び最大吸水重量を用い、下記式により吸水率を算出することができる。
吸水率（％）＝（最大吸水重量−初期重量）／初期重量×１００

上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物は、吸湿率の好ましい下限が７％、好ましい上限が５０％である。吸湿率がこの範囲内であると、短時間でのゲル化と高いゲル強度とを両立して、より組織に密着して固定させることができる。吸湿率が７％未満であると、ゲル化に時間がかかることがあり、５０％を超えると、ゲル強度が低くなる傾向がある。吸湿水率のより好ましい下限は１０％、より好ましい上限は３５％である。
なお、本明細書において吸湿率は、以下の方法により測定することができる。
即ち、サンプルを１０５℃、２時間加熱した後、その重量を測定して絶乾重量とする。次いで、絶乾状態のサンプルを２０℃、６５％Ｒｈの環境下に７時間静置して調湿させた後、その重量を測定し、調湿後重量とする。得られた絶乾重量及び調湿後重量を用い、下記式により吸湿率を算出することができる。
吸湿率（％）＝（調湿後重量−絶乾重量）／絶乾重量×１００

上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物の形態は特に限定されず、不織布、編物、織物、ガーゼ、糸条が挙げられる。また、これらの形態を複合化したものであってもよい。なかでも、不織布が好適である。

上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物が不織布である場合、該不織布の目付は特に限定されないが、好ましい下限は２０ｇ／ｍ^２、好ましい上限は７００ｇ／ｍ^２である。上記不織布の目付が２０ｇ／ｍ^２未満であると、充分な接着力で生体組織補強材を生体組織に貼付できないことがあり、７００ｇ／ｍ^２を超えると、エーテル化セルロースがゲル化するまでに時間を要してしまうことがある。上記不織布の目付のより好ましい下限は５０ｇ／ｍ^２、より好ましい上限は５００ｇ／ｍ^２である。

上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物の厚さは特に限定されないが、好ましい下限は５０μｍ、好ましい上限は１０ｍｍである。上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物の厚さが５０μｍ未満であると、充分な接着力で生体組織補強材を生体組織に貼付できないことがあり、１０ｍｍを超えると、吸水しにくく風合いが損なわれて、操作性が悪くなることがある。上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物の厚さのより好ましい下限は５０μｍ、より好ましい上限は５ｍｍである。

上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物とエーテル化セルロースからなる繊維構造物とは、複合一体化されていることが好ましい。複合一体化されることにより、より取扱い性が向上する。
上記複合一体化の方法としては特に限定されず、例えば、ニードルパンチ交絡、水流交絡、エアー交絡、交編、交織又は吹付紡糸（メルトブロー、電界紡糸）による方法が挙げられる。
なお、本明細書において複合一体化とは、積層された２つの繊維構造物を１つのものとして取り扱うことができ、容易には剥離しない状態とすることを意味する。

本発明の生体組織補強材料は、外科分野において損傷又は脆弱化した臓器、組織の止血、空気漏れ防止、体液漏れ防止の為に用いる。とりわけ、呼吸器外科の分野において、気胸や肺がん切除後の空気漏れ防止の為に好適に用いることができる。
本発明の生体組織補強材料は、例えば、生体組織補強材料を生理食塩水に浸漬してから患部にあてるだけで、容易に貼付することができる。また、患部に血液や体液がある場合には、これらを吸収することによっても接着力を発現することができる。

本発明によれば、血液製剤であるフィブリン糊を用いることなく、空気漏れや体液漏れを防止して、脆弱化した組織をより確実に補強できる生体組織補強材料を提供することができる。

実施例で行った耐圧試験で用いた耐圧試験装置の模式図である。

以下に実施例を挙げて本発明の態様を更に詳しく説明するが、本発明はこれら実施例にのみ限定されるものではない。

（実施例１）
（１）ヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物の調製
８０番手のセルロース糸を用いてなる厚さ２８０μｍのシングルニットを原料として、過酸化水素漂白法により漂白処理を施した。
漂白処理後のニット３．５５ｇを、１４０ｍＬの１０％水酸化ナトリウム水溶液中に１５℃、３０分間浸漬して、セルロースをアルカリ化した。アルカリ処理後のニットを、２．５〜３．０ｋｇでパディングした。
次いで、得られたアルカリセルロースからなるニット１２．２５ｇを、５０ｍＬの０．８ｍｏｌ／Ｌエチレンオキサイド／ヘキサン溶液中に２５℃で浸漬し、その後、５０℃、３時間反応を行った。反応後のニットをメタノール／メチルイソブチルケトン混合液（メタノール：メチルイソブチルケトン＝３５：３５）７０ｍＬ中に２５℃、５分間浸漬して洗浄し、次いでメタノール／メチルイソブチルケトン／酢酸混合液（メタノール：メチルイソブチルケトン：酢酸＝３５：３５：２．６）７２．６ｍＬ中に２５℃、１０分間浸漬して中和した。更に、中和後のニットをイソプロピルアルコール／水混合液（イソプロピルアルコール：水＝６３：７）７０ｍＬ中に２５℃、３分間浸漬し、アセトン７０ｍＬ中に２５℃５分間浸漬した後、４０℃、２４時間乾燥して、ヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物を得た。
得られた繊維構造物のヒドロキシエチル化セルロースについて、熱分解ＧＣ−ＭＳを用いて測定したところ、ジエチレングリコール基とエチレングリコール基とのモル比（ジエチレングリコール基／エチレングリコール基）が０．２０、トリエチレングリコール基とエチレングリコール基とのモル比（トリエチレングリコール基／エチレングリコール基）が０．２１であった。

（２）生体組織補強材料の製造
厚さ１５０μｍのポリグリコリドからなる不織布（ネオベールＴｙｐｅＮＶ−Ｍ０１５Ｇ、グンゼ社製）を生体吸収性高分子からなる繊維構造物として準備した。
得られたヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物２枚／ポリグリコリドからなる不織布／ヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物１枚をこの順に積層し、ニードルパンチ交絡法により複合一体化して生体組織補強材料を得た。
得られた生体組織補強材料を、直径９ｍｍの円形に打ち抜いたものを測定用試料とした。

（３）耐圧試験
図１に示した耐圧試験装置１を用いて耐圧試験を行った。
厚さ約１３０μｍのコラーゲンフィルム（ニッピ社製）を、直径２４ｍｍの円形に打ち抜き、７０％エタノールで洗浄後、水分を拭き取ってからフィルターホルダー２（メルクミリポア社製、スウィネクス（登録商標）２５）にセットした。フィルターホルダー２にセットしたコラーゲンフィルムの中心に、パンチを用いて直径３ｍｍの孔を形成した。このフィルターホルダーの下流側に、三方コック４を介して２０ｍｌシリンジ３（テルモシリンジＳＳ−２０ＥＳＺ、テルモ社製）及び圧力計５（デジタルマノメータＦＵＳＯ−８２３０、扶桑理化社製）をセットして耐圧試験装置とした。

得られた測定用試料のヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物２枚側の面に精製水を滴下した後、この面側が接するようにフィルターホルダーにセットしたコラーゲンフィルムの中心に置いた。静置してから１５分後にシリンジから空気を送り、測定用試料が剥離するまでの最大の圧力を圧力計にて測定して、耐圧性（初期耐圧性）を評価した。
初期耐圧性を評価した後、５分毎に５回、シリンジから空気を送り、測定用試料が剥離するまでの最大の圧力を圧力計にて測定して繰り返し耐圧性の評価を行った。
結果を表１に示した。

（実施例２）
原料として１６０番手のセルロース糸を用いてなる厚さ２００μｍのシングルニットを用いてヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物を調製し、ヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物３枚／ポリグリコリドからなる不織布／ヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物２枚をこの順に積層した以外は、実施例１と同様にして生体組織補強材料を得て、耐圧試験を行った。なお、耐圧試験においては、測定用試料のヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物３枚側の面が接するようにフィルターホルダーにセットしたコラーゲンフィルムの中心に置いた。
耐圧試験の結果を表１に示した。

（比較例１）
生体吸収性高分子からなる繊維構造物とフィブリン糊とを併用したときの耐圧性を以下の方法により評価した。
厚さ１５０μｍのポリグリコリドからなる不織布（ネオベールＴｙｐｅＮＶ−Ｍ０１５Ｇ、グンゼ社製）を直径９ｍｍの円形に打ち抜いた。
実施例１で準備した耐圧試験装置のフィルターホルダーにセットしたコラーゲンフィルムの中心に、孔を避けるようにして、フィブリン糊（ＣＳＬベーリング社製、ベリプラストＰ）のＡ液２０μＬを滴下し、直径９ｍｍ程度に広げた。次いで、該広げたＡ液の上に、直径９ｍｍの円形に打ち抜いた不織布を載せ、Ａ液になじませた。次いで、Ａ液４０μＬを不織布上に滴下し、充分になじませた。次いで、Ｂ液４０μＬを不織布上に滴下した。
Ｂ液を滴下してから１５分後にシリンジから空気を送り、測定用試料が剥離するまでの最大の圧力を圧力計にて測定して、耐圧性（初期耐圧性）を評価した。
初期耐圧性を評価した後、更に５分毎に４回、シリンジから空気を送り、測定用試料が剥離するまでの最大の圧力を圧力計にて測定して繰り返し耐圧性の評価を行った。
結果を表１に示した。

（比較例２）
ヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物に代えて、酸化セルロースからなる繊維構造物（ジョンソン・エンド・ジョンソン社製、サージセル）を用いた以外は実施例１と同様にして生体組織補強材料を得て、耐圧試験を行った。
耐圧試験の結果を表１に示した。

表１より、生体吸収性高分子からなる繊維構造物とフィブリン糊とを併用した場合には、初期耐圧性こそ３４．７ｍｍＨｇと比較的高いものの、圧力によりいったん剥離した後（２回目以降）は、耐圧性の顕著な低下が認められ、回復することはなかった。これに対して、実施例１、２の生体組織補強材料を用いた場合には、初期耐圧性が高い（５９．３、５２．１ｍｍＨｇ）のみならず、圧力によりいったん剥離した後（２回目以降）も、耐圧性の低下がほとんど認められなかった。これは、５分間のインターバルの間に再密着したためと考えられる。なお、比較例２では、可吸収性止血材として知られる酸化セルロースからなる繊維構造物を用いた場合も試みたが、初期耐圧性も２０．７ｍｍＨｇと低く、２回目以降、耐圧性の低下も認められた。

本発明によれば、血液製剤であるフィブリン糊を用いることなく、空気漏れや体液漏れを防止して、脆弱化した組織をより確実に補強できる生体組織補強材料を提供することができる。

１ 耐圧試験装置
２ フィルターホルダー
３ シリンジ
４ 三方コック
５ 圧力計
６ 孔が開けられたコラーゲンフィルム

Claims (8)

1. 生体吸収性高分子からなる繊維構造物と、セルロースのヒドロキシ基がエーテル化されたエーテル化セルロースからなる繊維構造物との積層構造体からなることを特徴とする生体組織補強材料。
2. セルロースのヒドロキシ基がエーテル化されたエーテル化セルロースは、下記一般式（１）で表されるヒドロキシアルキル化セルロースであることを特徴とする請求項１記載の生体組織補強材料。
   

   

   式（１）中、ｎは整数を示し、Ｒは水素又は−Ｒ’ＯＨ基を示す。Ｒ’は、アルキレン基を示す。
3. セルロースのヒドロキシ基がエーテル化されたエーテル化セルロースは、ヒドロキシエチル化セルロースであることを特徴とする請求項１記載の生体組織補強材料。
4. セルロースのヒドロキシ基がエーテル化されたエーテル化セルロースからなる繊維構造物の形態が、不織布、編物、織物、ガーゼ又は糸条であることを特徴とする請求項１、２又は３記載の生体組織補強材料。
5. 生体吸収性高分子は、α−ヒドロキシ酸重合体高分子であることを特徴とする請求項１、２、３又は４記載の生体組織補強材料。
6. α−ヒドロキシ酸重合体高分子は、グリコリド、ラクチド、ε−カプロラクトン、ジオキサノン及びトリメチレンカーボネートからなる群より選択される少なくとも１種のモノマーを重合してなるホモポリマー又はコポリマーであることを特徴とする請求項５記載の生体組織補強材料。
7. 生体吸収性高分子からなる繊維構造物の形態が、不織布、編物、織物、ガーゼ又は糸条であることを特徴とする請求項１、２、３、４、５又は６記載の生体組織補強材料。
8. 生体吸収性高分子からなる繊維構造物と、セルロースのヒドロキシ基がエーテル化されたエーテル化セルロースからなる繊維構造物とが、ニードルパンチ交絡、水流交絡、エアー交絡、交編、交織又は吹付紡糸（メルトブロー、電界紡糸）により複合一体化されていることを特徴とする請求項１、２、３、４、５、６又は７記載の生体組織補強材料。

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