JP2019205836A - 架橋されたポリホスホリルコリンでコーティングされた体内挿入用補形物および同体内挿入用補形物をコーティングする方法 - Google Patents
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Abstract
【課題】体内挿入用補形物コーティング組成物、コーティング組成物を用いる体内挿入用補形物のコーティング法、および架橋されたホスホリルコリンでコーティングされた美容整形用補形物を提供すること。【解決手段】体内挿入用補形物コーティング組成物は、光開始剤、架橋剤及びアクリレート基を有するホスホリルコリン単量体を含む。体内挿入用補形物のコーティング法は、体内挿入用補形物にコーティング組成物を加えるステップと、コーティング組成物を加えた体内挿入用補形物に紫外線を照射するステップとを含む。【選択図】 図１
Description
本発明は、光開始剤、架橋剤及びアクリレート基を有するホスホリルコリン（ｐｈｏｓｐｈｏｒｙｌｃｈｏｌｉｎｅ；ＰＣ）単量体を含む体内挿入用補形物コーティング組成物、前記コーティング組成物を用いる体内挿入用補形物のコーティング法、並びに架橋されたホスホリルコリンでコーティングされた美容整形用補形物に関する。
医術の発達につれて組織や臓器を移植できるようになったが、依然として供給は不足しており、それに代わる人工ヒト組織や臓器を開発することがその代案として注目されている。よって、生体内に移植可能な人工組織及び臓器を提供するための様々な生体材料が開発及び利用されている。このような生体材料は、実際の生体組織又は臓器に類似した物理的特性（強度、粘度、弾性度など）を有するだけでなく、価格も安定しており、多くの患者が利用できるものであることが好ましい。このような生体材料を探索するための多角的な努力にもかかわらず、活用可能な生体適合性（ｂｉｏｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ）材料は依然として不足している現状であり、現在商用化されている材料も多くの場合は副作用を伴うものである。豊胸／乳房再建術に用いられる美容整形用補形物が体内に挿入されたときに発生するカプセル拘縮が代表的な例である。豊胸術は全世界の美容整形手術の約２０％を占めており、乳癌患者などが組織除去後に行う再建術を含めると、その占有率はさらに高くなる。広く用いられている乳房形成用補形物の表面はポリジメチルシロキサン（ｐｏｌｙｄｉｍｅｔｈｙｌｓｉｌｏｘａｎｅ；ＰＤＭＳ）という材料からなるが、実際の乳房組織とは異なる化学的性質のために、豊胸／乳房再建術を受けた患者の約１７．５％は、補形物の周辺を正常でない線維組織が覆うカプセル拘縮（又は被膜拘縮；ｃａｐｓｕｌａｒ ｃｏｎｔｒａｃｔｕｒｅ）という副作用を経験する。これは、患者に痛みを与えるだけでなく、ひどくなると手術で除去しなければならないという精神的／経済的損失をもたらす。よって、これを防止するための様々な方法が開発されているが、成功する可能性のある事例は極めて稀である。このような副作用は、乳房形成時だけでなく、体内に補形物を挿入する多くの手術後に頻繁に発生する深刻な合併症である。前述したように、このような副作用が発生すると外科的手術により除去する以外に特に治療法がない現状である。また、手術により除去する方法を選択したとしても、組織細胞が補形物の表面に大量に吸着した場合は完全な除去も容易でない。よって、手術で除去するとしても、深刻な後遺症を伴うことがあるので、患者の生活の質（ｑｕａｌｉｔｙ ｏｆ ｌｉｆｅ）を低下させ、治療及び管理コストの増加により莫大な医療費の支出が強いられるという社会経済的損失（ｓｏｃｉｏｅｃｏｎｏｍｉｃ ｌｏｓｓ）をもたらし得る。
前述したように、いかなる補形物であっても生体内に挿入されると、生体外の異物（ｆｏｒｅｉｇｎ ｂｏｄｙ）を組織から分離しようとする防御機序により被膜（ｃａｐｓｕｌｅ）を形成し、過度な被膜拘縮は身体反応によるコラーゲン繊維被膜（ｃｏｌｌａｇｅｎ−ｆｉｂｅｒ ｃａｐｓｕｌｅ）の肥厚により痛みを誘発し、補形物の変形を招く。外部から挿入された多くの人工補形物は、生体内で異物と認識されて体液内の各種タンパク質が吸着し、後続の各種生化学的過程により血栓形成、免疫反応、組織変形、壊死及び／又は退行をもたらす。よって、補形物の表面を生体適合性物質でコーティングして異物と認識されないように予防することが、被膜拘縮の減少を含む生体適合性体内挿入用補形物の完成に最も重要な要素であるといえる。現在、美容整形用補形物の生体内における過度な異物反応により発生する被膜拘縮を減らすために、挿入位置を変えたり、抗生剤で洗浄したり、ステロイドを用いたり、補形物の表面に質感（ｔｅｘｔｕｒｅｄ）加工を施すなどの様々な試みが行われているが、いまだ補形物を異物と認識する機序を根本的に防止する方法は見出されていない現状である。
体内挿入用補形物の代表的な表面材質として用いられているポリジメチルシロキサン（ｐｏｌｙｄｉｍｅｔｈｙｌｓｉｌｏｘａｎｅ；ＰＤＭＳ）ベース物質は、高い酸素透過度、優れた機械的物性、光学的透明度、セルフシーリング（ｓｅｌｆ−ｓｅａｌｉｎｇ）、便利な加工性及び化学的安定性により、眼科生体材料、微細流体装置、人工肺及び人工指関節などの様々な医療機器に適用されている。一方、ＰＤＭＳの内在性疎水性及び生体付着性は、前記ＰＤＭＳを生体材料として活用する際に最大の制約となる。例えば、前記物質に対する非特異的タンパク質吸着は、血栓形成、異物反応、バクテリア感染及びその他好ましくない反応を含む後続イベントを誘発する最初のイベントと認識されている。微細流体システムの超敏感性分析においては、ＰＤＭＳ上への生物分子の吸着が検出過程中に信号対雑音比を大幅に低下させる。人工肺においては、広い血液接触面積における血液活性化が重要な問題となる。よって、迅速かつ容易にＰＤＭＳの表面特性を改質する方法が求められている。
現在、高分子コーティング技術自体は急速に発展しているが、いまだ生体補形物に適用された例は非常に稀である。薬物溶出型ステント（ｓｔｅｎｔ）などにおいて金属高分子コーティングを試みた例が報告されているが、現在のところはスプレーコーティングなどのレベルにとどまっている。生体模倣型合成リン脂質重合体（ｂｉｏｍｉｍｅｔｉｃ ｓｙｎｔｈｅｔｉｃ ｐｈｏｓｐｈｏｌｉｐｉｄ ｐｏｌｙｍｅｒ）は、近年様々な分野で研究されている。特に、ＭＰＣ（２−ｍｅｔｈａａｃｒｙｌｏｙｌｏｘｙｅｔｈｙｌ ｐｈｏｓｐｈｏｒｙｌｃｈｏｌｉｎｅ）の重合体であるＰＭＰＣ（ｐｏｌｙ（ｍｅｔｈａｃｒｙｌｏｙｌｏｘｙｅｔｈｙｌ ｐｈｏｓｐｈｏｒｙｌｃｈｏｌｉｎｅ））は、人体の生体膜を構成するリン脂質の１つであるホスファチジルコリン（ｐｈｏｓｐｈａｔｉｄｙｌ ｃｈｏｌｉｎｅ）の頭部（ｈｅａｄ）に類似した構造であり、生体適合性（ｂｉｏｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ）、血栓形成防止などの血液適合性（ｈｅｍｏｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ）、タンパク質又は細胞吸着防止などの効果を示すので、薬物伝達、組織工学及びその他様々な生体物質の表面物質として研究されている。さらに、ＰＭＰＣ（ｐｏｌｙｍｅｔｈａａｃｒｙｌｏｙｌｏｘｙｅｔｈｙｌ ｐｈｏｓｐｈｏｒｙｌｃｈｏｌｉｎｅ）は、薬物溶出型ステント（ｓｔｅｎｔ）などの生体インプラント（ｂｉｏｉｍｐｌａｎｔ）に既にコーティング剤として用いられており、優れた生体適合性を示している。
本発明者らは、生体膜を模倣した高分子を用いて、生体内に挿入される人工補形物により誘発される異物反応が抑制されたシリコン補形物を製造すべく鋭意研究を重ねた結果、生体膜リン脂質の主成分であるホスファチジルコリン（ｐｈｏｓｐｈａｔｉｄｙｌ ｃｈｏｌｉｎｅ；ＰＣ）を模倣した高分子でコーティングするが、架橋剤をさらに含んでコーティングするホスファチジルコリン高分子鎖を互いに架橋結合させてシリコン補形物表面をコーティングした場合、体内挿入時に生体適合性を示し、異物反応を抑制できるだけでなく、前記架橋結合がコーティング強度を向上させ、強い機械的刺激を受けてもコーティングが剥離しにくいことを確認し、本発明を完成するに至った。
本発明は、光開始剤、架橋剤及びアクリレート基を有するホスホリルコリン（ｐｈｏｓｐｈｏｒｙｌｃｈｏｌｉｎｅ；ＰＣ）単量体を含む体内挿入用補形物コーティング組成物を提供することを目的とする。
また、本発明は、体内挿入用補形物に前記コーティング組成物を加えるステップと、前記コーティング組成物を加えた体内挿入用補形物に紫外線を照射するステップとを含む、体内挿入用補形物のコーティング法を提供することを目的とする。
さらに、本発明は、架橋されたホスホリルコリンでコーティングされた体内挿入用補形物を提供することを目的とする。
本発明による、光開始剤、架橋剤及びアクリレート基を有するホスホリルコリン（ｐｈｏｓｐｈｏｒｙｌｃｈｏｌｉｎｅ；ＰＣ）単量体を含むコーティング組成物を添加して紫外線を照射する簡単な方法により、架橋されたホスホリルコリンでコーティングされた体内挿入用補形物を製造することができ、前記架橋されたホスホリルコリンコーティングは、表面に親水性を付与するだけでなく、タンパク質及び被膜拘縮などの副作用をもたらし得る線維芽細胞の接着を大幅に減少させることができる。また、機械的刺激を受けても剥離しないコーティング強度を有し、体内挿入後に激しい動きなどをしても剥離しないので、乳房形成用補形物など、副作用が減少した体内挿入用補形物の製造に有用である。
上記目的を達成するための本発明の一態様は、光開始剤、架橋剤及びアクリレート基を有するホスホリルコリン（ｐｈｏｓｐｈｏｒｙｌｃｈｏｌｉｎｅ；ＰＣ）単量体を含む体内挿入用補形物コーティング組成物を提供する。
本発明は、従来の光開始剤に紫外線を照射すると形成されるラジカルによるアクリレート基を有するホスホリルコリン単量体の重合反応が線形ホスホリルコリン高分子を形成することに着目し、それに架橋剤をさらに添加して、前記線形ホスホリルコリン高分子を形成するのではなく、交差結合された網状高分子膜を形成することを特徴とする。前記架橋剤により交差結合された網状高分子膜は、コーティング強度が向上しており、超音波処理などの強い機械的刺激を受けても損傷しないことを特徴とする。前記線形ホスホリルコリン高分子でコーティングされた補形物においても、タンパク質及び／又は細胞の付着性の低下により乳房形成患者に発生し得る副作用であるカプセル拘縮を減少させることが報告されているが、時間の経過と共に身体の動作及び／又は生体内で物理的刺激（圧力や歪み）を継続して受けるので、コーティングが剥離することがあり、その場合は前記コーティングされた補形物による副作用減少効果が保障されない。よって、多少強い刺激を受けても損傷しない強度を有するコーティングを必要とする。そこで、これを解決するために、架橋剤をさらに含む組成物を用いて網状高分子を形成させ、体内挿入用補形物をコーティングすることにより、従来の線形高分子に比べて強度が増加したコーティングを提供することを特徴とする。
本発明における「体内挿入用補形物」とは、単に「補形物」ともいい、損傷又は欠損した生体組織の再建もしくは代替、美容整形又は治療のために身体内に挿入する構造物を意味し、一例として、固形の構造物、又は流動性を有する密閉された袋状の構造物などの形態であってもよい。
本発明のコーティング組成物を用いてコーティングされる体内挿入用補形物は、コーティング組成物の一成分であるアクリレート基を有するホスホリルコリン単量体がアクリレート基のＣ＝Ｃ結合を含む末端を介して補形物の外部表面に共有結合できるように、光開始剤により前記アクリレートのＣ＝Ｃ結合を含む末端と結合を形成するラジカルを供給する官能基を含む物質であってもよい。金属や親水性のエチレン系材料を除く、当業界で公知の体内挿入用補形物に用いられる材料を制限なく用いることができる。例えば、前記体内挿入用補形物の外部表面材質としては、ポリジメチルシロキサン系（ｐｏｌｙｄｉｍｅｔｈｙｌｓｉｌｏｘａｎｅ；ＰＤＭＳ）、ヒドロキシアパタイト（ｈｙｄｒｏｘｙａｐａｔｉｔｅ；ＨＡ）、ポリ乳酸系（ｐｏｌｙｌａｃｔｉｃ ａｃｉｄ；ＰＬＡ）、ポリグリコール酸系（ｐｏｌｙｇｌｙｃｏｌｉｃ ａｃｉｄ；ＰＧＡ）、ポリテトラフルオロエチレン系（ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ；ＰＴＦＥ）、ポリエチレンテレフタレート系（ｐｏｌｙｅｔｈｙｌｅｎｅ ｔｅｒｅｐｈｔｈａｌａｔｅ；ＰＥＴ）、ポリプロピレン系（ｐｏｌｙｐｒｏｐｙｌｅｎｅ）、ポリアミド系（ｐｏｌｙａｍｉｄｅｓ）、ポリアセタール系（ｐｏｌｙａｃｅｔａｌ）、ポリエステル系（ｐｏｌｙｅｓｔｅｒ）又はポリメチルメタクリレート系（ｐｏｌｙｍｅｔｈｙｌ ｍｅｔａｃｒｙｌａｔｅ）素材が挙げられるが、これらに限定されるものではない。
前記アクリレート基を有するホスホリルコリン単量体は、メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン（ＭＰＣ）又はアクリロイルオキシエチルホスホリルコリン（ＡＰＣ）であることが好ましいが、これらに限定されるものではない。これは、具体的な化学式に限定されるものではなく、いずれかの形態で連結されたホスホリルコリン又はリンと窒素を含む両性イオンを含むメタクリレートが含まれるアクリレート系の単量体が制限なく含まれる。
本発明における「光開始剤（ｐｈｏｔｏｉｎｉｔｉａｔｏｒ）」とは、光を受けるとラジカルを形成する物質を意味する。よって、前記光開始剤に光を照射してラジカルを形成することによりラジカル重合反応（ｒａｄｉｃａｌ ｐｏｌｙｍｅｒｉｚａｔｉｏｎ）を誘発することができ、ここで、光は紫外線であることが好ましい。前記ラジカル重合反応は、フリーラジカルの連続的な添加により高分子を形成する重合方法であり、前記ラジカルは、一般に別途の開始剤分子により様々な機序で形成される。
一旦反応が始まると、形成されたラジカルは二重結合を含む高分子単量体から１つのπ結合の電子を用いて安定した単結合を形成し、前記二重結合は単結合に変換されてラジカルと結合を形成しない他の炭素に余分な電子を含む新たなラジカルを形成する。前述したように形成された新たなラジカルにより前述した過程を繰り返すと高分子鎖を成長させることができる。
前記光開始剤は、ベンゾフェノン、過酸化ベンゾイル（ｂｅｎｚｏｙｌ ｐｅｒｏｘｉｄｅ）、アゾビスイソブチロニトリル（ａｚｏｂｉｓｉｓｏｂｕｔｙｒｏｎｉｔｒｉｌｅ；ＡＩＢＮ）、又は２，２−ジメトキシ−２−フェニルアセトフェノン（２，２−ｄｉｍｅｔｈｏｘｙ−２−ｐｈｅｎｙｌａｃｅｔｏｐｈｅｎｏｎｅ；ＤＭＰＡ）であることが好ましいが、これらに限定されるものではない。
前記架橋剤は、ジペンタエリスリトールペンタアクリレート、ジペンタエリスリトールヘキサアクリレート、エチレングリコールジアクリレート、エチレングリコールジメタクリレート、アリルメタクリレート、アセトアセトキシエチルメタクリレート、イソシアナトエチルメタクリレート、イソブチルメタクリレート、ノルマルブチルメタクリレート及びそれらの組み合わせからなる群から選択されるものであることが好ましいが、これらに限定されるものではない。
本発明によるコーティング組成物は、前記光開始剤をホスホリルコリン単量体に対して０．０１〜０．２モル％含まれることが好ましいが、これに限定されるものではない。
本発明によるコーティング組成物は、前記架橋剤をホスホリルコリン単量体に対して０．０１〜２．０モル％含まれることが好ましいが、これに限定されるものではない。
本発明によるコーティング組成物は、前記架橋剤をホスホリルコリン単量体に対して０．０１〜２．０モル％含まれることが好ましいが、これに限定されるものではない。
前記光開始剤及び／又は架橋剤の使用量が上記範囲の下限より少ないと、すなわち０．０１モル％未満であると、表面で生成される高分子の量、例えば高分子鎖の数及び／又は各高分子鎖の長さ（分子量）が大幅に減少することにより、ＭＰＣが補形物の表面を均一かつ十分にカバーできなかったり、架橋結合が十分に行われなくて所望の物性を示すことができなかったり、所望のコーティング強度が得られないため、洗浄過程で剥離することがある。一方、前記光開始剤及び／又は架橋剤の使用量が上記範囲の上限より多いと、すなわち光開始剤の含有量が０．２モル％を超えるか、架橋剤の含有量が２．０モル％を超えると、過剰な交差結合により補形物が所望の弾性を有することができず、過度に硬化することがあり、不要な試料の浪費を招く。
本発明の他の態様は、体内挿入用補形物に本発明によるコーティング組成物を加えるステップと、前記コーティング組成物を加えた体内挿入用補形物に紫外線を照射するステップとを含む、体内挿入用補形物のコーティング法を提供する。
体内挿入用補形物の表面が均一にコーティングされるように、前記コーティング組成物が補形物表面に均一に接触するように加え、その後紫外線を照射することが好ましい。
本発明のさらに他の態様は、架橋されたホスホリルコリンでコーティングされた体内挿入用補形物を提供する。
本発明のさらに他の態様は、架橋されたホスホリルコリンでコーティングされた体内挿入用補形物を提供する。
前記体内挿入用補形物の定義及び特性は前述した通りである。
補形物の表面に本発明によるコーティング組成物を加え、その後架橋反応させて製造することが好ましいが、これに限定されるものではない。前記架橋反応は、当業界で公知の方法を制限なく用いることができる。例えば、前記架橋反応は、紫外線を照射することにより行うことができる。
補形物の表面に本発明によるコーティング組成物を加え、その後架橋反応させて製造することが好ましいが、これに限定されるものではない。前記架橋反応は、当業界で公知の方法を制限なく用いることができる。例えば、前記架橋反応は、紫外線を照射することにより行うことができる。
前記体内挿入用補形物は、損傷又は欠損した生体組織の再建もしくは代替、美容整形又は治療の用途に用いることが好ましく、例えば豊胸又は乳房再建用であることが好ましいが、これらに限定されるものではない。
例えば、本発明による架橋されたホスホリルコリンでコーティングされた乳房形成用補形物は、タンパク質及び線維芽細胞の吸着を大幅に減少させることによりカプセル拘縮などの副作用を誘発する可能性を低下させることができ、コーティング強度が向上しているため強い機械的刺激を受けてもコーティングが剥離しないので、激しい動きに対しても安定しており、時間が経過してもコーティングの剥離などにより機能が低下するおそれがない。
以下、実施例を挙げて本発明をより詳細に説明する。これらの実施例は本発明をより具体的に説明するためのものであり、本発明の範囲がこれらの実施例に限定されるものではない。
実施例１：架橋されたＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳの作製
光開始剤としてベンゾフェノン１０ｇ／Ｌを含み、架橋剤としてジペンタエリスリトールペンタ（又はヘキサ）アクリレート（ｄｉｐｅｎｔａｅｒｙｔｈｒｉｔｏｌ ｐｅｎｔａ（ｏｒ ｈｅｘａ）ａｃｒｙｌａｔｅ）を含む開始剤溶液、及び高分子のモノマーとして０．５０Ｍメタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン（ｍｅｔｈａｃｒｙｌｏｙｌｏｘｙｅｔｈｙｌ ｐｈｏｓｐｈｏｒｙｌｃｈｏｌｉｎｅ；ＭＰＣ）を含み、架橋剤としてエチレングリコールジメタクリレート（ｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｌｙｃｏｌ ｄｉｍｅｔｈａｃｒｙｌａｔｅ；ＥＧＤＭＡ）を含む高分子のモノマー溶液をコーティングしようとするシリコン（ポリジメチルシロキサン，ｐｏｌｙｄｉｍｅｔｈｙｌｓｉｌｏｘａｎｅ；ＰＤＭＳ）材質の補形物に加え、ラジカル重合反応によりコーティングされるように１５ｃｍの距離から紫外線を１５分間照射した。全ての光開始剤溶液は架橋剤の種類及び存在の有無に関係なくアセトンを溶媒として用いて作製し、全てのＭＰＣ溶液は架橋剤の種類及び存在の有無に関係なく脱イオン水を溶媒として用いて作製した。必要に応じてモノマー溶液内の酸素を除去した。対照群として用いた架橋しないコーティング法に用いられる溶液の組成と共に、前記溶液の組成を下記表１に示す。具体的には、前記架橋剤としてのジペンタエリスリトールペンタ（又はヘキサ）アクリレート及びエチレングリコールジメタクリレートは、それぞれ用いられた高分子モノマーとしてのＭＰＣに対して０．５モル％及び１モル％の割合であった。前述したようにコーティングされた補形物は、以後の分析に用いる前に、超音波で１０分間、２回の処理を施して洗浄することにより、余分の反応物を除去した。前記超音波を用いた洗浄方法は一般に用いられる洗浄方法に比べて多少過激な方法であるが、生体内移植後の動きなどによるコーティングの剥離などを模倣するために、このように多少強力な洗浄方法を用いた。
光開始剤としてベンゾフェノン１０ｇ／Ｌを含み、架橋剤としてジペンタエリスリトールペンタ（又はヘキサ）アクリレート（ｄｉｐｅｎｔａｅｒｙｔｈｒｉｔｏｌ ｐｅｎｔａ（ｏｒ ｈｅｘａ）ａｃｒｙｌａｔｅ）を含む開始剤溶液、及び高分子のモノマーとして０．５０Ｍメタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン（ｍｅｔｈａｃｒｙｌｏｙｌｏｘｙｅｔｈｙｌ ｐｈｏｓｐｈｏｒｙｌｃｈｏｌｉｎｅ；ＭＰＣ）を含み、架橋剤としてエチレングリコールジメタクリレート（ｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｌｙｃｏｌ ｄｉｍｅｔｈａｃｒｙｌａｔｅ；ＥＧＤＭＡ）を含む高分子のモノマー溶液をコーティングしようとするシリコン（ポリジメチルシロキサン，ｐｏｌｙｄｉｍｅｔｈｙｌｓｉｌｏｘａｎｅ；ＰＤＭＳ）材質の補形物に加え、ラジカル重合反応によりコーティングされるように１５ｃｍの距離から紫外線を１５分間照射した。全ての光開始剤溶液は架橋剤の種類及び存在の有無に関係なくアセトンを溶媒として用いて作製し、全てのＭＰＣ溶液は架橋剤の種類及び存在の有無に関係なく脱イオン水を溶媒として用いて作製した。必要に応じてモノマー溶液内の酸素を除去した。対照群として用いた架橋しないコーティング法に用いられる溶液の組成と共に、前記溶液の組成を下記表１に示す。具体的には、前記架橋剤としてのジペンタエリスリトールペンタ（又はヘキサ）アクリレート及びエチレングリコールジメタクリレートは、それぞれ用いられた高分子モノマーとしてのＭＰＣに対して０．５モル％及び１モル％の割合であった。前述したようにコーティングされた補形物は、以後の分析に用いる前に、超音波で１０分間、２回の処理を施して洗浄することにより、余分の反応物を除去した。前記超音波を用いた洗浄方法は一般に用いられる洗浄方法に比べて多少過激な方法であるが、生体内移植後の動きなどによるコーティングの剥離などを模倣するために、このように多少強力な洗浄方法を用いた。
比較例１：ＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳの作製
前述したように本発明による開始剤溶液を用いて作製した、架橋されたＰＭＰＣコーティングによる効果を確認するために、開始剤溶液及び高分子モノマー溶液に架橋剤を含まないことを除いて、実施例１と同様にシリコン補形物をコーティングした。各溶液の組成を表１に示す。ラジカル反応のための条件及び洗浄方法も表１に共に示す。
前述したように本発明による開始剤溶液を用いて作製した、架橋されたＰＭＰＣコーティングによる効果を確認するために、開始剤溶液及び高分子モノマー溶液に架橋剤を含まないことを除いて、実施例１と同様にシリコン補形物をコーティングした。各溶液の組成を表１に示す。ラジカル反応のための条件及び洗浄方法も表１に共に示す。
実験例１：水接触角の測定
実施例１（Ｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｄ）及び比較例１（Ｎｏｒｍａｌ）により作製した、架橋された又は架橋されていないＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳ補形物表面の親水性変化を水接触角の測定により確認した。陰性対照群としては、コーティングされていないＰＤＭＳ（Ｎｏｎｃｏａｔｅｄ）を用いた。具体的には、動的水接触角測定方法（ｄｙｎａｍｉｃ ｗａｔｅｒ ｃｏｎｔａｃｔ ａｎｇｌｅ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ）のうちｃａｐｔｉｖｅ ｄｒｏｐ ｍｅｔｈｏｄを用いて、前進角（ａｄｖａｎｃｉｎｇ ｃｏｎｔａｃｔ ａｎｇｌｅ）及び後退角（ｒｅｃｅｄｉｎｇ ｃｏｎｔａｃｔ ａｎｇｌｅ）を測定した。前進角は、針を用いて表面上に脱イオン水の量を０μｌから６μｌに増加させたときに表面と水滴のなす角を測定して得た。後退角は、表面上の脱イオン水の量を６μｌから３μｌに減少させたときに表面と水滴のなす角を測定して得た。前記前進角は表面の疎水性を比較的よく示す数値であり、前記後退角は表面の親水性を比較的よく示す数値である。本発明においては前進角に比べて後退角の変化量が大きいので、後退角の変化から表面の親水性についての情報を取得した。取得した映像とそれにより決定された水接触角を図２に示す。
実施例１（Ｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｄ）及び比較例１（Ｎｏｒｍａｌ）により作製した、架橋された又は架橋されていないＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳ補形物表面の親水性変化を水接触角の測定により確認した。陰性対照群としては、コーティングされていないＰＤＭＳ（Ｎｏｎｃｏａｔｅｄ）を用いた。具体的には、動的水接触角測定方法（ｄｙｎａｍｉｃ ｗａｔｅｒ ｃｏｎｔａｃｔ ａｎｇｌｅ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ）のうちｃａｐｔｉｖｅ ｄｒｏｐ ｍｅｔｈｏｄを用いて、前進角（ａｄｖａｎｃｉｎｇ ｃｏｎｔａｃｔ ａｎｇｌｅ）及び後退角（ｒｅｃｅｄｉｎｇ ｃｏｎｔａｃｔ ａｎｇｌｅ）を測定した。前進角は、針を用いて表面上に脱イオン水の量を０μｌから６μｌに増加させたときに表面と水滴のなす角を測定して得た。後退角は、表面上の脱イオン水の量を６μｌから３μｌに減少させたときに表面と水滴のなす角を測定して得た。前記前進角は表面の疎水性を比較的よく示す数値であり、前記後退角は表面の親水性を比較的よく示す数値である。本発明においては前進角に比べて後退角の変化量が大きいので、後退角の変化から表面の親水性についての情報を取得した。取得した映像とそれにより決定された水接触角を図２に示す。
図２に示すように、陰性対照群として用いたコーティングされていないＰＤＭＳは高い疎水性を有するので、前進角と後退角の両方において大きな水接触角であったが、ＰＭＰＣでコーティングされた表面において大幅に減少し、架橋されたＰＭＰＣでコーティングされた表面においてはさらに大幅に減少した。すなわち、ＰＭＰＣコーティングにより親水性を有し、これを架橋させるとさらに高い親水性を有することが確認された。
実験例２：ＸＰＳを用いた表面元素分析
実験例１により確認された水接触角の変化、すなわち親水性の程度の変化がホスホリルコリン基の導入によるものであることを確認するために、ＸＰＳを用いた表面元素分析を行った。その結果を図３に示す。
実験例１により確認された水接触角の変化、すなわち親水性の程度の変化がホスホリルコリン基の導入によるものであることを確認するために、ＸＰＳを用いた表面元素分析を行った。その結果を図３に示す。
図３に示すように、架橋されたＰＭＰＣでコーティングされた表面において、コーティングされていないＰＤＭＳに比べて酸素含有量は同一レベルに維持するのに対して、炭素及び／又はケイ素の割合は大幅に減少した。具体的には、炭素ピークにおいて、メチレン及び／又はメチルのピークは大幅に減少するのに対して、−Ｃ−Ｏ−及び−Ｃ＝Ｏ結合のピークは形成され始めた。さらに、コーティングされていないＰＤＭＳにおいては検出されなかった窒素及びリンの含有量は大きく増加した。これを架橋されたＰＭＰＣでコーティングされた表面における測定値の著しい減少を示す前記水接触角に関する結果と比較すると、前記水接触角の減少、すなわち親水性の増加は表面における相対的に電気陰性度が高い酸素、窒素及び／又はリンの含有量の増加を示すことに一致する。また、これはこれらの元素を含むホスホリルコリン基の含有量の増加を示すものである。
一方、架橋されていないＰＭＰＣでコーティングされた表面においては、窒素及び／又はリンのピークが顕著に現れないが、これは超音波を用いた強力な洗浄により相当部分のコーティングが損傷したか、架橋剤により表面にコーティングされる高分子の量が増加する効果を考慮していないからであると類推される。これは、本発明による架橋されたＰＭＰＣは架橋により強い機械的刺激を受けてもコーティングが損傷しないことを示すものである。
実験例３：タンパク質吸着の程度の測定
実施例１（Ｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｄ）及び比較例１（Ｎｏｒｍａｌ）により作製した、架橋された又は架橋されていないＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳ補形物表面に対するタンパク質吸着をＢＣＡアッセイにより確認した。陰性対照群としては、コーティングされていないＰＤＭＳ（Ｎｏｎｃｏａｔｅｄ）を用いた。前記タンパク質としては、ＢＳＡ（ｂｏｖｉｎｅ ｓｅｒｕｍ ａｌｂｕｍｉｎ）とＢＰＦ（ｂｏｖｉｎｅ ｐｌａｓｍａ ｆｉｂｒｉｎｏｇｅｎ）を用いた。コーティングされていないＰＤＭＳ、ＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳ、及び架橋されたＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳをそれぞれ４．５ｍｇ／ｍｌの濃度のＢＳＡ又は０．３ｍｇ／ｍｌの濃度のＢＰＦと３７℃にて１時間インキュベートし、その後各条件でＰＤＭＳを清浄なＤＰＢＳ緩衝液により３７℃にて２００ｒｐｍで１分ずつ２回処理して軽く洗浄した。次に、表面に吸着したタンパク質の量を定量するためにＢＣＡアッセイを行った。具体的には、Ｔｈｅｒｍｏ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ社のＢＣＡキットを用いて、キットに含まれる試料Ａ、試料Ｂ及び試料Ｃをそれぞれ２５：２４：１の体積比で混合してアッセイ溶液を作製した。前述したように洗浄した各ＰＤＭＳを新鮮なＤＰＢＳ緩衝液に浸漬し、緩衝液と同量のアッセイ溶液を添加して６０℃にて１時間インキュベートし、その後５７０ｎｍで吸光度を測定することにより、表面に吸着したタンパク質の相対的な量を測定した。その結果をそれぞれ図４及び図５に示す。
実施例１（Ｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｄ）及び比較例１（Ｎｏｒｍａｌ）により作製した、架橋された又は架橋されていないＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳ補形物表面に対するタンパク質吸着をＢＣＡアッセイにより確認した。陰性対照群としては、コーティングされていないＰＤＭＳ（Ｎｏｎｃｏａｔｅｄ）を用いた。前記タンパク質としては、ＢＳＡ（ｂｏｖｉｎｅ ｓｅｒｕｍ ａｌｂｕｍｉｎ）とＢＰＦ（ｂｏｖｉｎｅ ｐｌａｓｍａ ｆｉｂｒｉｎｏｇｅｎ）を用いた。コーティングされていないＰＤＭＳ、ＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳ、及び架橋されたＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳをそれぞれ４．５ｍｇ／ｍｌの濃度のＢＳＡ又は０．３ｍｇ／ｍｌの濃度のＢＰＦと３７℃にて１時間インキュベートし、その後各条件でＰＤＭＳを清浄なＤＰＢＳ緩衝液により３７℃にて２００ｒｐｍで１分ずつ２回処理して軽く洗浄した。次に、表面に吸着したタンパク質の量を定量するためにＢＣＡアッセイを行った。具体的には、Ｔｈｅｒｍｏ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ社のＢＣＡキットを用いて、キットに含まれる試料Ａ、試料Ｂ及び試料Ｃをそれぞれ２５：２４：１の体積比で混合してアッセイ溶液を作製した。前述したように洗浄した各ＰＤＭＳを新鮮なＤＰＢＳ緩衝液に浸漬し、緩衝液と同量のアッセイ溶液を添加して６０℃にて１時間インキュベートし、その後５７０ｎｍで吸光度を測定することにより、表面に吸着したタンパク質の相対的な量を測定した。その結果をそれぞれ図４及び図５に示す。
図４及び図５に示すように、ＰＤＭＳ表面に対するＢＳＡの吸着は、コーティングされていない表面に比べて、ＰＭＰＣでコーティングされた表面において２４％減少し、架橋されたＰＭＰＣでコーティングされた表面において３３％減少し、ＰＤＭＳ表面に対するＢＰＦの吸着は、コーティングされていない表面に比べて、ＰＭＰＣでコーティングされた表面において４５％減少し、架橋されたＰＭＰＣでコーティングされた表面において６２％減少した。すなわち、ＢＳＡ及びＢＰＦの両方で、コーティングされていない表面に比べて、ＰＭＰＣがコーティングされた表面において吸着が減少し、特に架橋されたＰＭＰＣでコーティングされた表面においてさらに著しくタンパク質吸着が減少することが確認された。
実験例４：細胞吸着の程度の測定
被膜拘縮（ｃａｐｓｕｌａｒ ｃｏｎｔｒａｃｔｕｒｅ）が線維芽細胞の過剰増殖及びそれによるコラーゲン形成などと密接に関係していることに着目し、実施例１（Ｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｄ）及び比較例１（Ｎｏｒｍａｌ）により作製した、架橋された又は架橋されていないＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳに線維芽細胞ＮＩＨ−３Ｔ３細胞を培養して細胞吸着の程度を確認した。前記ＮＩＨ−３Ｔ３細胞は、５％の二酸化炭素を含有し、３７℃にて１０％のＦＢＳを含むＤＭＥＭ培地に培養した。それぞれに直径１．５ｃｍのＰＤＭＳ当たり３０，０００個の細胞を分注し、５％の二酸化炭素を含有させて３７℃にて４５時間培養し、その後新鮮なＤＭＥＭ培地（１０％のＦＢＳを含有）で軽く洗浄してＣＣＫアッセイを行った。ＣＣＫ溶液は同仁堂社の製品を用いた。洗浄した各ＰＤＭＳを新鮮なＤＭＥＭ培地（１０％のＦＢＳを含有）に浸漬して培地体積の１０％に相当する量のＣＣＫ溶液を添加し、その後５％の二酸化炭素を含有させて３７℃にて４時間インキュベートし、４５０ｎｍで吸光度を測定することにより、表面に吸着した細胞の相対的な量を測定した。その結果を図６に示す。
被膜拘縮（ｃａｐｓｕｌａｒ ｃｏｎｔｒａｃｔｕｒｅ）が線維芽細胞の過剰増殖及びそれによるコラーゲン形成などと密接に関係していることに着目し、実施例１（Ｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｄ）及び比較例１（Ｎｏｒｍａｌ）により作製した、架橋された又は架橋されていないＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳに線維芽細胞ＮＩＨ−３Ｔ３細胞を培養して細胞吸着の程度を確認した。前記ＮＩＨ−３Ｔ３細胞は、５％の二酸化炭素を含有し、３７℃にて１０％のＦＢＳを含むＤＭＥＭ培地に培養した。それぞれに直径１．５ｃｍのＰＤＭＳ当たり３０，０００個の細胞を分注し、５％の二酸化炭素を含有させて３７℃にて４５時間培養し、その後新鮮なＤＭＥＭ培地（１０％のＦＢＳを含有）で軽く洗浄してＣＣＫアッセイを行った。ＣＣＫ溶液は同仁堂社の製品を用いた。洗浄した各ＰＤＭＳを新鮮なＤＭＥＭ培地（１０％のＦＢＳを含有）に浸漬して培地体積の１０％に相当する量のＣＣＫ溶液を添加し、その後５％の二酸化炭素を含有させて３７℃にて４時間インキュベートし、４５０ｎｍで吸光度を測定することにより、表面に吸着した細胞の相対的な量を測定した。その結果を図６に示す。
図６に示すように、コーティングされていないＰＤＭＳに比べて、ＰＭＰＣコーティングされた表面において線維芽細胞の表面吸着が著しく減少（３９％減少）することが確認された。また、架橋されたＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳ上においてさらに著しい細胞吸着の減少（６９％減少）が確認された。よって、美容整形後の線維芽細胞の過剰増殖などによる被膜拘縮などの副作用を大幅に減少させることができるだけでなく、実施例１に示すように、本発明による架橋されたＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳは、強い機械的刺激を受けてもコーティング状態を維持することができるので、美容整形後に過激な運動をしたり時間が経過してもコーティング状態を維持することにより、コーティングの剥離による副作用の減少を期待することができる。
実験例５：生体内の被膜生成の程度の測定
表面がＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳブロックと、対照群として表面が処理されていないＰＤＭＳブロックとをそれぞれＳｐｒａｇｕｅ−Ｄａｗｌｅｙラットの背中の左側及び右側に挿入して１カ月間及び３カ月間飼育し、その後の生体内での反応を観察した。まず、補形物表面を囲むように形成された被膜の厚さを測定した。Ｈ＆Ｅ染色を施して顕微鏡で被膜の厚さを観察した。その結果を図７に示す。図７に示すように、体内に挿入された補形物の表面に形成された被膜の厚さは、ＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳブロックを挿入した場合、１カ月及び３カ月の両方において対照群に比べて薄くなることが確認された。このようなＰＭＰＣでコーティングされた補形物上における被膜形成の減少は、前記コーティングにより異物反応が減少したことを示すものである。さらに、細胞質（ｃｅｌｌｕｌａｒｉｔｙ）及び血管質（ｖａｓｃｕｌａｒｉｔｙ）を測定して図８に示し、免疫組織化学（ｉｍｍｕｎｏｈｉｓｔｏｃｈｅｍｉｓｔｒｙ）分析によりＴＧＦ−β、α−平滑筋アクチン（α−ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ａｃｔｉｎ；α−ＳＭＡ）、ミエロペルオキシダーゼ（ｍｙｅｌｏｐｅｒｏｘｉｄａｓｅ）及びＣＤ３４の発現の程度を測定して図９に示す。
表面がＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳブロックと、対照群として表面が処理されていないＰＤＭＳブロックとをそれぞれＳｐｒａｇｕｅ−Ｄａｗｌｅｙラットの背中の左側及び右側に挿入して１カ月間及び３カ月間飼育し、その後の生体内での反応を観察した。まず、補形物表面を囲むように形成された被膜の厚さを測定した。Ｈ＆Ｅ染色を施して顕微鏡で被膜の厚さを観察した。その結果を図７に示す。図７に示すように、体内に挿入された補形物の表面に形成された被膜の厚さは、ＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳブロックを挿入した場合、１カ月及び３カ月の両方において対照群に比べて薄くなることが確認された。このようなＰＭＰＣでコーティングされた補形物上における被膜形成の減少は、前記コーティングにより異物反応が減少したことを示すものである。さらに、細胞質（ｃｅｌｌｕｌａｒｉｔｙ）及び血管質（ｖａｓｃｕｌａｒｉｔｙ）を測定して図８に示し、免疫組織化学（ｉｍｍｕｎｏｈｉｓｔｏｃｈｅｍｉｓｔｒｙ）分析によりＴＧＦ−β、α−平滑筋アクチン（α−ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ａｃｔｉｎ；α−ＳＭＡ）、ミエロペルオキシダーゼ（ｍｙｅｌｏｐｅｒｏｘｉｄａｓｅ）及びＣＤ３４の発現の程度を測定して図９に示す。
その結果、ＰＭＰＣでコーティングされたＰＤＭＳを挿入した場合、炎症細胞数が対照群に比べて著しく低下した。炎症数値の表示値であるミエロペルオキシダーゼレベルも１カ月経過及び３カ月経過の両方において著しく低い値であった。また、炎症反応及び線維組織形成の尺度であるＴＧＦ−βとα−ＳＭＡは、それぞれ１カ月経過及び３カ月経過時に対照群に比べて大幅に減少した数値を示した。これは、被膜生成の時間軸上、組織の炎症反応が減少することにより線維組織の生成が減少する順序に一致する結果である。それに対して、血管新生の指標であるＣＤ３４の発現レベルについては有意な差がなかった。これは、異物反応と血管新生の関連性が低いことを示すものである。
以下に、上記実施形態から把握できる技術思想を付記として記載する。
［付記１］
光開始剤、架橋剤及びアクリレート基を有するホスホリルコリン（ｐｈｏｓｐｈｏｒｙｌｃｈｏｌｉｎｅ；ＰＣ）単量体を含む体内挿入用補形物コーティング組成物。
［付記１］
光開始剤、架橋剤及びアクリレート基を有するホスホリルコリン（ｐｈｏｓｐｈｏｒｙｌｃｈｏｌｉｎｅ；ＰＣ）単量体を含む体内挿入用補形物コーティング組成物。
［付記２］
前記アクリレート基を有するホスホリルコリンは、メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン（ＭＰＣ）又はアクリロイルオキシエチルホスホリルコリン（ＡＰＣ）である付記１に記載のコーティング組成物。
前記アクリレート基を有するホスホリルコリンは、メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン（ＭＰＣ）又はアクリロイルオキシエチルホスホリルコリン（ＡＰＣ）である付記１に記載のコーティング組成物。
［付記３］
前記光開始剤は、ベンゾフェノン、過酸化ベンゾイル（ｂｅｎｚｏｙｌ ｐｅｒｏｘｉｄｅ）、アゾビスイソブチロニトリル（ａｚｏｂｉｓｉｓｏｂｕｔｙｒｏｎｉｔｒｉｌｅ；ＡＩＢＮ）、及び２，２−ジメトキシ−２−フェニルアセトフェノン（２，２−ｄｉｍｅｔｈｏｘｙ−２−ｐｈｅｎｙｌａｃｅｔｏｐｈｅｎｏｎｅ；ＤＭＰＡ）からなる群から選択される付記１に記載のコーティング組成物。
前記光開始剤は、ベンゾフェノン、過酸化ベンゾイル（ｂｅｎｚｏｙｌ ｐｅｒｏｘｉｄｅ）、アゾビスイソブチロニトリル（ａｚｏｂｉｓｉｓｏｂｕｔｙｒｏｎｉｔｒｉｌｅ；ＡＩＢＮ）、及び２，２−ジメトキシ−２−フェニルアセトフェノン（２，２−ｄｉｍｅｔｈｏｘｙ−２−ｐｈｅｎｙｌａｃｅｔｏｐｈｅｎｏｎｅ；ＤＭＰＡ）からなる群から選択される付記１に記載のコーティング組成物。
［付記４］
前記架橋剤は、ジペンタエリスリトールペンタアクリレート、ジペンタエリスリトールヘキサアクリレート、エチレングリコールジアクリレート、エチレングリコールジメタクリレート、アリルメタクリレート、アセトアセトキシエチルメタクリレート、イソシアナトエチルメタクリレート、イソブチルメタクリレート、ノルマルブチルメタクリレート及びそれらの組み合わせからなる群から選択される付記１に記載のコーティング組成物。
前記架橋剤は、ジペンタエリスリトールペンタアクリレート、ジペンタエリスリトールヘキサアクリレート、エチレングリコールジアクリレート、エチレングリコールジメタクリレート、アリルメタクリレート、アセトアセトキシエチルメタクリレート、イソシアナトエチルメタクリレート、イソブチルメタクリレート、ノルマルブチルメタクリレート及びそれらの組み合わせからなる群から選択される付記１に記載のコーティング組成物。
［付記５］
前記光開始剤は、ホスホリルコリン単量体に対して０．０１〜０．２モル％含まれる付記１に記載のコーティング組成物。
前記光開始剤は、ホスホリルコリン単量体に対して０．０１〜０．２モル％含まれる付記１に記載のコーティング組成物。
［付記６］
前記架橋剤は、ホスホリルコリン単量体に対して０．０１〜２．０モル％含まれる付記１に記載のコーティング組成物。
前記架橋剤は、ホスホリルコリン単量体に対して０．０１〜２．０モル％含まれる付記１に記載のコーティング組成物。
［付記７］
体内挿入用補形物に付記１〜６のいずれか１項に記載のコーティング組成物を加えるステップと、
前記コーティング組成物を加えた体内挿入用補形物に紫外線を照射するステップと、
を含む、体内挿入用補形物のコーティング法。
体内挿入用補形物に付記１〜６のいずれか１項に記載のコーティング組成物を加えるステップと、
前記コーティング組成物を加えた体内挿入用補形物に紫外線を照射するステップと、
を含む、体内挿入用補形物のコーティング法。
［付記８］
架橋されたホスホリルコリンでコーティングされた体内挿入用補形物。
［付記９］
前記体内挿入用補形物の外部表面材質は、ポリジメチルシロキサン系（ｐｏｌｙｄｉｍｅｔｈｙｌｓｉｌｏｘａｎｅ；ＰＤＭＳ）、ヒドロキシアパタイト（ｈｙｄｒｏｘｙａｐａｔｉｔｅ；ＨＡ）、ポリ乳酸系（ｐｏｌｙｌａｃｔｉｃ ａｃｉｄ；ＰＬＡ）、ポリグリコール酸系（ｐｏｌｙｇｌｙｃｏｌｉｃ ａｃｉｄ；ＰＧＡ）、ポリテトラフルオロエチレン系（ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ；ＰＴＦＥ）、ポリエチレンテレフタレート系（ｐｏｌｙｅｔｈｙｌｅｎｅ ｔｅｒｅｐｈｔｈａｌａｔｅ；ＰＥＴ）、ポリプロピレン系（ｐｏｌｙｐｒｏｐｙｌｅｎｅ）、ポリアミド系（ｐｏｌｙａｍｉｄｅｓ）、ポリアセタール系（ｐｏｌｙａｃｅｔａｌ）、ポリエステル系（ｐｏｌｙｅｓｔｅｒ）及びポリメチルメタクリレート系（ｐｏｌｙｍｅｔｈｙｌ ｍｅｔａｃｒｙｌａｔｅ）素材からなる群から選択される付記８に記載の体内挿入用補形物。
架橋されたホスホリルコリンでコーティングされた体内挿入用補形物。
［付記９］
前記体内挿入用補形物の外部表面材質は、ポリジメチルシロキサン系（ｐｏｌｙｄｉｍｅｔｈｙｌｓｉｌｏｘａｎｅ；ＰＤＭＳ）、ヒドロキシアパタイト（ｈｙｄｒｏｘｙａｐａｔｉｔｅ；ＨＡ）、ポリ乳酸系（ｐｏｌｙｌａｃｔｉｃ ａｃｉｄ；ＰＬＡ）、ポリグリコール酸系（ｐｏｌｙｇｌｙｃｏｌｉｃ ａｃｉｄ；ＰＧＡ）、ポリテトラフルオロエチレン系（ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ；ＰＴＦＥ）、ポリエチレンテレフタレート系（ｐｏｌｙｅｔｈｙｌｅｎｅ ｔｅｒｅｐｈｔｈａｌａｔｅ；ＰＥＴ）、ポリプロピレン系（ｐｏｌｙｐｒｏｐｙｌｅｎｅ）、ポリアミド系（ｐｏｌｙａｍｉｄｅｓ）、ポリアセタール系（ｐｏｌｙａｃｅｔａｌ）、ポリエステル系（ｐｏｌｙｅｓｔｅｒ）及びポリメチルメタクリレート系（ｐｏｌｙｍｅｔｈｙｌ ｍｅｔａｃｒｙｌａｔｅ）素材からなる群から選択される付記８に記載の体内挿入用補形物。
［付記１０］
補形物の表面に付記１〜６のいずれか１項に記載のコーティング組成物を加え、その後架橋反応させて製造することを特徴とする付記８に記載の体内挿入用補形物。
補形物の表面に付記１〜６のいずれか１項に記載のコーティング組成物を加え、その後架橋反応させて製造することを特徴とする付記８に記載の体内挿入用補形物。
［付記１１］
生体組織の再建もしくは代替のための治療用、又は美容のための整形用である付記８に記載の体内挿入用補形物。
生体組織の再建もしくは代替のための治療用、又は美容のための整形用である付記８に記載の体内挿入用補形物。
［付記１２］
豊胸又は乳房再建用である付記１１に記載の体内挿入用補形物。
豊胸又は乳房再建用である付記１１に記載の体内挿入用補形物。
Claims (12)
- 光開始剤、架橋剤及びアクリレート基を有するホスホリルコリン（ｐｈｏｓｐｈｏｒｙｌｃｈｏｌｉｎｅ；ＰＣ）単量体を含む体内挿入用補形物コーティング組成物。
- 前記アクリレート基を有するホスホリルコリンは、メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン（ＭＰＣ）又はアクリロイルオキシエチルホスホリルコリン（ＡＰＣ）である請求項１に記載のコーティング組成物。
- 前記光開始剤は、ベンゾフェノン、過酸化ベンゾイル（ｂｅｎｚｏｙｌ ｐｅｒｏｘｉｄｅ）、アゾビスイソブチロニトリル（ａｚｏｂｉｓｉｓｏｂｕｔｙｒｏｎｉｔｒｉｌｅ；ＡＩＢＮ）、及び２，２−ジメトキシ−２−フェニルアセトフェノン（２，２−ｄｉｍｅｔｈｏｘｙ−２−ｐｈｅｎｙｌａｃｅｔｏｐｈｅｎｏｎｅ；ＤＭＰＡ）からなる群から選択される請求項１に記載のコーティング組成物。
- 前記架橋剤は、ジペンタエリスリトールペンタアクリレート、ジペンタエリスリトールヘキサアクリレート、エチレングリコールジアクリレート、エチレングリコールジメタクリレート、アリルメタクリレート、アセトアセトキシエチルメタクリレート、イソシアナトエチルメタクリレート、イソブチルメタクリレート、ノルマルブチルメタクリレート及びそれらの組み合わせからなる群から選択される請求項１に記載のコーティング組成物。
- 前記光開始剤は、ホスホリルコリン単量体に対して０．０１〜０．２モル％含まれる請求項１に記載のコーティング組成物。
- 前記架橋剤は、ホスホリルコリン単量体に対して０．０１〜２．０モル％含まれる請求項１に記載のコーティング組成物。
- 体内挿入用補形物に請求項１〜６のいずれか１項に記載のコーティング組成物を加えるステップと、
前記コーティング組成物を加えた体内挿入用補形物に紫外線を照射するステップと、
を含む、体内挿入用補形物のコーティング法。 - 架橋されたホスホリルコリンでコーティングされた体内挿入用補形物。
- 前記体内挿入用補形物の外部表面材質は、ポリジメチルシロキサン系（ｐｏｌｙｄｉｍｅｔｈｙｌｓｉｌｏｘａｎｅ；ＰＤＭＳ）、ヒドロキシアパタイト（ｈｙｄｒｏｘｙａｐａｔｉｔｅ；ＨＡ）、ポリ乳酸系（ｐｏｌｙｌａｃｔｉｃ ａｃｉｄ；ＰＬＡ）、ポリグリコール酸系（ｐｏｌｙｇｌｙｃｏｌｉｃ ａｃｉｄ；ＰＧＡ）、ポリテトラフルオロエチレン系（ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ；ＰＴＦＥ）、ポリエチレンテレフタレート系（ｐｏｌｙｅｔｈｙｌｅｎｅ ｔｅｒｅｐｈｔｈａｌａｔｅ；ＰＥＴ）、ポリプロピレン系（ｐｏｌｙｐｒｏｐｙｌｅｎｅ）、ポリアミド系（ｐｏｌｙａｍｉｄｅｓ）、ポリアセタール系（ｐｏｌｙａｃｅｔａｌ）、ポリエステル系（ｐｏｌｙｅｓｔｅｒ）及びポリメチルメタクリレート系（ｐｏｌｙｍｅｔｈｙｌ ｍｅｔａｃｒｙｌａｔｅ）素材からなる群から選択される請求項８に記載の体内挿入用補形物。
- 補形物の表面に請求項１〜６のいずれか１項に記載のコーティング組成物を加え、その後架橋反応させて製造することを特徴とする請求項８に記載の体内挿入用補形物。
- 生体組織の再建もしくは代替のための治療用、又は美容のための整形用である請求項８に記載の体内挿入用補形物。
- 豊胸又は乳房再建用である請求項１１に記載の体内挿入用補形物。
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