JP2020127705A - Heparin-immobilized binder, its manufacturing method, medical supply and its manufacturing method - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、ヘパリン固定化バインダーおよびその製造方法、医療用具およびその製造方法に関する。 The present invention relates to a heparin-immobilized binder and a method for producing the same, a medical device and a method for producing the same.
心疾患治療の開心術と呼ばれる外科手術においては、心臓の動きを一時的に停止させて心臓血管の不具合箇所を外科的に修復する。血液循環遮断により、低酸素状態に弱い臓器・組織では3分〜4分以上で不可逆的な病変が進行する。そのため、人工心肺装置により、患者の血液(静脈血)を人工的に体外へ導き出し、血液循環遮断中の患者の生体に酸素を供給し続ける、体外循環が行われる。また、人工心肺装置は、開心術以外にも、心不全に対する治療のうち補助循環と呼ばれる、弱った心臓の機能を補助する目的にも用いられる。
人工心肺装置は、人工肺、血液ポンプ、血液回路の3つで構成されている。
In a surgical operation called an open heart surgery for treating heart disease, the movement of the heart is temporarily stopped to surgically repair a defective part of the cardiovascular system. Due to blood circulation blockage, irreversible lesions progress in 3 to 4 minutes or longer in organs/tissues that are vulnerable to hypoxia. Therefore, the artificial heart-lung machine artificially guides the patient's blood (venous blood) to the outside of the body, and continues the extracorporeal circulation by continuously supplying oxygen to the living body of the patient whose blood circulation is blocked. In addition to the open heart surgery, the artificial heart-lung machine is also used for the purpose of assisting the function of the weakened heart called assisted circulation in the treatment of heart failure.
The artificial heart-lung machine is composed of three parts: an artificial lung, a blood pump, and a blood circuit.
しかし、体外循環は、生体に対して様々な非生理的変化を与え大きな侵襲を与える。
よって、人工心肺回路などの体外循環用デバイスの開発において、生体への侵襲をより軽減することが重要である。そこで、血液の流動状態を考慮して、高い機能性を維持しつつ、構造設計の観点や、材料設計の観点において工夫がなされている。構造設計では、血液接触面積および製品への血液充填量を低減する点などについて工夫がなされている。材料設計では、血液適合性を有する材料で表面処理する点などについて工夫がなされている。
However, the extracorporeal circulation causes various non-physiological changes to the living body and causes great invasion.
Therefore, in the development of an extracorporeal circulation device such as an artificial cardiopulmonary circuit, it is important to further reduce the invasion to the living body. Therefore, in consideration of the flow state of blood, the device has been devised from the viewpoint of structural design and material design while maintaining high functionality. Structural design has been devised in terms of reducing the blood contact area and the amount of blood filling the product. The material design has been devised in terms of surface treatment with a material having blood compatibility.
人工臓器の分野において必要とされているのは、血液適合性と組織適合性の材料である。血液には、正常な血管内皮細胞以外の人工物などの異物に触れると血栓を形成したりする性質が備わっている。そのため、血液と触れる人工臓器では、その表面に血栓ができて機能が低下する。血栓が剥がれて脳などの臓器に流されて血管が詰まると、致命的な障害を起こすことがある。 What is needed in the field of artificial organs are blood and histocompatible materials. Blood has the property of forming a thrombus when it comes into contact with a foreign substance such as an artifact other than normal vascular endothelial cells. Therefore, in an artificial organ that comes into contact with blood, a thrombus is formed on the surface of the artificial organ and the function is deteriorated. If the blood clot comes off and is washed away by the organs such as the brain and clogs blood vessels, fatal injury may occur.
血液中には、血液の凝固に関するいくつかの凝固系タンパク質が存在する。その中のフィブリノーゲンという血漿タンパク質が分子の部分的切断をうけ、多数個会合してフィブリンと呼ばれる三次元網目を構成する。この三次元網目は水に不溶なゲルであるため、血液全体が流動できなくなって凝固してしまう。この血液凝固反応を阻止する薬剤の一種としては、ヘパリンが挙げられる。 There are several coagulation proteins in blood that are involved in blood coagulation. The plasma protein called fibrinogen undergoes partial cleavage of the molecule, and a large number of them associate to form a three-dimensional network called fibrin. Since this three-dimensional mesh is a gel insoluble in water, the whole blood cannot flow and coagulates. Heparin is an example of a drug that inhibits this blood coagulation reaction.
人工材料の場合、材料表面に血漿タンパク質が吸着して、そのタンパク質を介して血小板が粘着する。血小板は核のない小さな血液細胞であり、ある表面に粘着すると、その上に次々と血小板が積み重なり、大きな凝集塊となって血液の流れを止める。血小板凝集が起こるとフィブリン網目が形成され、凝集塊は網目によって補強されて強固な血栓となる。 In the case of artificial materials, plasma proteins are adsorbed on the surface of the materials, and platelets adhere via the proteins. Platelets are small blood cells with no nucleus, and when they adhere to a certain surface, platelets pile up on top of each other, forming large aggregates that stop the flow of blood. When platelet aggregation occurs, a fibrin mesh is formed, and the aggregate is reinforced by the mesh to form a strong thrombus.
ヘパリンは、凝血阻止、血小板粘着の阻止の薬剤と知られている。また、ヘパリンは、種々の高分子材料に結合させて抗血栓性を向上させる試みがなされている。また、ヘパリンは、既にカテーテルなどの素材として臨床に広く利用されている。ヘパリンは、材料表面から次第に血液中に遊離して消失するため、ヘパリンを長期間安定に固定化する試みが研究されている。
ヘパリンは、アンチトロンビンIIIと錯体を形成してこれを活性化して、トロンビンの機能を阻害する抗凝血性物質である。
Heparin is known to be a drug for preventing blood coagulation and platelet adhesion. In addition, heparin has been attempted to be bound to various polymer materials to improve antithrombotic properties. Heparin has already been widely used clinically as a material for catheters and the like. Since heparin is gradually released from the surface of the material into the blood and disappears, attempts have been made to stably fix heparin for a long period of time.
Heparin is an anticoagulant that forms a complex with antithrombin III and activates it to inhibit the function of thrombin.
ヘパリンは、下記の化学式(1)に示すようにアニオン性の多糖類である。すなわち、ヘパリンは、カチオン性の材料と静電的相互作用で結合し、固定化することが可能である。また、ヘパリンの官能基と反応する官能基を有する材料に、共有結合によりヘパリンを固定することも試みられている。 Heparin is an anionic polysaccharide as shown in the following chemical formula (1). That is, heparin is capable of binding and immobilizing a cationic material by electrostatic interaction. Further, it has also been attempted to immobilize heparin by a covalent bond to a material having a functional group that reacts with the functional group of heparin.
高分子材料表面にヘパリンをコーティングする方法の研究が進められ、多くの材料が開発されている。ヘパリンをコーティングする方法は、主に、イオン結合型固定法と共有結合型固定法に分類される。 Research on a method for coating the surface of a polymer material with heparin has been advanced, and many materials have been developed. The method of coating heparin is mainly classified into an ionic bond type fixing method and a covalent bond type fixing method.
カチオン性のバインダー材料を介してアニオン性のヘパリンを固定する方法を、イオン結合型固定法という。イオン結合型固定法では、抗凝血性が高く、血液と30分接触させてもほとんど血栓が形成されず、材料表面上はクリーンな状態が維持されると報告されている(例えば、非特許文献1、2参照)。これは、イオン結合型固定法で固定することにより、ヘパリンが多点で高分子材料表面に固定化されることを示唆している。 A method of fixing anionic heparin via a cationic binder material is called an ionic bond-type fixing method. It has been reported that the ionic bond-type fixation method has high anticoagulant properties, almost no thrombus is formed even after contact with blood for 30 minutes, and a clean state is maintained on the material surface (for example, Non-Patent Document 1 1 and 2). This suggests that heparin is immobilized on the surface of the polymer material at multiple points by immobilization by the ionic bond type immobilization method.
ヘパリンの官能基を利用して化学的にポリマーと結合させる方法を、共有結合型固定法という。共有結合型固定法では、トロンビンの不活性化により、材料表面上にはアルブミン(血漿タンパク質の1種)が吸着し、血小板を粘着させることが知られている(例えば、非特許文献3参照)。これは、イオン結合型固定法に比べてヘパリンの固定量が少なく、さらに少量の固定化されたヘパリンとポリマーの結合強度が強く、ヘパリンの自由度が奪われて、抗凝血活性効果を発揮できなかったことを示唆している(例えば、特許文献1参照)。 A method of chemically bonding to a polymer using a functional group of heparin is called a covalent bond fixing method. In the covalent immobilization method, it is known that inactivation of thrombin causes albumin (a kind of plasma protein) to be adsorbed on the material surface to adhere platelets (for example, see Non-Patent Document 3). .. This is because the amount of heparin immobilized is smaller than that of the ionic bond-type immobilization method, and the binding strength between a small amount of immobilized heparin and the polymer is strong, so that the degree of freedom of heparin is lost and the anticoagulant activity is exhibited. It suggests that it could not be done (for example, refer to Patent Document 1).
血液と接触する医療用具(例えば、血液用回路チューブ、血管造影カテーテル、人工肺、動脈フィルタなど)の表面に、ヘパリンおよびヘパリン固定化ポリマーを何らかの方法で固定することにより、医療用具に抗血栓性を付与することができる。ヘパリンが持つ負電荷(スルホン酸基やアミノスルホン酸基)に、アンモニウム塩やホスホニウム塩などの有機カチオン化合物を結合させて、水に不溶かつ、有機溶媒に可溶な複合体を形成する。
医療用具に有機カチオン化合物などの疎水性が非常に高い化合物をコーティングした場合、ヘパリンを長時間保持できるが、ヘパリンの抗凝血効果が抑えられて、血栓が生じ易い。一方、医療用具にコーティングした化合物の親水性が高いと、ヘパリンが短時間で溶出するため、長期間にわたって抗血栓性を維持できない。したがって、医療用具にコーティングする有機カチオン化合物は、適度に親水性と疎水性のバランスが必要である(例えば、特許文献1参照)。
Anti-thrombotic properties of medical devices by fixing heparin and heparin-immobilized polymer on the surface of medical devices that come into contact with blood (eg, blood circuit tubes, angiography catheters, artificial lungs, arterial filters, etc.) Can be given. An organic cationic compound such as an ammonium salt or a phosphonium salt is bonded to the negative charge (sulfonic acid group or aminosulfonic acid group) of heparin to form a complex insoluble in water and soluble in an organic solvent.
When a medical device is coated with a highly hydrophobic compound such as an organic cation compound, heparin can be retained for a long time, but the anticoagulant effect of heparin is suppressed, and thrombus is likely to occur. On the other hand, when the hydrophilicity of the compound coated on the medical device is high, heparin is eluted in a short time, so that the antithrombotic property cannot be maintained for a long time. Therefore, the organic cation compound coated on the medical device needs to have an appropriate balance of hydrophilicity and hydrophobicity (see, for example, Patent Document 1).
現在の臨床の現場では、血液に接触する多くの器具が用いられている。なお、長年、抗血栓材料の開発研究が続けられているが、明確な抗血栓性の理解や十分な抗血栓材料の開発が達成されていない。現在、最も検討されている方法としては、血液凝固を引き起こさない材料表面を形成する方法が挙げられる。すなわち、高分子材料表面にヘパリンをコーティングする研究や、高分子材料表面に高分子ポリマーをコーティングする研究が進められている。これらの研究の目的は、高分子材料表面をコーティングすることにより、血液凝固反応のトリガーとなる血小板の付着や血漿タンパク質の吸着を抑えて、血液凝固反応を引き起こさないことである。 In the current clinical setting, many devices that come into contact with blood are used. Although research and development on antithrombotic materials have been continued for many years, clear understanding of antithrombotic properties and development of sufficient antithrombotic materials have not been achieved. Currently, the most studied methods include forming a material surface that does not cause blood coagulation. That is, research on coating the surface of a polymer material with heparin and research on coating a polymer surface with a polymer are underway. The purpose of these studies is to prevent the blood coagulation reaction by coating the surface of the polymer material to suppress the adhesion of platelets and the adsorption of plasma proteins, which trigger the blood coagulation reaction.
コーティング方法としては、例えば、高分子材料表面に、2−methacryloyloxyethyl phosphorylchloline(MPC)ポリマーや、poly(2−methoxyethyl acrylate)(PMEA)ポリマーをベースとするコーティングを行う、血液適合性コーティング技術が挙げられる。また、高分子材料表面に、ポリエチレングリコールなどの高密度の高分子ブラシを形成することにより、タンパク質の吸着を抑制する方法が挙げられる。また、ヘパリン分子に含まれるヘパラン硫酸が抗血液凝固反応に寄与することを利用する方法が挙げられる。さらに、血管内皮細胞に触れても血液は凝固しないことから、高分子材料表面に血管内皮細胞を固定化する方法が挙げられる。 Examples of the coating method include a blood-compatible coating technique in which a polymer material surface is coated with a 2-methacryloyloxyphenyl phosphochlorine (MPC) polymer or a poly(2-methoxyethyl acrylate) (PMEA) polymer. .. Another example is a method of suppressing adsorption of proteins by forming a high-density polymer brush such as polyethylene glycol on the surface of the polymer material. In addition, there is a method that utilizes the fact that heparan sulfate contained in the heparin molecule contributes to the anticoagulant reaction. Furthermore, since blood does not coagulate even when it comes into contact with vascular endothelial cells, there is a method of fixing vascular endothelial cells on the surface of a polymer material.
上述のように、ヘパリンは、臨床的に最も一般的に使用されている抗凝固薬であり、血液と接触する医療用具の表面のコーティングに広く利用されている。したがって、高分子材料表面をヘパリンでコーティングする技術は、体外循環において必要不可欠な技術である。しかしながら、ヘパリンをコーティングした血液回路を用いた体外循環では、全身に投与するヘパリン量の減量や、長期循環時における抗血栓性の持続性などについて十分に検討されていなかった。 As mentioned above, heparin is the clinically most commonly used anticoagulant and is widely used for coating the surface of medical devices that come into contact with blood. Therefore, the technique of coating the surface of the polymer material with heparin is an essential technique for extracorporeal circulation. However, in the extracorporeal circulation using a blood circuit coated with heparin, reduction of the amount of heparin administered systemically and persistence of antithrombotic property during long-term circulation have not been sufficiently examined.
そこで、簡易かつ安全に高分子基材表面にヘパリンを固定化できる新技術の開発が望まれていた。 Therefore, there has been a demand for the development of a new technique capable of easily and safely immobilizing heparin on the surface of a polymer substrate.
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであって、簡易かつ安全に高分子基材表面にヘパリンを固定化できるヘパリン固定化バインダーおよびその製造方法、ヘパリン固定化バインダーを含む医療用具およびその製造方法を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and a heparin-immobilized binder capable of immobilizing heparin on the surface of a polymer substrate easily and safely, a method for producing the same, a medical device including the heparin-immobilized binder and the same. It is intended to provide a manufacturing method.
本発明は、下記の態様を有する。
[1]ポリアミンにアルキル基を導入してなり、カチオン性と疎水性を併せ持つヘパリン固定化バインダー。
[2]前記ポリアミンはε−ポリリジンであり、該ε−ポリリジンのアミノ基の一部がドデシル無水コハク酸によりアミド化された部分アミド化物からなる[1]に記載のヘパリン固定化バインダー。
[3]前記部分アミド化物における前記ドデシル無水コハク酸の導入率は、20質量%以上40質量%以下である[2]に記載のヘパリン固定化バインダー。
[4]血液接触面の少なくとも一部に、[1]〜[3]のいずれかに記載のヘパリン固定化バインダーがコーティングされた医療用具。
[5]前記ヘパリン固定化バインダーを介して、前記血液接触面の少なくとも一部にヘパリンおよびヘパリン誘導体の少なくとも一方が固定された[4]に記載の医療用具。
[6]前記医療用具は、チューブである[4]または[5]に記載の医療用具。
[7]前記医療用具は、リザーバである[4]または[5]に記載の医療用具。
[8]ポリアミンと酸無水物を反応させて、前記ポリアミンのアミノ基の一部を前記酸無水物によりアミド化する工程を有するヘパリン固定化バインダーの製造方法。
[9]前記ポリアミンはε−ポリリジンであり、前記酸無水物はドデシル無水コハク酸である[8]に記載のヘパリン固定化バインダーの製造方法。
[10][1]〜[3]のいずれかに記載のヘパリン固定化バインダーを溶媒に溶解して、該ヘパリン固定化バインダーを含む溶液を調製する工程と、医療用具の血液接触面の少なくとも一部に前記溶液を塗布して、前記血液接触面の少なくとも一部に、前記ヘパリン固定化バインダーをコーティングする工程と、を有する医療用具の製造方法。
[11]前記ヘパリン固定化バインダーを介して、前記血液接触面の少なくとも一部にヘパリンおよびヘパリン誘導体の少なくとも一方を固定する工程を有する[10]に記載の医療用具の製造方法。
The present invention has the following aspects.
[1] A heparin-immobilized binder having a cationic property and a hydrophobic property, which is obtained by introducing an alkyl group into polyamine.
[2] The heparin-immobilized binder according to [1], wherein the polyamine is ε-polylysine, and a part of the amino group of the ε-polylysine is a partially amidated product amidated with dodecylsuccinic anhydride.
[3] The heparin-immobilized binder according to [2], wherein the introduction rate of the dodecyl succinic anhydride in the partially amidated product is 20% by mass or more and 40% by mass or less.
[4] A medical device in which at least a part of the blood contact surface is coated with the heparin-immobilized binder according to any one of [1] to [3].
[5] The medical device according to [4], wherein at least one of heparin and a heparin derivative is fixed to at least a part of the blood contact surface via the heparin-immobilized binder.
[6] The medical device according to [4] or [5], wherein the medical device is a tube.
[7] The medical device according to [4] or [5], wherein the medical device is a reservoir.
[8] A method for producing a heparin-immobilized binder, comprising a step of reacting a polyamine with an acid anhydride to amidate a part of the amino groups of the polyamine with the acid anhydride.
[9] The method for producing a heparin-immobilized binder according to [8], wherein the polyamine is ε-polylysine, and the acid anhydride is dodecyl succinic anhydride.
[10] A step of dissolving the heparin-immobilized binder according to any one of [1] to [3] in a solvent to prepare a solution containing the heparin-immobilized binder, and at least one of blood contact surfaces of medical devices. A step of applying the solution to a portion and coating at least a part of the blood contact surface with the heparin-immobilized binder.
[11] The method for producing a medical device according to [10], which has a step of fixing at least one of heparin and a heparin derivative on at least a part of the blood contact surface via the heparin-immobilized binder.
本発明によれば、簡易かつ安全に高分子基材表面にヘパリンを固定化できるヘパリン固定化バインダーおよびその製造方法、ヘパリン固定化バインダーを含む医療用具およびその製造方法を提供することができる。 According to the present invention, it is possible to provide a heparin-immobilized binder capable of immobilizing heparin on the surface of a polymer substrate easily and safely, a method for producing the same, a medical device containing the heparin-immobilized binder, and a method for producing the same.
本発明のヘパリン固定化バインダーおよびその製造方法、医療用具およびその製造方法の実施の形態について説明する。
なお、本実施の形態は、発明の趣旨をより良く理解させるために具体的に説明するものであり、特に指定のない限り、本発明を限定するものではない。
Embodiments of a heparin-immobilized binder, a method for producing the same, a medical device and a method for producing the same according to the present invention will be described.
It should be noted that the present embodiment is specifically described for better understanding of the gist of the invention, and does not limit the present invention unless otherwise specified.
[ヘパリン固定化バインダー]
本実施形態のヘパリン固定化バインダーは、ポリアミンにアルキル基を導入してなり、カチオン性と疎水性を併せ持つ。
[Heparin-immobilized binder]
The heparin-immobilized binder of the present embodiment is obtained by introducing an alkyl group into polyamine and has both cationicity and hydrophobicity.
ポリアミンとしては、例えば、下記の化学式(2)で表されるε−ポリリジン(PLL)、ポリアルギニン、ポリオルニチン、ポリアリルアミン等が挙げられる。これらの中でも、毒性が比較的低く、カチオン性の高分子である点から、ε−ポリリジンが好ましい。 Examples of polyamines include ε-polylysine (PLL) represented by the following chemical formula (2), polyarginine, polyornithine, and polyallylamine. Of these, ε-polylysine is preferable because it has relatively low toxicity and is a cationic polymer.
上記の化学式(2)において、nは10以上100以下である。 In the above chemical formula (2), n is 10 or more and 100 or less.
本実施形態のヘパリン固定化バインダーは、ポリアミンのアミノ基の一部が、酸無水物によりアミド化された部分アミド化物からなる。
酸無水物としては、疎水性の化合物であり、かつ、ポリアミンと反応して、ポリアミンのアミノ基の一部をアミド化することができるものであれば、特に限定されないが、例えば、下記の化学式(3)で表されるドデシル無水コハク酸(Dodecylsuccnic Anhydride、DDSA)、3,3−ジメチル無水コハク酸、無水フタル酸等が挙げられる。これらの中でも、疎水性が高い点から、ドデシル無水コハク酸が好ましい。
The heparin-immobilized binder of the present embodiment is composed of a partial amidation product in which a part of the amino group of polyamine is amidated with an acid anhydride.
The acid anhydride is not particularly limited as long as it is a hydrophobic compound and can react with a polyamine to amidate a part of the amino group of the polyamine. For example, the following chemical formula Dodecylsuccinic anhydride (DDSA) represented by (3), 3,3-dimethylsuccinic anhydride, phthalic anhydride and the like can be mentioned. Among these, dodecyl succinic anhydride is preferable because of its high hydrophobicity.
本実施形態のヘパリン固定化バインダーは、ポリアミンがPLLであり、このPLLのアミノ基の一部が酸無水物であるDDSAによりアミド化された部分アミド化物からなることが好ましい。
以下、ε−ポリリジンのアミノ基の一部がドデシル無水コハク酸によりアミド化された部分アミド化物をDDSA−PLLと略す。このDDSA−PLLは、下記の化学式(4)で表される。
In the heparin-immobilized binder of the present embodiment, the polyamine is PLL, and a part of the amino groups of the PLL is preferably a partially amidated product that is amidated with DDSA that is an acid anhydride.
Hereinafter, a partial amidation product in which a part of the amino group of ε-polylysine is amidated with dodecylsuccinic anhydride is abbreviated as DDSA-PLL. This DDSA-PLL is represented by the following chemical formula (4).
上記の化学式(4)において、mは5以上50以下、lは50以上95以下である。 In the above chemical formula (4), m is 5 or more and 50 or less, and l is 50 or more and 95 or less.
上記の部分アミド化物(例えば、DDSA−PLL)における酸無水物由来の部位の導入率は、20質量%以上40質量%以下であることが好ましい。
酸無水物由来の部位の導入率が上記の下限値以上であれば、疎水性が十分であり、高分子基材との接着が期待できる。一方、酸無水物由来の部位の導入率が上記の上限値以下であれば、アニオン性が維持されるため、ヘパリンとの相互作用が期待できる。
The introduction rate of the site derived from the acid anhydride in the above partial amidated product (for example, DDSA-PLL) is preferably 20% by mass or more and 40% by mass or less.
When the introduction rate of the site derived from an acid anhydride is at least the above lower limit value, the hydrophobicity is sufficient and the adhesion to the polymer base material can be expected. On the other hand, when the introduction rate of the site derived from the acid anhydride is not more than the above upper limit value, the anionic property is maintained, so that the interaction with heparin can be expected.
本実施形態のヘパリン固定化バインダーは、PLLにDDSA由来のアルキル基を導入してなり、PLL由来のカチオン性とDDSA由来の疎水性を併せ持つ。そのため、本実施形態のヘパリン固定化バインダーは、PLL由来のアミノ基にヘパリンの硫酸基をイオン結合で結合させることができる。また、本実施形態のヘパリン固定化バインダーは、疎水性を有するため、疎水性相互作用により、高分子基材(高分子材料)の表面(血液接触面)に結合することができる。従って、本実施形態のヘパリン固定化バインダーによれば、簡易かつ安全に高分子基材の表面にヘパリンを固定化することができ、高分子基材の表面に長時間にわたって抗血栓性を維持することができる。 The heparin-immobilized binder of the present embodiment is obtained by introducing a DDSA-derived alkyl group into a PLL and has both PLL-derived cationicity and DDSA-derived hydrophobicity. Therefore, the heparin-immobilized binder of the present embodiment can bond the sulfate group of heparin to the amino group derived from PLL by ionic bond. Moreover, since the heparin-immobilized binder of the present embodiment has hydrophobicity, it can be bound to the surface (blood contact surface) of the polymer base material (polymer material) by hydrophobic interaction. Therefore, according to the heparin-immobilized binder of the present embodiment, heparin can be easily and safely immobilized on the surface of the polymer substrate, and the antithrombogenicity can be maintained on the surface of the polymer substrate for a long time. be able to.
[ヘパリン固定化バインダーの製造方法]
本実施形態のヘパリン固定化バインダーの製造方法は、ポリアミンと酸無水物を反応させて、ポリアミンのアミノ基の一部を酸無水物によりアミド化する工程(以下、「アミド化工程」と言うこともある。)を有する。
[Method for producing heparin-immobilized binder]
The method for producing the heparin-immobilized binder of the present embodiment is a step of reacting a polyamine and an acid anhydride to amidate a part of amino groups of the polyamine with an acid anhydride (hereinafter, referred to as “amidation step”). There is also.)
ポリアミンとしては、上述のように、例えば、PLL等が用いられる。 As the polyamine, as described above, for example, PLL or the like is used.
酸無水物としては、上述のように、例えば、DDSA等が用いられる。 As the acid anhydride, for example, DDSA or the like is used as described above.
本実施形態のヘパリン固定化バインダーの製造方法では、例えば、下記の化学式(5)に示すように、PLLにDDSAを反応させることにより、PLLにDDSA由来の疎水性部位を導入する。 In the method for producing the heparin-immobilized binder of the present embodiment, for example, as shown in the following chemical formula (5), the DDSA-derived hydrophobic site is introduced into the PLL by reacting the PLL with DDSA.
本実施形態のヘパリン固定化バインダーの製造方法は、アミド化工程の前に、ポリアミンを溶媒に溶解して、ポリアミン溶液を調製する工程(以下、「ポリアミン溶液調製工程」と言うこともある。)を有することが好ましい。 In the method for producing a heparin-immobilized binder of the present embodiment, a step of dissolving a polyamine in a solvent to prepare a polyamine solution before the amidation step (hereinafter, also referred to as “polyamine solution preparation step”). It is preferable to have
溶媒としては、ポリアミンを溶解することができるものであれば、特に限定されないが、ジメチルスルホキシド(Dimethyl sulfoxide、DMSO)、ジメチルホルムアミド(DMF)等が挙げられる。 The solvent is not particularly limited as long as it can dissolve the polyamine, and examples thereof include dimethyl sulfoxide (DMSO) and dimethylformamide (DMF).
ポリアミン溶液におけるポリアミンの含有量は、1質量%以上20質量%以下であることが好ましく、5質量%以上15質量%以下であることがより好ましい。 The content of polyamine in the polyamine solution is preferably 1% by mass or more and 20% by mass or less, and more preferably 5% by mass or more and 15% by mass or less.
アミド化工程では、ポリアミン溶液調製工程で調製したポリアミン溶液に、酸無水物を添加して、ポリアミンと酸無水物を反応させて、ポリアミンのアミノ基の一部を酸無水物によりアミド化する。これにより、ポリアミンのアミノ基の一部が、酸無水物によりアミド化された部分アミド化物が得られる。
アミド化工程における反応温度(ポリアミン溶液と酸無水物の混合物の温度)は、50℃以上100℃以下であることが好ましく、60℃以上80℃以下であることがより好ましい。
In the amidation step, an acid anhydride is added to the polyamine solution prepared in the polyamine solution preparation step to react the polyamine with the acid anhydride, and a part of the amino group of the polyamine is amidated with the acid anhydride. As a result, a partial amidated product is obtained in which a part of the amino group of polyamine is amidated with an acid anhydride.
The reaction temperature (the temperature of the mixture of the polyamine solution and the acid anhydride) in the amidation step is preferably 50° C. or higher and 100° C. or lower, and more preferably 60° C. or higher and 80° C. or lower.
アミド化工程における反応時間(ポリアミン溶液と酸無水物を反応させる時間)は、0.5時間以上5時間以下であることが好ましく、1時間以上3時間以下であることがより好ましい。 The reaction time in the amidation step (the time for reacting the polyamine solution with the acid anhydride) is preferably 0.5 hours or more and 5 hours or less, and more preferably 1 hour or more and 3 hours or less.
ポリアミン溶液と酸無水物は、必要に応じて、撹拌翼、マグネチックスターラー、超音波ホモジナイザ等の装置を用いて混合される。 The polyamine solution and the acid anhydride are mixed using a device such as a stirring blade, a magnetic stirrer, and an ultrasonic homogenizer, if necessary.
ポリアミン溶液に対する酸無水物の添加量は、部分アミド化物(例えば、DDSA−PLL)における酸無水物由来の部位の導入率が20質量%以上40質量%以下となる量とすることが好ましい。 The amount of the acid anhydride added to the polyamine solution is preferably such that the introduction rate of the site derived from the acid anhydride in the partial amidation product (for example, DDSA-PLL) is 20% by mass or more and 40% by mass or less.
例えば、ポリアミンがPLLであり、酸無水物がDDSAである場合、DDSA−PLLにおけるDDSA由来の部位の導入率をA(質量%)、ポリアミン溶液におけるPLLの濃度(含有率)をB(質量%)とした場合、ポリアミン溶液に対するDDSAの添加量X(g)は、下記の数式(α)で表される。
X=(10×A×B×268.40)/128 (α)
For example, when the polyamine is PLL and the acid anhydride is DDSA, the introduction rate of the DDSA-derived site in DDSA-PLL is A (mass %), and the concentration (content rate) of the PLL in the polyamine solution is B (mass %). )), the addition amount X(g) of DDSA to the polyamine solution is represented by the following mathematical expression (α).
X=(10×A×B×268.40)/128 (α)
数式(α)中、268.40はDDSAの重量平均分子量(Mw)であり、128はPLLの繰り返し単位の重量平均分子量(Mw)である。 In formula (α), 268.40 is the weight average molecular weight (Mw) of DDSA, and 128 is the weight average molecular weight (Mw) of the repeating unit of PLL.
得られた部分アミド化物は、ポリアミン溶液を構成していた溶媒に溶解して溶液となっているため、その溶液に蒸留水を混ぜて、部分アミド化物を沈殿させて回収する(回収工程)。 The obtained partially amidated product is dissolved in the solvent that constitutes the polyamine solution to form a solution, and thus distilled water is mixed with the solution to precipitate and recover the partially amidated product (collection step).
本実施形態のヘパリン固定化バインダーの製造方法によれば、ポリアミンと酸無水物を反応させて、ポリアミンのアミノ基の一部を酸無水物によりアミド化することにより、容易に、部分アミド化物からなる本実施形態のヘパリン固定化バインダーを得ることができる。 According to the method for producing a heparin-immobilized binder of the present embodiment, by reacting a polyamine and an acid anhydride and amidating a part of an amino group of the polyamine with an acid anhydride, it is possible to easily convert a partially amidated product. The heparin-immobilized binder of the present embodiment can be obtained.
[医療用具]
本実施形態の医療用具は、医療用具に用いられる高分子基材(高分子材料)の血液接触面の少なくとも一部に、本実施形態のヘパリン固定化バインダーがコーティングされたものである。
[Medical equipment]
The medical device of the present embodiment is one in which at least a part of the blood contact surface of a polymer base material (polymer material) used in the medical device is coated with the heparin-immobilized binder of the present embodiment.
図1は、本実施形態の医療用具の概略構成を示し、医療用具を構成する高分子基材の厚さ方向の断面図である。
本実施形態の医療用具10は、図1に示すように、高分子基材11と、高分子基材11の血液接触面(一面)11aの少なくとも一部にコーティングされたヘパリン固定化バインダー12とを有する。
FIG. 1 shows a schematic configuration of the medical device according to the present embodiment, and is a cross-sectional view in the thickness direction of a polymer base material forming the medical device.
As shown in FIG. 1, the medical device 10 of the present embodiment includes a polymer base material 11 and a heparin-immobilized binder 12 coated on at least a part of a blood contact surface (one surface) 11a of the polymer base material 11. Have.
高分子基材11としては、一般的に医療用具に用いられるものであれば特に限定されないが、例えば、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、シリコーンゴム等が挙げられる。 The polymer base material 11 is not particularly limited as long as it is generally used for medical devices, and examples thereof include polyethylene, polypropylene, polyvinyl chloride, polycarbonate, silicone rubber and the like.
高分子基材11の血液接触面11aとは、高分子基材11を医療用具に適用した場合に血液と接触する面のことである。 The blood contact surface 11a of the polymer base material 11 is a surface that comes into contact with blood when the polymer base material 11 is applied to a medical device.
ヘパリン固定化バインダー12としては、本実施形態のヘパリン固定化バインダーが用いられる。 As the heparin-immobilized binder 12, the heparin-immobilized binder of this embodiment is used.
また、本実施形態の医療用具10は、ヘパリン固定化バインダー12を介して、高分子基材11の血液接触面11aの少なくとも一部に、上記の化学式(1)で表されるヘパリンおよびその誘導体(ヘパリン誘導体)の少なくとも一方が固定されていることが好ましい。 Further, the medical device 10 of the present embodiment has the heparin and the derivative thereof represented by the above chemical formula (1) on at least a part of the blood contact surface 11 a of the polymer-based material 11 via the heparin-immobilized binder 12. At least one of the (heparin derivative) is preferably fixed.
ヘパリン誘導体は、上記の化学式(1)で表されるヘパリンの構成グルコサミン残基の50%程度がN−硫酸化されていないヘパラン硫酸等が挙げられる。 Examples of the heparin derivative include heparan sulfate in which about 50% of the glucosamine residues constituting heparin represented by the above chemical formula (1) are not N-sulfated.
本実施形態の医療用具10によれば、高分子基材11の血液接触面11aの少なくとも一部にヘパリン固定化バインダー12を有するため、このヘパリン固定化バインダー12を介して、血液接触面11aの少なくとも一部にヘパリンおよびヘパリン誘導体の少なくとも一方を固定することができる。また、本実施形態の医療用具10によれば、高分子基材11の血液接触面11aの少なくとも一部にコーティングされたヘパリン固定化バインダー12を介して、高分子基材11の血液接触面11aの少なくとも一部に、ヘパリンおよびヘパリン誘導体の少なくとも一方が固定されているため、高分子基材11の血液接触面11aに長時間にわたって抗血栓性を維持することができる。 According to the medical device 10 of the present embodiment, since the heparin-immobilized binder 12 is provided on at least a part of the blood contact surface 11a of the polymer-based material 11, the blood-contact surface 11a of the blood contact surface 11a is disposed via the heparin-immobilized binder 12. At least one of heparin and a heparin derivative can be immobilized on at least a part. Further, according to the medical device 10 of the present embodiment, the blood contact surface 11a of the polymer-based material 11 is interposed via the heparin-immobilized binder 12 coated on at least a part of the blood contact surface 11a of the polymer-based material 11. Since at least one of heparin and a heparin derivative is fixed to at least a part of the above, the antithrombogenicity can be maintained on the blood contact surface 11a of the polymer-based material 11 for a long time.
次に、本実施形態の医療用具の具体例を説明する。 Next, a specific example of the medical device according to this embodiment will be described.
<チューブ、リザーバ>
本実施形態の医療用具は、チューブであってもよい。本実施形態の医療用具であるチューブは、高分子基材からなるチューブ本体と、そのチューブ本体の内壁面(血液接触面)の少なくとも一部にコーティングされたヘパリン固定化バインダーとを有する。
<Tube, reservoir>
The medical device of this embodiment may be a tube. The tube which is the medical device of the present embodiment has a tube body made of a polymer base material, and a heparin-immobilized binder coated on at least a part of the inner wall surface (blood contact surface) of the tube body.
また、本実施形態の医療用具は、リザーバであってもよい。本実施形態の医療用具であるリザーバは、高分子基材からなるリザーバ本体と、そのリザーバ本体の内壁面(血液接触面)の少なくとも一部にコーティングされたヘパリン固定化バインダーとを有する。 Moreover, the medical device of the present embodiment may be a reservoir. The reservoir which is the medical device of the present embodiment has a reservoir body made of a polymer base material and a heparin-immobilized binder coated on at least a part of the inner wall surface (blood contact surface) of the reservoir body.
本実施形態のチューブおよびリザーバは、例えば、血液循環システムに用いられる。
図2は、本実施形態のチューブおよびリザーバが適用される人工心肺装置の概略構成を示す図である。図3は、本実施形態のリザーバの概略構成を説明する縦断面図であり、圧力センサを取付けていない状態を示す図である。図4は、本実施形態のリザーバの概略構成を説明する縦断面図であり、圧力センサを取付けた状態の概略構成を説明する概念図である。
The tube and the reservoir of the present embodiment are used, for example, in a blood circulation system.
FIG. 2 is a diagram showing a schematic configuration of an artificial heart-lung machine to which the tube and the reservoir of this embodiment are applied. FIG. 3 is a vertical cross-sectional view for explaining the schematic configuration of the reservoir of the present embodiment, and is a view showing a state in which the pressure sensor is not attached. FIG. 4 is a vertical cross-sectional view illustrating the schematic configuration of the reservoir of the present embodiment, and is a conceptual diagram illustrating the schematic configuration with the pressure sensor attached.
以下、血液循環システムについて説明する。
心臓手術等の手術中や手術後においては、心臓を停止あるいは停止に近い状態にすることから、必要に応じて、人工心肺や補助循環のための血液循環システムが広く使用されている。
The blood circulation system will be described below.
During or after surgery such as heart surgery, the heart is stopped or brought into a state close to stop, so that a cardiopulmonary system and a blood circulation system for assisted circulation are widely used as necessary.
人工心肺を備えた人工心肺装置(血液循環システム)100は、例えば、図2に示すように、脱血ライン101と、リザーバ102と、血液ライン103と、第1の送血ライン(送血ライン)104と、人工肺105と、第2の送血ライン(送血ライン)106と、脱血流量センサ(脱血流量測定手段)111と、ローラポンプ(送血ポンプ)120と、脱血レギュレータ(流量調整手段)121と、制御部140とを備えている。 An artificial heart-lung machine (blood circulation system) 100 including an artificial heart-lung machine, for example, as shown in FIG. 2, a blood removal line 101, a reservoir 102, a blood line 103, and a first blood supply line (blood supply line). ) 104, artificial lung 105, second blood supply line (blood supply line) 106, blood removal sensor (blood removal measuring means) 111, roller pump (blood supply pump) 120, blood removal regulator A (flow rate adjusting means) 121 and a control unit 140 are provided.
また、脱血ライン101、リザーバ102、血液ライン103、ローラポンプ120、第1の送血ライン104、人工肺105、第2の送血ライン106は、この順に接続され、脱血ライン101および送血ライン106を介して患者(人体)Pに接続可能とされている。 The blood removal line 101, the reservoir 102, the blood line 103, the roller pump 120, the first blood supply line 104, the artificial lung 105, and the second blood supply line 106 are connected in this order, and the blood removal line 101 and the blood supply line 101 are connected. The patient (human body) P can be connected via the blood line 106.
そして、脱血された血液はリザーバ102に一時的に貯留され、ローラポンプ(送血ポンプ)120によって、第1の送血ライン104、人工肺105、第2の送血ライン106を介して患者Pに循環されるようになっている。 Then, the blood that has been removed is temporarily stored in the reservoir 102, and the roller pump (blood pump) 120 causes the patient to pass through the first blood supply line 104, the artificial lung 105, and the second blood supply line 106. It is circulated to P.
脱血ライン101は、一端が患者Pに接続可能とされていて、静脈から受け取った血液をリザーバ102に移送するようになっている。
また、脱血ライン101には、必要に応じて血液の濃度や酸素の濃度をモニターするためのセンサ等(不図示)が設けられている。なお、上記センサ等は、脱血ライン101に代えて、血液ライン103、第1の送血ライン104に設けてもよい。
One end of the blood removal line 101 is connectable to the patient P, and the blood received from the vein is transferred to the reservoir 102.
Further, the blood removal line 101 is provided with a sensor or the like (not shown) for monitoring the concentration of blood and the concentration of oxygen as necessary. The sensors and the like may be provided in the blood line 103 and the first blood supply line 104 instead of the blood removal line 101.
また、脱血ライン101、血液ライン103および第1の送血ライン104は、例えば、本実施形態のチューブにより構成されている。
また、脱血ライン101には、脱血レギュレータ121、脱血流量センサ111がこの順に配置されている。なお、脱血流量センサ111、脱血レギュレータ121の順に配置してもよい。
In addition, the blood removal line 101, the blood line 103, and the first blood supply line 104 are configured by, for example, the tube of this embodiment.
Further, the blood removal line 101 is provided with a blood removal regulator 121 and a blood removal volume sensor 111 in this order. The blood removal amount sensor 111 and the blood removal regulator 121 may be arranged in this order.
リザーバ102は、リザーバ本体102Aと、リザーバ本体102Aの上部に取り付けられるヘッドキャップ102Bと、リザーバ本体102Aの内部に配置される仕切板102Cと、フィルタ102Fと、圧力センサ102Sとを備え、リザーバ本体102A内に脱血された血液および吸引した血液が貯留可能とされている。
リザーバ102は、例えば、本実施形態のリザーバにより構成されている。
The reservoir 102 includes a reservoir body 102A, a head cap 102B attached to the upper portion of the reservoir body 102A, a partition plate 102C arranged inside the reservoir body 102A, a filter 102F, and a pressure sensor 102S. Blood removed and aspirated blood can be stored therein.
The reservoir 102 is composed of, for example, the reservoir of this embodiment.
リザーバ本体102Aは、図3に示すように、部分的に下方に伸びる突出部を有する形態とされていて、仕切板102Cおよびフィルタ102Fによって第1貯留室Q1および第2貯留室Q2が画成されている。
また、リザーバ本体102Aの外面には、リザーバ102に貯留される血液を目視することが可能な液位目盛102Gが表示されている。
As shown in FIG. 3, the reservoir body 102A is configured to have a protruding portion that partially extends downward, and the partition plate 102C and the filter 102F define a first storage chamber Q1 and a second storage chamber Q2. ing.
Further, on the outer surface of the reservoir main body 102A, a liquid level scale 102G that allows the blood stored in the reservoir 102 to be visually observed is displayed.
また、リザーバ本体102Aは、上部に血液が流入する流入口P1が形成されていて、流入口P1が脱血ライン101に接続され、脱血ライン101を介して脱血した血液が第1貯留室Q1に流入するようになっている。 Further, the reservoir body 102A has an inflow port P1 through which blood flows in, and the inflow port P1 is connected to the blood removal line 101, and blood removed through the blood removal line 101 is stored in the first storage chamber. It is designed to flow into Q1.
また、リザーバ本体102Aには、必要に応じて、ヘッドキャップ102Bに形成された吸引血液流入口P2を介して吸引した血液が第2貯留室Q2に流入するようになっている。 Further, the blood sucked into the reservoir main body 102A through the suction blood inflow port P2 formed in the head cap 102B flows into the second storage chamber Q2 as necessary.
第2貯留室Q2に流入した血液は、仕切り板102Cによって血液をフィルタ102Fに向かって導かれ、フィルタ102Fは第2貯留室Q2の血液を濾過して第1貯留室Q1に移動するようになっている。 The blood flowing into the second storage chamber Q2 is guided to the filter 102F by the partition plate 102C, and the filter 102F filters the blood in the second storage chamber Q2 and moves to the first storage chamber Q1. ing.
第1貯留室Q1は、流入口P1を介して流入する血液とフィルタ102Fを介して流入する血液を一時的に貯留し、リザーバ本体102Aの突出部の下端部に形成された流出口P3を介して血液ライン103に血液が流出されるようになっている。 The first storage chamber Q1 temporarily stores the blood flowing in via the inflow port P1 and the blood flowing in via the filter 102F, and via the outflow port P3 formed at the lower end of the protruding portion of the reservoir body 102A. Blood is allowed to flow to the blood line 103.
また、リザーバ本体102Aは、突出部の側面に圧力センサ102Sを取付けるためのセンサポート102Pを備えている。
センサポート102Pは、リザーバ本体102Aの下方に形成された突出部の内方と外方とを貫通する貫通穴102Hが形成されていて、図4に示すように、貫通穴102Hに圧力センサ102Sを液密に挿入して圧力センサ102Sを取付けるようになっている。
Further, the reservoir body 102A has a sensor port 102P for mounting the pressure sensor 102S on the side surface of the protruding portion.
The sensor port 102P is formed with a through hole 102H penetrating the inside and the outside of the protrusion formed below the reservoir body 102A. As shown in FIG. 4, the pressure sensor 102S is provided in the through hole 102H. The pressure sensor 102S is attached in a liquid-tight manner.
なお、圧力センサ102Sを用いない場合には、図3に示すように、圧力センサ102Sに代えてプラグ102Tを貫通穴102Hに液密に挿入するようになっている。
このように構成により、圧力センサ102Sを使用するかどうかを容易かつ任意に設定することができる。
When the pressure sensor 102S is not used, as shown in FIG. 3, the plug 102T is liquid-tightly inserted into the through hole 102H instead of the pressure sensor 102S.
With such a configuration, whether or not to use the pressure sensor 102S can be easily and arbitrarily set.
圧力センサ102Sは、圧力検出部が圧力を伝達可能に構成された樹脂膜等によって被覆された構成とされ、例えば、リザーバ本体102A内に貯留された血液の液面下に配置されて血液の液圧を、血液を介して直接的に検知するように構成されている。
そして、圧力センサ102Sは、図4に示すように、例えば、血液流出口P3近傍に配置されている。
The pressure sensor 102S has a structure in which the pressure detecting portion is covered with a resin film or the like configured to be able to transmit pressure. For example, the pressure sensor 102S is disposed below the liquid surface of the blood stored in the reservoir body 102A, It is configured to sense pressure directly via blood.
The pressure sensor 102S is arranged, for example, in the vicinity of the blood outlet P3, as shown in FIG.
血液ライン103は、脱血ライン101と同様の構成とされていて、リザーバ102から受け取った血液をローラポンプ120に移送するようになっている。 The blood line 103 has the same structure as the blood removal line 101, and transfers blood received from the reservoir 102 to the roller pump 120.
ローラポンプ120は、例えば、回転ローラと、回転ローラの外方に配置され柔軟な樹脂により形成されたチューブとを備えていて、回転ローラが回転してチューブをしごいて血液を吸引、送り出すことにより、リザーバ102に貯留された血液を、血液ライン103を介して吸引するとともに、第1の送血ライン104を介して人工肺105に血液を移送するようになっている。 The roller pump 120 includes, for example, a rotary roller and a tube formed outside of the rotary roller and made of a flexible resin, and the rotary roller rotates to squeeze the tube to suck and deliver blood. Thus, the blood stored in the reservoir 102 is sucked through the blood line 103 and is transferred to the artificial lung 105 through the first blood supply line 104.
また、ローラポンプ120は、制御部140が出力した回転制御信号によって回転ローラの回転数が制御され、回転ローラの回転数に応じた量の血液を吸引、送血するようになっている。 Further, the roller pump 120 controls the rotation speed of the rotation roller by a rotation control signal output from the control unit 140, and sucks and sends blood in an amount corresponding to the rotation speed of the rotation roller.
第1の送血ライン104は、脱血ライン101と同様の構成とされていて、ローラポンプ120から送り出された血液を人工肺105に移送するようになっている。 The first blood supply line 104 has the same structure as the blood removal line 101, and transfers the blood sent from the roller pump 120 to the artificial lung 105.
人工肺105は、例えば、気体透過性に優れた中空糸膜または平膜などを備えており、血液中の二酸化炭素を排出して酸素を付加するように構成されている。
なお、人工肺105は、例えば、血液の温度を調整するための熱交換器が一体に形成されている。
The artificial lung 105 includes, for example, a hollow fiber membrane or a flat membrane having excellent gas permeability, and is configured to discharge carbon dioxide in blood and add oxygen.
The artificial lung 105 is integrally formed with, for example, a heat exchanger for adjusting the temperature of blood.
第2の送血ライン106は、二酸化炭素を排出して酸素を付加された血液を人工肺105から受け取って、患者Pの動脈に移送するようになっている。
なお、第2の送血ライン106には、例えば、血栓や気泡など血液中の異物を取り除くためのフィルタ(不図示)が設けられている。
また、第2の送血ライン106は、脱血ライン101と同様の構成とされている。
The second blood supply line 106 is adapted to receive carbon dioxide-exhausted blood and oxygenated blood from the artificial lung 105 and transfer it to the artery of the patient P.
The second blood supply line 106 is provided with a filter (not shown) for removing foreign matter in blood such as thrombus and bubbles.
The second blood supply line 106 has the same configuration as the blood removal line 101.
脱血レギュレータ121は、脱血ライン101に設けられ、例えば、一対のクランプ部材からなるクランパ121Aと、このクランパ121Aを動作させるサーボモータ(不図示)と、脱血レギュレータ操作部121Bとを備え、操作者が、脱血レギュレータ操作部121Bを手動操作して、サーボモータによりクランパ121Aのクランプ量(挟込量)を調整することで、脱血ライン101の断面積を変化させて脱血ライン101を流れる脱血流量を調整するように構成されている。 The blood removal regulator 121 is provided in the blood removal line 101, and includes, for example, a clamper 121A including a pair of clamp members, a servomotor (not shown) that operates the clamper 121A, and a blood removal regulator operation unit 121B. The operator manually operates the blood removal regulator operating unit 121B and adjusts the clamp amount (sandwiching amount) of the clamper 121A by the servo motor, thereby changing the cross-sectional area of the blood removal line 101 to remove the blood removal line 101. It is configured to regulate the amount of blood removal flowing through.
脱血流量センサ(脱血流量測定手段)111は、脱血ライン101に設けられていて、例えば、超音波によって血液の流速を測定する超音波センサが用いられており、測定した脱血流量信号を制御部140に送るようになっている。 The blood removal amount sensor (blood removal amount measuring means) 111 is provided in the blood removal line 101, and, for example, an ultrasonic sensor that measures the flow velocity of blood by ultrasonic waves is used. Is sent to the control unit 140.
[医療用具の製造方法]
本実施形態の医療用具の製造方法は、本実施形態のヘパリン固定化バインダーを溶媒に溶解して、該ヘパリン固定化バインダーを含む溶液(以下、「バインダー溶液」と言うこともある。)を調製する工程(以下、「バインダー溶液調製工程」と言うこともある。)と、医療用具の血液接触面の少なくとも一部に前記溶液を塗布して、前記血液接触面の少なくとも一部に、前記ヘパリン固定化バインダーをコーティングする工程(以下、「コーティング工程」と言うこともある。)と、を有する。
[Medical device manufacturing method]
In the method for producing a medical device of the present embodiment, the heparin-immobilized binder of the present embodiment is dissolved in a solvent to prepare a solution containing the heparin-immobilized binder (hereinafter also referred to as “binder solution”). (Hereinafter, also referred to as “binder solution preparation step”), and applying the solution to at least a part of the blood contact surface of the medical device, and applying the heparin to at least a part of the blood contact surface. And a step of coating the immobilized binder (hereinafter, also referred to as “coating step”).
バインダー溶液調製工程において、ヘパリン固定化バインダーを溶解する溶媒としては、ヘパリン固定化バインダーを溶解することができるものであれば、特に限定されないが、ジメチルスルホキシド(Dimethyl sulfoxide、DNSO)等が挙げられる。 In the binder solution preparation step, the solvent for dissolving the heparin-immobilized binder is not particularly limited as long as it can dissolve the heparin-immobilized binder, and examples thereof include dimethyl sulfoxide (DNSO) and the like.
バインダー溶液におけるヘパリン固定化バインダーの含有量は、0.1質量%以上10質量%以下であることが好ましく、0.5質量%以上5質量%以下であることがより好ましい。 The content of the heparin-immobilized binder in the binder solution is preferably 0.1% by mass or more and 10% by mass or less, and more preferably 0.5% by mass or more and 5% by mass or less.
コーティング工程において、医療用具の血液接触面にバインダー溶液を塗布する方法は、特に限定されないが、例えば、溶媒に溶解して塗布し、溶媒で洗浄すること等が挙げられる。 The method of applying the binder solution to the blood contact surface of the medical device in the coating step is not particularly limited, and examples thereof include dissolving in a solvent and applying the solution, followed by washing with a solvent.
コーティング工程において、医療用具の血液接触面に塗布するバインダー溶液の量は、特に限定されず、塗布する際の医療用具の大きさ、容量に応じて適宜調整される。 In the coating step, the amount of the binder solution applied to the blood contact surface of the medical device is not particularly limited, and is appropriately adjusted according to the size and volume of the medical device used for application.
本実施形態の医療用具の製造方法は、医療用具の血液接触面にコーティングしたヘパリン固定化バインダーを介して、血液接触面の少なくとも一部にヘパリンおよびヘパリン誘導体の少なくとも一方を固定する工程(以下、「ヘパリン固定化工程」と言うこともある。)を有することが好ましい。 The method for producing a medical device of the present embodiment is a step of fixing at least one of heparin and a heparin derivative on at least a part of the blood contact surface via a heparin-immobilized binder coated on the blood contact surface of the medical device (hereinafter, Sometimes referred to as "heparin immobilization step").
ヘパリン固定化工程において、医療用具の血液接触面に固定化するヘパリンおよびヘパリン誘導体の少なくとも一方の量は、特に限定されず、塗布する際の医療用具の大きさ、容量に応じて適宜調整される。 In the heparin immobilization step, the amount of at least one of heparin and heparin derivative immobilized on the blood contact surface of the medical device is not particularly limited, and is appropriately adjusted according to the size and volume of the medical device at the time of application. ..
本実施形態の医療用具の製造方法によれば、医療用具の血液接触面の少なくとも一部に、前本実施形態のヘパリン固定化バインダーを含むバインダー溶液を塗布して、血液接触面の少なくとも一部に、ヘパリン固定化バインダーをコーティングすることにより、容易に、血液接触面の少なくとも一部にヘパリン固定化バインダーがコーティングされた医療用具を得ることができる。さらに、血液接触面の少なくとも一部にヘパリン固定化バインダーを介してヘパリンがコーティングされた医療用具を得ることができる。 According to the method for producing a medical device of the present embodiment, at least a part of the blood contact surface of the medical device, by applying a binder solution containing the heparin-immobilized binder of the previous embodiment, at least a part of the blood contact surface. By coating with the heparin-immobilized binder, it is possible to easily obtain a medical device in which at least a part of the blood contact surface is coated with the heparin-immobilized binder. Furthermore, it is possible to obtain a medical device in which at least a part of the blood contact surface is coated with heparin via a heparin-immobilized binder.
以下、実験例により本発明をさらに具体的に説明するが、本発明は以下の実験例に限定されるものではない。 Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to experimental examples, but the present invention is not limited to the following experimental examples.
[実験例1]
「ヘパリン固定化バインダーの作製」
下記の化学式(2)で表されるε−ポリリジン(PLL)を、ジメチルスルホキシド(DMSO)に溶解し、PLL濃度が10質量%のPLL溶液を調製した。
[Experimental Example 1]
"Preparation of heparin-immobilized binder"
Ε-Polylysine (PLL) represented by the following chemical formula (2) was dissolved in dimethylsulfoxide (DMSO) to prepare a PLL solution having a PLL concentration of 10% by mass.
PLL溶液に、所定量の下記の化学式(3)で表されるドデシル無水コハク酸(DDSA)を添加して、100℃にて2時間、PLLとDDSAを反応させることにより、下記の化学式(5)に示すように、PLLにDDSA由来の疎水性部位を導入し、PLLのアミノ基の一部がDDSAによりアミド化された部分アミド化物(DDSA−PLL)を得た。 A predetermined amount of dodecyl succinic anhydride (DDSA) represented by the following chemical formula (3) is added to the PLL solution, and the PLL and DDSA are reacted at 100° C. for 2 hours to obtain the following chemical formula (5 ), a hydrophobic site derived from DDSA was introduced into the PLL to obtain a partial amidation product (DDSA-PLL) in which a part of the amino group of the PLL was amidated with DDSA.
DDSA由来の部位の導入率が20質量%、30質量%または40質量%のDDSA−PLLを作製した。
DDSA−PLLにおけるDDSA由来の部位の導入率をA(20質量%、30質量%または40質量%)、ポリアミン溶液におけるPLLの濃度(導入率)をB(質量%)とした場合、ポリアミン溶液に対するDDSAの添加量X(g)を、下記の数式(a)から算出した。
X=(10×A×B×268.40)/128 (a)
A DDSA-PLL having an introduction rate of a site derived from DDSA of 20% by mass, 30% by mass or 40% by mass was produced.
When the introduction rate of the site derived from DDSA in DDSA-PLL is A (20% by mass, 30% by mass or 40% by mass) and the concentration (introduction rate) of PLL in the polyamine solution is B (% by mass), it is relative to the polyamine solution. The addition amount X(g) of DDSA was calculated from the following mathematical expression (a).
X=(10×A×B×268.40)/128 (a)
数式(a)中、268.40はDDSAの重量平均分子量(Mw)であり、128はPLLの繰り返し単位の重量平均分子量(Mw)である。
DDSA由来の部位の導入率が20質量%、30質量%または40質量%の場合におけるDDSAの添加量X(g)を表1に示す。
In formula (a), 268.40 is the weight average molecular weight (Mw) of DDSA, and 128 is the weight average molecular weight (Mw) of the repeating unit of PLL.
Table 1 shows the addition amount X(g) of DDSA when the introduction rate of the site derived from DDSA is 20% by mass, 30% by mass or 40% by mass.
得られた部分アミド化物は、PLL溶液を構成していた溶媒(DMSO)に溶解して溶液となっているため、その溶液に蒸留水を混ぜて、部分アミド化物を沈殿させて回収した。 The obtained partially amidated product was dissolved in a solvent (DMSO) constituting the PLL solution to form a solution, and thus distilled water was mixed with the solution to precipitate and recover the partially amidated product.
「部分アミド化物の構造解析」
得られた部分アミド化物を凍結乾燥して粉末化した後、その粉末を重ジメチルスルホキシドに溶解して、部分アミド化物のDMSO溶液を調製した。このDMSO溶液を用いて、核磁気共鳴装置(NMR、商品名:AVAVCEIII、ブルカー社製)により、部分アミド化物の核磁気共鳴(NMR)スペクトル(1H)を測定し、部分アミド化物の分子構造を解析した。結果を図5〜図7に示す。
"Structural analysis of partially amidated compounds"
The obtained partially amidated product was freeze-dried to give a powder, and then the powder was dissolved in heavy dimethyl sulfoxide to prepare a DMSO solution of the partially amidated product. Using this DMSO solution, the nuclear magnetic resonance (NMR) spectrum ( 1 H) of the partially amidated product was measured by a nuclear magnetic resonance apparatus (NMR, trade name: AVAVCEIII, manufactured by Bruker), and the molecular structure of the partially amidated product was measured. Was analyzed. The results are shown in FIGS.
図5は、DDSA由来の部位の導入率を20質量%とした部分アミド化物に関する1H−NMR測定の結果を示す図である。図6は、DDSA由来の部位の導入率を30質量%とした部分アミド化物に関する1H−NMR測定の結果を示す図である。図7は、DDSA由来の部位の導入率を40質量%とした部分アミド化物に関する1H−NMR測定の結果を示す図である。 Figure 5 is a graph showing the result of 1 H-NMR measurement concerning partial amides product in which the rate of introduction of sites from DDSA 20 mass%. FIG. 6 is a diagram showing the results of 1 H-NMR measurement on a partially amidated product in which the introduction rate of the site derived from DDSA was 30 mass %. FIG. 7: is a figure which shows the result of 1 H-NMR measurement regarding the partial amidation product which made the introduction rate of the site|part derived from DDSA 40 mass %.
図5〜図7より、PLLに所定量のDDSA由来の部位を導入できていることが確認された。図5〜図7のスペクトルのメチルプロトン強度1から、DDSA由来の部位の導入率(含有率)を、下記の数式(b)に基づいて算出した。
(DDSA由来の部位の導入率(質量%))=x/3×100 (b)
数式(b)中、xはメチルプロトン強度1の積分値であり、3はメチルのプロトンの数である。
From FIGS. 5 to 7, it was confirmed that a predetermined amount of the DDSA-derived site could be introduced into the PLL. From the methyl proton intensity 1 of the spectra in FIGS. 5 to 7, the introduction rate (content rate) of the DDSA-derived site was calculated based on the following mathematical expression (b).
(Introduction rate (mass %) of the site derived from DDSA)=x/3×100 (b)
In the mathematical expression (b), x is the integral value of the methyl proton intensity 1, and 3 is the number of methyl protons.
数式(b)に基づいて、DDSA由来の部位の導入率を算出すると、図5では約22質量%であり、目的とする導入率(20質量%)が得られた。また、図6では約31質量%であり、目的とする導入率(30質量%)が得られた。また、図7では約41質量%であり、目的とする導入率(40質量%)が得られた。 When the introduction rate of the DDSA-derived site was calculated based on the mathematical expression (b), it was about 22 mass% in FIG. 5, and the target introduction rate (20 mass%) was obtained. Moreover, in FIG. 6, it was about 31 mass %, and the target introduction rate (30 mass %) was obtained. Moreover, in FIG. 7, it was about 41 mass %, and the target introduction rate (40 mass %) was obtained.
[実験例2]
「ヘパリン固定化バインダーの作製」
実験例1と同様にして、PLL濃度が10質量%のPLL溶液を調製した。
[Experimental Example 2]
"Preparation of heparin-immobilized binder"
A PLL solution having a PLL concentration of 10% by mass was prepared in the same manner as in Experimental Example 1.
PLL溶液に、所定量の下記の化学式(6)で表されるヘキサン酸無水物(Hexanoic Anhydride)を添加して、100℃にて2時間、PLLとヘキサン酸無水物を反応させることにより、下記の化学式(7)に示すように、PLLにヘキサン酸無水物由来の疎水性部位を導入し、PLLのアミノ基の一部がヘキサン酸無水物によりアミド化された部分アミド化物(PLL−Hexanoic Anhydride)を得た。 By adding a predetermined amount of hexanoic anhydride (Hexanoic Anhydride) represented by the following chemical formula (6) to the PLL solution, and reacting the PLL and hexanoic anhydride at 100° C. for 2 hours, As shown in the chemical formula (7), a partial amidation product (PLL-Hexanoic Anhydride) in which a hydrophobic site derived from hexanoic anhydride is introduced into PLL, and a part of the amino group of PLL is amidated with hexanoic anhydride ) Got.
ヘキサン酸無水物由来の部位の導入率が20質量%、30質量%または40質量%のPLL−Hexanoic Anhydrideを作製した。 A PLL-Hexanoic Anhydride in which the introduction rate of the site derived from hexanoic anhydride was 20% by mass, 30% by mass or 40% by mass was prepared.
ポリアミン溶液の全量を10mL、PLL−Hexanoic Anhydrideにおけるヘキサン酸無水物由来の部位の導入率をA2(20質量%、30質量%または40質量%)、ポリアミン溶液におけるPLLの濃度(含有率)をB2(質量%)とした場合、ポリアミン溶液に対するヘキサン酸無水物の添加量X2(g)を、下記の数式(c)から算出した。
X2=(10×A1×B2×214.3)/128 (c)
数式(c)中、214.3はヘキサン酸無水物の重量平均分子量(Mw)であり、128はPLLの繰り返し単位の重量平均分子量(Mw)である。
The total amount of the polyamine solution was 10 mL, the introduction rate of the site derived from hexanoic anhydride in the PLL-Hexanoic Anhydride was A2 (20% by mass, 30% by mass or 40% by mass), and the concentration (content rate) of the PLL in the polyamine solution was B2. In the case of (mass %), the addition amount X2 (g) of hexanoic anhydride to the polyamine solution was calculated from the following mathematical expression (c).
X2=(10×A1×B2×214.3)/128 (c)
In formula (c), 214.3 is the weight average molecular weight (Mw) of hexanoic anhydride, and 128 is the weight average molecular weight (Mw) of the repeating unit of PLL.
ヘキサン酸無水物由来の部位の導入率が20質量%、30質量%または40質量%の場合におけるヘキサン酸無水物の添加量X(g)を表2に示す。 Table 2 shows the addition amount X(g) of hexanoic anhydride when the introduction rate of the site derived from hexanoic anhydride is 20% by mass, 30% by mass or 40% by mass.
得られた部分アミド化物は、PLL溶液を構成していた溶媒(DMSO)に溶解して溶液となっているため、その溶液にメタノールを混ぜて、部分アミド化物を沈殿させて回収した。 The obtained partially amidated product was dissolved in a solvent (DMSO) constituting the PLL solution to form a solution, and thus the solution was mixed with methanol to precipitate and recover the partially amidated product.
「部分アミド化物の構造解析」
得られた部分アミド化物を凍結乾燥して粉末化した後、その粉末を重ジメチルスルホキシドに溶解して、部分アミド化物のDMSO溶液を調製した。このDMSO溶液を用いて、核磁気共鳴装置(NMR、商品名:AVAVCEIII、ブルカー社製)により、部分アミド化物の核磁気共鳴(NMR)スペクトル(1H)を測定し、部分アミド化物の分子構造を解析した。結果を図8〜図10に示す。
"Structural analysis of partially amidated compounds"
The obtained partially amidated product was freeze-dried to give a powder, and then the powder was dissolved in heavy dimethyl sulfoxide to prepare a DMSO solution of the partially amidated product. Using this DMSO solution, the nuclear magnetic resonance (NMR) spectrum ( 1 H) of the partially amidated product was measured by a nuclear magnetic resonance apparatus (NMR, trade name: AVAVCEIII, manufactured by Bruker), and the molecular structure of the partially amidated product was measured. Was analyzed. The results are shown in FIGS.
図8は、ヘキサン酸無水物由来の部位の導入率を20質量%とした部分アミド化物に関する1H−NMR測定の結果を示す図である。図9は、ヘキサン酸無水物由来の部位の導入率を30質量%とした部分アミド化物に関する1H−NMR測定の結果を示す図である。図10は、ヘキサン酸無水物由来の部位の導入率を40質量%とした部分アミド化物に関する1H−NMR測定の結果を示す図である。 Figure 8 is a diagram showing the result of 1 H-NMR measurement concerning partial amides product where the introduction rate of the sites from hexanoic acid anhydride and 20 wt%. Figure 9 is a diagram showing the result of 1 H-NMR measurement concerning partial amides product in which the rate of introduction of sites from hexanoic acid anhydride 30 wt%. Figure 10 is a diagram showing the result of 1 H-NMR measurement concerning partial amides product where the introduction rate of the sites from hexanoic acid anhydride and 40 wt%.
図8〜図10より、PLLに所定量のヘキサン酸無水物由来の部位を導入できていないことが確認された。図8〜図10のスペクトルのメチルプロトン強度1から、ヘキサン酸無水物由来の部位の導入率を、下記の数式(d)に基づいて算出した。
(ヘキサン酸無水物由来の部位の導入率(質量%))=x/3×100 (d)
数式(d)中、xはメチルプロトン強度1の積分値であり、3はメチルのプロトンの数である。
From FIGS. 8 to 10, it was confirmed that a predetermined amount of sites derived from hexanoic anhydride could not be introduced into the PLL. From the methyl proton intensity 1 in the spectra of FIGS. 8 to 10, the introduction rate of the site derived from hexanoic anhydride was calculated based on the following mathematical formula (d).
(Introduction rate of sites derived from hexanoic anhydride (mass %))=x/3×100 (d)
In the mathematical expression (d), x is the integral value of the methyl proton intensity 1, and 3 is the number of methyl protons.
数式(d)に基づいて、ヘキサン酸無水物由来の部位の導入率を算出すると、図8では37.48質量%であり、目的とする導入率(20質量%)より大きな数値であった。これは、メタノールによる洗浄不足で部分アミド化物の副生成物が除去しきれていないことに起因すると考えられる。また、図9では、数式(d)に基づいて算出したヘキサン酸無水物由来の部位の導入率が127.16質量%であり、目的とする導入率(30質量%)より大きな数値であった。これは、メタノールによる洗浄不足で部分アミド化物の副生成物が除去しきれていないことに起因すると考えられる。さらに、図10では、数式(d)に基づいて算出したヘキサン酸無水物由来の部位の導入率が約42.1質量%であり、目的とする導入率(40質量%)が得られた。 When the introduction rate of the site derived from hexanoic anhydride was calculated based on the mathematical expression (d), it was 37.48% by mass in FIG. 8, which was a larger value than the target introduction rate (20% by mass). It is considered that this is because the by-product of the partial amidation product is not completely removed due to insufficient washing with methanol. Further, in FIG. 9, the introduction rate of the site derived from hexanoic anhydride calculated based on the mathematical expression (d) was 127.16% by mass, which was a numerical value larger than the target introduction rate (30% by mass). .. It is considered that this is because the by-product of the partial amidation product is not completely removed due to insufficient washing with methanol. Furthermore, in FIG. 10, the introduction rate of the site derived from hexanoic anhydride calculated based on the mathematical formula (d) was about 42.1% by mass, and the target introduction rate (40% by mass) was obtained.
[実験例3]
「ヘパリン固定化バインダーの作製」
実験例1と同様にして、PLL濃度が10質量%のPLL溶液を調製した。
[Experimental Example 3]
"Preparation of heparin-immobilized binder"
A PLL solution having a PLL concentration of 10% by mass was prepared in the same manner as in Experimental Example 1.
PLL溶液に、所定量の下記の化学式(8)で表されるラウリル酸無水物(Lauric Anhydride)を添加して、100℃にて2時間、PLLとラウリル酸無水物を反応させることにより、下記の化学式(9)に示すように、PLLにラウリル酸無水物由来の疎水性部位を導入し、PLLのアミノ基の一部がラウリル酸無水物によりアミド化された部分アミド化物(PLL−Lauric Anhydride)を得た。 By adding a predetermined amount of lauric acid anhydride (Lauric Anhydride) represented by the following chemical formula (8) to the PLL solution, and reacting the PLL with lauric acid anhydride at 100° C. for 2 hours, As shown in the chemical formula (9), a partial amide compound (PLL-Lauric Anhydride) in which a hydrophobic moiety derived from lauric anhydride is introduced into PLL and a part of the amino group of PLL is amidated with lauric anhydride ) Got.
ラウリル酸無水物由来の部位の導入率が20質量%、30質量%または40質量%のPLL−Lauric Anhydrideを作製した。 A PLL-Lauric Anhydride in which the introduction rate of the site derived from lauric anhydride was 20% by mass, 30% by mass or 40% by mass was prepared.
ポリアミン溶液の全量を10mL、PLL−Lauric Anhydrideにおけるラウリル酸無水物由来の部位の導入率をA3(20質量%、30質量%または40質量%)、ポリアミン溶液におけるPLLの濃度(含有率)をB3(質量%)とした場合、ポリアミン溶液に対するラウリル酸無水物の添加量X3(g)を、下記の数式(e)から算出した。
X2=(10×A1×B2×382.63)/128 (e)
数式(e)中、382.63はヘキサン酸無水物の重量平均分子量(Mw)であり、128はPLLの繰り返し単位の重量平均分子量(Mw)である。
The total amount of the polyamine solution was 10 mL, the introduction rate of the site derived from lauric anhydride in PLL-Lauric Anhydride was A3 (20% by mass, 30% by mass or 40% by mass), and the concentration (content rate) of the PLL in the polyamine solution was B3. In the case of (mass %), the addition amount X3 (g) of lauric anhydride to the polyamine solution was calculated from the following mathematical expression (e).
X2=(10×A1×B2×3822.63)/128 (e)
In formula (e), 382.63 is the weight average molecular weight (Mw) of hexanoic anhydride, and 128 is the weight average molecular weight (Mw) of the repeating unit of PLL.
ラウリル酸無水物由来の部位の導入率が20質量%、30質量%または40質量%の場合におけるラウリル酸無水物の添加量X(g)を表3に示す。 Table 3 shows the addition amount X(g) of lauric anhydride when the introduction rate of the site derived from lauric anhydride is 20% by mass, 30% by mass or 40% by mass.
得られた部分アミド化物は、PLL溶液を構成していた溶媒(DMSO)に溶解して溶液となっているため、その溶液に2−プロパノールを混ぜて、部分アミド化物を沈殿させて回収した。 The obtained partial amidated product was dissolved in the solvent (DMSO) constituting the PLL solution to form a solution. Therefore, 2-propanol was mixed with the solution to precipitate and recover the partially amidated product.
「部分アミド化物の構造解析」
得られた部分アミド化物を凍結乾燥して粉末化した後、その粉末を重ジメチルスルホキシドに溶解して、部分アミド化物のDMSO溶液を調製した。このDMSO溶液を用いて、核磁気共鳴装置(NMR、商品名:AVAVCEIII、ブルカー社製)により、部分アミド化物の核磁気共鳴(NMR)スペクトル(1H)を測定し、部分アミド化物の分子構造を解析した。結果を図11に示す。
"Structural analysis of partially amidated compounds"
The obtained partially amidated product was freeze-dried to give a powder, and then the powder was dissolved in heavy dimethyl sulfoxide to prepare a DMSO solution of the partially amidated product. Using this DMSO solution, the nuclear magnetic resonance (NMR) spectrum ( 1 H) of the partially amidated product was measured by a nuclear magnetic resonance apparatus (NMR, trade name: AVAVCEIII, manufactured by Bruker), and the molecular structure of the partially amidated product was measured. Was analyzed. The results are shown in Fig. 11.
図11は、ラウリル酸無水物由来の部位の導入率を20質量%とした部分アミド化物に関する1H−NMR測定の結果を示す図である。
図11より、PLLに所定量のラウリル酸無水物由来の部位を導入できていないことが確認された。ピークが複雑に出ていることから、PLLとラウリル酸無水物との間では、反応が起き難いことが示唆されている。
FIG. 11: is a figure which shows the result of 1 H-NMR measurement regarding the partial amidation product which made the introduction rate of the site|part derived from a lauric acid anhydride 20 mass %.
From FIG. 11, it was confirmed that a predetermined amount of the site derived from lauric anhydride could not be introduced into the PLL. Since the peaks are complicated, it is suggested that the reaction is unlikely to occur between PLL and lauric anhydride.
以上の結果から、ヘキサン酸無水物を用いた場合には目的とする部分アミド化物が得られるが、PLLとラウリル酸無水物との合成は難しいと判断できる。しかしながら、PLL−Hexanoic Anhydrideは、疎水性が高く、様々な溶媒(水、メタノール、エタノール、テトラヒドロフラン(THF)、DMSO、2−プロパノール等)に溶解することを試みたが、これらの溶媒に溶解し難かった。従って、PLL−Hexanoic Anhydrideは、以降の実験において使用が困難であると判断した。以降、DDSA−PLLを用いて、高分子基材への固定化に関する実験を行った。 From the above results, it can be judged that the intended partial amidated product is obtained when hexanoic anhydride is used, but the synthesis of PLL and lauric anhydride is difficult. However, PLL-Hexanoic Anhydride has high hydrophobicity, and although it was tried to dissolve it in various solvents (water, methanol, ethanol, tetrahydrofuran (THF), DMSO, 2-propanol, etc.), it was found that it was soluble in these solvents. It was difficult. Therefore, it was determined that PLL-Hexanoic Anhydride was difficult to use in the subsequent experiments. After that, an experiment on immobilization on a polymer substrate was conducted using DDSA-PLL.
[実験例4]
「シリコーンゴムチューブ試料の作製」
実験例1で得られたDDSA由来の部位の導入率が20質量%、30質量%または40質量%のDDSA−PLLをそれぞれ、ジメチルスルホキシド(DMSO)に溶解し、DDSA−PLLの1w/v%溶液を調製した。
[Experimental Example 4]
"Preparation of silicone rubber tube sample"
The introduction rate of the site derived from DDSA obtained in Experimental Example 1 was 20% by mass, 30% by mass or 40% by mass of DDSA-PLL was dissolved in dimethyl sulfoxide (DMSO), and 1 w/v% of DDSA-PLL was obtained. A solution was prepared.
得られた溶液内にシリコーンゴムチューブ(商品名:シリコーンチューブ、アズワン株式会社製)を1日間浸漬した後、リン酸緩衝液(pH=7.0)で洗浄し、乾燥して、内面にDDSA−PLLがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料を得た。
次いで、DDSA−PLLがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料内にヘパリンの含有量が1質量%のヘパリン水溶液を添加し後、リン酸緩衝液(pH=7.0)で洗浄し、乾燥して、内面にDDSA−PLLを介してヘパリンがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料を得た。
A silicone rubber tube (trade name: Silicone tube, manufactured by As One Co., Ltd.) was immersed in the obtained solution for 1 day, washed with a phosphate buffer solution (pH=7.0), dried, and DDSA was formed on the inner surface. -A silicone rubber tube sample coated with PLL was obtained.
Then, after adding a heparin aqueous solution having a heparin content of 1% by mass into a DDSA-PLL-coated silicone rubber tube sample, the sample was washed with a phosphate buffer solution (pH=7.0), and dried, A silicone rubber tube sample having an inner surface coated with heparin via DDSA-PLL was obtained.
「接触角の測定」
DDSA−PLLがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料、および、ヘパリンがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料について、以下の手順により、シリコーンゴムチューブ試料の内面における接触角を測定した。また、同様にして、比較のために、DDSA−PLLがコーティングされていない(未処理の)シリコーンゴムチューブ試料の内面における接触角、および、ヘパリンを直接コーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の内面における接触角を測定した。
"Measurement of contact angle"
With respect to the DDSA-PLL-coated silicone rubber tube sample and the heparin-coated silicone rubber tube sample, the contact angle on the inner surface of the silicone rubber tube sample was measured by the following procedure. Similarly, for comparison, the contact angle on the inner surface of the silicone rubber tube sample not coated with DDSA-PLL (untreated) and the contact angle on the inner surface of the silicone rubber tube sample directly coated with heparin. Was measured.
(手順1)ソフトウェア(商品名:FAMAS、共和界面化学株式会社製)を起動する。
(手順2)自動接触角計(商品名:Dm−301、共和界面化学株式会社製)にDDSA−PLLを介してヘパリンがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料を設置する。
(手順3)液量2.0μLの液滴(水滴)を作製して、シリコーンゴムチューブ試料の表面に滴下する。
(Procedure 1) Software (product name: FAMAS, manufactured by Kyowa Interface Science Co., Ltd.) is started.
(Procedure 2) A silicone rubber tube sample coated with heparin is placed on an automatic contact angle meter (trade name: Dm-301, manufactured by Kyowa Interface Science Co., Ltd.) via DDSA-PLL.
(Procedure 3) Droplets (water droplets) having a liquid volume of 2.0 μL are prepared and dropped on the surface of the silicone rubber tube sample.
上記のソフトウェアを用いて滴下された液滴の接触角を測定する。なお、接触角解析法は以下の通りである。 The contact angle of the dropped drop is measured using the software described above. The contact angle analysis method is as follows.
(接触角解析法)
接触角解析法は、幅高さ法(θ/2法)を用いて接触角の解析を行った。
図12は、接触角解析法を説明する模式図である。
画像処理により、図12に示すように、DDSA−PLLを介してヘパリンがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料200の表面200aに滴下した液滴300の左右の端点(前記の表面200aと液滴300が接する点)300a,300bと液滴300の頂点300cを特定し、液滴300の画像の半径(r)と高さ(h)を求める。
(Contact angle analysis method)
As the contact angle analysis method, the contact angle was analyzed using the width height method (θ/2 method).
FIG. 12 is a schematic diagram for explaining the contact angle analysis method.
As a result of the image processing, as shown in FIG. 12, the left and right end points of the droplet 300 dropped on the surface 200a of the silicone rubber tube sample 200 coated with heparin via DDSA-PLL (the surface 200a and the droplet 300 are The points 300a and 300b that contact each other and the vertex 300c of the droplet 300 are specified, and the radius (r) and the height (h) of the image of the droplet 300 are obtained.
求めた半径(r)の値と高さ(h)の値を、下記の式(f)に代入して接触角θを求める。すなわち、幅高さ法(θ/2法)によれば、液滴300の左右の端点300a,300bと液滴300の頂点300cとを結ぶ直線αのシリコーンゴムチューブ試料200の表面200aに対する角度θ1を求め、この角度θ1を2倍することで接触角θを求めることができる。
θ=2θ1 (f)
The calculated value of the radius (r) and the value of the height (h) are substituted into the following formula (f) to calculate the contact angle θ. That is, according to the width height method (θ/2 method), the angle θ of the straight line α connecting the left and right end points 300a and 300b of the droplet 300 and the vertex 300c of the droplet 300 with respect to the surface 200a of the silicone rubber tube sample 200. The contact angle θ can be obtained by obtaining 1 and multiplying the angle θ 1 by 2.
θ=2θ 1 (f)
結果を図13に示す。
図13は、実験例4において、DDSA−PLLがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料の表面、および、ヘパリンがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料の表面の接触角の解析結果を示す図である。
Results are shown in FIG.
FIG. 13 is a diagram showing the analysis results of the contact angles of the surface of the silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL and the surface of the silicone rubber tube sample coated with heparin in Experimental Example 4.
図13より、DDSA−PLLをコーティングした場合には、未処理のシリコーンゴムチューブ(control)に対して疎水性を示していることが確認された。また、DDSA−PLLを介して、ヘパリンをコーティングした場合には、DDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブに対して親水性を示していることが確認された。ヘパリン分子は、スルホン酸基を含んでいることから、親水性を示していると考えられる。 From FIG. 13, it was confirmed that the DDSA-PLL coating exhibited hydrophobicity with respect to an untreated silicone rubber tube (control). Further, it was confirmed that when heparin was coated via DDSA-PLL, the silicone rubber tube coated with DDSA-PLL exhibited hydrophilicity. Since the heparin molecule contains a sulfonic acid group, it is considered that it shows hydrophilicity.
「フーリエ変換赤外分光法(FT−IR)による表面分析」
DDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面は、PLL由来のアミノ基を有する。シリコーンゴムチューブ試料の表面がDDSA−PLLでコーティングされている場合、フーリエ変換赤外分光法(FT−IR)によるスペクトル解析にて、3300cm−1〜3030cm−1の領域にN−H伸縮振動による吸収を示す。そこで、以下の手順により、フーリエ変換赤外分光光度計(商品名:FT/IR−400、日本分光株式会社製)を用いたATR FT−IRでDDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを測定した。
"Fourier transform infrared spectroscopy (FT-IR) surface analysis"
The surface of the silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL has PLL-derived amino groups. When the surface of the silicone rubber tube sample is coated with DDSA-PLL, the spectrum is analyzed by Fourier transform infrared spectroscopy (FT-IR), and it is affected by NH stretching vibration in the region of 3300 cm −1 to 3030 cm −1. Shows absorption. Therefore, according to the following procedure, the surface of the silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL by ATR FT-IR using a Fourier transform infrared spectrophotometer (trade name: FT/IR-400, manufactured by JASCO Corporation) The infrared absorption spectrum of was measured.
(手順11)DDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料を準備する。
(手順12)エタノールにより、赤外透過プリズムの表面を洗浄した後、ATR FT−IRでDDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを測定する。
(手順13)解析ソフトウェア(商品名:spectra manager、日本分光社製)にて赤外線吸収スペクトルの解析を行う。
(Procedure 11) A silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL is prepared.
(Procedure 12) After the surface of the infrared transmission prism is washed with ethanol, the infrared absorption spectrum of the surface of the silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL is measured by ATR FT-IR.
(Procedure 13) An infrared absorption spectrum is analyzed using analysis software (trade name: spectra manager, manufactured by JASCO Corporation).
結果を図14〜図16に示す。
図14は、DDSA由来の部位の導入率を20質量%としたDDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを示す図である。図15は、DDSA由来の部位の導入率を30質量%としたDDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを示す図である。図16は、DDSA由来の部位の導入率を40質量%としたDDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを示す図である。
The results are shown in FIGS.
FIG. 14 is a diagram showing an infrared absorption spectrum of the surface of a silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA is 20% by mass. FIG. 15 is a diagram showing an infrared absorption spectrum of the surface of a silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA was 30% by mass. FIG. 16 is a diagram showing an infrared absorption spectrum of the surface of a silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA was 40% by mass.
なお、図14〜図16において、controlは、DDSA−PLLをコーティングしていないシリコーンゴムチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルである。
図14〜図16より、3000cm−1〜3500cm−1の領域にN−H伸縮振動による吸収ピークを確認することができた。従って、シリコーンゴムチューブ試料の表面にDDSA−PLLが固定化されていることが確認された。
14 to 16, control is the infrared absorption spectrum of the surface of the silicone rubber tube sample not coated with DDSA-PLL.
From 14 to 16, it was possible to confirm an absorption peak due to N-H stretching vibration in the region of 3000cm -1 ~3500cm -1. Therefore, it was confirmed that DDSA-PLL was immobilized on the surface of the silicone rubber tube sample.
「X線光電子分光法(XPS)による表面分析」
(1)DDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面分析
X線光電子分光装置(商品名:ESCALAB250Xi、サーモフィッシャーサイエンティフィック株式会社製)を用いて、以下の手順により、DDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面について元素比の測定を行った。
"Surface analysis by X-ray photoelectron spectroscopy (XPS)"
(1) Surface Analysis of Silicone Rubber Tube Sample Coated with DDSA-PLL Using an X-ray photoelectron spectrometer (trade name: ESCALAB250Xi, manufactured by Thermo Fisher Scientific Co., Ltd.), the DDSA-PLL was coated by the following procedure. The element ratio was measured on the surface of the silicone rubber tube sample.
(手順21)試料表面が汚染されないように、ピンセットを用いて試料をX線光電子分光装置内に設置する。
(手順22)X線光電子分光法による表面分析では、X線光電子分光装置内を超真空状態にして分析する必要があるため、X線光電子分光装置内を1日間減圧する。
(手順23)X線光電子分光装置内を減圧した後、試料の表面上にX線を照射することにより、試料の表面の元素の定性・定量分析を行う。
(手順24)X線光電子分光法による表面分析によって得られたN1s、S2pのスペクトルについてピーク分離を行い、各ピークからPLL由来のアミノ基のピークを確認し、シリコーンゴムチューブ試料の表面にDDSA−PLLが固定されているかについて確認する。
(Procedure 21) The sample is set in the X-ray photoelectron spectrometer by using tweezers so that the sample surface is not contaminated.
(Procedure 22) In surface analysis by X-ray photoelectron spectroscopy, the inside of the X-ray photoelectron spectrometer needs to be analyzed in an ultra-vacuum state, so the inside of the X-ray photoelectron spectrometer is decompressed for one day.
(Procedure 23) After decompressing the inside of the X-ray photoelectron spectrometer, the surface of the sample is irradiated with X-rays to perform qualitative/quantitative analysis of elements on the surface of the sample.
(Procedure 24) Peak separation was performed on the N1s and S2p spectra obtained by surface analysis by X-ray photoelectron spectroscopy, and the peak of the amino group derived from PLL was confirmed from each peak, and DDSA- on the surface of the silicone rubber tube sample was confirmed. Check if the PLL is locked.
結果を図17〜図36に示す。
図17〜図20は、DDSA−PLLをコーティングしていないシリコーンゴムチューブ試料の表面のX線光電子分光法による分析結果を示す図である。図21〜図24は、DDSA由来の部位の導入率を5質量%としたDDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面のX線光電子分光法による分析結果を示す図である。図25〜図28は、DDSA由来の部位の導入率を20質量%としたDDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面のX線光電子分光法による分析結果を示す図である。図29〜図32は、DDSA由来の部位の導入率を30質量%としたDDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面のX線光電子分光法による分析結果を示す図である。図33〜図36は、DDSA由来の部位の導入率を40質量%としたDDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面のX線光電子分光法による分析結果を示す図である。
The results are shown in FIGS.
17 to 20 are diagrams showing the results of analysis by X-ray photoelectron spectroscopy of the surface of a silicone rubber tube sample not coated with DDSA-PLL. 21 to 24 are diagrams showing the analysis results by X-ray photoelectron spectroscopy of the surface of the silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL in which the introduction rate of the DDSA-derived site was 5% by mass. 25 to 28 are diagrams showing the analysis results by X-ray photoelectron spectroscopy of the surface of the silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA was 20% by mass. 29 to 32 are diagrams showing the results of analysis by X-ray photoelectron spectroscopy on the surface of a silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA was 30% by mass. 33 to 36 are diagrams showing the results of analysis by X-ray photoelectron spectroscopy of the surface of a silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA was 40% by mass.
図23、図27、図31および図35より、結合エネルギーが400eV〜403eVの間にPLL由来のアミノ基のピークが検出されたため、シリコーンゴムチューブ試料の表面にDDSA−PLLが固定化できていると考えられる。 23, 27, 31 and 35, since the peak of the amino group derived from PLL was detected in the binding energy of 400 eV to 403 eV, DDSA-PLL could be immobilized on the surface of the silicone rubber tube sample. it is conceivable that.
また、図17〜図36に示す分析結果をまとめて図37に示す。
図37より、DDSA−PLLをコーティングしていないシリコーンゴムチューブ試料(control)とDDSA由来の部位の導入率を5質量%としたDDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料では、窒素(N)の定量値に大きな変化は見られないが、DDSA由来の部位の導入率を上げると窒素(N)の割合が大きくなり、シリコーンゴムチューブ試料の表面にDDSA−PLLが固定化できている。
Further, the analysis results shown in FIGS. 17 to 36 are collectively shown in FIG.
From FIG. 37, in the silicone rubber tube sample (control) not coated with DDSA-PLL and the silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA was 5% by mass, nitrogen (N) Although there is no significant change in the quantitative value, when the introduction rate of the site derived from DDSA is increased, the ratio of nitrogen (N) increases, and DDSA-PLL can be immobilized on the surface of the silicone rubber tube sample.
(2)DDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面分析
DDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面分析と同様にして、DDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面について元素比の測定を行った。
(2) Surface analysis of silicone rubber tube sample coated with heparin via DDSA-PLL Similar to the surface analysis of silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL, silicone rubber coated with heparin via DDSA-PLL The element ratio was measured on the surface of the tube sample.
結果を図38〜図62に示す。
図38〜図42は、DDSA−PLLを介さずに、ヘパリンをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面のX線光電子分光法による分析結果を示す図である。図43〜図47は、DDSA由来の部位の導入率を5質量%とし、DDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面のX線光電子分光法による分析結果を示す図である。図48〜図52は、DDSA由来の部位の導入率を20質量%とし、DDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面のX線光電子分光法による分析結果を示す図である。図53〜図57は、DDSA由来の部位の導入率を30質量%とし、DDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面のX線光電子分光法による分析結果を示す図である。図58〜図62は、DDSA由来の部位の導入率を40質量%とし、DDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面のX線光電子分光法による分析結果を示す図である。
The results are shown in FIGS. 38 to 62.
38 to 42 are diagrams showing the results of analysis by X-ray photoelectron spectroscopy of the surface of a silicone rubber tube sample coated with heparin, not via DDSA-PLL. 43 to 47 are diagrams showing the results of analysis by X-ray photoelectron spectroscopy of the surface of a silicone rubber tube sample coated with heparin via DDSA-PLL with the introduction rate of the site derived from DDSA being 5% by mass. .. 48 to 52 are diagrams showing the results of analysis by X-ray photoelectron spectroscopy of the surface of a silicone rubber tube sample coated with heparin via DDSA-PLL with the introduction rate of the site derived from DDSA being 20% by mass. .. 53 to 57 are diagrams showing the analysis results by X-ray photoelectron spectroscopy of the surface of a silicone rubber tube sample coated with heparin via DDSA-PLL with the introduction rate of the site derived from DDSA being 30% by mass. .. 58 to 62 are diagrams showing the results of analysis by X-ray photoelectron spectroscopy of the surface of a silicone rubber tube sample coated with heparin via DDSA-PLL with the introduction rate of the site derived from DDSA being 40% by mass. ..
図41より、ヘパリン由来のスルホン酸基のピークが確認できず、DDSA−PLLをコーティングしていないシリコーンゴムチューブ試料の表面にヘパリンが固定されていることは確認できなかった。 From FIG. 41, the peak of the sulfonic acid group derived from heparin could not be confirmed, and it could not be confirmed that heparin was immobilized on the surface of the silicone rubber tube sample not coated with DDSA-PLL.
図46、図51、図56および図61より、結合エネルギーが168eV〜171eVの間にヘパリン由来のスルホン酸基のピークが検出されたため、シリコーンゴムチューブ試料の表面にDDSA−PLLを介してヘパリンが固定化できていると考えられる。 46, FIG. 51, FIG. 56 and FIG. 61, since the peak of the sulfonic acid group derived from heparin was detected when the binding energy was 168 eV to 171 eV, heparin was detected on the surface of the silicone rubber tube sample via DDSA-PLL. It is thought that it has been fixed.
また、図38〜図62に示す分析結果をまとめて図63に示す。
図63より、DDSA−PLLをコーティングしていないシリコーンゴムチューブ試料(control)にヘパリンをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料では、スルホン酸基の硫黄(S)が確認できなかった。DDSA由来の部位の導入率を上げるとスルホン酸基の硫黄(S)の割合が大きくなり、シリコーンゴムチューブ試料の表面に固定化されるヘパリンの量が増加する傾向があることが確認された。
Further, the analysis results shown in FIGS. 38 to 62 are collectively shown in FIG. 63.
From FIG. 63, in the silicone rubber tube sample obtained by coating the silicone rubber tube sample (control) not coated with DDSA-PLL with heparin, sulfur (S) of the sulfonic acid group could not be confirmed. It was confirmed that when the introduction rate of the site derived from DDSA was increased, the proportion of sulfur (S) in the sulfonic acid group increased, and the amount of heparin immobilized on the surface of the silicone rubber tube sample tended to increase.
「ゼータ(ζ)電位測定」
ゼータ電位測定システム(商品名:ELSZ−2、大塚電子株式会社製)を用いて、以下の手順により、DDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面についてζ電位を測定した。
"Zeta potential measurement"
Using a zeta potential measurement system (trade name: ELSZ-2, manufactured by Otsuka Electronics Co., Ltd.), the ζ potential was measured on the surface of the silicone rubber tube sample coated with heparin via DDSA-PLL by the following procedure.
<ゲルのコーティング>
(手順31)濃硫酸に15分〜30分、平板石英セルを浸漬し、その後、平板石英セルを2次蒸留水で十分に洗浄した後、さらにメタノールで洗浄し、窒素ブローで乾燥させる。
(手順32)平板石英セルを160℃にて8時間〜10時間焼成する。
<Gel coating>
(Procedure 31) A flat plate quartz cell is immersed in concentrated sulfuric acid for 15 to 30 minutes, and then, the flat plate quartz cell is thoroughly washed with secondary distilled water, further washed with methanol, and dried by nitrogen blowing.
(Procedure 32) A flat-plate quartz cell is fired at 160° C. for 8 hours to 10 hours.
(手順33)50mL遠沈管に、60%の3−methacryloyloxypropyltriethoxysilane(MPTMS、商品名:T2676、CAS:21142−29−0、東京化成工業株式会社製)のメタノール溶液を50mL調製し、そのメタノール溶液を、0.22μm有機溶媒耐性フィルタを透過させる。 (Procedure 33) In a 50 mL centrifuge tube, 50 mL of 60% 3-methacryloyloxypropyltriethoxysilane (MPTMS, trade name: T2676, CAS: 211242-29-0, manufactured by Tokyo Chemical Industry Co., Ltd.) was prepared, and the methanol solution was prepared. , 0.22 μm through an organic solvent resistant filter.
(手順34)平板石英セルを常温付近まで冷却した後、50mL遠沈管に0.1mol/L〜0.5mol/Lの水酸化ナトリウム水溶液を注入し、その中に平板石英セルを浸漬し、1.5時間反応させる。平板石英セルを2次蒸留水で十分に洗浄した後、さらにメタノールで洗浄し、窒素ブローで乾燥させる。その後、直ちに、平板石英セルの表面に、パスツールピペットにより、60%の3−methacryloyloxypropyltriethoxysilaneのメタノール溶液を10回掛け流す。さらに、余った60%の3−methacryloyloxypropyltriethoxysilaneのメタノール溶液に平板石英セルを浸漬し、30℃にて8時間〜10時間反応させる。 (Procedure 34) After cooling the flat plate quartz cell to around room temperature, 0.1 mol/L to 0.5 mol/L sodium hydroxide aqueous solution is injected into a 50 mL centrifuge tube, and the flat plate quartz cell is immersed therein to React for 5 hours. The plate quartz cell is thoroughly washed with secondary distilled water, further washed with methanol, and dried by nitrogen blow. Immediately thereafter, 60% 3-methacryloyloxypropyltriethoxysilane solution in methanol was poured over the surface of the flat plate quartz cell 10 times with a Pasteur pipette. Further, the flat plate quartz cell is immersed in a remaining 60% methanol solution of 3-methacryloyloxypropyltriethoxysilane, and reacted at 30° C. for 8 hours to 10 hours.
(手順35)アクリルアミド−HG(AAm、商品名:011−08015、和光純薬工業株式会社製)1.05gと、ペルオキソ二硫酸カリウム(PPOS、商品名:169−11891、和光純薬工業株式会社製)30mgとを、50mL遠沈管に投入し、AAmとPPOSを30mLの2次蒸留水に溶解する。 (Procedure 35) 1.05 g of acrylamide-HG (AAm, trade name: 011-08015, manufactured by Wako Pure Chemical Industries, Ltd.) and potassium peroxodisulfate (PPOS, trade name: 169-11891, Wako Pure Chemical Industries, Ltd.) 30 mg) is put into a 50 mL centrifuge tube, and AAm and PPOS are dissolved in 30 mL of secondary distilled water.
(手順36)メタノール溶液に浸漬した平板石英セルを、メタノールで十分に洗浄した後、その平板石英セルを2次蒸留水とメタノールで交互に洗浄した後、メタノールを、窒素ブローで乾燥させる。 (Procedure 36) After the flat plate quartz cell immersed in the methanol solution is thoroughly washed with methanol, the flat plate quartz cell is alternately washed with secondary distilled water and methanol, and then the methanol is dried by nitrogen blow.
(手順37)AAmとPPOSの水溶液に、30μLのN,N,N’,N’−テトラメチルエチレンジアミン(TEMED、商品名:205−06313、和光純薬工業株式会社製)を添加し、天地転倒撹拌を2回〜3回行った後、その水溶液に、速やかに手順36で準備した平板石英セルを投入し、室温にて2時間静置する。 (Procedure 37) To an aqueous solution of AAm and PPOS, 30 μL of N,N,N′,N′-tetramethylethylenediamine (TEMED, trade name: 205-06313, manufactured by Wako Pure Chemical Industries, Ltd.) was added, and turned over. After stirring for 2 to 3 times, the flat plate quartz cell prepared in step 36 is immediately added to the aqueous solution, and left standing for 2 hours at room temperature.
(手順38)その後、平板石英セルを2次蒸留水で十分に洗浄した後、0.5mol/L塩酸で洗浄し、余分なAAmを除去する。0.5mol/L塩酸による洗浄は、液量25mLずつで2回行う。 (Procedure 38) After that, the flat plate quartz cell is thoroughly washed with secondary distilled water and then washed with 0.5 mol/L hydrochloric acid to remove excess AAm. The washing with 0.5 mol/L hydrochloric acid is performed twice with a volume of 25 mL each.
(手順39)平板石英セルを2次蒸留水で十分に洗浄して塩酸を除去した後、2次蒸留水にその平板石英セルを浸漬し、乾燥しないように、ゼータ電位の測定まで一時保存する。 (Procedure 39) The flat plate quartz cell is thoroughly washed with secondary distilled water to remove hydrochloric acid, and then the flat plate quartz cell is immersed in secondary distilled water and temporarily stored until zeta potential measurement so as not to dry. ..
<測定準備>
(手順40)10mmol/L塩化ナトリウム水溶液を調製する。
(手順41)手順40で調製した塩化ナトリウム水溶液を収容する容器内にスターラーチップを投入し、マグネチックスターラーでスターラーチップを回転させることにより、塩化ナトリウム水溶液を攪拌しながら、水流アスピレーターにより、10分〜15分間、塩化ナトリウム水溶液を脱気する。
<Measurement preparation>
(Procedure 40) Prepare a 10 mmol/L sodium chloride aqueous solution.
(Procedure 41) The stirrer chip was placed in a container containing the aqueous sodium chloride solution prepared in step 40, and the stirrer chip was rotated with a magnetic stirrer to stir the aqueous sodium chloride solution for 10 minutes with a water aspirator. Degas the aqueous sodium chloride solution for ~15 minutes.
(手順42)ζ電位測定用ポリスチレンスルホン酸粒子原液(モニター粒子、市販品)を、手順11で調製した脱気塩化ナトリウム水溶液で250倍に希釈にした溶液を10mL調製する。 (Procedure 42) The polystyrene sulfonic acid particle stock solution for ζ potential measurement (monitor particle, commercially available product) is diluted 250 times with the degassed sodium chloride aqueous solution prepared in Procedure 11 to prepare 10 mL of a solution.
(手順43)平板石英セルをゼータ電位測定システムに設置し、その平板石英セル内に、DDSA−PLLがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料、ヘパリンがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料、および、DDSA−PLLがコーティングされていない(未処理の)シリコーンゴムチューブ試料を静置し、これらの試料の表面のζ電位を測定する。 (Procedure 43) A flat plate quartz cell is installed in a zeta potential measuring system, and a silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL, a silicone rubber tube sample coated with heparin, and DDSA-PLL are placed in the flat plate quartz cell. The uncoated (untreated) silicone rubber tube samples are allowed to stand and the zeta potential on the surface of these samples is measured.
(手順44)ζ電位の測定後、ソフトウェア(商品名:ELSZ、大塚電子株式会社製)にてζ電位の解析を行う。 (Procedure 44) After measuring the ζ potential, the ζ potential is analyzed by software (trade name: ELSZ, manufactured by Otsuka Electronics Co., Ltd.).
結果を図64に示す。
図64は、DDSA−PLLがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料の表面、ヘパリンがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料の表面、および、DDSA−PLLがコーティングされていないシリコーンゴムチューブ試料の表面のζ電位を測定した結果を示す図である。
The results are shown in Fig. 64.
FIG. 64 shows the ζ potentials of the surface of the silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL, the surface of the silicone rubber tube sample coated with heparin, and the surface of the silicone rubber tube sample not coated with DDSA-PLL. It is a figure which shows the measured result.
図64より、シリコーンゴムチューブ試料の表面は、DDSA−PLLのみが固定されている場合にはPLL由来のアミノ基を含んでいるため正の電荷を有し、DDSA−PLLを介してヘパリンが固定されている場合にはヘパリン由来のスルホン酸基を含んでいるため負の電荷を有することが確認された。また、シリコーンゴムチューブ試料の表面は、DDSA−PLLを固定化した場合、DDSA由来の部位の導入率が高い程、正の電荷が大きくなることが確認された。さらに、DDSA由来の部位の導入率が30質量%〜40質量%であるDDSA−PLLを介して、ヘパリンを固定化した場合には、シリコーンゴムチューブ試料の表面は負の電荷を有することが確認された。従って、DDSA由来の部位の導入率が高いDDSA−PLLを固定化することにより、シリコーンゴムチューブ試料の表面の電荷が上がり、ヘパリンを固定化することにより、シリコーンゴムチューブ試料の表面の電荷が下がることが示唆された。 From FIG. 64, the surface of the silicone rubber tube sample has a positive charge because it contains an amino group derived from PLL when only DDSA-PLL is immobilized, and heparin is immobilized via DDSA-PLL. It was confirmed that the compound had a negative charge because it contained a sulfonic acid group derived from heparin. It was also confirmed that, when DDSA-PLL was immobilized, the surface of the silicone rubber tube sample had a larger positive charge as the introduction rate of the site derived from DDSA increased. Furthermore, when heparin was immobilized via DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA was 30% by mass to 40% by mass, it was confirmed that the surface of the silicone rubber tube sample had a negative charge. Was done. Therefore, by immobilizing DDSA-PLL having a high introduction rate of a site derived from DDSA, the surface charge of the silicone rubber tube sample increases, and by immobilizing heparin, the surface charge of the silicone rubber tube sample decreases. It has been suggested.
[実験例5]
「ポリ塩化ビニルチューブ試料の作製」
実験例1で得られたDDSA由来の部位の導入率が20質量%、30質量%または40質量%のDDSA−PLLをそれぞれ、ジメチルスルホキシド(DMSO)に溶解し、DDSA−PLLの1w/v%溶液を調製した。
[Experimental Example 5]
"Preparation of polyvinyl chloride tube samples"
The introduction rate of the site derived from DDSA obtained in Experimental Example 1 was 20% by mass, 30% by mass or 40% by mass of DDSA-PLL was dissolved in dimethyl sulfoxide (DMSO), and 1 w/v% of DDSA-PLL was obtained. A solution was prepared.
得られた溶液内にポリ塩化ビニル(PVC)チューブ(商品名:透明PVCチューブ、アズワン株式会社製)を1日間浸漬した後、リン酸緩衝液(pH=7.0)で洗浄し、乾燥して、内面にDDSA−PLLがコーティングされたPVCチューブ試料を得た。
次いで、DDSA−PLLがコーティングされたPVCチューブ試料内にヘパリンの含有量が1質量%のヘパリン水溶液を添加し後、リン酸緩衝液(pH=7.0)で洗浄し、乾燥して、内面にDDSA−PLLを介してヘパリンがコーティングされたPVCチューブ試料を得た。
A polyvinyl chloride (PVC) tube (trade name: transparent PVC tube, manufactured by As One Co., Ltd.) was immersed in the obtained solution for 1 day, washed with a phosphate buffer (pH=7.0), and dried. Thus, a PVC tube sample whose inner surface was coated with DDSA-PLL was obtained.
Then, after adding an aqueous solution of heparin having a heparin content of 1% by mass into a PVC tube sample coated with DDSA-PLL, the sample was washed with a phosphate buffer solution (pH=7.0), dried, and then dried. A PVC tube sample coated with heparin via DDSA-PLL was obtained.
「接触角の測定」
DDSA−PLLがコーティングされたPVCチューブ試料、および、ヘパリンがコーティングされたPVCチューブ試料について、実験例4と同様にして、PVCチューブの内面における接触角を測定した。また、同様にして、比較のために、DDSA−PLLがコーティングされていない(未処理の)PVCチューブ試料の内面における接触角、および、ヘパリンを直接コーティングしたPVCチューブ試料の内面における接触角を測定した。結果を図65に示す。
"Measurement of contact angle"
For the PVC tube sample coated with DDSA-PLL and the PVC tube sample coated with heparin, the contact angle on the inner surface of the PVC tube was measured in the same manner as in Experimental Example 4. Similarly, for comparison, the contact angle on the inner surface of the PVC tube sample not coated with DDSA-PLL (untreated) and the contact angle on the inner surface of the PVC tube sample directly coated with heparin were measured. did. The results are shown in Fig. 65.
図65は、DDSA−PLLがコーティングされたPVCチューブ試料の表面、および、ヘパリンがコーティングされたPVCチューブ試料の表面の接触角の解析結果を示す図である。 FIG. 65 is a diagram showing the analysis results of the contact angles of the surface of the PVC tube sample coated with DDSA-PLL and the surface of the PVC tube sample coated with heparin.
図65より、DDSA−PLLをコーティングした場合には、未処理のシリコーンゴムチューブ(control)に対して疎水性を示していることが確認された。これは、DMSOによりPVCチューブに含まれる可塑剤が溶出して、PVCチューブの構造が変化したためであると思われる。また、DDSA−PLLを介して、ヘパリンをコーティングした場合には、DDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブに対して親水性を示していることが確認された。ヘパリン分子は、スルホン酸基を含んでいることから、親水性を示していると考えられる。 From FIG. 65, it was confirmed that when DDSA-PLL was coated, it showed hydrophobicity with respect to an untreated silicone rubber tube (control). This is probably because DMSO elutes the plasticizer contained in the PVC tube and changes the structure of the PVC tube. Further, it was confirmed that when heparin was coated via DDSA-PLL, the silicone rubber tube coated with DDSA-PLL exhibited hydrophilicity. Since the heparin molecule contains a sulfonic acid group, it is considered that it shows hydrophilicity.
「フーリエ変換赤外分光法(FT−IR)による表面分析」
(DDSA−PLLをコーティングしたPVCチューブ試料の表面分析)
実験例4と同様にして、フーリエ変換赤外分光光度計(商品名:FT/IR−400、日本分光株式会社製)を用いたATR FT−IRでDDSA−PLLをコーティングしたPVCチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを測定した。
"Fourier transform infrared spectroscopy (FT-IR) surface analysis"
(Surface analysis of PVC tube sample coated with DDSA-PLL)
A surface of a PVC tube sample coated with DDSA-PLL by ATR FT-IR using a Fourier transform infrared spectrophotometer (trade name: FT/IR-400, manufactured by JASCO Corporation) in the same manner as in Experimental Example 4. The infrared absorption spectrum of was measured.
結果を図66〜図70に示す。
図66は、DDSA−PLLをコーティングしていないPVCチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを示す図である。図67は、DDSA由来の部位の導入率を20質量%としたDDSA−PLLをコーティングしたPVCチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを示す図である。図68は、DDSA由来の部位の導入率を30質量%としたDDSA−PLLをコーティングしたPVCチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを示す図である。図69は、DDSA由来の部位の導入率を40質量%としたDDSA−PLLをコーティングしたシPVCチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを示す図である。図70は、図66〜図69を重ねて示す図である。
The results are shown in FIGS. 66 to 70.
FIG. 66 is a diagram showing an infrared absorption spectrum of the surface of a PVC tube sample not coated with DDSA-PLL. FIG. 67 is a diagram showing an infrared absorption spectrum of the surface of a PVC tube sample coated with DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA was 20 mass %. FIG. 68 is a diagram showing an infrared absorption spectrum of the surface of a PVC tube sample coated with DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA was 30% by mass. FIG. 69 is a diagram showing an infrared absorption spectrum of the surface of a SiPVC tube sample coated with DDSA-PLL in which the introduction rate of a site derived from DDSA was 40% by mass. 70 is a diagram in which FIGS. 66 to 69 are overlapped.
図66〜図70より、3000cm−1〜3500cm−1の領域にN−H伸縮振動による吸収ピークを確認することができた。また、1500cm−1〜1600cm−1の領域にC=O、C−N、N−Hの結合による吸収ピークを確認することができた。従って、PVCチューブ試料の表面にDDSA−PLLが固定化されていることが確認された。 From FIG. 66 to FIG. 70, it was possible to confirm an absorption peak due to N-H stretching vibration in the region of 3000cm -1 ~3500cm -1. It was also possible to confirm the C = O, the absorption peak due to binding of the C-N, N-H in the region of 1500cm -1 ~1600cm -1. Therefore, it was confirmed that DDSA-PLL was immobilized on the surface of the PVC tube sample.
「ポリ塩化ビニルのジメチルスルホキシドに対する耐薬品性評価」
縦10mm×横10mm×厚さ1mmのポリ塩化ビニル(PVC)シート(商品名:PVCシート、泉工医科工業株式会社製)を、10mLのジメチルスルホキシド(DMSO)に、25℃にて1日間浸漬した。このPVCシートは、軟質PVCからなるシートである。
"Evaluation of chemical resistance of polyvinyl chloride against dimethyl sulfoxide"
A polyvinyl chloride (PVC) sheet (product name: PVC sheet, manufactured by Izumi Kogyo Kogyo Co., Ltd.) having a length of 10 mm, a width of 10 mm, and a thickness of 1 mm is immersed in 10 mL of dimethyl sulfoxide (DMSO) at 25° C. for 1 day. did. This PVC sheet is a sheet made of soft PVC.
図71は、DMSOに浸漬する前のPVCシートを示す写真である。図72は、DMSOに1日間浸漬した後のPVCシートを示す写真である。 FIG. 71 is a photograph showing a PVC sheet before being dipped in DMSO. FIG. 72 is a photograph showing a PVC sheet after being immersed in DMSO for 1 day.
図72より、DMSOにPVCシートを1日間浸漬した結果、PVCシートが白濁し、軟質のPVCが硬質化していた。DMSOは極性が高い溶媒であり、PVCは耐薬品性が低いため、PVCがDMSOに溶解したと考えられる。
FT−IRによる表面分析の結果、PVCチューブ試料にDDSA−PLLを固定化可能であることを確認できたが、DMSOにPVCシートを1日間浸漬すると、PVCシートが白濁した。
From FIG. 72, as a result of immersing the PVC sheet in DMSO for 1 day, the PVC sheet became cloudy and the soft PVC was hardened. Since DMSO is a highly polar solvent and PVC has low chemical resistance, it is considered that PVC was dissolved in DMSO.
As a result of surface analysis by FT-IR, it was confirmed that DDSA-PLL could be immobilized on the PVC tube sample, but when the PVC sheet was immersed in DMSO for 1 day, the PVC sheet became cloudy.
「フーリエ変換赤外分光法(FT−IR)による表面分析」
(DDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたPVCチューブ試料の表面分析)
実験例4と同様にして、フーリエ変換赤外分光光度計(商品名:FT/IR−400、日本分光株式会社製)を用いたATR FT−IRで、ヘパリン、DDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたPVCチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを測定した。
"Fourier transform infrared spectroscopy (FT-IR) surface analysis"
(Surface analysis of PVC tube sample coated with heparin via DDSA-PLL)
In the same manner as in Experimental Example 4, ATR FT-IR using a Fourier transform infrared spectrophotometer (trade name: FT/IR-400, manufactured by JASCO Corporation) was used to remove heparin via heparin and DDSA-PLL. The infrared absorption spectrum of the surface of the coated PVC tube sample was measured.
結果を図73〜図76に示す。
図73は、ヘパリンの赤外線吸収スペクトルを示す図である。図74は、DDSA由来の部位の導入率を20質量%としたDDSA−PLLをコーティングしたPVCチューブ試料の表面、および、そのDDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたPVCチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを示す図である。図75は、DDSA由来の部位の導入率を30質量%としたDDSA−PLLをコーティングしたPVCチューブ試料の表面、および、そのDDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたPVCチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを示す図である。図76は、DDSA由来の部位の導入率を40質量%としたDDSA−PLLをコーティングしたシPVCチューブ試料の表面、および、そのDDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたPVCチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを示す図である。
The results are shown in FIGS. 73 to 76.
FIG. 73 is a diagram showing an infrared absorption spectrum of heparin. FIG. 74 shows the infrared absorption of the surface of a PVC tube sample coated with DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA was 20% by mass, and the surface of the PVC tube sample coated with heparin via the DDSA-PLL. It is a figure which shows a spectrum. FIG. 75 shows the infrared absorption of the surface of a PVC tube sample coated with DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA was 30% by mass, and the surface of the PVC tube sample coated with heparin via the DDSA-PLL. It is a figure which shows a spectrum. FIG. 76 shows the infrared of the surface of the SiPVC tube sample coated with DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA was 40% by mass, and the surface of the PVC tube sample coated with heparin via the DDSA-PLL. It is a figure which shows an absorption spectrum.
図73において、991cm−1と1228cm−1の吸収ピークはヘパリン分子のスルホン酸基を示し、3370cm−1の吸収ピークはスルホン酸アミドを示す。図74〜図76より、900cm−1〜1200cm−1の領域にヘパリン由来のスルホン酸基の吸収ピークを確認することができなかった。しかしながら、3500cm−1付近に吸収ピークがあることから、ヘパリン由来のスルホン酸アミドと思われるピークが確認できた。従って、PVCチューブ試料の表面にヘパリンを固定化することは可能であると考えられる。 In FIG. 73, the absorption peaks at 991 cm −1 and 1228 cm −1 represent the sulfonic acid group of the heparin molecule, and the absorption peak at 3370 cm −1 represents the sulfonic acid amide. From FIG. 74 to FIG. 76, it was not possible to confirm the absorption peak of the sulfonic acid groups derived from heparin in the region of 900cm -1 ~1200cm -1. However, since there is an absorption peak in the vicinity of 3500 cm -1 , a peak thought to be sulfonic acid amide derived from heparin was confirmed. Therefore, it is considered possible to immobilize heparin on the surface of a PVC tube sample.
[実験例6]
「抗血栓性評価」
(シリコーンゴムチューブ試料の作製)
実験例1で得られたDDSA由来の部位の導入率が20質量%、30質量%または40質量%のDDSA−PLLをそれぞれ、ジメチルスルホキシド(DMSO)に溶解し、DDSA−PLLの1w/v%溶液を調製した。
[Experimental example 6]
"Antithrombogenicity evaluation"
(Preparation of silicone rubber tube sample)
The introduction rate of the site derived from DDSA obtained in Experimental Example 1 was 20% by mass, 30% by mass or 40% by mass of DDSA-PLL was dissolved in dimethyl sulfoxide (DMSO), and 1 w/v% of DDSA-PLL was obtained. A solution was prepared.
得られた溶液内に長さ50cmのシリコーンゴムチューブ(商品名:シリコーンチューブ、アズワン株式会社製)を1日間浸漬した後、リン酸緩衝液(pH=7.0)で洗浄し、乾燥して、内面にDDSA−PLLがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料を得た。
次いで、DDSA−PLLがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料内にヘパリンの含有量が1質量%のヘパリン水溶液を添加し後、リン酸緩衝液(pH=7.0)で洗浄し、乾燥して、内面にDDSA−PLLを介してヘパリンがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料を得た。
A 50 cm long silicone rubber tube (trade name: Silicone tube, manufactured by As One Co., Ltd.) was dipped in the obtained solution for 1 day, washed with a phosphate buffer (pH=7.0), and dried. A silicone rubber tube sample whose inner surface was coated with DDSA-PLL was obtained.
Then, after adding a heparin aqueous solution having a heparin content of 1% by mass into a DDSA-PLL-coated silicone rubber tube sample, the sample was washed with a phosphate buffer solution (pH=7.0), and dried, A silicone rubber tube sample having an inner surface coated with heparin via DDSA-PLL was obtained.
得られたDDSA−PLLを介してヘパリンがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料(以下、「シリコーンゴムチューブ試料A」と言うこともある。)を用いて、抗血栓性を評価した。 The antithrombogenicity was evaluated using the obtained silicone rubber tube sample coated with heparin via DDSA-PLL (hereinafter, also referred to as "silicone rubber tube sample A").
(抗血栓性試験)
市販の牛血液にクエン酸三ナトリウム水溶液を添加してクエン酸加牛血を調製した。そのクエン酸加牛血を遠心分離して、得られた上澄みを、抗血栓性試験用の血液とした。以下、この血液を血漿と言う。なお、牛血液に添加するクエン酸三ナトリウム水溶液の濃度(クエン酸三ナトリウム水溶液におけるクエン酸三ナトリウム二水和物の濃度)を1.7mol/Lとした。牛血液に添加するクエン酸三ナトリウム水溶液の量を、血漿1L当たりクエン酸三ナトリウム水溶液が10mLとなるようにした。血漿中のクエン酸濃度を0.017mol/Lとした。シリコーンゴムチューブ試料A内に注入される血漿中のクエン酸量を6.8×10−6molとした。
以下の手順により、抗血栓性試験を行った。
(Antithrombogenicity test)
An aqueous solution of trisodium citrate was added to commercially available bovine blood to prepare citrated bovine blood. The citrated cow blood was centrifuged, and the resulting supernatant was used as blood for antithrombotic test. Hereinafter, this blood is referred to as plasma. The concentration of the trisodium citrate aqueous solution added to bovine blood (the concentration of trisodium citrate dihydrate in the trisodium citrate aqueous solution) was 1.7 mol/L. The amount of the trisodium citrate aqueous solution added to bovine blood was adjusted so that the trisodium citrate aqueous solution was 10 mL per 1 L of plasma. The citric acid concentration in plasma was 0.017 mol/L. The amount of citric acid in the plasma injected into the silicone rubber tube sample A was 6.8×10 −6 mol.
The antithrombotic test was performed by the following procedure.
(手順51)シリコーンゴムチューブ試料Aの一端を鉗子等で閉塞し、シリコーンゴムチューブ試料A内に、血漿0.4mLと0.125mol/Lの塩化カルシウム水溶液0.1mLを注入する。
(手順52)その後、シリコーンゴムチューブ試料Aの他端も鉗子等で閉塞する。
(手順53)シリコーンゴムチューブ試料A内の液体を倒置攪拌で混合した後、37℃の水中にシリコーンゴムチューブ試料Aを静置する。
(手順54)静置から1分経過する毎にシリコーンゴムチューブ試料Aを傾けて、血漿が凝固しているか観察する。
(手順55)血漿が凝固している場合には、その時点の経過時間を記録する。120分以上経過しても血漿が凝固しない場合には、その時点で観察を終了する。
結果を表4に示す。
(Procedure 51) One end of the silicone rubber tube sample A is closed with forceps or the like, and 0.4 mL of plasma and 0.1 mL of a 0.125 mol/L calcium chloride aqueous solution are injected into the silicone rubber tube sample A.
(Procedure 52) Thereafter, the other end of the silicone rubber tube sample A is also closed with forceps or the like.
(Procedure 53) After the liquid in the silicone rubber tube sample A is mixed by inversion stirring, the silicone rubber tube sample A is allowed to stand still in water at 37°C.
(Procedure 54) Every 1 minute after standing, the silicone rubber tube sample A is tilted to observe whether plasma is coagulated.
(Procedure 55) When plasma is coagulated, the elapsed time at that time is recorded. If the plasma does not coagulate after 120 minutes or more, the observation is terminated at that time.
The results are shown in Table 4.
表4において、controlは未処理のシリコーンゴムチューブ試料を示す。
表4より、未処理のシリコーンチューブ試料は15分程度で血液の凝固が確認された。DDSA−PLLを介してヘパリンがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料(シリコーンゴムチューブ試料A)は、120分経過しても血液の凝固が確認されなかった。従って、シリコーンゴムチューブ試料Aは、ヘパリンの強い抗血栓機能が働いていると考えられる。
In Table 4, control indicates an untreated silicone rubber tube sample.
From Table 4, blood coagulation was confirmed in about 15 minutes in the untreated silicone tube sample. In the silicone rubber tube sample coated with heparin via DDSA-PLL (silicone rubber tube sample A), coagulation of blood was not confirmed even after 120 minutes. Therefore, the silicone rubber tube sample A is considered to have the strong antithrombotic function of heparin.
(流水試験)
マイクロチューブポンプ(商品名:MP−1000、東京理化器械株式会社製)を用いて、ビーカーに容れた蒸留水を、DDSA−PLLがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料内に、流量60mL/minで循環させて、DDSA−PLLとシリコーンゴムチューブ試料の結合状態を評価した。試験は、シリコーンゴムチューブ試料が破損した時点で終了した。
(Running water test)
Using a micro tube pump (trade name: MP-1000, manufactured by Tokyo Rika Kikai Co., Ltd.), distilled water contained in a beaker is circulated in a silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL at a flow rate of 60 mL/min. Then, the bonding state of the DDSA-PLL and the silicone rubber tube sample was evaluated. The test was terminated when the silicone rubber tube sample failed.
実験例4と同様にして、フーリエ変換赤外分光光度計(商品名:FT/IR−400、日本分光株式会社製)を用いたATR FT−IRでDDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを測定することにより、DDSA−PLLとシリコーンゴムチューブ試料の結合状態を評価した。 A silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL by ATR FT-IR using a Fourier transform infrared spectrophotometer (trade name: FT/IR-400, manufactured by JASCO Corporation) in the same manner as in Experimental Example 4. The bonding state of the DDSA-PLL and the silicone rubber tube sample was evaluated by measuring the infrared absorption spectrum of the surface.
結果を図77〜図82に示す。図77〜図82において、controlは未処理のシリコーンゴムチューブ試料を示す。
図77は、DDSA由来の部位の導入率を20質量%としたDDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを示す図である。図78は、DDSA由来の部位の導入率を30質量%としたDDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを示す図である。図79は、DDSA由来の部位の導入率を40質量%としたDDSA−PLLをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを示す図である。図80は、蒸留水を1日間循環させた後のDDSA由来の部位の導入率を20質量%としたDDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを示す図である。図81は、蒸留水を1日間循環させた後のDDSA由来の部位の導入率を30質量%としたDDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを示す図である。図82は、蒸留水を1日間循環させた後のDDSA由来の部位の導入率を40質量%としたDDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料の表面の赤外線吸収スペクトルを示す図である。
The results are shown in FIGS. 77 to 82. 77 to 82, control represents an untreated silicone rubber tube sample.
FIG. 77 is a diagram showing an infrared absorption spectrum of the surface of a silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA is 20% by mass. FIG. 78 is a diagram showing an infrared absorption spectrum of the surface of a silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA was 30% by mass. FIG. 79 is a diagram showing an infrared absorption spectrum of the surface of a silicone rubber tube sample coated with DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA was 40% by mass. FIG. 80 is a diagram showing an infrared absorption spectrum of the surface of a silicone rubber tube sample coated with heparin via DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA after circulating distilled water for 1 day was 20 mass %. Is. FIG. 81 is a diagram showing an infrared absorption spectrum of a surface of a silicone rubber tube sample coated with heparin via DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA after circulating distilled water for 1 day was 30 mass %. Is. FIG. 82 is a diagram showing an infrared absorption spectrum of the surface of a silicone rubber tube sample coated with heparin via DDSA-PLL in which the introduction rate of the site derived from DDSA after circulating distilled water for 1 day was 40 mass %. Is.
図77〜図79より、3000cm−1〜3500cm−1の領域にN−H伸縮振動による吸収ピークを確認することができた。従って、シリコーンゴムチューブ試料の表面にDDSA−PLLが固定化されていることが確認された。 From FIG. 77 to FIG. 79, it was possible to confirm an absorption peak due to N-H stretching vibration in the region of 3000cm -1 ~3500cm -1. Therefore, it was confirmed that DDSA-PLL was immobilized on the surface of the silicone rubber tube sample.
DDSA由来の部位の導入率を20質量%としたDDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料とDDSA由来の部位の導入率を40質量%としたDDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料は、蒸留水の循環開始から1日後にシリコーンゴムチューブが破れたため、その時点で試験を終了した。図80および図82より、シリコーンゴムチューブが破れたものの、これらの試料には、DDSA−PLLおよびヘパリンが固定化されていることが確認された。 A silicone rubber tube sample coated with heparin via DDSA-PLL having a DDSA-derived site introduction rate of 20 mass% and heparin coated via DDSA-PLL having a DDSA-derived site introduction rate of 40 mass% Since the silicone rubber tube sample was broken one day after the circulation of distilled water started, the test was terminated at that time. From FIGS. 80 and 82, although the silicone rubber tube was broken, it was confirmed that DDSA-PLL and heparin were immobilized in these samples.
DDSA由来の部位の導入率を30質量%としたDDSA−PLLを介してヘパリンをコーティングしたシリコーンゴムチューブ試料は、蒸留水の循環開始から2日後にシリコーンゴムチューブが破れたため、その時点で試験を終了した。図81より、蒸留水の循環開始から1日後に吸収ピークが少し減少していることが確認できる。また、蒸留水の循環開始から2日後にcontrolのピークに近づいていることから、DDSA−PLLがシリコーンゴムチューブから外れていると考えられる。従って、シリコーンゴムチューブにDDSA−PLLを固定化するには、DDSA−PLLを含むDMSO溶液にシリコーンゴムチューブを浸漬する際の条件の変更が求められる。なお、DDSA−PLLを含むDMSO溶液を加熱すると、図83に示すように、DMSOにDDSA−PLLが完全に溶解して、DMSO溶液は透明になる。また、DDSA−PLLを含むDMSO溶液の温度が下がると、図84に示すように、DDSA−PLLを含むDMSO溶液が少し白く濁る。これは、温度が下がると、DDSA−PLLの溶解度が低くなることに起因すると考えられる。従って、DDSA−PLLを含むDMSO溶液にシリコーンゴムチューブを浸漬する際に、DDSA−PLLを含むDMSO溶液を加熱しながら静置することにより、シリコーンゴムチューブに対して、より多くのDDSA−PLLを固定化することができると考えられる。 The silicone rubber tube sample coated with heparin through DDSA-PLL with the introduction rate of the site derived from DDSA being 30% by mass was tested at that time because the silicone rubber tube was broken 2 days after the circulation of distilled water was started. finished. From FIG. 81, it can be confirmed that the absorption peak is slightly decreased one day after the circulation of distilled water is started. In addition, it is considered that DDSA-PLL is detached from the silicone rubber tube because it approaches the control peak two days after the start of circulation of distilled water. Therefore, in order to immobilize DDSA-PLL on the silicone rubber tube, it is necessary to change the conditions when dipping the silicone rubber tube in a DMSO solution containing DDSA-PLL. When the DMSO solution containing DDSA-PLL is heated, as shown in FIG. 83, the DDSA-PLL is completely dissolved in DMSO, and the DMSO solution becomes transparent. Moreover, when the temperature of the DMSO solution containing DDSA-PLL is lowered, the DMSO solution containing DDSA-PLL becomes slightly cloudy as shown in FIG. It is considered that this is because the solubility of DDSA-PLL decreases as the temperature decreases. Therefore, when immersing the silicone rubber tube in the DMSO solution containing DDSA-PLL, by allowing the DMSO solution containing DDSA-PLL to stand while heating, more DDSA-PLL can be prepared for the silicone rubber tube. It is thought that it can be immobilized.
上記の抗血栓性試験を行った結果、DDSA−PLLを介してヘパリンがコーティングされたシリコーンゴムチューブ試料では、120分経過しても血液の凝固が確認されなかった。従って、前記のシリコーンゴムチューブ試料は、ヘパリンの強い抗血栓機能が働いていると考えられる。この結果から、シリコーンゴムチューブ試料内に血液を流した際に、シリコーンゴムチューブからヘパリンが遊離して、そのヘパリンが血液と混ざって、血液が凝固しなかったと考えられた。そこで、上記の流水試験を行ったところ、蒸留水の循環開始から1日経過してもシリコーンゴムチューブからDDSA−PLLが外れていないことから、ヘパリンの抗血栓機能が働いたため血液が凝固しなかったと考えられる。 As a result of the above antithrombotic test, coagulation of blood was not confirmed even after 120 minutes in the silicone rubber tube sample coated with heparin via DDSA-PLL. Therefore, it is considered that the above-mentioned silicone rubber tube sample has a strong antithrombotic function of heparin. From this result, it was considered that when blood was flown into the silicone rubber tube sample, heparin was released from the silicone rubber tube, the heparin was mixed with the blood, and the blood did not coagulate. Therefore, when the above running water test was performed, the blood did not coagulate because the antithrombotic function of heparin worked because DDSA-PLL did not detach from the silicone rubber tube even one day after the circulation of distilled water started. It is believed that
さらに、DDSA−PLLを介してヘパリンがコーティングし、乾燥した後のシリコーンゴムチューブ試料を、リン酸緩衝生理食塩水で洗浄した。
イオン結合型で結合しているヘパリンでは、イオン強度の高いリン酸緩衝生理食塩水による洗浄によって、ヘパリンが解離すると考えられていた。しかしながら、上記の実験結果より、PLLとヘパリンのイオン結合型は、リン酸緩衝生理食塩水の洗浄では、ヘパリンが解離する可能性が低いと考えられる。ヘパリンの抗血栓機能が働いていることより、DDSA−PLLの接触角のバランスは保てていると考えられる。
Further, the silicone rubber tube sample after being coated with heparin via DDSA-PLL and dried was washed with phosphate buffered saline.
In the case of heparin bound in an ionic bond type, it was considered that heparin was dissociated by washing with phosphate buffered saline having high ionic strength. However, from the above experimental results, it is considered that the ionic bond type of PLL and heparin is unlikely to dissociate heparin by washing with phosphate buffered saline. Since the antithrombotic function of heparin is working, it is considered that the contact angle of DDSA-PLL is balanced.
流水試験では、蒸留水を流量60mL/minで非常に緩やかに循環させた。主に体外循環において、多くの施設では血液を流量2.2L/min〜2.5L/minで循環させており、特に心臓の手術では血液を流量4L/min〜5L/minで循環させている。人工心肺における血液の流量は、人体への酸素供給にも繋がるという報告がある。そのため、血液の流量を体外循環における基準値(2.2L/min〜2.5L/min)に上げても、DDSA−PLLの固定化が維持できるかの検討も必要となる。 In the running water test, distilled water was circulated very gently at a flow rate of 60 mL/min. Mainly in extracorporeal circulation, blood is circulated at a flow rate of 2.2 L/min to 2.5 L/min in many facilities, and blood is circulated at a flow rate of 4 L/min to 5 L/min particularly in cardiac surgery. .. It has been reported that the blood flow rate in the heart-lung machine also contributes to oxygen supply to the human body. Therefore, it is necessary to examine whether the immobilization of DDSA-PLL can be maintained even if the blood flow rate is increased to the reference value (2.2 L/min to 2.5 L/min) in the extracorporeal circulation.
この発明に係るヘパリン固定化バインダーによれば、簡易かつ安全に高分子基材表面にヘパリンを固定化できるので、産業上利用可能である。 The heparin-immobilized binder according to the present invention can be used industrially because heparin can be immobilized on the surface of a polymer substrate easily and safely.
10 医療用具
11 高分子基材
12 ヘパリン固定化バインダー
100 人工心肺装置(血液循環システム)
101 脱血ライン
102 リザーバ
103 血液ライン
104 第1の送血ライン(送血ライン)
105 人工肺
106 第2の送血ライン(送血ライン)
111 脱血流量センサ(脱血流量測定手段)
120 ローラポンプ(送血ポンプ)
121 脱血レギュレータ(流量調整手段)
140 制御部
10 Medical device 11 Polymeric substrate 12 Heparin-immobilized binder 100 Cardiopulmonary bypass device (blood circulation system)
101 Blood Removal Line 102 Reservoir 103 Blood Line 104 First Blood Delivery Line (Blood Delivery Line)
105 Artificial lung 106 Second blood supply line (blood supply line)
111 Blood flow rate sensor (blood flow rate measuring means)
120 Roller pump (blood pump)
121 Blood removal regulator (flow rate adjustment means)
140 control unit
Claims (11)
医療用具の血液接触面の少なくとも一部に前記溶液を塗布して、前記血液接触面の少なくとも一部に、前記ヘパリン固定化バインダーをコーティングする工程と、を有することを特徴とする医療用具の製造方法。 A step of dissolving the heparin-immobilized binder according to any one of claims 1 to 3 in a solvent to prepare a solution containing the heparin-immobilized binder;
A step of applying the solution to at least a part of the blood contact surface of the medical device and coating at least a part of the blood contact surface with the heparin-immobilized binder. Method.
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Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A521 | Written amendment |
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