JP4110429B2

JP4110429B2 - Antithrombogenic antithrombotic material

Info

Publication number: JP4110429B2
Application number: JP10421597A
Authority: JP
Inventors: 英之横田; 政弘世古; 典子門田; 昌和田中; 奏有森
Original assignee: Toyobo Co Ltd
Current assignee: Toyobo Co Ltd
Priority date: 1997-04-22
Filing date: 1997-04-22
Publication date: 2008-07-02
Anticipated expiration: 2017-04-22
Also published as: JPH10295799A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、ムコ多糖類と第４級アンモニウムのイオン性複合体から成る脂溶化ムコ多糖および脂肪族系ポリウレタンを必須成分として少なくとも含有して成る抗菌性付与抗血栓性材料に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
加工性、弾性、可撓性に優れた人工材料は、近年医療用材料として広く利用されるようになってきているが、人工腎臓、人工肺、補助循環装置、人工血管等の人工臓器や、注射器、血液バッグ、心臓カテーテル等のディスポーザブル製品として今後ますます利用が拡大することが予想される。これらの医用材料としては、充分な機械的強度や耐久性に加えて、生体に対する安全性、特に血液と接触した場合に血液が凝固しないこと、すなわち抗血栓性が要求される。
【０００３】
従来、医療用材料に抗血栓性を付与する手法としては、▲１▼材料表面にヘパリン等のムコ多糖類やウロキナーゼ等の線溶活性因子を固定させたもの、▲２▼材料表面を修飾して陰電荷や親水性などを付与したもの、▲３▼材料表面を不活性化したものの３通りに大別できる。このうち▲１▼の方法（以下、表面ヘパリン法と略記する）はさらに、(1) ポリマーと脂溶化したヘパリンのブレンド法、(2) 脂溶化したヘパリンでの材料表面被覆法、(3) 材料中のカチオン性基にヘパリンをイオン結合させる方法、(4) 材料とヘパリンを共有結合させる方法に細分類される。
【０００４】
上記の方法のうち、▲２▼、▲３▼の方法は長期的に体液と接触した場合には、材料表面にタンパクが吸着して生体膜類似表面を形成し、安定した抗血栓性を得ることが可能である。しかし、材料を生体内（血液接触部位）に導入した初期段階では、生体内において種々の凝固因子等が活性化された状態にあるため、ヘパリン投与などの抗凝血療法を施すことなしに充分な抗血栓性を得るのは困難である。
【０００５】
これに対して▲１▼は、導入初期段階には表面上のヘパリンやウロキナーゼによって抗血栓性、または生成した血栓の溶解性能が発揮されるが、長期間の使用によって一般的に性能が低下する傾向にある。すなわち、(1) 、(2) 、(3) では通常、生理条件下での長期の使用によってヘパリン類が脱離し易く、生体内に固定して用いる医療用材料としては充分な性能が得られにくい。(4) で得られる材料では、ヘパリンが共有結合されているため脱離しにくいという利点を有するが、従来の結合方法では往々にして、ヘパリン構成成分であるＤ−グルコサミンやＤ−グルクロン酸のコンフォメーションに変化を与えてしまい、抗凝血効果を低下させてしまうという欠点がある。
【０００６】
また、(3) 、(4) の方法では、ヘパリンの固定化に利用できる官能基を含む材料を選択するか、あるいは新たに導入する必要がある。このため、材料の選択の幅が狭められたり、官能基の導入によって材料の機械的強度が低下する可能性がある。また、操作の煩雑化によって、医療用材料を得る工程数が増加するという問題もある。
【０００７】
このように、材料の抗血栓化の容易さ、適用できる材料の選択の幅の広さから考えると、(1) ポリマーと脂溶化したヘパリンのブレンド法、もしくは(2) 脂溶化したヘパリンでの材料表面被覆法が最も優れた方法であると言える。しかしながらこの方法の致命的欠点は既述の通り、生理条件下での長期の使用によってヘパリン類が脱離し易いという点である。逆に言えば、この欠点を克服することによって簡便性、汎用性に富む優れた抗血栓化を提供することが可能になる。
【０００８】
この問題を解決する手段として、特開平２−２７０８２３に開示されている方法がある。この方法は、天然ムコ多糖類と天然脂質もしくは合成脂質との複合体を形成させることを特徴としており、ヘパリンと生体内リン脂質の複合体で材料表面を被覆する技術が好ましい例として挙げられている。
【０００９】
しかしながらこの方法はヘパリン溶出に伴って同時に溶出されるカチオン性物質（脂溶化剤）が天然脂質もしくは合成脂質であるため、生体に悪影響を及ぼしにくいという点においてのみ有用であると言える。すなわち、この方法によって、長期間使用時のヘパリンの溶出による抗凝血性の低下が解決されたとは言い難い。
【００１０】
また、高栄養輸液カテーテル（以下ＩＶＨと略記する）など、長期間体内に留置する必要のある医用デバイスでは、生体−材料界面からの感染が問題であった。血液と材料の接触によって生成した血栓に細菌が繁殖し、これが体内に入り込んで感染を引き起こす。したがって、このような医用デバイスに使用される材料には抗血栓性と抗菌性を同時に併せ持つことが要求される。しかしながら、抗菌性付与抗血栓性素材が強く望まれていたにもかかわらず、この分野に応用可能な素材はほとんど報告されていないのが現状である。
【００１１】
一方、抗菌性材料に関しては種々の技術が報告されている。抗菌剤として、アンモニウム塩を含有する抗菌性材料については例えば、特公平４−２５３０１、特公平３−６４１４３、ビグアニドを含有する抗菌性材料に関しては例えば、特公平５−８０２２５、特公平２−６１２６１、特公平３−１０３４１、アクリジン化合物を含有する抗菌性材料については例えば、特公平３−７６３４３などによって開示されている。また、特開平７−８２５１１、特開平７−５３３１６、特開平４−２６６９１２、特開平５−３１０８２０などではホスホニウム塩を含有する抗菌性材料について開示されている。さらに、特公平６−５５８９２ではプロテイン銀を抗菌有効成分として含有する抗菌性材料が開示されている。
【００１２】
これらの技術では、優れた抗菌性を発揮するための検討は行われているものの、抗血栓性に対する配慮がなされていないため、長期留置用医用デバイス等に応用可能な抗菌性の付与された抗血栓性素材として利用するのは困難である。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、上記のような従来技術の欠点を解決し、簡便性、汎用性に加え長期間の抗血栓性を発揮することが可能であると同時に、優れた抗菌性をも発揮する抗菌性付与抗血栓性材料を提供することを目的としている。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
本発明者らは、上記課題に鑑み鋭意研究の結果、ムコ多糖類と第４級アンモニウムのイオン性複合体が有用であることを見出し、本発明に到達した。すなわち本発明は、少なくとも１種のムコ多糖類と第４級アンモニウムのイオン性複合体および脂肪族系ポリウレタンを必須成分として少なくとも含有して成ることを特徴とする抗菌性付与抗血栓性材料である。本発明のムコ多糖類としてヘパリンもしくはヘパリン金属塩が少なくとも含有されていることが好ましい。本発明の第４級アンモニウムは式［１］の構造であることが好ましい。また、上記ムコ多糖類と第４級アンモニウムのイオン性複合体が、脂溶化ムコ多糖の含有量が脂肪族ポリウレタン１００重量部に対して１〜１００重量部であることが好ましい。
【００１５】
【化２】

【００１６】
【発明の実施の形態】
本発明の抗菌性付与抗血栓性材料の必須成分である第４級アンモニウムは、式［１］の構造を有することを特徴としているが、この第４級アンモニウムは１種類だけ単独に使用しても、複数種類を同時に使用してもよい。第４級アンモニウムの窒素原子に結合する４つの炭化水素鎖のうち、一つは炭素数１〜２５、好ましくは３〜２０、さらに好ましくは６〜２０のアルキル基である。他の３つの炭化水素鎖は、炭素数１〜１２、好ましくは１〜８のアルキル基、または炭素数６〜１２、好ましくは６〜１０のアリール基、炭素数７〜２０、もしくは７〜１２のアラルキル基である。
【００１７】
本発明における第４級アンモニウムとしては具体的に、例えばトリブチルラウリルアンモニウム、トリブチルミリスチルアンモニウム、トリブチルセチルアンモニウム、トリブチルステアリルアンモニウム、トリフェニルラウリルアンモニウム、トリフェニルミリスチルアンモニウム、トリフェニルセチルアンモニウム、トリフェニルステアリルアンモニウム、ベンジルジメチルラウリルアンモニウム、ベンジルジメチルミリスチルアンモニウム、ベンジルジメチルセチルアンモニウム、ベンジルジメチルステアリルアンモニウムなどが例示されるが、式［１］によって示される構造の化合物であれば、これらに限定されない。
【００１８】
本発明におけるムコ多糖類としては、例えばヘパリン、コンドロイチン硫酸、ヒアルロン酸、デルマタン硫酸、ケラタン硫酸およびこれらの金属塩等が挙げられ、中でもヘパリンもしくはヘパリン金属塩は、特に抗血栓性に優れており、また報告例が多いことからも好ましい。
【００１９】
ムコ多糖類と第４級アンモニウムとのイオン性複合体（以下、脂溶化ムコ多糖と略記する）を得る方法は特に限定されないが、例えば、ムコ多糖類の水溶液もしくは水分散液と、第４級アンモニウム塩の水溶液もしくは水分散液を混合し、得られた沈澱を回収、凍結乾燥する方法などが挙げられる。この際に使用する水に替えて、弱酸性緩衝液を使用することも可能である。
【００２０】
上記緩衝液に使用される溶質としては、例えば２−（Ｎ−モルホリノ）エタンスルホン酸、ピペラジン−１，４−ビス（２−エタンスルホン酸）、Ｎ−（２−アセトアミド）−２−アミノエタンスルホン酸、Ｎ，Ｎ−ビス（２−ヒドロキシエチル）−２−アミノエタンスルホン酸、３−（Ｎ−モルホリノ）プロパンスルホン酸、３−（Ｎ−モルホリノ）−２−ヒドロキシプロパンスルホン酸、２−［４−（２−ヒドロキシエチル）−１−ピペラジニル］エタンスルホン酸が好ましく、特に好ましくは２−（Ｎ−モルホリノ）エタンスルホン酸（以下、ＭＥＳと略記する）、ピペラジン−１，４−ビス（２−エタンスルホン酸）（以下、ＰＩＰＥＳと略記する）、３−（Ｎ−モルホリノ）プロパンスルホン酸（以下、ＭＯＰＳと略記する）である。
【００２１】
本発明においては、脂溶化ムコ多糖および脂肪族系ポリウレタンを必須成分として少なくとも含有して成ることを特徴とする。脂溶化ムコ多糖が脂肪族系ポリウレタンを少なくとも成分の一つとする高分子材料（基材）に導入されることにより基材表面が不活性化すると同時に、一部は基材から徐放することよって抗血栓性、抗菌性が発揮されるものと考えられる。
【００２２】
本発明の抗菌性付与抗血栓性材料では、脂肪族系ポリウレタンと脂溶化ムコ多糖の親和性により、生体成分との接触によっても脂溶化ムコ多糖の徐放が制御され、長期間の溶出後も非常に優れた抗血栓性を維持することが可能である。さらに、脂溶化剤として機能する第４級アンモニウムの効果によって、抗血栓性と同時に抗菌性をも材料に導入することが可能である。
【００２３】
本発明の抗菌性付与抗血栓性材料は脂溶化ヘパリンを添加する基材として脂肪族系ポリウレタンが少なくとも成分の一つであることを特徴とする。基材となり得る高分子材料は例えばポリハロゲン化ビニル、ポリハロゲン化ビニリデン、ポリウレタン、ポリウレタンウレア、ポリエステル、ポリアミド、ポリプロピレン、ポリエチレン等が考えられるが、鋭意研究を行った結果、詳細な機構は不明であるものの脂肪族系ポリウレタンを少なくとも成分の一つとして含むことにより長期の安定した抗血栓性、抗菌性が発揮されることを見出した。
【００２４】
使用される基材は脂肪族系ポリウレタンが成分の一つとして含有されていれば、他の高分子材料とのブレンドであってもよい。脂肪族系ポリウレタン以外の基材成分としては例えばポリハロゲン化ビニル、ポリハロゲン化ビニリデン、ポリウレタン、ポリウレタンウレア、ポリエステル、ポリアミド、ポリプロピレン、ポリエチレン等が例示される。ブレンド系の基材を使用する場合の脂肪族系ポリウレタンの含量は好ましくは２０〜１００％であり、さらに好ましくは４０〜１００％である。
【００２５】
脂溶化ムコ多糖を基材となる高分子材料と混合する際の添加量は、高分子材料１００重量部に対して脂溶化ムコ多糖を０．１〜２００重量部とするのが好ましくは、１〜１００重量部で添加するのがさらに好ましい（以下、重合体１００重量部に対して添加剤１重量部を加えた場合、添加剤添加量は１phr であると表現する）。
【００２６】
本発明の抗菌性付与抗血栓性材料は上記脂溶化ムコ多糖の他、無機系抗菌剤が添加されてもよい。無機系抗菌剤としては、例えば銀、銅、亜鉛等の金属を有効成分とする抗菌剤や抗菌性ガラス等が挙げられる。銀を有効成分とする抗菌剤として具体的には、例えば銀ゼオライト、銀−リン酸ジルコニウム複合体、銀セラミックスなどを利用することが可能である。また、プロテイン銀やスルファジアジン銀など、金属の有機化合物錯体も本発明において無機系抗菌剤として使用することが可能である。これらの無機系抗菌剤のうち、本発明においては銀系抗菌剤もしくは抗菌性ガラスが好ましく用いられ、中でも銀ゼオライトがさらに好ましく用いられる。
【００２７】
本発明において無機系抗菌剤を添加した場合には、脂溶化剤として機能する第４級アンモニウムとの相剰効果によって、より優れた抗菌性および広い抗菌性スペクトルを材料に導入することが期待できる。
【００２８】
本発明において、無機系抗菌剤を基材となる高分子材料に導入する場合の添加量は、基材高分子材料１００重量部に対して好ましくは０．１〜５０phr であり、さらに好ましくは１〜３０phr 程度の量で添加するのが推奨される。また、脂溶化ムコ多糖と無機抗菌剤の添加量比は５０：１〜１：４が好ましく、２５：１〜１：１がさらに好ましい。
【００２９】
本発明の抗菌性付与抗血栓性材料はさらに、他の構造体に導入することも可能である。構造体の素材としては特に限定されるものではなく、例えばポリエーテルウレタン、ポリウレタン、ポリウレタンウレア、ポリ塩化ビニル、ポリ塩化ビニリデン、ポリエステル、ポリプロピレン、ポリエチレン、ポリカーボネート等、従来より使用されている材質、また将来使用されるであろう材質が広く利用できる。また、既存および新規の材質からなる血液透析膜、血漿分離膜、吸着材等の血液処理材に抗血栓性を付与する目的で導入することも可能である。
【００３０】
上記構造体への導入方法も特に限定されないが、通常のブレンド法、コーティング法等が適用可能である。コーティング方法についても、塗布法、スプレー法、ディップ法等、特に制限なく適用できる。上記方法のうち、ムコ多糖類に熱履歴を与えることのない条件で行なうことが好ましい。
【００３１】
本発明の抗菌性付与抗血栓性材料は生体成分との接触初期段階ではもちろん、接触が長期にわたった後も良好な抗決戦性が維持できる。また、第４級アンモニウムの効果によって抗血栓性と同時に優れた抗菌性をも導入することができる。
【００３２】
本発明の抗菌性付与抗血栓性材料は各種の医療用具あるいは機器類に使用される素材の抗血栓化に広く適用できる。具体的には、血液透析膜や血漿分離膜およびこれらのコーティング剤、血液中老廃物吸着材のコーティング剤に適用できる。また、人工肺用の膜素材（血液と酸素の隔壁）や人工心肺におけるシート肺のシート材料、大動脈バルーン、血液バッグ、カテーテル、カニューレ、シャント、血液回路等広範な分野に用いられ得る。本発明の抗菌性付与抗血栓性材料が抗菌性を同時に有する特長を利用し、従来、生体−材料界面からの感染が問題であったＩＶＨなどに適用することも特に好ましい。
【００３３】
以下、実施例を用いて本発明を詳細に説明する。なお、本発明は実施例により限定されるものではない。
【００３４】
〈実施例１〉
ヘパリンナトリウム塩１０．００ｇをイオン交換水に溶解させ、全量で１００mlとした。塩化ベンジルジメチルラウリルアンモニウム（以下ＢＤＭＬＡ・Ｃｌと略記する）１３．９９ｇをイオン交換水に溶解させ、全量で１４０mlとした。双方の溶液を氷冷下で混合し、そのまま４℃で１５時間静置して懸濁液を得た。この懸濁液を３３００rpm で遠心沈降させて沈殿を回収し、さらに蒸留水を加え懸濁させた後遠心分離によって沈殿を洗浄する操作を３回繰り返し、その後沈殿を乾燥させてＢＤＭＬＡ・Ｃｌとヘパリンの複合体（以下、ＢＤＭＬＡ−Ｈｅｐと略記する）を得た。このＢＤＭＬＡ−Ｈｅｐはベンゼン、ＤＭＦ、ＴＨＦ、クロロホルム等の有機溶媒に可溶であった。
【００３５】
市販脂肪族系ポリウレタン（Tecoflex（商品名）ＥＧ８０Ａ；以下、Ｔｅｃｏと略記する）をＴＨＦに溶解して５％溶液とした。このＴｅｃｏ溶液１０００ｇに対し、上記で得たＢＤＭＬＡ−Ｈｅｐ１５．００ｇを加えて、一様な溶液とした。このＢＤＭＬＡ−Ｈｅｐ／Ｔｅｃｏブレンド溶液２０ｇを水平に保った１２cm×１２cmのガラス板上に均一に載せ、４０℃で８時間窒素気流下で乾燥後、４０℃で減圧乾燥を１５時間行い、厚さ約６０μｍのフィルムを得た（以下、このＢＤＭＬＡ−Ｈｅｐ／Ｔｅｃｏブレンド材料を材料Ａ、材料Ａから得たフィルムをフィルムＡと略記する）。フィルムＡには、ＢＤＭＬＡ−Ｈｅｐが３０phr 添加されていることになる。
【００３６】
上記で得たフィルムＡ上での血漿相対凝固時間について以下の方法で評価を行った。フィルムＡを直径約３cmの円形に切り抜き、直径１０cmの時計皿の中央にはりつけた。このフィルム上にウサギ（日本白色種）のクエン酸加血漿２００μｌを取り、０．０２５mol ／ｌの塩化カルシウム水溶液２００μｌを加え、時計皿を３７℃の恒温槽に浮かせながら液が混和するように穏やかに振盪した。塩化カルシウム水溶液を添加した時点から血漿が凝固（血漿が動かなくなる時点）までの経過時間を測定し、同様の操作をガラス上で行った場合の血漿凝固に要した時間で割り、相対凝固時間として表した。ただし、ガラス板上での凝固時間の１２倍を超えても血漿が凝固しない場合には評価を中断し、相対凝固時間は＞１２と表した。結果は表１に示した。
【００３７】
材料Ａ溶液をＴＨＦで希釈して２％とし、この溶液に４０〜６０メッシュのガラスビーズを３０分浸漬した後ガラスフィルターで濾過し、窒素気流下４０℃で８時間、４０℃で減圧乾燥を１５時間行ってガラスビーズ表面に材料Ａをコートした。正常ヒト血清のＰＢＳ(-) ２倍希釈液１mlにこのコーティングビーズ１００mgを浸漬し、穏やかに振盪しながら３７℃で３０分間インキュベートした。この液をサンプルとしてＭａｙｅｒ法（Mayer,M.M.，”Complement and complement fixation”Experimental Immunochemistry 2nd Ed.，p133〜240 ，C.C.Thomas Publisher，1961）により溶血補体価（ＣＨ５０）を測定した。結果は、ビーズを加えない上記希釈血清１mlにおける補体価を１００％とし、百分率によって表１に示した。
【００３８】
フィルムＡの抗菌性を以下の方法で評価した。なお、一連の操作は全て無菌的に行った。ブロース液（滅菌生理食塩水で５０倍希釈）により、約１×１０⁷個／mlの濃度とした緑膿菌液（以下、この菌液を菌原液と呼ぶ）を調製した。この菌原液の濃度は、次のように測定した。菌原液を１０⁴倍に希釈した後１００μｌを普通寒天板にまき、２４時間後に形成された緑膿菌のコロニー数を計測した。このコロニー数をＮ個とすると、菌原液の濃度Ｃは
Ｃ＝１０⁴×Ｎ／０．１＝１０⁵×Ｎ［個／ml］
と示される。
この菌原液１００μｌをブロース液（滅菌生理食塩液で４０倍希釈）で希釈して全量で４０mlに調製した（以下、この液を浸漬原液と呼ぶ）。浸漬原液に、あらかじめ５cm×５cmに裁断してＥＯＧ滅菌したフィルムＡ上を浸漬し、３７℃で２４時間培養した。培養後、浸漬原液を滅菌生理食塩水で１０倍系列で１０⁴倍まで希釈した（以下１０ⁿ倍希釈液と略記する）。それぞれの希釈液１００μｌを普通寒天培地上にき、２４時間後普通寒天板上に形成された緑膿菌のコロニー数が３０ないし３００個のプレートについて計測した。計測して得られたコロニー数をＮ_n個とすると、２５cm²のフィルムＡとの接触後の菌数Ｎ_aは次の式で与えられる。
Ｎ_a＝４０×１０ⁿ×Ｎ_n／０．１
【００３９】
フィルムＡと接触する前の菌原液の濃度は前記Ｃの通りであり、使用した原液量は１００μｌであるから、フィルムＡ接触前の菌数Ｎ_bは次式で示される。
Ｎ_b＝１０⁴×Ｎ
【００４０】
浸漬原液４０ml中での２５cm²の大きさのフィルムとの接触によるＮ_b→Ｎ_aの個数変化を表１に示した。接触によって菌数が減少するということはフィルムの抗菌性が発揮されていることを示す。
【００４１】
材料ＡのＴＨＦ４％溶液を調製し、これに既存の人工肺用ポリプロピレン製多孔質ホローファイバーを浸漬して引き揚げ、４０℃で１２時間乾燥することによってホローファイバーへのコーティングを行った。このホローファイバーを使用しin vivo で抗血栓性を評価した。実験方法は次の通りである。
【００４２】
ペントバルビタール麻酔下でウサギ（日本白色種、♂、２．５〜３．０ｋｇ）の大腿静脈を剥離して、末梢側を糸で結紮し、糸から２〜３cmのところを血管鉗子でクランプした。結紮部分の中枢側を眼下剪刀で血管径の１／４〜１／３切り、そこから試料であるホローファイバーを１０cm、中枢側に向かって挿入した。挿入位置から１cmほどのところで、血管外に出ているホローファイバーの端部を縫いつけ、ホローファイバーが流されるのを防止した。切開部分を縫合し、抗生物質を投与して、以後試料を取り出すまで２週間にわたって飼育した。
【００４３】
２週間後、ヘパリン加ペントバルビタールで麻酔下、正中切開を施し、腹部大動脈より適当なチューブを用いて脱血してウサギを犠死させた後、ホローファイバーを挿入した部分の血管を切断した。血管を切開してホローファイバーと血管内部を写真に撮るとともに、目視で観察し５段階評価を行った。結果は表１に示した。
【００４４】
フィルムＡをクエン酸加牛血漿に浸漬し、３７℃の振盪恒温槽で２週間にわたって溶出を行った。クエン酸加牛血漿は一日おきに交換した。以下、溶出後のフィルムをフィルムＡ’と呼ぶ。フィルムＡと同様の方法でフィルムＡ’での血漿相対凝固時間、抗菌性について評価を行った。結果は表１に示した。
【００４５】
【表１】

【００４６】
表１におけるin vivo 抗血栓性の５段階評価とは次の通りである。
ａ：血小板凝集、血栓生成、フィブリン生成いずれも観察されない
ｂ：フィブリン生成または血小板凝集は見られるが血栓生成は観察されない
ｃ：フィブリン生成または血小板凝集が見られ血栓生成がわずかに観察される
ｄ：フィブリン生成または血小板凝集が見られ血栓生成がかなり観察される
ｅ：フィブリン生成または血小板凝集が見られ大量の血栓生成が観察される
【００４７】
〈実施例２〉
ヘパリンナトリウム塩１０．００ｇをイオン交換水に溶解させ、全量で１００mlとした。塩化ベンジルジメチルセチルアンモニウム（以下ＢＤＭＣＡ・Ｃｌと略記する）１６．３０ｇをイオン交換水に溶解させ、全量で１６３mlとした。双方の溶液を氷冷下で混合し、そのまま４℃で１５時間静置して懸濁液を得た。この懸濁液を３３００rpm で遠心沈降させて沈殿を回収し、さらに蒸留水を加え懸濁させた後遠心分離によって沈殿を洗浄する操作を３回繰り返し、その後沈殿を乾燥させてＢＤＭＣＡ・Ｃｌとヘパリンの複合体（以下、ＢＤＭＣＡ−Ｈｅｐと略記する）を得た。このＢＤＭＣＡ−Ｈｅｐはベンゼン、ＤＭＦ、ＴＨＦ、クロロホルム等の有機溶媒に可溶であった。
【００４８】
脂溶化ヘパリンをＢＤＭＬＡ−ＨｅｐからＢＤＭＣＡ−Ｈｅｐに変えた以外は実施例１と同様の方法で、ＢＤＭＣＡ−Ｈｅｐ／Ｔｅｃｏブレンド材料Ｂ、および材料Ｂから成るフィルムＢを得た。この材料ＢおよびフィルムＢを用いて、実施例１と同様の方法で血漿相対凝固時間、補体価、抗菌性、in vivo 抗血栓性を測定した。また、実施例１と同様の方法でフィルムＢの溶出試験を実施し、得られた溶出フィルムＢ’の血漿相対凝固時間、抗菌性についても測定した。結果は表１に示した。
【００４９】
〈比較例１〉
実施例１で使用した脂肪族系ポリウレタンＴｅｃｏを市販芳香族系ポリウレタン（Pellethane（商品名）２３６３−８０ＡＥ；以下、Ｐｅｌｌと略記する）に変えた以外は実施例１と同様の方法で、ＢＤＭＬＡ−Ｈｅｐ／Ｐｅｌｌブレンド材料Ｃ、および材料Ｃから成るフィルムＣを得た。この材料ＣおよびフィルムＣを用いて、実施例１と同様の方法で血漿相対凝固時間、補体価、抗菌性、in vivo 抗血栓性を測定した。また、実施例１と同様の方法でフィルムＣの溶出試験を実施し、得られた溶出フィルムＣ’の血漿相対凝固時間、抗菌性についても測定した。結果は表１に示した。
【００５０】
〈比較例２〉
実施例１で使用した脂肪族系ポリウレタンＴｅｃｏを市販ポリ塩化ビニル（ジオクチルフタレートを５０phr 含有、以下、ＰＶＣと略記する）に変えた以外は実施例１と同様の方法で、ＢＤＭＬＡ−Ｈｅｐ／ＰＶＣブレンド材料Ｃ、および材料Ｄから成るフィルムＤを得た。この材料ＤおよびフィルムＤを用いて、実施例１と同様の方法で血漿相対凝固時間、補体価、抗菌性、in vivo 抗血栓性を測定した。また、実施例１と同様の方法でフィルムＤの溶出試験を実施し、得られた溶出フィルムＤ’の血漿相対凝固時間、抗菌性についても測定した。結果は表１に示した。
【００５１】
〈比較例３〉
実施例１で得たＢＤＭＬＡ−Ｈｅｐ１００mgにベンゼンを加えて全量で１００ｇとし、ＢＤＭＬＡ−Ｈｅｐ／ベンゼン溶液を得た。１２cm×１２cmのＴｅｃｏフィルム上にこの溶液３．００ｇを均一に載せ、４０℃で８時間窒素気流下で乾燥後、４０℃で減圧乾燥を１５時間行い、厚さ約６０μｍのフィルムを得た（以下このＢＤＭＬＡ−ＨｅｐによるＴｅｃｏコーティングフィルムをフィルムＥと略記する）。
【００５２】
このＢＤＭＬＡ−Ｈｅｐ／ベンゼン溶液でコーティングを行って補体価とin vivo 抗血栓性を、フィルムＥを用いて血漿相対凝固時間と抗菌性を実施例１と同様の方法で測定した。また、実施例１と同様の方法でフィルムＥの溶出試験を実施し、得られた溶出フィルムＥ’の血漿相対凝固時間および抗菌性についても測定した。結果は表１に示した。
【００５３】
〈比較例４〉
実施例２で得たＢＤＭＣＡ−Ｈｅｐ１００mgにベンゼンを加えて全量で１００ｇとし、ＢＤＭＣＡ−Ｈｅｐ／ベンゼン溶液を得た。１２cm×１２cmのＴｅｃｏフィルム上にこの溶液３．００ｇを均一に載せ、４０℃で８時間窒素気流下で乾燥後、４０℃で減圧乾燥を１５時間行い、厚さ約６０μｍのフィルムを得た（以下このＢＤＭＣＡ−ＨｅｐによるＴｅｃｏコーティングフィルムををフィルムＤと略記する）。
【００５４】
このＢＤＭＣＡ−Ｈｅｐ／ベンゼン溶液でコーティングを行って補体価とin vivo 抗血栓性を、フィルムＦを用いて血漿相対凝固時間と抗菌性を実施例１と同様の方法で測定した。また、実施例１と同様の方法でフィルムＦの溶出試験を実施し、得られた溶出フィルムＦ’の血漿相対凝固時間および抗菌性についても測定した。結果は表１に示した。
【００５５】
〈比較例５〉
脂溶化ヘパリンを導入していないＴｅｃｏフィルム（フィルムＧ）を用いて血漿相対凝固時間、抗菌性を測定した。また、実施例１と同様の方法でフィルムＧの溶出試験を実施し、得られた溶出フィルムＧ’の血漿相対凝固時間、抗菌性についても測定した。結果は表１に示した。
【００５６】
表１に示した結果からわかるように、本発明の抗菌性付与抗血栓性材料は優れた抗血栓性、抗菌性を示しており、溶出後も性能が維持されている。基材となる高分子材料として芳香族系ポリウレタンやポリ塩化ビニルを使用した比較例１、２ではやや性能が劣っている。脂肪族系ポリウレタンと脂溶化ムコ多糖の相互作用が性能の維持に特に好ましいことがわかる。
【００５７】
また、高分子材料を含有せずに、フィルム表面に脂溶化ムコ多糖をコーティングした比較例３、４では、溶出前の性能は比較的良好であるものの、血漿溶出による性能の低下が大きいことがわかる。高分子材料を含有しない状態では脂溶化ムコ多糖は血漿による溶出で剥離しやすく、性能の低下を招いていると考えられる。
【００５８】
【発明の効果】
本発明の抗菌性付与抗血栓性材料は、優れた抗血栓性、抗菌性を有しており、その性能は材料調製直後のみならず長期間の溶出操作後も維持される。また、本発明の抗菌性付与抗血栓性材料はコーティングなどの方法によって導入することで既存の構造体に簡便に抗血栓性、抗菌性を付与することができ、医療用材料の抗血栓化、抗菌化を行う材料として優れた適性を有している。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an antibacterial and antithrombogenic material comprising at least fat-solubilized mucopolysaccharide comprising an ionic complex of mucopolysaccharide and quaternary ammonium and an aliphatic polyurethane as essential components.
[0002]
[Prior art]
Artificial materials excellent in processability, elasticity, and flexibility have been widely used as medical materials in recent years, but artificial organs such as artificial kidneys, artificial lungs, auxiliary circulation devices, artificial blood vessels, The use of disposable products such as syringes, blood bags, and cardiac catheters is expected to expand further in the future. In addition to sufficient mechanical strength and durability, these medical materials are required to have safety against living bodies, in particular, that blood does not clot when in contact with blood, that is, antithrombotic properties.
[0003]
Conventionally, methods for imparting antithrombogenicity to medical materials are as follows: (1) Immobilizing mucopolysaccharides such as heparin and fibrinolytic active factors such as urokinase on the material surface; (2) Modifying the material surface Can be roughly classified into three types: those provided with negative charges and hydrophilicity, and (3) those obtained by inactivating the material surface. Among them, the method (1) (hereinafter abbreviated as surface heparin method) is further (1) a blend method of polymer and fat-solubilized heparin, (2) material surface coating method with fat-solubilized heparin, (3) It is subdivided into a method of ionically binding heparin to a cationic group in the material, and a method of (4) covalently bonding the material and heparin.
[0004]
Among the above methods, in the methods (2) and (3), when they are in contact with a body fluid for a long period of time, a protein is adsorbed on the material surface to form a biological membrane-like surface, thereby obtaining a stable antithrombotic property. It is possible. However, at the initial stage when the material is introduced into the living body (blood contact site), since various coagulation factors are activated in the living body, it is sufficient without performing anticoagulant therapy such as heparin administration. It is difficult to obtain a good antithrombogenicity.
[0005]
On the other hand, in the case of (1), although antithrombogenicity or dissolution performance of the generated thrombus is exhibited by heparin or urokinase on the surface at the initial stage of introduction, the performance generally decreases with long-term use. There is a tendency. That is, in (1), (2) and (3), heparins are usually easily detached by long-term use under physiological conditions, and sufficient performance can be obtained as a medical material used by being fixed in vivo. Hateful. Although the material obtained in (4) has the advantage that heparin is covalently bonded, it is difficult to detach, but the conventional binding method often has components of D-glucosamine and D-glucuronic acid, which are heparin constituent components. There is a drawback that the formation is changed and the anticoagulant effect is lowered.
[0006]
In the methods (3) and (4), it is necessary to select or newly introduce a material containing a functional group that can be used for immobilization of heparin. For this reason, the range of selection of the material may be narrowed, or the mechanical strength of the material may be reduced by the introduction of a functional group. In addition, there is a problem that the number of steps for obtaining a medical material increases due to complicated operations.
[0007]
Thus, considering the ease of anti-thrombosis of materials and the wide range of choices of applicable materials, (1) a blend method of polymer and fat-solubilized heparin, or (2) fat-solubilized heparin It can be said that the material surface coating method is the most excellent method. However, a fatal drawback of this method is that, as described above, heparins are easily detached by long-term use under physiological conditions. In other words, by overcoming this drawback, it is possible to provide excellent antithrombogenicity that is simple and versatile.
[0008]
As means for solving this problem, there is a method disclosed in JP-A-2-270823. This method is characterized by forming a complex of a natural mucopolysaccharide and a natural lipid or a synthetic lipid, and a technique for coating the material surface with a complex of heparin and an in vivo phospholipid is mentioned as a preferred example. Yes.
[0009]
However, it can be said that this method is useful only in that the cationic substance (lipid solubilizing agent) eluted simultaneously with elution of heparin is a natural lipid or a synthetic lipid, and thus hardly adversely affects the living body. That is, it is difficult to say that this method has solved the decrease in anticoagulability due to elution of heparin during long-term use.
[0010]
Further, in a medical device that needs to be left in the body for a long period of time, such as a highly nutrient infusion catheter (hereinafter abbreviated as IVH), infection from the bio-material interface has been a problem. Bacteria grow in thrombus produced by contact between blood and material, and enter the body to cause infection. Therefore, the material used for such a medical device is required to have both antithrombotic and antibacterial properties at the same time. However, in spite of the strong demand for antibacterial and antithrombogenic materials, there are few reports of materials applicable to this field.
[0011]
On the other hand, various techniques have been reported regarding antibacterial materials. As an antibacterial material containing an ammonium salt as an antibacterial agent, for example, Japanese Patent Publication No. 4-25301 and Japanese Patent Publication No. 3-64143, and for an antibacterial material containing a biguanide, for example, Japanese Patent Publication No. 5-80225 and Japanese Patent Publication No. Japanese Patent Publication No. 3-10341 and antibacterial materials containing an acridine compound are disclosed in, for example, Japanese Patent Publication No. 3-76343. JP-A-7-82511, JP-A-7-53316, JP-A-4-266912, JP-A-5-310820 and the like disclose antibacterial materials containing a phosphonium salt. Furthermore, Japanese Patent Publication No. 6-55892 discloses an antibacterial material containing protein silver as an antibacterial active ingredient.
[0012]
Although these technologies have been studied to exhibit excellent antibacterial properties, no consideration has been given to antithrombogenicity, so antibacterial properties that can be applied to long-term indwelling medical devices are provided. It is difficult to use as a thrombotic material.
[0013]
[Problems to be solved by the invention]
The present invention solves the drawbacks of the prior art as described above, and is capable of exhibiting antithrombogenicity for a long time in addition to simplicity and versatility, and at the same time, exhibiting excellent antibacterial properties The aim is to provide an imparted antithrombogenic material.
[0014]
[Means for Solving the Problems]
As a result of intensive studies in view of the above problems, the present inventors have found that an ionic complex of mucopolysaccharide and quaternary ammonium is useful, and have reached the present invention. That is, the present invention is an antibacterial and antithrombogenic material characterized by comprising at least one ionic complex of at least one mucopolysaccharide and quaternary ammonium and an aliphatic polyurethane as essential components. . The mucopolysaccharide of the present invention preferably contains at least heparin or a heparin metal salt. The quaternary ammonium of the present invention preferably has the structure of the formula [1]. Moreover, it is preferable that content of the fat-solubilized mucopolysaccharide of the mucopolysaccharide and quaternary ammonium ionic complex is 1 to 100 parts by weight with respect to 100 parts by weight of the aliphatic polyurethane.
[0015]
[Chemical formula 2]

[0016]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
The quaternary ammonium which is an essential component of the antibacterial property-imparting antithrombotic material of the present invention is characterized by having the structure of the formula [1], but this quaternary ammonium is used alone as one kind. Alternatively, a plurality of types may be used simultaneously. Of the four hydrocarbon chains bonded to the nitrogen atom of the quaternary ammonium, one is an alkyl group having 1 to 25 carbon atoms, preferably 3 to 20 carbon atoms, more preferably 6 to 20 carbon atoms. The other three hydrocarbon chains are alkyl groups having 1 to 12 carbon atoms, preferably 1 to 8 carbon atoms, or aryl groups having 6 to 12 carbon atoms, preferably 6 to 10 carbon atoms, 7 to 20 carbon atoms, or 7 to 12 carbon atoms. Is an aralkyl group.
[0017]
Specifically, as the quaternary ammonium in the present invention, for example, tributyl lauryl ammonium, tributyl myristyl ammonium, tributyl cetyl ammonium, tributyl stearyl ammonium, triphenyl lauryl ammonium, triphenyl myristyl ammonium, triphenyl cetyl ammonium, triphenyl stearyl ammonium, Examples include benzyldimethyllaurylammonium, benzyldimethylmyristylammonium, benzyldimethylcetylammonium, benzyldimethylstearylammonium, and the like, but the compound is not limited thereto as long as the compound has a structure represented by the formula [1].
[0018]
Examples of the mucopolysaccharide in the present invention include heparin, chondroitin sulfate, hyaluronic acid, dermatan sulfate, keratan sulfate, and metal salts thereof, among which heparin or heparin metal salts are particularly excellent in antithrombogenicity, It is also preferable because there are many reports.
[0019]
The method for obtaining an ionic complex of mucopolysaccharide and quaternary ammonium (hereinafter abbreviated as fat-solubilized mucopolysaccharide) is not particularly limited. For example, an aqueous solution or aqueous dispersion of mucopolysaccharide and quaternary Examples thereof include a method in which an aqueous solution or aqueous dispersion of an ammonium salt is mixed, and the resulting precipitate is recovered and lyophilized. It is also possible to use a weakly acidic buffer instead of the water used at this time.
[0020]
Examples of the solute used in the buffer include 2- (N-morpholino) ethanesulfonic acid, piperazine-1,4-bis (2-ethanesulfonic acid), and N- (2-acetamido) -2-aminoethane. Sulfonic acid, N, N-bis (2-hydroxyethyl) -2-aminoethanesulfonic acid, 3- (N-morpholino) propanesulfonic acid, 3- (N-morpholino) -2-hydroxypropanesulfonic acid, 2- [4- (2-Hydroxyethyl) -1-piperazinyl] ethanesulfonic acid is preferable, and 2- (N-morpholino) ethanesulfonic acid (hereinafter abbreviated as MES), piperazine-1,4-bis ( 2-ethanesulfonic acid) (hereinafter abbreviated as PIPES) and 3- (N-morpholino) propanesulfonic acid (hereinafter abbreviated as MOPS). .
[0021]
The present invention is characterized by containing at least fat-solubilized mucopolysaccharide and aliphatic polyurethane as essential components. When the fat-solubilized mucopolysaccharide is introduced into a polymer material (base material) containing at least one aliphatic polyurethane as a component, the surface of the base material is deactivated, and at the same time, a part is gradually released from the base material. It is thought that antithrombotic and antibacterial properties are exhibited.
[0022]
In the antibacterial property-imparting antithrombotic material of the present invention, due to the affinity between aliphatic polyurethane and fat-solubilized mucopolysaccharide, sustained release of fat-solubilized mucopolysaccharide is controlled even by contact with biological components, and even after long-term elution It is possible to maintain very good antithrombogenicity. Furthermore, the anti-thrombogenicity as well as the antibacterial property can be introduced into the material by the effect of quaternary ammonium functioning as a fat solubilizer.
[0023]
The antibacterial property-imparting antithrombotic material of the present invention is characterized in that aliphatic polyurethane is at least one of the components as a base material to which fat-solubilized heparin is added. Polymer materials that can be used as the base material include, for example, polyvinyl halides, polyvinylidene halides, polyurethanes, polyurethane ureas, polyesters, polyamides, polypropylenes, and polyethylenes. It has been found that long-term stable antithrombotic and antibacterial properties are exhibited by including an aliphatic polyurethane as at least one component.
[0024]
The base material used may be a blend with another polymer material as long as aliphatic polyurethane is contained as one of the components. Examples of the base component other than the aliphatic polyurethane include polyvinyl halide, polyvinylidene halide, polyurethane, polyurethane urea, polyester, polyamide, polypropylene, polyethylene and the like. The content of the aliphatic polyurethane when using a blend-type substrate is preferably 20 to 100%, more preferably 40 to 100%.
[0025]
The amount of the fat-solubilized mucopolysaccharide added to the base polymer material is preferably 0.1 to 200 parts by weight of the fat-solubilized mucopolysaccharide with respect to 100 parts by weight of the polymer material. It is more preferable to add at -100 parts by weight (hereinafter, when 1 part by weight of the additive is added to 100 parts by weight of the polymer, the additive amount is expressed as 1 phr).
[0026]
The antibacterial property-imparting antithrombotic material of the present invention may contain an inorganic antibacterial agent in addition to the above-mentioned fat-solubilized mucopolysaccharide. Examples of inorganic antibacterial agents include antibacterial agents and antibacterial glasses containing metals such as silver, copper and zinc as active ingredients. Specifically, as an antibacterial agent containing silver as an active ingredient, for example, silver zeolite, silver-zirconium phosphate complex, silver ceramics, and the like can be used. In addition, metal organic compound complexes such as protein silver and sulfadiazine silver can also be used as inorganic antibacterial agents in the present invention. Among these inorganic antibacterial agents, silver antibacterial agents or antibacterial glasses are preferably used in the present invention, and silver zeolite is more preferably used.
[0027]
When an inorganic antibacterial agent is added in the present invention, it can be expected that a superior antibacterial property and a broad antibacterial spectrum are introduced into the material due to a coherent effect with quaternary ammonium that functions as a fat solubilizing agent. .
[0028]
In the present invention, when the inorganic antibacterial agent is introduced into the polymer material as the base material, the addition amount is preferably 0.1 to 50 phr, more preferably 1 with respect to 100 parts by weight of the base polymer material. It is recommended to add in an amount of ~ 30 phr. Moreover, the addition amount ratio of the fat-solubilized mucopolysaccharide and the inorganic antibacterial agent is preferably 50: 1 to 1: 4, and more preferably 25: 1 to 1: 1.
[0029]
The antibacterial property-imparting antithrombotic material of the present invention can be further introduced into other structures. The material of the structure is not particularly limited. For example, polyether urethane, polyurethane, polyurethane urea, polyvinyl chloride, polyvinylidene chloride, polyester, polypropylene, polyethylene, polycarbonate, and other conventionally used materials, Materials that will be used in the future are widely available. Further, it can be introduced for the purpose of imparting antithrombogenicity to blood treatment materials such as hemodialysis membranes, plasma separation membranes and adsorbents made of existing and novel materials.
[0030]
A method for introducing the structure into the structure is not particularly limited, and a normal blending method, coating method, or the like can be applied. The coating method can be applied without any particular limitation, such as a coating method, a spray method, and a dip method. Of the above methods, the mucopolysaccharide is preferably used under conditions that do not give heat history.
[0031]
The antibacterial property-imparting antithrombotic material of the present invention can maintain a good anti-decision property not only at the initial contact stage with a biological component but also after contact for a long time. Moreover, the antibacterial property can be introduced simultaneously with the antithrombotic property by the effect of quaternary ammonium.
[0032]
The antibacterial property-imparting antithrombotic material of the present invention can be widely applied to antithrombosis of materials used for various medical devices or devices. Specifically, it can be applied to hemodialysis membranes, plasma separation membranes, coating agents thereof, and coating agents for blood waste adsorbents. Further, it can be used in a wide range of fields such as artificial lung membrane materials (blood and oxygen partition walls), artificial lung lung sheet material, aortic balloons, blood bags, catheters, cannulas, shunts, blood circuits, and the like. The antibacterial property-imparting antithrombotic material of the present invention is particularly preferably applied to IVH or the like, which has conventionally suffered from infection from the bio-material interface, taking advantage of the antibacterial property at the same time.
[0033]
Hereinafter, the present invention will be described in detail using examples. The present invention is not limited to the examples.
[0034]
<Example 1>
Heparin sodium salt (10.00 g) was dissolved in ion exchange water to make a total volume of 100 ml. 13.99 g of benzyldimethyllauryl ammonium chloride (hereinafter abbreviated as BDMLA · Cl) was dissolved in ion-exchanged water to make a total volume of 140 ml. Both solutions were mixed under ice cooling and allowed to stand at 4 ° C. for 15 hours to obtain a suspension. The suspension was centrifuged at 3300 rpm to collect the precipitate. Further, distilled water was added and suspended, and then the precipitate was washed by centrifugation three times. Thereafter, the precipitate was dried, and BDMLA · Cl and heparin were dried. The complex (hereinafter abbreviated as BDMLA-Hep) was obtained. This BDMLA-Hep was soluble in organic solvents such as benzene, DMF, THF, chloroform and the like.
[0035]
A commercially available aliphatic polyurethane (Tecoflex (trade name) EG80A; hereinafter abbreviated as Teco) was dissolved in THF to obtain a 5% solution. To 1000 g of this Teco solution, 15.00 g of BDMLA-Hep obtained above was added to obtain a uniform solution. 20 g of this BDMLA-Hep / Teco blend solution was uniformly placed on a 12 cm × 12 cm glass plate kept horizontally, dried at 40 ° C. for 8 hours under a nitrogen stream, and then dried at 40 ° C. under reduced pressure for 15 hours. A film having a thickness of about 60 μm was obtained (hereinafter, this BDMLA-Hep / Teco blend material is abbreviated as material A, and a film obtained from material A is abbreviated as film A). In film A, 30 phr of BDMLA-Hep is added.
[0036]
The plasma relative coagulation time on the film A obtained above was evaluated by the following method. Film A was cut into a circular shape with a diameter of about 3 cm and stuck to the center of a watch glass with a diameter of 10 cm. Take 200 μl of rabbit (Japanese white) citrated plasma on this film, add 200 μl of 0.025 mol / l calcium chloride aqueous solution, and gently mix the solution while floating the watch glass in a 37 ° C. constant temperature bath. Shaken. Measure the elapsed time from the time when calcium chloride aqueous solution is added until the plasma clots (when plasma stops moving), and divide by the time required for plasma clotting when the same operation is performed on glass, as the relative clotting time expressed. However, the evaluation was interrupted when the plasma did not coagulate even after exceeding 12 times the coagulation time on the glass plate, and the relative coagulation time was expressed as> 12. The results are shown in Table 1.
[0037]
The material A solution is diluted to 2% with THF, 40-60 mesh glass beads are immersed in this solution for 30 minutes, filtered through a glass filter, and dried under reduced pressure at 40 ° C for 8 hours at 40 ° C under a nitrogen stream. After 15 hours, the glass beads were coated with material A. 100 mg of this coated bead was immersed in 1 ml of a normal human serum PBS (-) 2-fold dilution, and incubated at 37 ° C. for 30 minutes with gentle shaking. Using this solution as a sample, the hemolytic complement value (CH50) was measured by the Mayer method (Mayer, MM, “Complement and complement fixation”, Experimental Immunochemistry 2nd Ed., P133-240, CC Thomas Publisher, 1961). The results are shown in Table 1 as a percentage with the complement value in 1 ml of the above diluted serum without the addition of beads as 100%.
[0038]
The antibacterial properties of film A were evaluated by the following methods. All the series of operations were performed aseptically. About 1 x 10 times with broth solution (diluted 50 times with sterile saline) ⁷ A Pseudomonas aeruginosa solution (hereinafter referred to as a bacterial stock solution) having a concentration of 1 cell / ml was prepared. The concentration of this bacterial stock solution was measured as follows. 10 fungal stock solutions ^Four After diluting twice, 100 μl was spread on a normal agar plate, and the number of Pseudomonas aeruginosa colonies formed after 24 hours was counted. If the number of colonies is N, the concentration C of the bacterial stock solution is
C = 10 ^Four × N / 0.1 = 10 ^Five × N [pieces / ml]
It is shown.
100 μl of this bacterial stock solution was diluted with a broth solution (diluted 40 times with sterile physiological saline) to prepare a total volume of 40 ml (hereinafter, this solution is referred to as a soaking stock solution). The film A which had been preliminarily cut into 5 cm × 5 cm and sterilized by EOG was immersed in the soaking stock solution and cultured at 37 ° C. for 24 hours. After culturing, the soaking stock solution is 10 times in a 10-fold series with sterile physiological saline. ^Four Diluted to 10 times (below 10 ⁿ Abbreviated double dilution)). 100 μl of each diluted solution was put on a normal agar medium, and 24 hours later, the number of Pseudomonas aeruginosa colonies formed on the normal agar plate was counted from 30 to 300. The number of colonies obtained by measurement is N _n 25cm ² Of bacteria after contact with film A _a Is given by:
N _a = 40 × 10 ⁿ × N _n /0.1
[0039]
The concentration of the bacterial stock solution before contact with film A is as described above C, and the amount of the stock solution used is 100 μl. _b Is expressed by the following equation.
N _b = 10 ^Four × N
[0040]
25cm in 40ml soaking stock solution ² N in contact with film of size _b → N _a Table 1 shows the change in the number. The decrease in the number of bacteria by contact indicates that the antibacterial property of the film is exerted.
[0041]
A 4% THF solution of material A was prepared, and an existing polypropylene hollow fiber for artificial lung was dipped in the solution and dried at 40 ° C. for 12 hours to coat the hollow fiber. Using this hollow fiber, antithrombogenicity was evaluated in vivo. The experimental method is as follows.
[0042]
Under anesthesia with pentobarbital, the femoral vein of a rabbit (Japanese white species, sputum, 2.5-3.0 kg) was peeled off, the distal side was ligated with a thread, and the place 2 to 3 cm from the thread was clamped with vascular forceps . The central side of the ligature part was cut by 1/4 to 1/3 of the blood vessel diameter with a lower eye knife, and a hollow fiber as a sample was inserted 10 cm toward the central side. At about 1 cm from the insertion position, the end of the hollow fiber outside the blood vessel was sewed to prevent the hollow fiber from flowing. The incision was sutured, antibiotics were administered, and the animals were raised for 2 weeks until the samples were removed.
[0043]
Two weeks later, a midline incision was made under anesthesia with heparin-added pentobarbital, blood was removed from the abdominal aorta using an appropriate tube, and the rabbit was sacrificed, and then the blood vessel at the portion where the hollow fiber was inserted was cut. The blood vessel was incised and the hollow fiber and the inside of the blood vessel were photographed and visually observed to make a five-step evaluation. The results are shown in Table 1.
[0044]
Film A was soaked in citrated cow plasma and eluted for 2 weeks in a 37 ° C. shaking bath. The citrated cow plasma was changed every other day. Hereinafter, the eluted film is referred to as film A ′. The relative plasma coagulation time and antibacterial properties of film A ′ were evaluated in the same manner as film A. The results are shown in Table 1.
[0045]
[Table 1]

[0046]
The in vivo antithrombogenicity 5-grade evaluation in Table 1 is as follows.
a: No platelet aggregation, thrombus formation, or fibrin formation is observed
b: Fibrin formation or platelet aggregation is observed but thrombus formation is not observed
c: Fibrin formation or platelet aggregation is observed and thrombus formation is slightly observed
d: Fibrin formation or platelet aggregation is observed, and thrombus formation is considerably observed
e: Fibrin formation or platelet aggregation is observed, and massive thrombus formation is observed
[0047]
<Example 2>
Heparin sodium salt (10.00 g) was dissolved in ion exchange water to make a total volume of 100 ml. 16.30 g of benzyldimethylcetylammonium chloride (hereinafter abbreviated as BDMCA · Cl) was dissolved in ion-exchanged water to make a total volume of 163 ml. Both solutions were mixed under ice cooling and allowed to stand at 4 ° C. for 15 hours to obtain a suspension. The suspension was centrifuged at 3300 rpm to recover the precipitate, and further suspended by adding distilled water and then suspending the precipitate by centrifugation. The precipitate was then dried three times, and then the BDMCA · Cl and heparin were dried. Of the complex (hereinafter abbreviated as BDMCA-Hep). This BDMCA-Hep was soluble in organic solvents such as benzene, DMF, THF, chloroform and the like.
[0048]
A film B made of BDMCA-Hep / Teco blend material B and material B was obtained in the same manner as in Example 1 except that the fat-solubilized heparin was changed from BDMLA-Hep to BDMCA-Hep. Using this material B and film B, plasma relative coagulation time, complement value, antibacterial activity, and in vivo antithrombogenicity were measured in the same manner as in Example 1. Moreover, the elution test of the film B was implemented by the method similar to Example 1, and the plasma relative coagulation time of the obtained elution film B 'and antibacterial property were also measured. The results are shown in Table 1.
[0049]
<Comparative example 1>
The same procedure as in Example 1 was repeated except that the aliphatic polyurethane Teco used in Example 1 was replaced with a commercially available aromatic polyurethane (Pellethane (trade name) 2363-80AE; hereinafter abbreviated as Pell). Film C consisting of Hep / Pell blend material C and material C was obtained. Using this material C and film C, plasma relative coagulation time, complement value, antibacterial activity, and in vivo antithrombogenicity were measured in the same manner as in Example 1. Moreover, the elution test of the film C was implemented by the method similar to Example 1, and the plasma relative coagulation time and antibacterial property of the obtained elution film C 'were also measured. The results are shown in Table 1.
[0050]
<Comparative example 2>
A BDMLA-Hep / PVC blend was prepared in the same manner as in Example 1 except that the aliphatic polyurethane Teco used in Example 1 was replaced with commercially available polyvinyl chloride (containing 50 phr of dioctyl phthalate, hereinafter abbreviated as PVC). Film D consisting of material C and material D was obtained. Using this material D and film D, plasma relative coagulation time, complement value, antibacterial activity, and in vivo antithrombogenicity were measured in the same manner as in Example 1. Moreover, the elution test of the film D was implemented by the method similar to Example 1, and the plasma relative coagulation time of the obtained elution film D 'and the antibacterial property were also measured. The results are shown in Table 1.
[0051]
<Comparative Example 3>
Benzene was added to 100 mg of BDMLA-Hep obtained in Example 1 to make a total amount of 100 g to obtain a BDMLA-Hep / benzene solution. 3.00 g of this solution was uniformly placed on a 12 cm × 12 cm Teco film, dried under a nitrogen stream at 40 ° C. for 8 hours, and then dried under reduced pressure at 40 ° C. for 15 hours to obtain a film having a thickness of about 60 μm ( Hereinafter, this Teco coating film by BDMLA-Hep is abbreviated as film E).
[0052]
Using this BDMLA-Hep / benzene solution, the complement value and in vivo antithrombotic properties were measured, and the relative blood coagulation time and antibacterial properties were measured using film E in the same manner as in Example 1. Moreover, the elution test of the film E was implemented by the method similar to Example 1, and the plasma relative coagulation time and antibacterial property of the obtained elution film E 'were also measured. The results are shown in Table 1.
[0053]
<Comparative example 4>
Benzene was added to 100 mg of BDMCA-Hep obtained in Example 2 to make a total amount of 100 g to obtain a BDMCA-Hep / benzene solution. 3.00 g of this solution was uniformly placed on a 12 cm × 12 cm Teco film, dried under a nitrogen stream at 40 ° C. for 8 hours, and then dried under reduced pressure at 40 ° C. for 15 hours to obtain a film having a thickness of about 60 μm ( Hereinafter, this Teco coating film by BDMCA-Hep is abbreviated as film D).
[0054]
By coating with this BDMCA-Hep / benzene solution, complement value and in vivo antithrombotic properties were measured, and with film F, plasma relative coagulation time and antibacterial properties were measured in the same manner as in Example 1. Moreover, the dissolution test of the film F was implemented by the method similar to Example 1, and the plasma relative coagulation time and antibacterial property of the obtained dissolution film F 'were also measured. The results are shown in Table 1.
[0055]
<Comparative Example 5>
Plasma relative coagulation time and antibacterial properties were measured using a Teco film (film G) into which fat-solubilized heparin was not introduced. Moreover, the elution test of the film G was implemented by the method similar to Example 1, and the plasma relative coagulation time of the obtained elution film G 'and the antibacterial property were also measured. The results are shown in Table 1.
[0056]
As can be seen from the results shown in Table 1, the antibacterial property-imparting antithrombotic material of the present invention exhibits excellent antithrombotic properties and antibacterial properties, and the performance is maintained after elution. In Comparative Examples 1 and 2 using aromatic polyurethane or polyvinyl chloride as the polymer material as the base material, the performance is slightly inferior. It can be seen that the interaction between the aliphatic polyurethane and the fat-solubilized mucopolysaccharide is particularly preferable for maintaining the performance.
[0057]
In Comparative Examples 3 and 4 in which the film surface is coated with fat-solubilized mucopolysaccharide without containing a polymer material, the performance before elution is relatively good, but the performance degradation due to plasma elution is large. Recognize. In a state where no polymer material is contained, the fat-solubilized mucopolysaccharide is likely to be peeled off by elution with plasma, which is considered to cause a decrease in performance.
[0058]
【The invention's effect】
The antibacterial property-imparting antithrombotic material of the present invention has excellent antithrombotic and antibacterial properties, and its performance is maintained not only immediately after material preparation but also after a long-term elution operation. In addition, the antibacterial property-imparting antithrombotic material of the present invention can easily impart antithrombotic property and antibacterial property to an existing structure by being introduced by a method such as coating, It has excellent suitability as a material to be antibacterial.

Claims

An antibacterial and antithrombogenic material characterized by blending at least the following (a) and (b) as essential components.
(a) Fat-solubilized mucopolysaccharide comprising ionic complex of heparin or heparin metal salt and quaternary ammonium
(b) Aliphatic polyurethanes obtained using hydrogenated 4,4′diphenylmethane diisocyanate, polytetramethylene glycol, and butanediol as raw materials

The antibacterial and antithrombogenic material according to claim 1, wherein the quaternary ammonium has a structure represented by the following formula [1].

In the formula [1], R ¹ , R ² and R ³ are alkyl groups having 1 to 12 carbon atoms, aryl groups having 6 to 12 carbon atoms, or aralkyl groups having 7 to 20 carbon atoms, and R ⁴ is 1 carbon atom. ˜25 alkyl groups, each of which may be the same or different.

The antibacterial property-imparting antithrombogenic material according to claim 1 or 2 , wherein 1 to 100 parts by weight of a fat-solubilized mucopolysaccharide is contained with respect to 100 parts by weight of the aliphatic polyurethane.