JP6470840B2 - Biological tissue reinforcement material - Google Patents
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Description
本発明は、血液製剤であるフィブリン糊を用いることなく、空気漏れや体液漏れを防止して、脆弱化した組織をより確実に補強できる生体組織補強材料に関する。 The present invention relates to a biological tissue reinforcing material that can prevent air leakage and body fluid leakage without using fibrin glue, which is a blood product, and more reliably reinforce a weakened tissue.
外科分野において損傷又は脆弱化した臓器、組織の修復は最も基本的な課題である。例えば、臓器の損傷による出血に対しては、止血して縫合する方法が現在でも最も一般的に用いられる外科的な手技である。また、組織の脆弱化や損傷に伴う体液の漏出や空気漏れ防止も、外科治療において大きな課題となっている。なかでも、呼吸器外科の分野においては、気胸や肺がん切除後の空気漏れ防止が大きな課題である。特に気胸は、適切な治療をしないと再発率も高く、治療にも難渋する疾病である。 Repair of damaged organs or tissues in the surgical field is the most fundamental issue. For example, for hemorrhage due to organ damage, the method of hemostasis and suturing is still the most commonly used surgical procedure. In addition, leakage of bodily fluids and air leakage due to tissue weakening and damage are also a major issue in surgical treatment. In particular, in the field of respiratory surgery, prevention of air leakage after resection of pneumothorax and lung cancer is a major issue. In particular, pneumothorax is a disease that has a high recurrence rate and is difficult to treat without appropriate treatment.
気胸は、肺を切除した場合の断端や縫合部位、肺がんに対する肺部分切除部位、又は、外傷による肺組織の損傷部位から空気が胸腔内に漏れ出たり、あるいは肺胞の一部がのう胞化し（ブラと呼ばれる）、これが破れてその破れ目から空気が胸腔内に漏れ出たりすることにより生じる場合が多い。この漏れ出ている部分に対して、薬剤等を用いて、又は、人為的に化学熱傷を起こさせて肺組織と胸膜とを癒着させることで治療する胸膜癒着術という方法が用いられてきた。胸膜癒着術によれば、気胸の再発は一定程度防止できる。しかし、胸膜との癒着が不充分な場合には、再発の可能性が高い。仮に再度手術が必要になった場合には、肺組織が壁側胸膜に癒着しているために癒着を剥がす操作が必要となり、結果として手術時間の長期化や、癒着を剥がす際の出血という不具合が生じる。そこで、胸膜癒着術に代わる新しい治療方法が模索されていた。
また、消化器外科領域においては膵臓の部分切除後の断端からの膵液漏れ防止が大きな課題となっている。膵液は創傷治癒を司る肉芽組織を溶解してしまい、それの増殖を妨げてしまう。結果として膵臓の組織再生が困難となる。更に、漏出膵液により血管を消化して術後の大出血を引き起こしてしまう致命的な合併症になる危険性も懸念される。
Pneumothorax means that air leaks into the thoracic cavity from the stump or suture site when the lung is resected, a partially resected lung tissue for lung cancer, or a damaged lung tissue site due to trauma, or a part of the alveoli becomes cystic. (Called bra), this is often caused by tearing and air leaking into the thoracic cavity from the tear. A method called pleurodesis has been used to treat the leaked portion by using a drug or the like, or by artificially causing chemical burns to adhere lung tissue and pleura. Pleural chest recurrence can be prevented to some extent by pleurodesis. However, if adhesion to the pleura is insufficient, there is a high probability of recurrence. If surgery is required again, the lung tissue adheres to the wall side pleura, so it is necessary to remove the adhesion, resulting in prolonged operation time and bleeding when peeling the adhesion. Occurs. Therefore, a new treatment method to replace pleurodesis was sought.
In the digestive surgery field, prevention of pancreatic juice leakage from the stump after partial excision of the pancreas is a major issue. The pancreatic juice dissolves the granulation tissue responsible for wound healing and prevents its growth. As a result, the tissue regeneration of the pancreas becomes difficult. Furthermore, there is a concern that the leaked pancreatic juice may be a fatal complication that digests blood vessels and causes postoperative bleeding.
これに対して、生体吸収性高分子からなる繊維構造物とフィブリン糊とを併用することで、肺組織の補強と肺表面のシールをする方法が行われるようになってきた。この方法によれば、従来の胸膜癒着術と比較して気胸の再発率が低下したと報告されている（非特許文献１〜４）。同様の方法は、消化器外科の分野においても、肝臓切除後の出血防止等にも用いられるようになってきている（非特許文献５）。 On the other hand, a method of reinforcing lung tissue and sealing the lung surface by using a fiber structure composed of a bioabsorbable polymer and fibrin glue has been used. According to this method, it has been reported that the recurrence rate of pneumothorax is reduced as compared with conventional pleurodesis (Non-Patent Documents 1 to 4). A similar method has been used in the field of gastroenterological surgery to prevent bleeding after liver resection (Non-patent Document 5).
このような生体吸収性高分子からなる繊維構造物とフィブリン糊とを併用する方法は、脆弱組織の補強に極めて有効である。しかしながら、補強したはずの部位から空気漏れや体液漏れが発生してしまうことがあり、再手術の必要が生じることがあった。このような事例の発生確率は決して大きくはないものの、重篤な症状を引き起こす危険もあることから、より確実な補強方法が求められていた。また、血液製剤であるフィブリン糊は、未知のウイルス感染の可能性があるという問題もあった。 Such a method of using a fiber structure composed of a bioabsorbable polymer and fibrin glue in combination is extremely effective for reinforcing fragile tissues. However, air leaks and body fluid leaks may occur from sites that should have been reinforced, and re-operation may be necessary. Although the probability of occurrence of such cases is by no means large, there is a risk of causing serious symptoms, so a more reliable reinforcement method has been demanded. In addition, fibrin glue, which is a blood product, has a problem that there is a possibility of unknown virus infection.
本発明は、血液製剤であるフィブリン糊を用いることなく、空気漏れや体液漏れを防止して、脆弱化した組織をより確実に補強できる生体組織補強材料を提供することを目的とする。 An object of the present invention is to provide a biological tissue reinforcing material that can prevent air leakage and body fluid leakage without using fibrin glue, which is a blood product, and can more reliably reinforce a weakened tissue.
本発明は、生体吸収性高分子からなる繊維構造物と、セルロースのヒドロキシ基がエーテル化されたエーテル化セルロースからなる繊維構造物との積層構造体からなる生体組織補強材料である。
以下に本発明を詳述する。
The present invention is a biological tissue reinforcing material comprising a laminate structure of a fiber structure made of a bioabsorbable polymer and a fiber structure made of etherified cellulose in which the hydroxy group of cellulose is etherified.
The present invention is described in detail below.
本願の発明者らは、生体吸収性高分子からなる繊維構造物とフィブリン糊とを併用して生体組織の補強を行った場合に、補強したはずの部位から空気漏れや体液漏れが発生してしまう原因を検討した。その結果、フィブリン糊による接着部に原因があることを見出した。
フィブリン糊は、ごく短時間でゲル化する性質を有し、生体用の糊として極めて有用である。しかしながら、ゲル化したフィブリン糊は比較的硬いゲルであることから、衝撃によって凝集破壊したり、界面剥離したりしやすい。とりわけ肺組織の補強に用いた場合には、せきやくしゃみの際に極めて大きな圧力がかかり、その圧力によって凝集破壊、界面剥離してしまうことがあると思われる。ゲル化したフィブリン糊にはほとんど粘着性がないことから、いったん剥離してしまうと、再密着することができず、剥離部から空気漏れや体液漏れが生じていたものと考えられた。
The inventors of the present application, when using a fiber structure composed of a bioabsorbable polymer and a fibrin glue together to reinforce a living tissue, air leakage and body fluid leakage occurred from the portion that should have been reinforced. We examined the cause. As a result, it has been found that there is a cause in the bonded portion by fibrin glue.
Fibrin glue has the property of gelling in a very short time and is extremely useful as a paste for living bodies. However, since the gelled fibrin glue is a relatively hard gel, it is likely to cause cohesive failure or interfacial peeling by impact. In particular, when used to reinforce lung tissue, extremely large pressure is applied during coughing and sneezing, and this pressure may cause cohesive failure and interface separation. Since the gelled fibrin glue has almost no adhesiveness, once peeled off, it could not be re-adhered, and it was considered that air leakage or body fluid leakage occurred from the peeled portion.
本願の発明者らは、更に鋭意検討の結果、フィブリン糊に代えてセルロースのヒドロキシ基がエーテル化されたエーテル化セルロース（以下、単に「エーテル化セルロース」ともいう。）を用いることにより、脆弱化した組織をより確実に補強でき、空気漏れや体液漏れが生じない生体組織補強材料が得られることを見出し、本発明を完成した。
エーテル化セルロースは、高い安全性が確認された化合物であり、フィブリン糊と同様に短時間でゲル化して、生体吸収性高分子からなる繊維構造物を生体組織に貼着する糊としての役割を果たすことができる。また、ゲル化後も一定の粘着力を有することから、仮に大きな圧力によって凝集破壊や界面剥離が生じたとしても、再密着して空気漏れや体液漏れを防止することができる。更に、エーテル化セルロースは繊維状に加工可能であることから、予めエーテル化セルロースからなる繊維構造物を、生体吸収性高分子からなる繊維構造物に積層した積層構造体とすることにより、極めて取扱い性に優れた生体組織補強材料とすることができる。
As a result of further intensive studies, the inventors of the present application have become weakened by using etherified cellulose in which the hydroxy group of cellulose is etherified instead of fibrin glue (hereinafter also simply referred to as “etherified cellulose”). The present invention has been completed by finding that a living tissue reinforcing material can be obtained that can reinforce the tissue thus obtained more reliably and does not cause air leakage or body fluid leakage.
Etherified cellulose is a compound that has been confirmed to be highly safe, and in the same way as fibrin glue, it gels in a short time, and plays a role as a glue to stick a fiber structure composed of a bioabsorbable polymer to living tissue. Can fulfill. Moreover, since it has a certain adhesive force even after gelation, even if cohesive failure or interface peeling occurs due to a large pressure, it can be brought into close contact to prevent air leakage and body fluid leakage. Furthermore, since etherified cellulose can be processed into fibers, it is extremely easy to handle by making a fiber structure made of etherified cellulose in advance into a laminated structure laminated with a fiber structure made of a bioabsorbable polymer. It can be set as the biological tissue reinforcement material excellent in property.
本発明の生体組織補強材料は、生体吸収性高分子からなる繊維構造物と、エーテル化セルロースからなる繊維構造物との積層構造を有する。
上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物は、損傷又は脆弱化した臓器に貼付することにより、組織補強効果、空気漏れ防止効果、体液漏れ防止効果を発揮するものである。上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物は、水分を吸収することによりゲル化して、上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物を生体組織に貼着する糊としての役割を果たす。
The biological tissue reinforcing material of the present invention has a laminated structure of a fiber structure made of a bioabsorbable polymer and a fiber structure made of etherified cellulose.
The fiber structure made of the bioabsorbable polymer exhibits a tissue reinforcing effect, an air leakage preventing effect, and a body fluid leakage preventing effect by being attached to a damaged or weakened organ. The fiber structure composed of the etherified cellulose gels by absorbing moisture and plays a role as a paste for sticking the fiber structure composed of the bioabsorbable polymer to a living tissue.
上記生体吸収性材料としては特に限定されず、例えば、ポリグリコリド、ポリラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）、グリコリド−ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）共重合体、グリコリド−ε−カプロラクトン共重合体、ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体、ポリ（ｐ−ジオキサノン）、グリコリド−ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体等のα−ヒドロキシ酸重合体高分子等の合成吸収性高分子や、コラーゲン、ゼラチン、キトサン、キチン等の天然吸収性高分子が挙げられる。これらは単独で用いられてもよく、２種以上が併用されてもよい。例えば、上記生体吸収性材料として上記合成吸収性高分子を用いる場合に、天然吸収性高分子を併用してもよい。なかでも、高い強度を示すことから、グリコリド、ラクチド、ε−カプロラクトン、ジオキサノン及びトリメチレンカーボネートからなる群より選択される少なくとも１種のモノマーを重合してなるホモポリマー又はコポリマーであるα−ヒドロキシ酸重合体高分子が好適であり、適度な分解挙動を示すことから、グリコリドを含むモノマーを重合してなるホモポリマー又はコポリマーであるα−ヒドロキシ酸重合体高分子がより好適である。 The bioabsorbable material is not particularly limited. For example, polyglycolide, polylactide (D, L, DL form), glycolide-lactide (D, L, DL form) copolymer, glycolide-ε-caprolactone copolymer , Α-hydroxy acid polymerization of lactide (D, L, DL form) -ε-caprolactone copolymer, poly (p-dioxanone), glycolide-lactide (D, L, DL form) -ε-caprolactone copolymer, etc. Synthetic absorptive polymers such as body polymers, and natural absorptive polymers such as collagen, gelatin, chitosan and chitin. These may be used independently and 2 or more types may be used together. For example, when the synthetic absorbent polymer is used as the bioabsorbable material, a natural absorbent polymer may be used in combination. Among these, α-hydroxy acid, which is a homopolymer or copolymer obtained by polymerizing at least one monomer selected from the group consisting of glycolide, lactide, ε-caprolactone, dioxanone and trimethylene carbonate because it exhibits high strength. A polymer polymer is suitable, and since it exhibits an appropriate decomposition behavior, an α-hydroxy acid polymer polymer that is a homopolymer or copolymer obtained by polymerizing a monomer containing glycolide is more preferred.
上記生体吸収性材料としてポリグリコリド（グリコリドのホモポリマー又はコポリマー）を用いる場合、ポリグリコリドの重量平均分子量の好ましい下限は３００００、好ましい上限は１００００００である。上記ポリグリコリドの重量平均分子量が３００００未満であると、強度が不足して充分な組織補強効果が得られないことがあり、１００００００を超えると、体内分解速度が遅くなり、異物反応を起こすことがある。上記ポリグリコリドの重量平均分子量のより好ましい下限は５００００、より好ましい上限は３０００００である。 When polyglycolide (a homopolymer or copolymer of glycolide) is used as the bioabsorbable material, the preferred lower limit of the weight average molecular weight of polyglycolide is 30000, and the preferred upper limit is 1000000. If the weight average molecular weight of the polyglycolide is less than 30000, the strength may be insufficient and a sufficient tissue reinforcing effect may not be obtained. If the weight average molecular weight exceeds 1000000, the degradation rate in the body may be slowed and a foreign body reaction may occur. is there. The minimum with a more preferable weight average molecular weight of the said polyglycolide is 50000, and a more preferable upper limit is 300000.
上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物の形態は特に限定されず、不織布、編物、織物、ガーゼ、糸条が挙げられる。また、これらの形態を複合化したものであってもよい。なかでも、不織布が好適である。 The form of the fiber structure comprising the bioabsorbable polymer is not particularly limited, and examples thereof include non-woven fabrics, knitted fabrics, woven fabrics, gauze, and yarns. Moreover, what compounded these forms may be sufficient. Among these, a nonwoven fabric is preferable.
上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物が不織布である場合、該不織布の目付は特に限定されないが、好ましい下限は５ｇ／ｍ２、好ましい上限は３００ｇ／ｍ２である。上記不織布の目付が５ｇ／ｍ２未満であると、生体組織補強材としての強度が不足し、脆弱した組織を補強できないことがあり、３００ｇ／ｍ２を超えると、組織への接着性が悪くなることがある。上記不織布の目付のより好ましい下限は１０ｇ／ｍ２、より好ましい上限は１００ｇ／ｍ２である。 When the fiber structure composed of the bioabsorbable polymer is a nonwoven fabric, the basis weight of the nonwoven fabric is not particularly limited, but a preferred lower limit is 5 g / m 2 and a preferred upper limit is 300 g / m 2 . If the basis weight of the nonwoven fabric is less than 5 g / m 2 , the strength as a biological tissue reinforcing material may be insufficient, and a weak tissue may not be reinforced. If it exceeds 300 g / m 2 , the adhesiveness to the tissue is poor. May be. The more preferable minimum of the fabric weight of the said nonwoven fabric is 10 g / m < 2 >, and a more preferable upper limit is 100 g / m < 2 >.
上記不織布を製造する方法は特に限定されず、例えば、エレクトロスピニングデポジション法、メルトブロー法、ニードルパンチ法、スパンボンド法、フラッシュ紡糸法、水流交絡法、エアレイド法、サーマルボンド法、レジンボンド法、湿式法等の従来公知の方法を用いることができる。 The method for producing the nonwoven fabric is not particularly limited. For example, the electrospinning deposition method, the melt blow method, the needle punch method, the spun bond method, the flash spinning method, the hydroentanglement method, the air laid method, the thermal bond method, the resin bond method, A conventionally known method such as a wet method can be used.
上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物は、親水化処理が施されていてもよい。親水化処理を施すことにより、生理食塩水等の水分と接触させたときに速やかにこれを吸収することができ、取り扱い性に優れる。
上記親水化処理としては特に限定されず、例えば、プラズマ処理、グロー放電処理、コロナ放電処理、オゾン処理、表面グラフト処理又は紫外線照射処理等が挙げられる。なかでも、不織布の外観を変化させることなく吸水率を飛躍的に向上できることからプラズマ処理が好適である。
The fiber structure made of the bioabsorbable polymer may be subjected to a hydrophilic treatment. By carrying out the hydrophilization treatment, it can be quickly absorbed when it is brought into contact with moisture such as physiological saline, and the handleability is excellent.
The hydrophilization treatment is not particularly limited, and examples thereof include plasma treatment, glow discharge treatment, corona discharge treatment, ozone treatment, surface graft treatment, and ultraviolet irradiation treatment. Among these, plasma treatment is preferable because the water absorption can be dramatically improved without changing the appearance of the nonwoven fabric.
上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物の厚さは特に限定されないが、好ましい下限は５μｍ、好ましい上限は１．０ｍｍである。上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物の厚さが５μｍ未満であると、強度が不足して充分な組織補強効果が得られないことがあり、１．０ｍｍを超えると、組織に充分に密着するように固定できないことがある。上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物の厚さのより好ましい下限は１０μｍ、より好ましい上限は０．５ｍｍである。 Although the thickness of the fiber structure which consists of said bioabsorbable polymer is not specifically limited, A preferable minimum is 5 micrometers and a preferable upper limit is 1.0 mm. When the thickness of the fiber structure composed of the bioabsorbable polymer is less than 5 μm, the strength may be insufficient and a sufficient tissue reinforcing effect may not be obtained. It may not be possible to fix it in close contact. The minimum with more preferable thickness of the fiber structure which consists of the said bioabsorbable polymer is 10 micrometers, and a more preferable upper limit is 0.5 mm.
上記エーテル化セルロースは、セルロースのヒドロキシ基がエーテル化されたものである。具体的には例えば、セルロースのヒドロキシ基がヒドロキシエチル基に置き換わったヒドロキシエチル化セルロース、セルロースのヒドロキシ基がヒドロキシプロピル基に置き換わったヒドロキシプロピル化セルロース等の下記一般式（１）で表されるヒドロキシアルキル化セルロースが挙げられる。なかでも、高い安全性が確認されていることから、ヒドロキシエチル化セルロースが好適である。 The etherified cellulose is obtained by etherifying the hydroxy group of cellulose. Specifically, hydroxy represented by the following general formula (1) such as hydroxyethylated cellulose in which the hydroxy group of cellulose is substituted with hydroxyethyl group, hydroxypropylated cellulose in which the hydroxy group of cellulose is substituted with hydroxypropyl group, and the like. Examples include alkylated cellulose. Among these, hydroxyethylated cellulose is preferable because high safety has been confirmed.
式（１）中、ｎは整数を示し、Ｒは水素又は−Ｒ’ＯＨ基を示す。Ｒ’は、アルキレン基を示す。 In formula (1), n represents an integer, and R represents hydrogen or a -R'OH group. R 'represents an alkylene group.
上記エーテル化セルロースがヒドロキシエチル化セルロースである場合、該ヒドロキシエチル化セルロース中のジエチレングリコール基とエチレングリコール基とのモル比（ジエチレングリコール基／エチレングリコール基）は０．１〜１．０であることが好ましく、トリエチレングリコール基とエチレングリコール基とのモル比（トリエチレングリコール基／エチレングリコール基）は０．１〜０．５であることが好ましい。この範囲内であると、上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物を介して上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物を生体組織に貼着したときに、優れた初期接着力を発揮できるとともに、接着後も高い粘着力を維持して、仮に大きな圧力によって凝集破壊や界面剥離が生じたとしても、再密着して空気漏れや体液漏れを防止することができる。
なお、ヒドロキシエチル化セルロース中のエチレングリコール基、ジエチレングリコール基及びトリエチレングリコール基のモル数は、例えば、ＮＭＲや熱分解ＧＣ−ＭＳを用いて測定することができる。
When the etherified cellulose is hydroxyethylated cellulose, the molar ratio of diethylene glycol group to ethylene glycol group (diethylene glycol group / ethylene glycol group) in the hydroxyethylated cellulose is 0.1 to 1.0. Preferably, the molar ratio of triethylene glycol group to ethylene glycol group (triethylene glycol group / ethylene glycol group) is preferably 0.1 to 0.5. Within this range, when the fiber structure composed of the bioabsorbable polymer is pasted to the living tissue via the fiber structure composed of the etherified cellulose, excellent initial adhesive force can be exhibited, Even after adhesion, the adhesive strength is maintained, and even if cohesive failure or interface peeling occurs due to a large pressure, it can be brought into close contact to prevent air leakage or body fluid leakage.
The number of moles of ethylene glycol group, diethylene glycol group and triethylene glycol group in hydroxyethylated cellulose can be measured using, for example, NMR or pyrolysis GC-MS.
上記エーテル化セルロースがヒドロキシエチル化セルロースである場合、無水グルコース単位当り結合しているアルキレンオキオキサイドの平均分子数（ＭＳ）の好ましい下限は１．０、好ましい上限は４．０である。上記ＭＳがこの範囲内であると、短時間でのゲル化と高いゲル強度とを両立して、より組織に密着して固定させることができる。上記ＭＳが１．０未満であると、ゲル化した後の粘性が低くなる傾向があり、４．０を超えると、ゲル化に時間がかかる傾向がある。 上記ＭＳのより好ましい下限は１．３、より好ましい上限は３．０である。 When the etherified cellulose is hydroxyethylated cellulose, the preferable lower limit of the average molecular number (MS) of alkylene oxoxide bonded per anhydroglucose unit is 1.0, and the preferable upper limit is 4.0. When the MS is within this range, both gelation in a short time and high gel strength can be achieved, and the MS can be more closely adhered and fixed. When the MS is less than 1.0, the viscosity after gelation tends to be low, and when it exceeds 4.0, gelation tends to take time. The more preferable lower limit of the MS is 1.3, and the more preferable upper limit is 3.0.
上記エーテル化セルロースがヒドロキシエチル化セルロースである場合、無水グルコース単位の２、３、６位の水酸基へのアルキレンオキサイドの平均置換度（ＤＳ）の好ましい下限は０．２、好ましい上限は２．５である。上記ＤＳがこの範囲内であると、短時間でのゲル化と高いゲル強度とを両立して、より組織に密着して固定させることができる。また、繊維構造による強力を発揮しやすく、繊維中に水分を保持しやすい。上記ＤＳが０．２未満であると、ゲル化に時間がかかることがあり、２．５を超えると、湿潤状態での繊維構造による強力が低下することがある。 上記ＤＳのより好ましい下限は０．３、より好ましい上限は１．５である。 When the etherified cellulose is hydroxyethylated cellulose, the preferable lower limit of the average degree of substitution (DS) of the alkylene oxide with the hydroxyl groups at the 2, 3, 6 positions of anhydroglucose units is 0.2, and the preferable upper limit is 2.5. It is. When the DS is within this range, both gelation in a short time and high gel strength can be achieved, and the DS can be more closely adhered and fixed. Moreover, it is easy to exhibit the strength by the fiber structure, and it is easy to retain moisture in the fiber. If the DS is less than 0.2, it may take time for gelation, and if it exceeds 2.5, the strength due to the fiber structure in a wet state may be reduced. The more preferable lower limit of the DS is 0.3, and the more preferable upper limit is 1.5.
なお、上記ＭＳ及びＤＳは、ヒドロキシエチル化セルロースの水溶液のＮＭＲスペクトルを測定し、該スペクトルの無水グルコース環炭素および置換基炭素に帰属されるシグナルの強度を定量することにより、算出することができる。（例えば、特公平６−４１９２６号公報を参照のこと。）
より具体的には、例えば、サンプル０．２ｇ、酵素（セルラーゼ）３０ｍｇ及び内部標準を重水３ｍｌで溶解し、４時間超音波処理を施した後、ＮＭＲ測定装置（例えば、日本電子社製のＪＮＭ−ＥＣＸ４００Ｐ等）を用い、スキャン回数７００、パルス幅４５°、観測周波数範囲３１５００Ｈｚ等の条件でＮＭＲスペクトルを測定する。
The MS and DS can be calculated by measuring the NMR spectrum of an aqueous solution of hydroxyethylated cellulose and quantifying the intensity of the signal attributed to the anhydroglucose ring carbon and substituent carbon of the spectrum. . (For example, see Japanese Patent Publication No. 6-41926.)
More specifically, for example, 0.2 g of a sample, 30 mg of an enzyme (cellulase) and an internal standard are dissolved in 3 ml of heavy water, subjected to ultrasonic treatment for 4 hours, and then subjected to an NMR measurement apparatus (for example, JNM manufactured by JEOL Ltd.) -ECX400P, etc.), and the NMR spectrum is measured under conditions such as a scan count of 700, a pulse width of 45 °, and an observation frequency range of 31500 Hz.
上記ヒドロキシエチル化セルロースは、例えば、セルロースをアルカリ水溶液で処理して得られるアルカリセルロースにエチレンオキサイドを反応させることにより製造することができる。
具体的には、例えば、セルロースからなる繊維構造物を原料として、該原料繊維構造物を水酸化ナトリウム等のアルカリ水溶液で処理してセルロースをアルカリセルロースとし、得られたアルカリセルロースに一定量のエチレンオキサイドと反応溶媒とを加えて反応させる方法が挙げられる。
The hydroxyethylated cellulose can be produced, for example, by reacting ethylene oxide with alkali cellulose obtained by treating cellulose with an alkaline aqueous solution.
Specifically, for example, a fiber structure made of cellulose is used as a raw material, and the raw fiber structure is treated with an aqueous alkali solution such as sodium hydroxide to turn the cellulose into an alkali cellulose, and a certain amount of ethylene is added to the obtained alkali cellulose. The method of adding an oxide and a reaction solvent and making it react is mentioned.
上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物は、吸水率の好ましい下限が２００％、好ましい上限が１０００％である。吸水率がこの範囲内であると、短時間でのゲル化と高いゲル強度とを両立して、より組織に密着して固定させることができる。吸水率が２００％未満であると、ゲル化に時間がかかることがあり、１０００％を超えると、ゲル強度が低くなる傾向がある。吸水率のより好ましい下限は４００％、より好ましい上限は８００％である。
なお、本明細書において吸水率は、以下の方法により測定することができる。
即ち、初期重量を測定したサンプルをシャーレ上に乗せ、該サンプル上に蒸留水をゆっくりと滴下する。サンプルが最大限の蒸留水を吸水したとき（これ以上蒸留水を滴下すると、サンプルから吸水できない蒸留水が溢れ出してしまうぎりぎりのとき）の重量を測定し、最大吸水重量とする。得られた初期重量及び最大吸水重量を用い、下記式により吸水率を算出することができる。
吸水率（％）＝（最大吸水重量−初期重量）／初期重量×１００
The fiber structure made of etherified cellulose has a preferable lower limit of water absorption of 200% and a preferable upper limit of 1000%. When the water absorption is within this range, both gelation in a short time and high gel strength can be achieved, and the tissue can be more closely adhered and fixed. If the water absorption is less than 200%, gelation may take time, and if it exceeds 1000%, the gel strength tends to be low. A more preferable lower limit of the water absorption is 400%, and a more preferable upper limit is 800%.
In the present specification, the water absorption rate can be measured by the following method.
That is, a sample whose initial weight is measured is placed on a petri dish, and distilled water is slowly dropped onto the sample. Measure the weight when the sample has absorbed the maximum amount of distilled water (when the distilled water is dripped more than this, the sample will overflow the distilled water that cannot be absorbed), and measure the weight as the maximum water absorption weight. Using the obtained initial weight and maximum water absorption weight, the water absorption can be calculated by the following formula.
Water absorption rate (%) = (maximum water absorption weight−initial weight) / initial weight × 100
上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物は、吸湿率の好ましい下限が７％、好ましい上限が５０％である。吸湿率がこの範囲内であると、短時間でのゲル化と高いゲル強度とを両立して、より組織に密着して固定させることができる。吸湿率が７％未満であると、ゲル化に時間がかかることがあり、５０％を超えると、ゲル強度が低くなる傾向がある。吸湿水率のより好ましい下限は１０％、より好ましい上限は３５％である。
なお、本明細書において吸湿率は、以下の方法により測定することができる。
即ち、サンプルを１０５℃、２時間加熱した後、その重量を測定して絶乾重量とする。次いで、絶乾状態のサンプルを２０℃、６５％Ｒｈの環境下に７時間静置して調湿させた後、その重量を測定し、調湿後重量とする。得られた絶乾重量及び調湿後重量を用い、下記式により吸湿率を算出することができる。
吸湿率（％）＝（調湿後重量−絶乾重量）／絶乾重量×１００
The fiber structure made of etherified cellulose has a preferable lower limit of moisture absorption of 7% and a preferable upper limit of 50%. When the moisture absorption rate is within this range, both gelation in a short time and high gel strength can be achieved, and the tissue can be more closely attached and fixed. If the moisture absorption rate is less than 7%, it may take time for gelation, and if it exceeds 50%, the gel strength tends to decrease. A more preferable lower limit of the moisture absorption rate is 10%, and a more preferable upper limit is 35%.
In the present specification, the moisture absorption rate can be measured by the following method.
That is, after heating the sample at 105 ° C. for 2 hours, its weight is measured to obtain an absolute dry weight. Next, after the sample in an absolutely dry state is left to stand for 7 hours in an environment of 20 ° C. and 65% Rh to adjust the humidity, its weight is measured to obtain a weight after humidity adjustment. Using the obtained absolute dry weight and the weight after humidity control, the moisture absorption rate can be calculated by the following formula.
Moisture absorption rate (%) = (weight after conditioning-absolute dry weight) / absolute dry weight × 100
上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物の形態は特に限定されず、不織布、編物、織物、ガーゼ、糸条が挙げられる。また、これらの形態を複合化したものであってもよい。なかでも、不織布が好適である。 The form of the fiber structure composed of the etherified cellulose is not particularly limited, and examples thereof include a nonwoven fabric, a knitted fabric, a woven fabric, a gauze, and a yarn. Moreover, what compounded these forms may be sufficient. Among these, a nonwoven fabric is preferable.
上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物が不織布である場合、該不織布の目付は特に限定されないが、好ましい下限は２０ｇ／ｍ２、好ましい上限は７００ｇ／ｍ２である。上記不織布の目付が２０ｇ／ｍ２未満であると、充分な接着力で生体組織補強材を生体組織に貼付できないことがあり、７００ｇ／ｍ２を超えると、エーテル化セルロースがゲル化するまでに時間を要してしまうことがある。上記不織布の目付のより好ましい下限は５０ｇ／ｍ２、より好ましい上限は５００ｇ／ｍ２である。 When the fiber structure made of etherified cellulose is a nonwoven fabric, the basis weight of the nonwoven fabric is not particularly limited, but a preferred lower limit is 20 g / m 2 and a preferred upper limit is 700 g / m 2 . If the basis weight of the non-woven fabric is less than 20 g / m 2 , the biological tissue reinforcing material may not be applied to the biological tissue with sufficient adhesive strength. If the basis weight exceeds 700 g / m 2 , the etherified cellulose may be gelled. It may take time. The more preferable lower limit of the basis weight of the nonwoven fabric is 50 g / m 2 , and the more preferable upper limit is 500 g / m 2 .
上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物の厚さは特に限定されないが、好ましい下限は５０μｍ、好ましい上限は１０ｍｍである。上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物の厚さが５０μｍ未満であると、充分な接着力で生体組織補強材を生体組織に貼付できないことがあり、１０ｍｍを超えると、吸水しにくく風合いが損なわれて、操作性が悪くなることがある。上記エーテル化セルロースからなる繊維構造物の厚さのより好ましい下限は５０μｍ、より好ましい上限は５ｍｍである。 Although the thickness of the fiber structure consisting of the etherified cellulose is not particularly limited, a preferable lower limit is 50 μm and a preferable upper limit is 10 mm. When the thickness of the fiber structure composed of the etherified cellulose is less than 50 μm, the biological tissue reinforcing material may not be attached to the biological tissue with sufficient adhesive strength. When the thickness exceeds 10 mm, it is difficult to absorb water and the texture is impaired. Operability may deteriorate. The minimum with more preferable thickness of the fiber structure which consists of said etherified cellulose is 50 micrometers, and a more preferable upper limit is 5 mm.
上記生体吸収性高分子からなる繊維構造物とエーテル化セルロースからなる繊維構造物とは、複合一体化されていることが好ましい。複合一体化されることにより、より取扱い性が向上する。
上記複合一体化の方法としては特に限定されず、例えば、ニードルパンチ交絡、水流交絡、エアー交絡、交編、交織又は吹付紡糸（メルトブロー、電界紡糸）による方法が挙げられる。
なお、本明細書において複合一体化とは、積層された２つの繊維構造物を１つのものとして取り扱うことができ、容易には剥離しない状態とすることを意味する。
The fiber structure made of the bioabsorbable polymer and the fiber structure made of etherified cellulose are preferably combined and integrated. By being combined and integrated, handleability is further improved.
The method of composite integration is not particularly limited, and examples thereof include a method by needle punch entanglement, hydroentanglement, air entanglement, knitting, knitting, or spray spinning (melt blow, electrospinning).
In addition, in this specification, composite integration means that the two laminated fiber structures can be handled as one, and do not easily peel off.
本発明の生体組織補強材料は、外科分野において損傷又は脆弱化した臓器、組織の止血、空気漏れ防止、体液漏れ防止の為に用いる。とりわけ、呼吸器外科の分野において、気胸や肺がん切除後の空気漏れ防止の為に好適に用いることができる。
本発明の生体組織補強材料は、例えば、生体組織補強材料を生理食塩水に浸漬してから患部にあてるだけで、容易に貼付することができる。また、患部に血液や体液がある場合には、これらを吸収することによっても接着力を発現することができる。
The biological tissue reinforcing material of the present invention is used for hemostasis of organs and tissues damaged or weakened in the surgical field, prevention of air leakage, and prevention of fluid leakage. In particular, in the field of respiratory surgery, it can be suitably used to prevent air leakage after resection of pneumothorax or lung cancer.
The biological tissue reinforcing material of the present invention can be easily applied by simply immersing the biological tissue reinforcing material in physiological saline and then applying it to the affected area. Further, when blood or body fluid is present in the affected area, the adhesive force can be expressed also by absorbing these.
本発明によれば、血液製剤であるフィブリン糊を用いることなく、空気漏れや体液漏れを防止して、脆弱化した組織をより確実に補強できる生体組織補強材料を提供することができる。 According to the present invention, it is possible to provide a living tissue reinforcing material that can prevent air leakage and body fluid leakage without using fibrin glue, which is a blood product, and more reliably reinforce a weakened tissue.
以下に実施例を挙げて本発明の態様を更に詳しく説明するが、本発明はこれら実施例にのみ限定されるものではない。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in more detail with reference to examples. However, the present invention is not limited to these examples.
（実施例１）
（１）ヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物の調製
８０番手のセルロース糸を用いてなる厚さ２８０μｍのシングルニットを原料として、過酸化水素漂白法により漂白処理を施した。
漂白処理後のニット３．５５ｇを、１４０ｍＬの１０％水酸化ナトリウム水溶液中に１５℃、３０分間浸漬して、セルロースをアルカリ化した。アルカリ処理後のニットを、２．５〜３．０ｋｇでパディングした。
次いで、得られたアルカリセルロースからなるニット１２．２５ｇを、５０ｍＬの０．８ｍｏｌ／Ｌエチレンオキサイド／ヘキサン溶液中に２５℃で浸漬し、その後、５０℃、３時間反応を行った。反応後のニットをメタノール／メチルイソブチルケトン混合液（メタノール：メチルイソブチルケトン＝３５：３５）７０ｍＬ中に２５℃、５分間浸漬して洗浄し、次いでメタノール／メチルイソブチルケトン／酢酸混合液（メタノール：メチルイソブチルケトン：酢酸＝３５：３５：２．６）７２．６ｍＬ中に２５℃、１０分間浸漬して中和した。更に、中和後のニットをイソプロピルアルコール／水混合液（イソプロピルアルコール：水＝６３：７）７０ｍＬ中に２５℃、３分間浸漬し、アセトン７０ｍＬ中に２５℃５分間浸漬した後、４０℃、２４時間乾燥して、ヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物を得た。
得られた繊維構造物のヒドロキシエチル化セルロースについて、熱分解ＧＣ−ＭＳを用いて測定したところ、ジエチレングリコール基とエチレングリコール基とのモル比（ジエチレングリコール基／エチレングリコール基）が０．２０、トリエチレングリコール基とエチレングリコール基とのモル比（トリエチレングリコール基／エチレングリコール基）が０．２１であった。
Example 1
(1) Preparation of fiber structure composed of hydroxyethylated cellulose A single knit having a thickness of 280 μm using 80th cellulose yarn was used as a raw material and bleached by a hydrogen peroxide bleaching method.
3.55 g of the knit after the bleaching treatment was immersed in 140 mL of a 10% aqueous sodium hydroxide solution at 15 ° C. for 30 minutes to alkalize the cellulose. The knit after the alkali treatment was padded with 2.5 to 3.0 kg.
Next, 12.25 g of the obtained knit made of alkali cellulose was immersed in 50 mL of a 0.8 mol / L ethylene oxide / hexane solution at 25 ° C., and then reacted at 50 ° C. for 3 hours. The knit after the reaction is washed by immersing it in 70 mL of methanol / methyl isobutyl ketone mixed solution (methanol: methyl isobutyl ketone = 35: 35) at 25 ° C. for 5 minutes, and then methanol / methyl isobutyl ketone / acetic acid mixed solution (methanol: Methyl isobutyl ketone: acetic acid = 35: 35: 2.6) The mixture was neutralized by being immersed in 72.6 mL at 25 ° C. for 10 minutes. Further, the knit after neutralization was immersed in 70 mL of isopropyl alcohol / water mixture (isopropyl alcohol: water = 63: 7) at 25 ° C. for 3 minutes, immersed in 70 mL of acetone at 25 ° C. for 5 minutes, and then at 40 ° C. The fiber structure which consists of hydroxyethylated cellulose was obtained by drying for 24 hours.
The hydroxyethylated cellulose of the obtained fiber structure was measured using pyrolysis GC-MS. The molar ratio of diethylene glycol group to ethylene glycol group (diethylene glycol group / ethylene glycol group) was 0.20, triethylene The molar ratio of the glycol group to the ethylene glycol group (triethylene glycol group / ethylene glycol group) was 0.21.
（２）生体組織補強材料の製造
厚さ１５０μｍのポリグリコリドからなる不織布（ネオベールＴｙｐｅＮＶ−Ｍ０１５Ｇ、グンゼ社製）を生体吸収性高分子からなる繊維構造物として準備した。
得られたヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物２枚／ポリグリコリドからなる不織布／ヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物１枚をこの順に積層し、ニードルパンチ交絡法により複合一体化して生体組織補強材料を得た。
得られた生体組織補強材料を、直径９ｍｍの円形に打ち抜いたものを測定用試料とした。
(2) Production of biotissue reinforcing material A nonwoven fabric made of polyglycolide with a thickness of 150 μm (Neobert Type NV-M015G, manufactured by Gunze) was prepared as a fiber structure made of a bioabsorbable polymer.
The obtained two fibrous structures composed of hydroxyethylated cellulose / nonwoven fabric composed of polyglycolide / one fibrous structure composed of hydroxyethylated cellulose are laminated in this order, and are combined and integrated by needle punch confounding method to reinforce biological tissue. Obtained material.
The obtained biological tissue reinforcing material was punched into a circle having a diameter of 9 mm and used as a measurement sample.
（３）耐圧試験
図１に示した耐圧試験装置１を用いて耐圧試験を行った。
厚さ約１３０μｍのコラーゲンフィルム（ニッピ社製）を、直径２４ｍｍの円形に打ち抜き、７０％エタノールで洗浄後、水分を拭き取ってからフィルターホルダー２（メルクミリポア社製、スウィネクス（登録商標）２５）にセットした。フィルターホルダー２にセットしたコラーゲンフィルムの中心に、パンチを用いて直径３ｍｍの孔を形成した。このフィルターホルダーの下流側に、三方コック４を介して２０ｍｌシリンジ３（テルモシリンジＳＳ−２０ＥＳＺ、テルモ社製）及び圧力計５（デジタルマノメータＦＵＳＯ−８２３０、扶桑理化社製）をセットして耐圧試験装置とした。
(3) Withstand pressure test The withstand pressure test was performed using the withstand pressure test apparatus 1 shown in FIG.
A collagen film (made by Nippi Co., Ltd.) having a thickness of about 130 μm is punched into a circle with a diameter of 24 mm, washed with 70% ethanol, wiped off the moisture, and then filtered to filter holder 2 (Merck Millipore, Swinex (registered trademark) 25). I set it. A hole having a diameter of 3 mm was formed using a punch at the center of the collagen film set in the filter holder 2. A 20 ml syringe 3 (Terumo syringe SS-20ESZ, manufactured by Terumo Corp.) and a pressure gauge 5 (digital manometer FUSO-8230, manufactured by Fuso Rika Co., Ltd.) are set on the downstream side of the filter holder via a three-way cock 4 The device.
得られた測定用試料のヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物２枚側の面に精製水を滴下した後、この面側が接するようにフィルターホルダーにセットしたコラーゲンフィルムの中心に置いた。静置してから１５分後にシリンジから空気を送り、測定用試料が剥離するまでの最大の圧力を圧力計にて測定して、耐圧性（初期耐圧性）を評価した。
初期耐圧性を評価した後、５分毎に５回、シリンジから空気を送り、測定用試料が剥離するまでの最大の圧力を圧力計にて測定して繰り返し耐圧性の評価を行った。
結果を表１に示した。
Purified water was dropped on the surface of the two fibrous structures made of hydroxyethylated cellulose of the obtained measurement sample, and then placed in the center of the collagen film set in the filter holder so that the surface side was in contact. Fifteen minutes after standing, air was sent from the syringe, and the maximum pressure until the measurement sample peeled was measured with a pressure gauge to evaluate pressure resistance (initial pressure resistance).
After the initial pressure resistance was evaluated, air was sent from the syringe five times every 5 minutes, and the maximum pressure until the measurement sample was peeled off was measured with a pressure gauge to repeatedly evaluate the pressure resistance.
The results are shown in Table 1.
（実施例２）
原料として１６０番手のセルロース糸を用いてなる厚さ２００μｍのシングルニットを用いてヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物を調製し、ヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物３枚／ポリグリコリドからなる不織布／ヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物２枚をこの順に積層した以外は、実施例１と同様にして生体組織補強材料を得て、耐圧試験を行った。なお、耐圧試験においては、測定用試料のヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物３枚側の面が接するようにフィルターホルダーにセットしたコラーゲンフィルムの中心に置いた。
耐圧試験の結果を表１に示した。
(Example 2)
A fiber structure made of hydroxyethylated cellulose was prepared using a single knit having a thickness of 200 μm using 160th cellulose yarn as a raw material, and 3 fiber structures made of hydroxyethylated cellulose / nonwoven fabric made of polyglycolide A biological tissue reinforcing material was obtained in the same manner as in Example 1 except that two fiber structures composed of / hydroxyethylated cellulose were laminated in this order, and a pressure resistance test was performed. In the pressure resistance test, the sample was placed at the center of the collagen film set on the filter holder so that the surface of the three fibrous structures made of hydroxyethylated cellulose as a measurement sample were in contact with each other.
The results of the pressure resistance test are shown in Table 1.
（比較例１）
生体吸収性高分子からなる繊維構造物とフィブリン糊とを併用したときの耐圧性を以下の方法により評価した。
厚さ１５０μｍのポリグリコリドからなる不織布（ネオベールＴｙｐｅＮＶ−Ｍ０１５Ｇ、グンゼ社製）を直径９ｍｍの円形に打ち抜いた。
実施例１で準備した耐圧試験装置のフィルターホルダーにセットしたコラーゲンフィルムの中心に、孔を避けるようにして、フィブリン糊（ＣＳＬベーリング社製、ベリプラストＰ）のＡ液２０μＬを滴下し、直径９ｍｍ程度に広げた。次いで、該広げたＡ液の上に、直径９ｍｍの円形に打ち抜いた不織布を載せ、Ａ液になじませた。次いで、Ａ液４０μＬを不織布上に滴下し、充分になじませた。次いで、Ｂ液４０μＬを不織布上に滴下した。
Ｂ液を滴下してから１５分後にシリンジから空気を送り、測定用試料が剥離するまでの最大の圧力を圧力計にて測定して、耐圧性（初期耐圧性）を評価した。
初期耐圧性を評価した後、更に５分毎に４回、シリンジから空気を送り、測定用試料が剥離するまでの最大の圧力を圧力計にて測定して繰り返し耐圧性の評価を行った。
結果を表１に示した。
(Comparative Example 1)
The pressure resistance when a fiber structure composed of a bioabsorbable polymer and fibrin glue were used in combination was evaluated by the following method.
A nonwoven fabric made of polyglycolide having a thickness of 150 μm (Neobert Type NV-M015G, manufactured by Gunze) was punched into a circle having a diameter of 9 mm.
In the center of the collagen film set in the filter holder of the pressure test apparatus prepared in Example 1, 20 μL of A solution of fibrin glue (CSL Bering, Veriplast P) was dropped to avoid a hole, and the diameter was about 9 mm. Spread out. Next, a non-woven fabric punched out into a circle having a diameter of 9 mm was placed on the spread A liquid and allowed to adjust to the A liquid. Subsequently, 40 microliters of A liquid was dripped on the nonwoven fabric, and was made to fully adapt. Subsequently, 40 microliters of B liquids were dripped on the nonwoven fabric.
15 minutes after dropping the liquid B, air was sent from the syringe, and the maximum pressure until the measurement sample peeled was measured with a pressure gauge to evaluate pressure resistance (initial pressure resistance).
After evaluating the initial pressure resistance, air was further sent from the syringe four times every 5 minutes, and the maximum pressure until the measurement sample was peeled off was measured with a pressure gauge to repeatedly evaluate the pressure resistance.
The results are shown in Table 1.
（比較例２）
ヒドロキシエチル化セルロースからなる繊維構造物に代えて、酸化セルロースからなる繊維構造物（ジョンソン・エンド・ジョンソン社製、サージセル）を用いた以外は実施例１と同様にして生体組織補強材料を得て、耐圧試験を行った。
耐圧試験の結果を表１に示した。
(Comparative Example 2)
A living tissue reinforcing material was obtained in the same manner as in Example 1 except that a fibrous structure made of oxidized cellulose (Surge Cell manufactured by Johnson & Johnson Co., Ltd.) was used instead of the fibrous structure made of hydroxyethylated cellulose. A pressure resistance test was conducted.
The results of the pressure resistance test are shown in Table 1.
表１より、生体吸収性高分子からなる繊維構造物とフィブリン糊とを併用した場合には、初期耐圧性こそ３４．７ｍｍＨｇと比較的高いものの、圧力によりいったん剥離した後（２回目以降）は、耐圧性の顕著な低下が認められ、回復することはなかった。これに対して、実施例１、２の生体組織補強材料を用いた場合には、初期耐圧性が高い（５９．３、５２．１ｍｍＨｇ）のみならず、圧力によりいったん剥離した後（２回目以降）も、耐圧性の低下がほとんど認められなかった。これは、５分間のインターバルの間に再密着したためと考えられる。なお、比較例２では、可吸収性止血材として知られる酸化セルロースからなる繊維構造物を用いた場合も試みたが、初期耐圧性も２０．７ｍｍＨｇと低く、２回目以降、耐圧性の低下も認められた。 From Table 1, when the fiber structure composed of bioabsorbable polymer and fibrin glue are used in combination, the initial pressure resistance is relatively high at 34.7 mmHg, but after peeling once due to pressure (after the second) A significant decrease in pressure resistance was observed and did not recover. On the other hand, when the biological tissue reinforcing materials of Examples 1 and 2 were used, not only the initial pressure resistance was high (59.3, 52.1 mmHg) but also after being peeled once by pressure (from the second time onward) ), Almost no decrease in pressure resistance was observed. This is thought to be due to re-adhesion during the 5-minute interval. In Comparative Example 2, an attempt was made to use a fiber structure made of oxidized cellulose known as an absorbable hemostatic material. However, the initial pressure resistance was also as low as 20.7 mmHg, and the pressure resistance decreased after the second time. Admitted.
本発明によれば、血液製剤であるフィブリン糊を用いることなく、空気漏れや体液漏れを防止して、脆弱化した組織をより確実に補強できる生体組織補強材料を提供することができる。 According to the present invention, it is possible to provide a living tissue reinforcing material that can prevent air leakage and body fluid leakage without using fibrin glue, which is a blood product, and more reliably reinforce a weakened tissue.
１ 耐圧試験装置
２ フィルターホルダー
３ シリンジ
４ 三方コック
５ 圧力計
６ 孔が開けられたコラーゲンフィルム
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Pressure-resistant test apparatus 2 Filter holder 3 Syringe 4 Three-
Claims (6)
前記セルロースのヒドロキシ基がエーテル化されたエーテル化セルロースからなる繊維構造物は、前記生体組織補強材料の少なくとも一方の表面にあって、前記生体吸収性高分子からなる繊維構造物を生体組織に貼着する糊としての役割を果たすものであり、
前記セルロースのヒドロキシ基がエーテル化されたエーテル化セルロースは、ヒドロキシエチル化セルロースであり、
前記ヒドロキシエチル化セルロース中のジエチレングリコール基とエチレングリコール基とのモル比（ジエチレングリコール基／エチレングリコール基）が０．１〜１．０であり、かつ、トリエチレングリコール基とエチレングリコール基とのモル比（トリエチレングリコール基／エチレングリコール基）が０．１〜０．５である
ことを特徴とする生体組織補強材料。 A tissue reinforcing material comprising a laminated structure of a fiber structure made of a bioabsorbable polymer and a fiber structure made of etherified cellulose in which the hydroxy group of cellulose is etherified ,
The fibrous structure made of etherified cellulose in which the hydroxy group of cellulose is etherified is on at least one surface of the biological tissue reinforcing material, and the fibrous structure made of the bioabsorbable polymer is affixed to the biological tissue. It serves as a glue to wear,
The etherified cellulose in which the hydroxy group of the cellulose is etherified is hydroxyethylated cellulose,
The molar ratio of diethylene glycol group to ethylene glycol group (diethylene glycol group / ethylene glycol group) in the hydroxyethylated cellulose is 0.1 to 1.0, and the molar ratio of triethylene glycol group to ethylene glycol group The biological tissue reinforcing material, wherein (triethylene glycol group / ethylene glycol group) is 0.1 to 0.5 .
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