JP7385876B2 - 生体吸収性医療材料 - Google Patents

Description

本発明は、医療用途の生体吸収性材料に関する。

ヒアルロン酸、カルボキシルメチルセルロース又はアルギン酸に代表されるポリアニオン性多糖類は、その優れた水への溶解性、適度な粘性、粘着性、保湿性及び生体適合性を示す。このため、ポリアニオン性多糖類は、食品添加剤、医療材料、化粧品、日用品の添加剤及び増粘材として幅広く用いられている。ポリアニオン性多糖類の中で、一般に広く利用されている化合物としてヒアルロン酸がある。

ヒアルロン酸は、水溶性のポリマーであり、分散性及び保水性がよいことから、食品、化粧品及び医薬品等の様々な分野で利用されている。また、ヒアルロン酸は、硝子体液、血管壁及び臍帯等の組織中に見られる天然ムコ多糖であり、安全性が高い。このため、ヒアルロン酸は、医療分野においても広く利用されている。ヒアルロン酸は、医療分野では関節機能改善剤又は癒着防止材の原料として用いられている。しかしながら、その水溶性故に体内又は体表面の任意の場所にヒアルロン酸を一定期間留めることが難しい。そのため、創傷被覆又は癒着防止等の用途によっては、ヒアルロン酸に何らかの不溶化処理を施す必要がある。

ヒアルロン酸の不溶化処理については、ヒアルロン酸分子内に存在するカルボキシル基を利用した架橋反応による不溶化の方法が報告されている。Ｒ．Ｖ．Ｓｐａｒｅｒらは、ヒアルロン酸にアミド結合を介してシステイン残基を結合させ、システイン修飾したヒアルロン酸を結合したシステイン残基間でジスルフィド結合を形成させてヒアルロン酸を架橋させる、ヒアルロン酸の修飾を記載している（非特許文献１）。

その他にも不溶化又は構造体強化の方法として以下の種々の方法が報告されている。報告されている従来技術としては、
（１）特許文献１では、カルボジイミドを用いた架橋反応により、ヒアルロン酸及びカルボキシメチルセルロース等のポリアニオン性多糖類の非水溶性誘導体を製造する方法が記載されている。
（２）特許文献２には、多価カチオンを用いて、ヒアルロン酸をはじめとするカルボキシル基含有多糖類との間にイオン結合を生成させることにより、当該カルボキシル基含有多糖類を水不溶化させた癒着防止材が記載されている。
（３）特許文献３には、ヒアルロン酸をはじめとする多糖類、蛋白質、又は水溶性ポリマーを、ジビニルスルホンで架橋させる方法が記載されている。
（４）その他、多糖類の架橋の有無に関わらず、生体内分解・吸収性の合成高分子との複合化により構造体を補強する、特許文献４、６又は７のような方法が報告されている。

特表２００３－５１８１６７号公報 特開平５－１２４９６８号公報 特開平２－１３８３４６号公報 国際公開第２０１６／１３６８８４号 特開２００４－５１５３１号公報 特開平８－２０８７０６号公報 中国特許出願公開第１０５１９４７３９号明細書

Ｒ．Ｖ．Ｓｐａｒｅｒ，Ｎ．Ｅｋｗｕｒｉｂｅ，Ａ．Ｇ．Ｗａｌｔｏｎ．Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ ｒｅｌｅａｓｅ ｆｒｏｍ ｇｌｙｃｏｓａｍｉｎｏｇｌｙｃａｎ ｄｒｕｇ ｃｏｍｐｌｅｘｅｓ．Ｉｎ： Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ Ｒｅｌｅａｓｅ Ｄｅｌｉｖｅｒｙ Ｓｙｓｔｅｍｓ．Ｄｅｋｋｅｒ Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ（１９８３）ｐ．１０７－１１９．

しかしながら、特許文献１に記載の方法では、ポリアニオン性多糖類中のカルボキシル基がアミノ酸メチルエステルを用いてアミド化される。このため、生成する誘導体の水不溶性が高まることから、当該誘導体を生体内に留置した際に当該誘導体が長期間残存する可能性が考えられる。また、特許文献２及び３には、得られたフィルム等の水不溶性の程度の記載が一切無い。さらに、特許文献４では、構造体を補強する為に用いられる生分解性ポリマーの生分解性制御について十分な検討がなされていないため、生分解性ポリマーが生体内に長期残存する可能性が考えられる。

水不溶化処理されたポリアニオン性多糖類は、医療分野においては創傷被覆用医療材料や癒着防止材、補綴材又はその原料として効果を有することが報告されており、医療現場においても用いられている。実際に生体内で創傷表面及びその周辺を癒着防止材で被覆してから、創傷が治癒するまでには１週間程度を要し、癒着防止材はその間溶解せずにフィルム等のバリア層を維持することが望まれる。

水不溶化処理されたカルボキシメチルセルロースの溶解半減期が短いと、生体内で創傷表面及びその周辺に貼付しても十分な癒着防止能が示されないことが特許文献５で報告されている。一方で、生体吸収性材料の体内での分解期間は、それを構成する材料によって様々であるが、生体吸収性材料が生体内に長期残留することにより異物反応が起こり、炎症等が惹起されることが多くの文献で指摘されている。

本発明は、このような従来技術の有する問題点に鑑みてなされており、その課題は、創傷治癒又は癒着を防止したい損傷部の表面に損傷治癒に必要な期間形状を保持し創傷治癒又は癒着防止に効果を示し、損傷治癒後に全組成物が速やかに吸収され、長期残留による異物反応、炎症又は感染の懸念が非常に小さい医療材料を提供することである。

本発明者らは上述したような問題を検討した結果、生体内に留置した際に未処理又は物理架橋された多糖類や蛋白質よりも形状の保持特性に優れ、共有結合によって架橋された、あるいは補強のための高分子と複合した多糖類又は蛋白質に比べて、長期残留による異物反応等の懸念が小さく、分解性に優れた医療材料の構成を見出した。本発明の要旨は以下のとおりである。

（１）特定の形状を形成する架橋高分子材料と、前記架橋高分子材料に保持されている崩壊遅延材と、を含み、
前記架橋高分子材料は、酸の存在下で抑制される水中での分解性を有し、
前記崩壊遅延材は、３７℃の水との接触により、０．５ｍｏｌ％／日以上の酸を７日目までに放出する、生体吸収性医療材料。

（２）前記架橋高分子材料は、前記崩壊遅延材の少なくとも一部を被覆し、
前記崩壊遅延材は、水と接触することで酸を放出する材料を含み、
前記酸を放出する材料の３７℃の水に浸漬後、７日間での酸放出能力が０．３ｍｏｌ％／日以上であり、
前記架橋高分子材料は、分子中にアニオン性置換基を複数有するポリアニオン性高分子を含む、（１）に記載の生体吸収性医療材料。

（３）前記酸を放出する材料は、生分解性ポリエステルである、（２）に記載の生体吸収性医療材料。

（４）前記生分解性ポリエステルの数平均分子量が、１，０００Ｄａ以上３０，０００Ｄａ未満である、（３）に記載の生体吸収性医療材料。

（５）前記生分解性ポリエステルの含有量は、生体吸収性医療材料の乾燥重量に対して３ｗｔ％以上である、（３）又は（４）に記載の生体吸収性医療材料。

（６）前記生分解性ポリエステルは、ポリグリコール酸、又はグリコール酸由来の構成単位を含む共重合体、である、（３）～（５）のいずれかに記載の生体吸収性医療材料。

（７）前記架橋高分子材料は、架橋ポリアニオン性多糖類である、（１）～（６）のいずれかに記載の生体吸収性医療材料。

（８）前記架橋高分子材料は、ヒアルロン酸とカルボキシメチルセルロースとを含む、（１）～（７）のいずれかに記載の生体吸収性医療材料。

（９）創傷被覆材、組織再生材料、薬剤徐放基材、空隙保持剤又は癒着防止材である、（１）～（８）のいずれかに記載される生体吸収性医療材料。

本発明の生体吸収性医療材料は、生体の目的部位に適用すると、速やかに生体由来の水を吸収して膨潤し、組織と密着する。そして、崩壊遅延材と水が接触することで生じる酸によって医療材料の構造の崩壊が抑制される。それにより、生体における所望の機能を所定時間維持できる生体吸収性医療材料が提供される。このように、本発明によれば、創傷治癒又は癒着を防止したい損傷部の表面に損傷治癒に必要な期間形状を保持し創傷治癒又は癒着防止に効果を示し、損傷治癒後に全組成物が速やかに吸収され、長期残留による異物反応、炎症又は感染の懸念が非常に小さい医療材料を提供することができる。

本発明の実施例における外観評価の評点２の典型的な外観を示す写真を示す図である。 本発明の実施例における外観評価の評点１の典型的な外観を示す写真を示す図である。

以下、本発明の実施の形態について説明するが、本発明は以下の実施の形態に限定されない。

本発明の生体吸収性医療材料は、特定の形状を形成する架橋高分子材料と、前記架橋高分子材料に保持されている崩壊遅延材とを含む。例えば、本発明の生体吸収性医療材料（以下「生体吸収性材料」ともいう）は、酸を放出する崩壊遅延材と、その少なくとも一部を被覆する架橋高分子材料とを含む。架橋高分子材料は、例えば分子中にアニオン性置換基を複数有するポリアニオン性高分子を含む。

１．架橋高分子材料
本発明の生体吸収性材料に含まれる架橋高分子材料は、水中での分解性を有する。当該分解性は、酸の存在下で抑制される。また、架橋高分子材料は、架橋し得る状態の高分子化合物であってもよいし、既に架橋している状態の高分子化合物であってもよいし、その両方を含んでいてもよい。架橋高分子材料は、これらの特性を有する高分子化合物から適宜に選択することができる。架橋高分子材料は、一種でもそれ以上でもよい。

本発明の生体吸収性材料に含まれる架橋高分子材料は、ポリアニオン性高分子を含み得る。ポリアニオン性高分子は分子内にカルボキシ基及びヒドロキシ基等のアニオン性置換基を複数有する。ポリアニオン性高分子は、必要に応じて高分子化合物をアニオン性置換基で化学修飾することにより得られる。ポリアニオン性高分子にカチオン性置換基を導入することで、物理架橋を形成することができる。形成される物理架橋の状態により、ポリアニオン性高分子の水溶性及び機械的特性等の諸物性を調整することが可能である。

物理的に架橋されたポリアニオン性高分子は、物理的に架橋されていないポリアニオン性高分子に比べて水和され難いものの、生体内の損傷部位が治癒されるまで構造を維持していられるほどの水不溶性は有していない。しかしながら、本発明者らは、酸の存在が架橋構造の維持に寄与することを見出した。物理架橋されたポリアニオン性高分子を生体内に埋植させると、カチオン性イオン又は水分子による中和又は水和によって架橋構造が崩れ、水溶性が増大する。しかしながら、酸の存在下では、カルボキシ基等の架橋の起点であるアニオン性置換基が中和又は水和されにくく、そのため架橋構造が維持される。

このようなポリアニオン性高分子の例には、様々な化学修飾方法が開発された現在では多数の例が挙げられる。高い生体適合性及び生体吸収性の観点から、ポリアニオン性高分子は、ポリアニオン性多糖類、蛋白質又はポリアミノ酸であることが好ましい。

（架橋ポリアニオン性多糖類）
本発明の実施形態の一つとして、物理架橋したポリアニオン性高分子が架橋ポリアニオン性多糖類であることが好ましい。本明細書におけるポリアニオン性多糖類は、カルボニル基等の負電荷を帯びた複数のアニオン性官能基を分子中に有する多糖類を意味する。ポリアニオン性多糖類には、その塩類、例えばナトリウム塩又はカリウム塩のようなアルカリ金属塩、あるいはカルシウム塩又はマグネシウム塩のようなアルカリ土類金属塩も含まれる。天然のポリアニオン性多糖類としては、プルラン、アルギン酸、ヒアルロン酸、コンドロイチン硫酸、デキストラン硫酸及びペクチン等が挙げられる。人工的にアニオン性基を導入することにより合成されたポリアニオン性多糖類としては、カルボキシメチルアミロース、カルボキシメチルセルロース、カルボキシメチルデキストラン、カルボキシメチルデンプン、硫酸化セルロース及び硫酸化デキストラン等が挙げられる。生体に対する安全性又は取り扱いのしやすさの観点から、ポリアニオン性多糖類は、アルギン酸、ヒアルロン酸、カルボキシメチルセルロース又はカルボキシメチルアミロースが好ましい。これらポリアニオン性多糖類は、一種単独で又は二種以上を組み合わせて用いることができる。

架橋ポリアニオン性多糖類は、上述のポリアニオン性多糖類に架橋処理を施した構造を有する、ポリアニオン性多糖類の架橋体である。ポリアニオン性多糖類の架橋処理の方法としては、紫外線処理、熱処理、架橋剤処理等の方法が挙げられるが、架橋剤処理が好ましい。架橋剤処理に用いられる架橋剤は、カチオン性置換基を有する化合物であることが、ポリアニオン性高分子を物理架橋する観点から好ましい。このような架橋剤としては、カルボジイミド、トリアジン及びイミダゾール等が挙げられる。カルボジイミドの具体例としては、エチル－３－（３－ジメチルアミノプロピル）カルボジイミド（ＥＤＣ）、Ｎ，Ｎ’－ジシクロヘキシルカルボジイミド、Ｎ，Ｎ’－ジイソプロピルカルボジイミド、及びＮ－シクロヘキシル－Ｎ’－（２－モルホリノエチル）カルボジイミドメト－ｐ－トルエンスルホン酸等が挙げられ、水性溶媒中で使用できるＥＤＣがより好ましい。

架橋剤処理の方法の一例としては、まず、ポリアニオン性多糖類を水又は水性溶液中に溶解させ、架橋剤を添加し攪拌する。架橋剤としてＥＤＣを用いる場合、ＥＤＣの安定性が高くポリアニオン性多糖類のカルボキシル基を酸型にするために、低ｐＨで反応を進める。それにより効率よく反応が終了する。好ましくはｐＨを４．０～５．５とすべきである。反応中はｐＨが上昇するため、例えば０．０１Ｍの塩酸等の酸を用いてｐＨを調整することが好ましい。

好ましい架橋剤であるＥＤＣは、ポリアニオン性多糖類分子が有するカルボン酸等のアニオン性置換基と反応する。本反応によって、比較的安定なＮ－アシルウレア及び水中で不安定なＯ－アシルイソウレアの混合物が生成される。本反応によってポリアニオン性多糖類の分子中にカチオン性の置換基が導入される。それにより、ポリアニオン性多糖類の分子間相互作用が強まり、物理的に架橋されたゲル状のポリアニオン性多糖類（架橋ポリアニオン性多糖類）が得られる。

（蛋白質又はポリアミノ酸）
本発明の別の実施形態として、架橋性高分子材料が蛋白質又はポリアミノ酸であることが好ましい。蛋白質としては、ゼラチン、コラーゲン、アルブミン、フィブリン、及びそれらを化学修飾した化合物等が挙げられる。また、ポリアミノ酸としては、アニオン性置換基を有するポリグルタミン酸及びポリアスパラギン酸等が挙げられる。これら蛋白質又はポリアミノ酸の中でも、酸処理ゼラチンが好ましい。酸処理ゼラチンは、その製造工程で酸アミドが加水分解されたカルボキシル基を有し、そのため、分子中にアニオン性置換基を多数有する。ポリアニオン性多糖類と同様に、アニオン性置換基を化学修飾してアニオン性置換基にカチオン性置換基を導入することで、物理的に架橋されたゼラチンを得ることができる。

２．崩壊遅延材
本発明の生体吸収性材料に含まれる崩壊遅延材は、水との接触により、単位時間当たりの特定の量以上の酸を特定の期間放出する。崩壊遅延材における酸の放出期間及び放出能力は、生体に対する用途に応じて適宜に決めることができ、このような用途の観点から、３７℃の水との接触において、酸の放出期間は７日間であり、酸の放出能力は０．５ｍｏｌ％／日以上である。当該放出能力は、上記の酸の放出期間（７日間）のうちの少なくとも一日達成されればよく、全期間にわたって達成されることが好ましい。

酸の放出期間の始期及び終期は限定されない。酸の放出期間の始期は、３７℃の水との接触時であってもよいし、当該接触時から所定の期間経過後であってもよい。酸の放出能力の下限は、０．５ｍｏｌ％／日以上を満たす範囲から、本発明の生体吸収性材料の生体における用途に応じて適宜に決めてよい。たとえば、生体での創傷癒着防止の用途であれば、崩壊遅延材が３７℃の水との接触により、０．５ｍｏｌ％／日以上の酸を７日目までに放出する。7日目までに放出する酸の量は、２．０ｍｏｌ％／日以上であってもよいし、３．５ｍｏｌ％／日以上であってもよい。

酸の放出能力の上限は、架橋高分子材料の崩壊を抑制する観点からは限定されない。酸の放出能力の上限は、本発明の生体吸収性材料の生体における用途に応じて適宜に決めることができ、例えば生体での炎症反応の発生を抑制する観点から、１日後以降４０ｍｏｌ％／日以下であることが好ましく、２０ｍｏｌ％／日以下であることがより好ましい。

酸の放出能力は、後述する実施例に記載されているように、崩壊遅延材の水分散液の、１，８－ジアザビシクロ［５．４．０］－７－ウンデセン（ＤＢＵ）を用いる滴定によって測定することが可能である。また、酸の放出能力は、崩壊遅延材の種類あるいは分子量に応じてある程度調整することが可能であり、分子量が小さいと酸の放出能力が高くなる傾向にある。

本発明の生体吸収性材料に含まれる崩壊遅延材は、水と接触することで酸を放出する材料を含む。酸を放出する材料は、持続的に酸を放出する材料であり、具体的には３７℃の水に浸漬後７日間での酸の放出能力が０．３ｍｏｌ％／日以上である材料である。３７℃の水に浸漬後７日間での放出能力の下限は、０．３ｍｏｌ％／日以上を満たす範囲から、本発明の生体吸収性材料の生体における用途に応じて適宜に決めてよい。たとえば、生体での創傷癒着防止の用途であれば、３７℃の水に浸漬後７日間での崩壊遅延材の酸放出能力は、１．０ｍｏｌ％／日以上であってもよいし、１．３ｍｏｌ％／日以上であってもよい。

酸の放出能力は、酸を放出する材料に含まれる酸の物質量に対する、３７℃水中で放出される酸の物質量の百分率で表される。酸が、加水分解によって酸を生成する酸前駆体として酸を放出する材料に含まれる場合の酸の放出能力は、上記酸前駆体がすべて加水分解したときに生成する酸の理論物質量に対する、３７℃水中で放出される酸の物質量の百分率を経過した日数で除して表される。

７日間での酸の放出能力は、３７℃の水との接触における７日間での酸の濃度の測定値から換算される酸放出能力の値を、当該測定値が得られた測定間隔の日数で除することによって求めることができる。７日間のうちで複数回、酸濃度を測定する場合では、酸放出能力値は、前回から今回までの酸放出能力値として求めることができ、この場合、７日間での酸の放出能力は、7日目までの測定値における任意の期間の放出能力値として求められる。

崩壊遅延材に含まれる、酸を放出する材料が上記の特性を有することにより、生体吸収性材料が生体の所定の位置に設置されて崩壊遅延材が生体の水と接触することで、崩壊遅延材が酸を持続的に放出することが可能となる。それにより、上記架橋高分子材料の架橋構造が維持されてその崩壊が抑制され、所定時間、所望の機能を維持することができる。例えば、生体吸収性材料が癒着防止材である場合、臓器間に設置することで生体内での臓器同士の癒着を抑制することができる。上記酸を放出する材料は、後述する徐放性材料又は生分解性ポリエステルであることが好ましい。

（徐放性材料）
本発明の実施形態の一つとして、酸を放出する材料は担体と酸とを含み、水と接触して酸を徐放する機能を有する徐放性材料であってもよい。酸としては、酢酸、プロピオン酸、リンゴ酸、コハク酸、フタル酸及びマレイン酸等を挙げることができる。酸の含有量が生体吸収性材料の乾燥重量に対して特定量以上であると、架橋性高分子材料の構造維持により高い効果が期待される。

徐放性材料としては、酸の粉体が担体で被覆された組成物（コーティング）と、担体中に酸を微粒子又は分子状態で分散させた固体分散体が挙げられる。

コーティングされる酸の粉体は、酸のみからなる粉体に限定されない。コーティングされる酸の粉体は、白糖、乳糖、Ｄ－マンニトール、コーンスターチ又は結晶セルロース等の担体粒子を核として、酸の粉体をレイヤリングして得られた粉体でもよい。あるいは、コーティングされる酸の粉体は、上記担体粒子に液体の酸又は酸溶液を浸み込ませ、任意で溶媒を揮発させて得られた粉体でもよい。このような酸の粉体を担体で被覆した組成物を徐放性材料としてもよい。

上記担体は、水溶性の材料及び水不溶性の材料の一方又は両方を含んでいてもよい。被覆に用いる担体（以下「コーティング剤」ともいう）としては、水溶性のコーティング剤を使用することができる。水溶性のコーティング剤は、水と接触して溶解する。担体による被覆が除去されることで、内包されている酸が放出される。

また、被覆に用いる担体としては、非水溶性のコーティング剤を使用することもできる。非水溶性のコーティング剤としては、被覆材としたときに透水性を有する材料であることが好ましい。当該被覆材が透水性を有することで、非水溶性コーティング剤から形成された被覆を透過して徐放性材料内に水が侵入する。侵入した水に徐放性材料に内包される酸が溶解する。そして、溶解による酸水溶液が、被覆を透過して徐放性材料内から外に放出される。透水性のある被覆を形成できる非水溶性コーティング剤としては、内包される酸の分子よりも大きな網目構造をもつ高分子、多孔質の無機材料及び多孔質の高分子材料等が挙げられる。

また、非水溶性コーティング剤単独では透水性のある被覆を得られなくても、水溶性コーティング剤と併用することで透水性のある被覆を得ることもできる。すなわち、非水溶性コーティング剤と水溶性コーティング剤とを混合して形成した被覆は、水と接触すると水溶性コーティング剤のみが除去される。それにより、非水溶性コーティング剤から形成され、徐放性材料表面から内包される酸に連通する空隙を複数有する、透水性のある被覆を得ることができる。水溶性コーティング剤と非水溶性コーティング剤との混合比、あるいは水溶性コーティング剤と非水溶性コーティング剤の選択によってその相溶性が適切に調整される。それにより、水との接触により形成される被覆の空隙の大きさ又は形状を調整することができ、その結果、酸の放出を制御できる。

あるいは、徐放性材料は、連続気泡の空隙を有する担体で構成されてもよい。当該徐放性材料では、酸は、担体の空隙に含まれる。当該担体は、上記空隙による多孔質構造を有する材料であってよく、生体に対する相互作用を実質的に有さない範囲から適宜に選ぶことが可能である。このような徐放性材料では、例えば前述のように空隙の大きさ又は形状を調整することにより、酸の放出を制御することができる。

固体分散体は、担体と酸を共に溶解させた溶液をスプレードライ、加熱乾燥、熱風乾燥、減圧乾燥、凍結乾燥等の方法により乾燥させて調製することができる。固体分散体は、あるいは、溶融させた担体に酸を分散させた後に冷却して調製することもできる。

コーティング剤と固体分散体用の担体には同じものを使用することができる。コーティング剤の材料としては、白糖、乳糖、Ｄ－マンニトール、コーンスターチ、結晶セルロース、タルク、沈降炭酸ナトリウム、ゼラチン、アラビアゴム、プルラン、ポビドン、コポリビドン、ヒドロキシプロピルセルロース、ヒプロメロース、ポリビニルアセタールジエチルアミノアセテート、アミノアルキルメタアクリレートコポリマー、酢酸フタル酸セルロース、メタアクリル酸コポリマーＬ、メタアクリル酸コポリマーＬＤ、メタアクリル酸コポリマーＳ、ヒドロキシプロピルメチルセルロースフタレート、ヒドロキシプロピルメチルセルロースアセテートサクシネート、カルボキシエチルセルロース、エチルセルロース、ポリビニルカプロラクタム－ポリビニル酢酸－ポリエチレングリコールグラフトコポリマー、硬化油、カルナウバロウ、アミノアルキルメタアクリレートコポリマーＲＳ、ポリビニルアルコール・アクリル酸・メタクリル酸メチル共重合体、及びアクリル酸エチル・メタアクリル酸メチル・共重合体乳濁液等を挙げることができる。

（生分解性ポリエステル）
本発明の別の実施形態として、酸を放出する材料は生分解性ポリエステルであることが好ましい。生分解性ポリエステルの含有量は、生体吸収性材料の乾燥重量に対して３ｗｔ％以上であると、架橋高分子材料の構造維持により高い効果を発揮するので、好ましい。

生体内における架橋高分子材料の吸収速度及び酸の徐放の観点から、生分解性ポリエステルは分子量の低い生分解性ポリエステルを含む組成物であることが好ましく、具体的には数平均分子量で３０，０００ダルトン（Ｄａ）未満の生分解性ポリエステルを含むことが好ましい。分子量３０，０００ダルトン未満の生分解性ポリエステルを生体吸収性材料の乾燥重量に対して少なくとも３ｗｔ％以上含有することで、架橋高分子材料の架橋構造の崩壊をより適切に抑制し得る。分子量の低い生分解性ポリエステルは、分子量の高い生分解性ポリエステルと比較して加水分解速度が大きく、迅速に所望の量の酸を放出することができる。放出された酸は、架橋高分子材料の架橋構造の崩壊を抑制するだけでなく、生分解性ポリエステル自体の分解反応の触媒として作用する（自己触媒作用）。このため、分子量の低い生分解性ポリエステルは、持続的な酸の放出をより促進することができる。

生分解性ポリエステルの数平均分子量は、生体内における酸の放出期間を十分に長くする観点から、１，０００Ｄａ以上であることが好ましい。このように、生分解性ポリエステルの数平均分子量は、生体吸収性材料の所望の用途に対応した酸の所望の放出期間の調整の一手段になり得る。

上記酸を放出する材料は分子量の低い生分解性ポリエステルに加えて、生体吸収性材料を補強する目的で分子量５０，０００Ｄａ以上の生分解性ポリエステルを含んでいてもよい。分子量が５０，０００Ｄａ以上の生分解性ポリエステルが含まれていたとしても、本実施形態の生体吸収性材料に好ましく含まれる分子量の低い生分解性ポリエステルによる、上述の自己触媒作用によって、分子量の大きな生分解性ポリエステルの分解も促進され得る。このため、分子量５０，０００Ｄａ以上の生分解性ポリエステルが含まれていても、生体吸収性材料を構成する材料の生体内での長期残存が抑制される。

上述の観点から、生分解性ポリエステルの分子量分布が二峰性を示し、生分解性ポリエステルの数平均分子量１，０００Ｄａ以上５０，０００Ｄａ未満、及び５０，０００Ｄａ以上５００，０００Ｄａ以下のそれぞれにピークを有することが好ましい。このとき、生分解性ポリエステルに占める分子量１，０００Ｄａ以上５０，０００Ｄａ未満の生分解性ポリエステルの割合は、前述した生体内での長期残存を抑制する観点から、好ましくは３重量％（３ｗｔ％）以上、より好ましくは５ｗｔ％以上、更に好ましくは１０ｗｔ％以上、最も好ましくは２０ｗｔ％以上である。

生分解性ポリエステルの形態は任意であるが、繊維状の形態、粉砕状の形態、又はそれらの混合物の形態であることが好ましい。繊維状の形態とは短繊維、長繊維、モノフィラメント、マルチフィラメント、不織布等のあらゆる繊維状の物を含む。粉砕状の形態とは、例えば粒子又はパウダーである。

上記生分解性ポリエステルとしては、具体的には加水分解した際に酸を放出するポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリカプロラクトン、ポリジオキサノン及びこれらの共重合体等が好ましい。なかでも生体吸収期間が早いグリコール酸単独重合体（ポリグリコール酸）又はグリコール酸由来の構成単位を含む共重合体が好ましく、グリコール酸単独重合体が最も好ましい。

３．生体吸収性材料の製造方法
本発明の生体吸収性材料の形状は、生体への適用が可能な範囲において適宜に決めることができ、例えば、シート状、粉状、又はプロトン性溶媒を含んだゲル状若しくはゾル状である。シート状の生体吸収性材料は、例えば架橋性高分子材料と崩壊遅延材との混合液、溶液又は分散液を適当な容器に流し入れた後、風乾又は凍結乾燥させることで、連続膜又は多孔質のシート状の材料として得ることができる。

得られたシート状の材料は、熱プレス装置を用いて熱処理してもよい。熱処理によって水に対する難溶性がより高められた生体吸収性材料を得ることができる。これにより、生体吸収性材料の柔軟性を維持したまま、生体内で構造が維持される期間をより長くすることができる。外観及びハンドリング性の観点から、熱処理温度は、８０℃～１５０℃が好ましい。また、熱処理によらず、崩壊遅延材の含有量や厚み等の形態、架橋高分子材料が架橋ポリアニオン性多糖類である場合は架橋剤の濃度によっても、水への難溶性を調整すること、例えば高めること、ができる。

４．生体吸収性材料の用途
本発明の生体吸収性材料は、生体内に留置した際に損傷部位が治癒するまで構造の崩壊を抑制し、長期残留による炎症等の懸念が小さく、主に生体内で用いられる医療材料として有用である。本発明の生体吸収性材料の生体内における残存期間は、架橋高分子材料及び崩壊遅延材の組み合わせによって適宜に調整することが可能である。一概には言えないが、本発明の生体吸収性材料の生体内における分解の始期は、生体組織への適用のその時から７日後までの間で調整可能である。本発明の生体吸収性材料の生体内における分解の期間は、７日間から１４日間までの間で調整可能である。本発明の生体吸収性材料の生体内における分解の終期は、生体組織への適用時から１４日後から２８日後までの間で調整可能である。なお、上記の「分解」とは、生体内またはそれを模した環境に置かれた生体吸収性材料の状態が視認され得る程度に変化している状態を意味する。「分解の始期」とは上記の状態変化が確認された最初の時期であり、「分解の終期」とは上記の状態変化が確認されなくなった最初の時期である。

乾燥させた本発明の生体吸収性医療材料は、水分を吸収し膨潤及び密着することができる。このため、内視鏡下で行われる粘膜下層剥離術等による生体内での創傷部位に本発明の生体吸収性医療材料を用いることで、浸出液の貯留が抑制されて創傷治癒に適当な湿潤環境が保たれると同時に、外部からの刺激が遮断される。このため、本発明の生体吸収性医療材料は、潰瘍形成防止用又は穿孔の防止用の体内被覆材料として用いることができる。

また、本発明の生体吸収性医療材料に成長因子や抗菌剤等の薬剤を含有させ生体内に設置すると、生体内で生体吸収性医療材料が分解し、その構造の崩壊とともに設置位置付近で薬剤が徐放される。よって、本発明の生体吸収性医療材料は、薬剤徐放基材として用いることができる。

また、本発明の生体吸収性医療材料の構成原料は、高い生体適合性と生体吸収性とを有している。このため、本発明の生体吸収性医療材料は、体内における生体組織の一部を欠損している部位に用いることで、自家組織との置換を目的とした組織再生材料としても用いることができる。

また、本発明のシート状の生体吸収性医療材料は、体内に埋植した際に水分を吸収し膨潤することで、被覆面に対しての細胞及び体内成分の移動を抑制するバリア層として機能する。このため、本発明の生体吸収性医療材料は、癒着防止材としても用いることができる。

また、本発明の生体吸収性医療材料は、生体内において特定の期間、その形態を維持することができる。よって、本発明の生体吸収性医療材料は、例えば生体内の空隙を形成する管構造の壁面に適用することにより、生体組織が形成する空隙を保持するための空隙保持剤として用いることができる。

以下、本発明を実施例に基づいて具体的に説明するが、本発明はこれらの実施例に限定されない。

１．酸放出能力の測定
生分解性ポリエステルの材料として、以下に示すポリグリコール酸（ＰＧＡ）のパウダー及び繊維、ＤＬ－乳酸とグリコール酸との共重合体（ＰＬＧＡ）のパウダー、並びにポリ乳酸（ＰＬＡ）のパウダーを用意した。ポリグリコール酸の材料には、分子量の異なるポリグリコール酸並びに市販のポリグリコール酸縫合糸を用意した。
ＰＧＡ－Ｐ１：ＰＧＡパウダー（Ｍｎ：１１，０００Ｄａ、粒子径：３８μｍ以下）
ＰＧＡ－Ｐ２：ＰＧＡパウダー（Ｍｎ：３，０００Ｄａ、粒子径：３８μｍ以下）
ＰＧＡ－Ｐ３：ＰＧＡパウダー（Ｍｎ：３１，０００Ｄａ、粒子径：３８μｍ以下）
ＰＧＡ－Ｐ４：ＰＧＡパウダー（Ｍｎ：７１，０００Ｄａ、粒子径：３８μｍ以下）
ＰＧＡ－Ｐ５：ＰＧＡパウダー（Ｍｎ：２００，０００Ｄａ、粒子径：３８μｍ以下）
ＰＧＡ－Ｆ１：市販のＰＧＡ縫合糸（ベア―メディック社製「ＳＵＲＧＩＳＯＲＢ」（「ＳＵＲＧＩＳＯＲＢ」は日腸工業株式会社の登録商標）、号数：３－０号）
ＰＬＧＡ－Ｐ１：市販のＰＬＧＡパウダー（ＳＩＧＭＡ社製「ＲＥＳＯＭＥＲ ＲＧ ７５２Ｈ」（「ＲＥＳＯＭＥＲ」はエボニック社の登録商標）、ユニット比、乳酸７５：グリコール酸２５、Ｍｎ：４，０００～１５，０００Ｄａ）
ＰＬＧＡ－Ｐ２：市販のＰＬＧＡパウダー（ＳＩＧＭＡ社製「ＲＥＳＯＭＥＲ ＲＧ ５０２Ｈ」、ユニット比、乳酸酸５０：グリコール酸５０、Ｍｎ：７，０００～１７，０００Ｄａ）
ＰＬＡ－Ｐ１：市販のＰＬＡパウダー（ＳＩＧＭＡ社製「ＲＥＳＯＭＥＲ Ｒ２０２Ｈ」、Ｍｎ：１０，０００～１８，０００Ｄａ）

１６．７ｍｇの上記の生分解性ポリエステル材料のそれぞれを３７℃の１６ｍＬの超純水に分散させた試料を調製し、当該試料の調製から特定の時間経過時の酸濃度を測定した。なお、ＰＧＡ－Ｐ１の試料は、１３ｍｇのＰＧＡ－Ｐ１を１２．４ｍＬの超純水に分散させて調製した。ＰＧＡ－Ｆ１の試料は、約２ｍｍの長さに切断して使用した。ＰＬＧＡ－Ｐ１の試料は１９．７ｍｇのＰＬＧＡ－Ｐ１を、ＰＬＧＡ－Ｐ２の試料は１８．７ｍｇのＰＬＧＡ－Ｐ２を、またＰＬＡ－Ｐ１の試料は２０．７ｍｇのＰＬＡ－Ｐ１を、それぞれ１６ｍＬの超純水に分散させて調製した。酸濃度は１，８－ジアザビシクロ［５．４．０］－７－ウンデセン（ＤＢＵ）を用いた滴定によって測定した。予め０．０１Ｍ ＨＣｌを用いて滴定によって濃度確認したＤＢＵを用いた。酸の放出能力の説明で前述したように、特定の時間経過時に、上記の生分解性ポリエステル材料のそれぞれがすべて加水分解したときに生成する酸の理論物質量に対する、３７℃水中で放出される酸の物質量の百分率を経過した日数で除して算出し、酸放出能力とした。結果を表１に示す。

下記表中、「ＰＥｓ材料」は上記の生分解性ポリエステルの材料を示し、「Ｃａ」は、酸濃度（ｍｍｏｌ／Ｌ）を表し、「Ａｒ」は酸放出能力（ｍｏｌ％／日）を表す。また、連続する測定日間（例えばｔ０日からｔ１日まで）の酸濃度の差を求め酸放出能力に換算し、その測定日間で除することでΔＡｒを算出した。より具体的には、ΔＡｒは、ｔ１日目の酸濃度と、ｔ０日目の酸濃度の差Ｃａ１を求め、Ｃａ１を酸放出能力Ａｒ１に換算し、Ａｒ１をｔ１とｔ０の差Δｔで除することによって求められる。なお、表１において、「＊」は、実施していないことを示しており、「＊＊」は、縫合糸の分子量が不明なため計算できなかったことを示している。なお、表１には、２４時間のΔＡｒが記載されていないが、これは表中のＡｒと同じである。

表１によると、ＰＧＡ－Ｐ１は、試験開始から7日まで、２．７１ｍｍｏｌ／Ｌの酸を発生することがわかる。ＰＧＡ－Ｐ２は、試験開始から７日まで、４．７１ｍｍｏｌ／Ｌの酸を発生することがわかる。ＰＧＡ－Ｐ３は、試験開始から７日まで、０．８１ｍｍｏｌ／Ｌの酸を発生することがわかる。ＰＧＡ－Ｐ４は、試験開始から７日後から０．１３ｍｍｏｌ／Ｌの酸を発生することがわかる。ＰＧＡ－Ｐ５は、試験開始から７日まで、０．１０ｍｍｏｌ／Ｌの酸を発生することがわかる。ＰＧＡ－Ｆ１は、試験開始から７日まで、０．０１ｍｍｏｌ／Ｌの酸を発生することがわかる。ＰＬＧＡ－Ｐ１は、試験開始から７日まで、０．５０ｍｍｏｌ／Ｌの酸を発生することがわかる。ＰＬＧＡ－Ｐ２は、試験開始から７日まで、０．９１ｍｍｏｌ／Ｌの酸を発生することがわかる。ＰＬＡ－Ｐ１は、試験開始から７日まで、０．０９ｍｍｏｌ／Ｌの酸を発生することがわかる。分子量の低いポリグリコール酸は浸漬後、０．３ｍｏｌ％／日以上の酸を１６８時間放出することが分かった。また、分子量が比較的高いポリグリコール酸、市販のポリグリコール酸、市販のＰＬＧＡパウダー及び市販のＰＬＡパウダーは、常に０．３ｍｏｌ％／日以上の酸を放出することはなかった。

２．生体吸収性材料の調製
［実施例１］
超純水８００ｍＬにヒアルロン酸ナトリウム（ＨＡ，分子量２，２００，０００Ｄａ）４．４ｇを加え溶解し、カルボキシメチルセルロースナトリウム（ＣＭＣ，分子量１，５００，０００Ｄａ）２．０ｇを加え、混合液を得た。０．１Ｍ ＨＣｌで混合液のｐＨを４．５－５．２に維持しつつ、エチル－３－（３－ジメチルアミノプロピル）カルボジイミド（ＥＤＣ）８．５ｇを超純水２０ｍＬに溶解させ、その溶液を全量滴下した。ＥＤＣ水溶液の添加後、溶液のｐＨ変動が収まるまで１．５－２．０時間、攪拌と０．１Ｍ ＨＣｌによるｐＨ調整を行った。得られた反応液を、再生セルロース透析チューブ（分子量分画１２，０００～１４，０００）を用いて透析し、透析液を交換しつつ未反応物及び副生成物等の低分子量成分を当該反応液から除去した。透析液は透析開始から３６時間のうち３回交換した。こうして、ＨＡ及び／又はＣＭＣとＥＤＣとの架橋物を含有する架橋ＨＡ／ＣＭＣ溶液を得た。

得られた架橋ＨＡ／ＣＭＣ溶液９０gに対して、ＰＧＡ－Ｐ１を２５２ｍｇ（ＨＡの構成単位に対するモル数に対し４モル当量）添加し、ＰＧＡ－Ｐ１を分散させた。ＰＧＡ－Ｐ１を添加した架橋ＨＡ／ＣＭＣ溶液を、ガラス板とシリコーンゴムで作製した縦１１ｃｍ×横１１ｃｍの型枠に流し込み室温で風乾させた。風乾により得られたフィルムを、熱プレス装置を用いて９０℃、１５分間で、次いで１２０℃、１０分間で熱処理し、フィルム状のＰＧＡ／ＨＡ／ＣＭＣ－１（生体吸収性材料１）を得た。

［比較例１］
ＰＧＡ－Ｐ１を用いなかったこと以外は、実施例１と同様にしてフィルム状の試料（生体吸収性材料２）を得た。

［比較例２］
市販の癒着防止材（サノフィ社製「セプラフィルム」、「セプラフィルム」はバクスター社の登録商標）を用意した。これを「生体吸収性材料３」とした。

３．評価
（１）リン酸緩衝液浸漬後の形状変化
リン酸緩衝液（ｐＨ７．３）８ｍＬに、生体吸収性材料１～３の各材料の１ｃｍ^２（寸法：１ｃｍ×１ｃｍ）の試料を浸漬させ３７℃で保管した。浸漬から７２ｈ、１２０ｈ、１６８ｈ経過後に、各試料の形状を外観観察し、形状を評価した。なお、下記の評点で２以上であれば膜状の形状が保たれていると判断する。

外観観察の結果は、生体吸収性材料１～３の外観の画像から下記の評点を設定し、複数の熟練技術者（５名）が当該画像を参照しながら判定した点数の平均値によって表した。
４点：外観は浸漬前の試料の平面形状とほぼ一致している
３点：外観は浸漬前の試料の平面形状から全体的に膨らんでいるが試料の存在を視認できる
２点：外観は試料の平面用形状から全体的に膨らみ、やや崩れた部分を含んでいるが試料の存在を視認できる
１点：外観は液滴による不定形と認められる
０点：溶解しており、外観を確認できない

結果を表２に示す。また、図１は、上記の評点２の典型的な外観を示す写真を示しており、図２は、上記の評点１の典型的な外観を示す写真を示している。

表２の結果から、生体吸収性材料１は、浸漬から１２０ｈ経過しても平面形状を保持しており、１６８ｈ経過時点ではその形状が確認されなかった。一方で、ＰＧＡを一切添加していない生体吸収性材料２、３では、浸漬から１２０ｈ経過時点でその形状が確認出来なかった。

このように、生体吸収性材料１は、崩壊が抑制された。生体吸収性材料１の崩壊遅延材の７日間での酸放出能力は、十分な崩壊抑制効果を得るためには、少なくとも０．３ｍｏｌ％／日以上である。

４．生分解性ポリエステルの含有量の検討
ＰＧＡ－Ｐ１の添加量を、含有ＨＡの構成単位に対するモル数に対し０．５、１および２モル当量に変更する以外は実施例１と同様にして、生体吸収性材料１－１～１－３を作製した。そして、前述した「リン酸緩衝液浸漬後の形状変化」と同じ評価を実施した。結果を表３に示す。表中、「ＰＥｓ含有量」は、生分解性ポリエステルの含有量を表し、生体吸収性材料中のＨＡの構成単位のモル数に対する生分解性ポリエステルのモル数の比である。

表３に示されるように、生体吸収性材料におけるＰＧＡ－Ｐ１の添加量が増えるにつれて、膜形状を維持する期間は増加する。生体吸収性材料における用途にもよるが、創傷における他組織との癒着を防止する観点では、生体吸収性材料におけるＰＧＡ－Ｐ１の添加量はＨＡに対して１モル当量以上であればよく、生体吸収性材料の乾燥重量であれば３ｗｔ％以上であればよいことがわかる。

５．癒着防止効果の検証
次に、本材料が手術後の癒着防止効果を示すか確認するために、ラット肝臓部分切除モデルを用いて各材料の癒着防止効果を評価した。まず、架橋ＨＡ／ＣＭＣ溶液を１００gに代え、またＰＧＡ－Ｐ１の添加量を、含有ＨＡの構成単位に対するモル数に対し３．４モル当量に代えた以外は実施例１と同様にして、生体吸収性材料１－４を作製した。また、架橋ＨＡ／ＣＭＣ溶液を１００gに代えた以外は比較例１と同様にして、生体吸収性材料２－１を作製した。

７匹を１群とし、ラットの肝外側左葉の一部を切除し、肝臓切除面に生体吸収性材料２－１、あるいは生体吸収性材料１－４を密着させて被せた。術後７日後に解剖を行い、肝臓切除面と他の組織との癒着を癒着重症度としてスコア化（０：癒着なし、１：自重によって分離される程度の癒着、２：鈍的な剥離により分離可能な癒着、３：鋭的な剥離が必要な癒着）した。結果を表４に示す。表４中、「癒着重症度」の生体吸収性材料２－１あるいは生体吸収性材料１－４における「スコア」の数値は、上記のスコアに該当するラットの個体数を表している。「平均」の数値は、生体吸収性材料２－１あるいは生体吸収性材料１－４におけるスコアとラットの個体数との積の総和を個体数で除した値である。

結果、表４に示されるように、ＰＧＡ－Ｐ１を含有する生体吸収性材料１－４の癒着防止効果が高いことが確認された。

６．架橋高分子材料の検討
ヒアルロン酸ナトリウムとカルボキシメチルセルロースナトリウムに代えてプルラン（Ｐｕｌ）を用い、エチル－３－（３－ジメチルアミノプロピル）カルボジイミドで架橋ＨＡ／ＣＭＣ溶液の調製と同様にして、架橋ＨＡ／Ｐｕｌ溶液を調製した。超純水２８３ｍＬにヒアルロン酸ナトリウム１．６ｇを加え溶解し、プルラン０．５ｇを加え、混合液を得た。０．１Ｍ ＨＣｌで混合液のｐＨを４．５－５．２に維持しつつ、エチル－３－（３－ジメチルアミノプロピル）カルボジイミド３ｇを超純水７ｍＬに溶解させ、その溶液を全量滴下した。それ以外は実施例１と同様にして、生体吸収性材料４を得た。生体吸収性材料４にも、生体吸収性材料１と同様な、酸の放出による崩壊抑制効果が期待される。

本発明の生体吸収性医療材料は、癒着防止材として有用である。また、一定期間形状を保持し構成している材料が長期残存しないことから、創傷被覆材、組織再生材料、薬剤徐放基材、空隙保持剤として医療用途に用いることができる。

Claims (9)

1. 特定の形状を形成する架橋高分子材料と、前記架橋高分子材料に保持されている崩壊遅延材と、を含み、
   前記架橋高分子材料は、酸の存在下で抑制される水中での分解性を有する、分子中にアニオン性置換基を複数有するポリアニオン性高分子を含み、
   前記崩壊遅延材は、３７℃の水との接触により、０．５ｍｏｌ％／日以上の酸を７日目までに放出する、
   生体吸収性医療材料。
2. 前記架橋高分子材料は、前記崩壊遅延材の少なくとも一部を被覆し、
   前記崩壊遅延材は、水と接触することで酸を放出する材料を含み、
   前記酸を放出する材料の３７℃の水に浸漬後、７日間における酸放出能力が１、３、５、７日後において０．３ｍｏｌ％／日以上である、請求項１に記載の生体吸収性医療材料。
3. 前記酸を放出する材料は、生分解性ポリエステルである、請求項２に記載の生体吸収性医療材料。
4. 前記生分解性ポリエステルの数平均分子量が、１，０００Ｄａ以上３０，０００Ｄａ未満である、請求項３に記載の生体吸収性医療材料。
5. 前記生分解性ポリエステルの含有量は、生体吸収性医療材料の乾燥重量に対して３ｗｔ％以上である、請求項３又は４に記載の生体吸収性医療材料。
6. 前記生分解性ポリエステルは、ポリグリコール酸、又はグリコール酸由来の構成単位を含む共重合体、である、請求項３～５のいずれか一項に記載の生体吸収性医療材料。
7. 前記架橋高分子材料は、架橋ポリアニオン性多糖類である、請求項１～６のいずれか一項に記載の生体吸収性医療材料。
8. 前記架橋高分子材料は、ヒアルロン酸とカルボキシメチルセルロースとを含む、請求項１～７のいずれか一項に記載の生体吸収性医療材料。
9. 創傷被覆材、組織再生材料、薬剤徐放基材、空隙保持剤又は癒着防止材である、請求項１～８のいずれか一項に記載される生体吸収性医療材料。