JPH0614956B2 - 親水性バイオポリマーコポリエレクトロライト - Google Patents

親水性バイオポリマーコポリエレクトロライト

Info

Publication number
JPH0614956B2
JPH0614956B2 JP59198384A JP19838484A JPH0614956B2 JP H0614956 B2 JPH0614956 B2 JP H0614956B2 JP 59198384 A JP59198384 A JP 59198384A JP 19838484 A JP19838484 A JP 19838484A JP H0614956 B2 JPH0614956 B2 JP H0614956B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
biopolymer
water
copolyelectrolite
cationic
collagen
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Lifetime
Application number
JP59198384A
Other languages
English (en)
Other versions
JPS60122568A (ja
Inventor
ウイドラ アベ
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
University of Illinois
Original Assignee
University of Illinois
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by University of Illinois filed Critical University of Illinois
Publication of JPS60122568A publication Critical patent/JPS60122568A/ja
Publication of JPH0614956B2 publication Critical patent/JPH0614956B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L33/00—Antithrombogenic treatment of surgical articles, e.g. sutures, catheters, prostheses, or of articles for the manipulation or conditioning of blood; Materials for such treatment
    • A61L33/0005—Use of materials characterised by their function or physical properties
    • A61L33/0011—Anticoagulant, e.g. heparin, platelet aggregation inhibitor, fibrinolytic agent, other than enzymes, attached to the substrate
    • A61L33/0029—Anticoagulant, e.g. heparin, platelet aggregation inhibitor, fibrinolytic agent, other than enzymes, attached to the substrate using an intermediate layer of polymer
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L26/00—Chemical aspects of, or use of materials for, wound dressings or bandages in liquid, gel or powder form
    • A61L26/0009—Chemical aspects of, or use of materials for, wound dressings or bandages in liquid, gel or powder form containing macromolecular materials
    • A61L26/0023—Polysaccharides
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L26/00—Chemical aspects of, or use of materials for, wound dressings or bandages in liquid, gel or powder form
    • A61L26/0009—Chemical aspects of, or use of materials for, wound dressings or bandages in liquid, gel or powder form containing macromolecular materials
    • A61L26/0028—Polypeptides; Proteins; Degradation products thereof
    • A61L26/0033—Collagen
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/28—Materials for coating prostheses
    • A61L27/34—Macromolecular materials
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08H—DERIVATIVES OF NATURAL MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08H1/00—Macromolecular products derived from proteins
    • C08H1/06—Macromolecular products derived from proteins derived from horn, hoofs, hair, skin or leather
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
    • C08L—COMPOSITIONS OF MACROMOLECULAR COMPOUNDS
    • C08L5/00—Compositions of polysaccharides or of their derivatives not provided for in groups C08L1/00 or C08L3/00
    • C08L5/08—Chitin; Chondroitin sulfate; Hyaluronic acid; Derivatives thereof
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2310/00—Prostheses classified in A61F2/28 or A61F2/30 - A61F2/44 being constructed from or coated with a particular material
    • A61F2310/00005—The prosthesis being constructed from a particular material
    • A61F2310/00365—Proteins; Polypeptides; Degradation products thereof

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は新規な親水性バイオポリマー材料類、より詳細
には、やけど類および他のはぎとられた組織の傷口箇所
にたいする生分解性ドレツシング類としてのヒドロゲル
膜類の形体におけるこのような材料類の使用に関するも
のである。
強度のやけど患者の処置にたいする治療法では、活性脱
失組織はやけど箇所から除去され、鮮創部分は最終的な
自己植皮のまえに一時的なやけどドレツシング（dressi
ng）で被覆される。この一時的なやけどドレツシングは
理想的には数種の重要な治療上の機能を提供する。まず
第１にそれは外界からの微生物の感染を封鎖しながら内
部からの水、塩類、およびタンパク質のロスを阻止する
バリヤーとして働く。第２にそれは傷口のベツドベース
を改善し、また傷口の鎖を促進して傷口領域の脱汚染と
再生を容易にさせるように働く。第３にそれは、痛みを
軽くするように働く。
最良の傷口被覆材料は皮膚材料そのものであり、これは
内部生長フイブリン（endogenous fibrin）へそれを密
着させるコラーゲン状（collagenous）成分とケラチン
化（keratinized）防水表面とを有する生態ドレツシン
グである。最近使われている生態ドレツシング類には市
販の豚皮ヘテログラフト（heterograft）おび生きてい
る（提供者）人間または人間の死体ホモグラフト（homo
graft）材料がある。この目的にたいして人間の皮膚は
豚皮を上廻る利点をたくさん持っているが、入手、貯蔵
および凍結真空乾燥した人間の皮膚の使用に関連して多
くの問題をかかえている。皮膚銀行は現在のやけどセン
ターへ供給するため年間に少くとも２００の死体を必要
としている。どの場合にも、これら生態ドレツシング類
の諸タイプは拒否現象を高めており、２から５日目毎に
それらを取り除き、取り替える必要がある。密着から５
日後のばき取りは出血や植皮ベースの更改破壊を引き起
こすことが多い。
異種生態ドレツシング類のこの身体拒否は、完全な合成
品、組織成分類からの誘導品、またはそれらの若干の組
み合わせのどちらかの皮膚代替物類を探求させている。
理想的な皮膚代替物に必要な諸性質の適正な組み合わせ
を示す材料の発見にともなう諸困難のため、このような
探求はこれまでにまだ大きな成功を収めてはいない。こ
れらの諸性質とは下部組織類への迅速、均等および強力
な密着；プーリング（pooling）の創出をともなわない
で下部組織を湿潤に保つのに充分な水の蒸気の搬送諸特
性；弾力性；耐久性；完全なバクテリアバリヤー諸特
性；非抗原性および非毒性；酸素にたいする高い透過
性；適用と除去の容易さ；貯蔵の容易さ；および比較的
安価である。
皮膚代替物類としてこれまでに提案された諸材料は一般
に前記諸性質の１またはそれより多くが欠落していた。
これら諸材料のうちもつとも良いものは、シリコン樹脂
または他の合成ポリマーフイルムのような耐久性と弾力
性を有するように設計された外層と、コラーゲン、木綿
ガーゼ、またはダクロン（Dacron）フロツキング（floc
king）のような最高密着性を有するように設計された内
層とを有する層状複合膜類から構成されている。しかし
ながら、最終的な自己植皮まえにこれらの複合膜やけど
ドレツシング類を傷口からはぎとる必要が若干の困難な
設計上の問題として立ちはだかつている。これらのドレ
ツシング類は一般に傷口への密着にはその内層への組織
の内方成長に依存するので、ドレツシングの完全除去は
困難であり、植皮まえに再鮮創を必要とする。生分解可
能材料から作られた内層をもつことによつて問題の克服
は可能ではあるが、この接近は、内層の生分解速度が傷
口の治瘉速度に正確に符号するよう注意深く制御されな
い限り、傷口治瘉の完結まえにドレツシングの密着性お
よび効率の早熟ロスまたはかなりの傷跡組織の形成を生
じることがこれまでに分かつている。
親水性の合成ポリマー材料は、ヒドロン（Hydron）から
作られた均一ヒドロゲル膜類もまたやけどドレツシング
類としての使用にたいして皮膚代替物類として提案され
ている。この材料は乾燥および湿潤組織への密着性と、
他の望ましい諸性質、即ち、正規な輪郭への順応、弾力
性、非抗原性、不活性であること、および効果的な抗微
生物バリヤーの提供など、をも共有している。そのやけ
どドレツシングとしての主要欠点は、しかしながら、水
への過剰な透過性、および水洗時、又は中程度の滲出
（OOzing）または出血（bleeding）の存在下での耐久性
の低さである。さらに、その弾力性は乾燥時にはあまり
も早く失われる。これらの諸理由から、比較的長期のや
けどドレツシングへの適用についてまだ実用性を証明さ
れていない。
したがて本発明の主要な目的は、やけどおよび他のばぎ
とられた組織の傷口箇所にドレツシングとしての使用に
適合する諸性質の適正な組み合わせを示す新規な材料の
提供にある。
この発明の他の目的は、はぎとられた組織へ密着し、弾
力性、耐久性があり、また傷口箇所からそれをはぎとる
必要をなくすだけの完全な生分解能のある新規な傷口ド
レツシング材料の提供にある。
この発明の追加目的は、その耐久性を失うことなく傷口
浸出物の吸収剤となり、またプーリングを創出すること
なく下部組織の湿潤を保つのに充分な水の蒸気搬送諸特
性を有する先記諸目的にしたがう新規な傷口ドレツシン
グ材料の提供にある。
この発明のさらに他の目的は先記諸目的にしたがうホモ
ジニアスな材料の提供にある。
この発明のさらに追加目的は、やけどおよび他のはぎと
られた組織の傷口箇所へ容易かつ簡便に適用できる先記
諸目的にしたがう材料の提供にある。
上記および他の諸目的は、 (a) ケラチン（keratin）から誘導される水溶性線状ア
ニオンタンパク質ポリエレクトロライト（polyelectrol
yte）成分および (b) グルコースアミノグリカンおよびコラーゲンから
なる群から選ばれる少くとも１個のバイオポリマーから
誘導される水溶性線状カチオンバイオポリマーエレクト
ロライト成分より構成される。
新規な親水性バイオポリマーコポリエレクトロライト類
（copolyclectrolytes）の提供による本発明にしたがつ
て達成される。
本発明のコポリエレクトロライト類から成るとヒドロゲ
ル膜類は、やけどおよび他のはぎとられた組織の傷口箇
所にたいして生分解可能ドレツシング類としてそれらを
有用にする諸性質の組み合わせを示す。このような膜類
は下部組織へ強く密着し、弾力性、耐久性があり、酸素
透過がよく、それらの耐性を失うことなく傷口浸出液を
吸収し、プーリングを創出することなく下部組織を湿潤
に保のに充分な水の蒸気の搬送諸特性をもち、また完全
なバクテリヤバリヤ諸特性をもつ。それらは数種の方法
で傷口箇所へ容易かつ簡便に適用できる。生分解能力の
おかげて、それらははぎとる必要がない。傷口治瘉の後
期段階では、傷口領域付近の湿気が大きく減少したと
き、残存するコポリエレクトロライト材料はいずれも乾
燥し、硬化して防御用（protective carapace）とな
り、これらは傷痕を残すことなく自然に落下する。
本発明の親水性バイオポリマーコポリエレクトロライト
類は、ケラチンから誘導された水溶性線状アニオンタン
パク質ポリエレクトロライト成分および、グルコースア
ミノグリカン例えば、チトサン（chitosan）やタンパク
質例えば、コラーゲンからなる群から選ばれる少なくと
も１個のバイオポリマーから誘導された水溶性線状カチ
オンバイオポリマーポリエレクトロライト成分により構
成される非水溶性、水膨潤性の材料類である。
ケラチンは皮膚、毛皮、毛髪、羊毛、つの、つめ類、か
ぎつめ類、くちばし類およびうろこ類のような原料類か
ら得られるタンパク質である。それはその原材料から容
易に単離でき、また、たとえばワイバ（Wiba）、コミパ
トロジア エト ミコロジア アプリカタ （Mycopath
ologia et Mycologia Applicasa），３０巻（Volume
３０）、１４１−１４４頁（１９６６年）、およびロ
ーデスら（Rhodes，et al.），ミコパトロジア エト
ミコロジア アプリカタ（Mycopathologia et Mycolo
gia Applicata）、３３巻（Volume３３）、３４５−３
４８頁（１９６７年）、に述べられているようなこの分
野に既知の諸方法によつてそのアルフアーケラトーズお
よびガンマーケラトーズ部分へ分離できる。チトサンは
チテイン（chitin）の脱アシル化形であり、これは小え
び、かに類、大えび類の殻、糸状菌細胞壁類、および昆
虫類外皮の主要構成物として収得されるグルコースアミ
ノグリカンである。チトサンはたとえばシグマーアルド
リツチ社（Sigma-Aldrich Corporation）、セント・ル
イス，ミゾウリ（St・Louis，Missouri）から繊維類の
形体で市販されている。コラーゲンは繊維状のタンパク
質であり、これは動物体、とくに皮膚、骨類および腱類
に接続する組織中の白色繊維（white fiber）の主要部
分を含有する。これは、たとえばシグマ−アルドリツチ
社、セントルイス、ミゾウリから繊維類の形体で市販さ
れている。
本発明のコポリエレクトロライト類のアニオンポリエレ
クトロライト成分として採用される水溶性のケラチン誘
導体はケラチン部分がアニオン形の線状ポリエレクトロ
ライトである。とくに適合するアニオンケラチンポリエ
レクトロライトはアンモニウムケラチネートであり、前
記ローデスらのものに述べられた方法による過酢酸−酸
化人体毛髪の水酸化アンモニウム可溶全部分として、ま
たはこの部分のアルフアーケラトーズ成分として収得さ
れる。高度の非抗原性を示すため、アンモニウムケラチ
ネートのアルフアーケラトーズ形が好ましい。
本発明のコポリエレクトロライト類のカチオンバイオポ
リマーポリエレクトロライト成分の製造に採用されるグ
ルコースアミノグリカンおよびコラーゲンの水溶性誘導
体類は、バイオポリマー部分がカチオン形をとる線状ポ
リエレクトロライト類である。とくに適合するカチオン
グルコースアミノグリカンおよびコラーゲンポリエレク
トロライト類はそれらの酢酸塩類またはクエン酸塩類の
ごとき、これらバイオポリマー類のカルボキシレートで
あり、このバイオポリマーを対応するカルボン酸の水溶
液中へ溶解させて収得される。チトサンアセテート、コ
ラーゲンアセテート、およびそれらの混合物類はカチオ
ンバイオポリマーポリエレクトロライト成分として使用
するために選択される。
本発明のコポリエレクトロライト類におけるアニオンケ
ラチンポリエレクトロライト成分対カチオンバイオポリ
マーポリエレクトロライト成分の重量比は広範囲にわた
つて変えられるが、もつとも適正には約0.001：１から
約１６：１までの範囲内、より好ましくは約0.001：１
から約７：１までの範囲内である。カチオンバイオポリ
マーポリエレクトロライト成分のバイオポリマー部分が
グルコースアミノグリカンとコラーゲンとの混合物であ
る場合、グルコースアミノグリカン対コラーゲンの重量
比は好ましくは約0.5：１から約１３：１までの範囲内
であり、より好ましくは、約３：１から約１０：１まで
の範囲内である。
水溶性のアニオンケラチンポリエレクトロライト成分を
水の存在下、水溶液のカチオンバイオポリマーポリエレ
クトロ成分（すなわち、カチオングルコースアミノグリ
カン、カチオンコラーゲン、またはそれらの混合物類）
と接触させたとき、このポリエレクトロライト成分類は
自発的に再編成して非水溶性、水膨潤性の固形凝集体と
なる。このようなバイオポリマーコポリエレクトロライ
トヒドロゲルの生成を引き起こす反応の正確な機構は確
かめられてはいないが、この両ポリエレクトロライト成
分類間の初期引きつけはそれらの反対単位荷電によるも
のであり、このバイオポリマー両分子の接近並列がつい
で多種の立体的接合および化学結合およびこの諸分子に
沿う多くの箇所における架橋メカニズムをもたらして指
間の（interdigitating）共バイオポリマー類（co−bio
polyaers）を生成すると思われる。どの場合にも、それ
らの諸性質および諸特性はそれらの個々の成分類のもの
とは総合的に異つている。
それらの水和形では、本発明のバイオポリマーコポリエ
レクトロライト類は耐応力性のヒドロゲル類であり、こ
れらは自己アニール性（self−annealing）ペーストま
たはパテのように取扱うことができ、また膜シート類へ
の成形、割れ目への塗り込み、または成形コンテナ中、
またはガラスまたは金属まわりでの成形または穴あけが
できる。湿気が存在する限りそれらは柔軟性および弾力
性を温存する。乾燥するとそれらは収縮し、平らな表面
に粘着し、自己アニールおよび硬化してぎつしりと詰め
られたミクロフイブリル類（packed microfibrils）の
結晶形をとる。水中でそれらは透過性および膨潤性であ
るため、このコポリエレクトロライト類は水の添加につ
て脱水形からヒドロゲル形へ再生でき、その後再成形で
きる。
本発明のバイオポリマーコポリエレクトロライト類の製
造は、このアニオンケラチンポリエレクトロライト成分
とカチオンバイオポリマーポリエレクトロライト成分と
の水溶液をともに沈殿化の終点まで混合し、結果得られ
た統合混合物を乾燥して凝集膜とすることによつて適正
に行われる。これは、インビボ（in vivo）において大
変綿密に行なわれ得る。別法としてアニオンケラチンポ
リエレクトロライト成分とカチオンバイオポリマーポリ
エレクトロライト成分の両水溶液は、混合され傷に塗
り、乾燥して凝集膜とされるゲルが形成される。さらに
他の方法は、アニオンケラチンポリエレクトロライト成
分とカチオンバイオポリマーポリエレクトロライト成分
の両水溶液を混合し、型（mold）またはフオーム（for
m）において乾燥されるヒドロゲルを形成することであ
る。
この膜はついでその剛直な脱水状態で砕かれて粉末に成
形されるか、またはすいて（teasing）柔軟なヒドロゲ
ル膜として水中に浮上させることによつて、その成形基
体から除去できる。これらの混合法により作成されたコ
ポリエレクトロライトにおける、カチオンバイオポリマ
ーポリエレクトロライト成分に対するアニオンケラチン
ポリエレクトロライト成分の最適重量比は、約0.2：１
から約７：１まで、好ましくは、約0.4：１から3.75：
１の範囲である。
別の製造法として、固形でポリエレクトロライトの一方
が他方のポリエレクトロライト成分の水溶液へ接触され
る。たとえば、カチオンバイオポリマーポリエレクトロ
ライト溶液が乾燥されてセロフアンシートに似た結晶性
の錯体となり、その厚みおよび強度は乾燥まえの一定面
積の占有に使用される溶液量で変えることができる。こ
のカチオンバイオポリマーポリエレクトロライトをアン
モニウムケラチネートの水溶液に接触させると、コポリ
エレクトロライトヒドロゲル膜の生成を引き起こす。こ
れはたとえば、アンモニウムケラチネート溶液のカチオ
ンバイオポリマーポリエレクトロライト成分の両側への
こすりつけ（swabbing）または散布（spraying）によ
り、湿つたシートを乾燥できる。別に、アンモニウムケ
ラチネート溶液は、カチオンバイオポリマーポリエレク
トロライト成分の第１シート上へこすりつけまたは、散
布され得る。このシートの湿つた側は、次に、第１シー
トと同じかまたは異なり得るカチオンバイオポリマーポ
リエレクトロライト成分の第２シート上に置かれる。こ
の過程は、多重サンドウイツチ（sandwich）膜を作るた
めにくり返えされた。
本発明におけるさらに他の具体例は、アルミニウムケラ
チネート溶液は、開いた傷口に直接、最初に散布するか
またはこすりつけられ、その次にカチオンバイオポリマ
ーポリエレクトロライト成分のシートを上に置き、その
場合でコポリエレクトロライトヒドロゲル膜を形成し
た。これらの具体例の夫々において、カチオンバイオポ
リマーポリエレクトロライト成分に対するアニオンケラ
チンポリエレクトロライト成分の最適重量比は、約0.00
1：１から約0.2：１までである。さらに便利な表現でい
うと、約３０−７０mgのアニオンケラチンポリエレクト
ロライトについて、カチオンバイオポリマーポリエレク
トロライト成分のシートの表面積が１０００平方cm・が
適当とされる。
このバイオポリマーコポリエレクトロライト類は、たと
えば、可塑剤類または軟化剤類、抗生物質、抗菌剤また
は他の調薬剤類、細胞類、酵素類、抗体類、顔料または
その他のもののごとき多種の添加物類を配合して個々の
最終用途にたいするそれらの諸性質を高めることができ
る。このような添加物類は、それらの生成に引き続い
て、またはそれらの生成中にポリエレクトロライト成分
類の１またはそれより多くにたいしてのどちらででも、
このポリエレクトロライト類の中へ適正に合流させるこ
とができる。傷口ドレツシング用途へ使用されるとき、
たとえば、このバイオポリマーコポリエレクトロライト
類は好ましくはグリセロールのごとき非毒性可塑剤また
は軟化剤と柔軟性および／またはドレツシングへの粘着
性を強めるのに充分な量にて混合される。このバイオポ
リマーコポリエレクトロライト類の配合にポリエレクト
ロライト成分類の１つとしてチトサンアセテートシート
を採用する場合、可塑剤または軟化剤は、たとえば、可
塑剤または軟化剤のチトサンアセテートに対する重量比
が約0.5：１から約3:１までの範囲内でチトサンアセテ
ートシート中へ有利に合流される。
本発明によるヒドロゲル膜類は、広範囲の厚みに成形で
き、その最適の厚みは所望の最終用途に応じて変えられ
る。少くとも約0.0254mm（約１ミル）の膜厚はほとんど
の用途にたいして充分な強度と耐久力をもつている。傷
口ドレツシング類に使用される膜類にたいしては約0.02
54約0.1778mm（約１から約７ミル）までの厚み範囲がと
くに適正であると分かつている。この膜厚は多種の方法
によつて適正に制御できる。たとえば、コポリエレクト
ロライト類の生成に採用される原料溶液類中におけるポ
リエレクトロライト成分類の濃度の変更は生起する膜の
厚みに相当する変動をもたらす。また、別個に生成した
ヒドロゲル層類をともにラミネートすることができ、た
とえば、適当な軟化剤または可塑剤（たとえば、グリセ
ロール−水混合物）の中間被膜の助けをかりて複合ヒド
ロゲル膜を生成することができる。このような複合膜類
は、同一または異る組成のどちらかをもつ別個のヒドロ
ゲル層類で製作できる。たとえば、このポリエレクトロ
ライトのカチオンバイオポリマーポリエレクトロライト
成分は一方の層はカチオンチトサン、他方の層はカチオ
ンコラーゲンとすることができる。
本発明のバイオポリマーコポリエレクトロライトヒドロ
ゲル膜類によつて示される諸性質の組み合わせは、それ
らをやけどおよび他のはがされた組織の傷口箇所にたい
するドレツシング類としての用途にとくに適合させてい
る。このような膜類は、完全水和状態からの収縮の力で
および／またはコラーゲン含有率の力で下部組織類へ迅
速に、均等に、また強力に密着し、傷口ベツド中のフイ
ブリンへの接合をもたらす。それらは物理的応力に耐
え、また耐久力増強の要求に応じて厚くすることができ
る。それらは漿液または血液浸出物にたいして高度の吸
収力をもち、また湿気が存在する限り柔軟性および弾力
性を温存する。水の蒸気の搬送諸特性は、ドレツシング
下部の流体プーリングを阻止するだけの充分高い、しか
も傷口治瘉細胞移植が起こるための傷口表面に必要な湿
気および柔軟性および弾力性の維持にとつて膜内に必要
な湿気を維持するだけの充分低い速度にて、水を蒸発消
失（pervaporation）させるごときものである。このヒ
ドロゲル膜類は酸素透過性が高く、バクテリヤを阻止し
ながら傷口へ空気を与える。それらの微生物バリヤー機
能はこのドレツシング中への抗微生物剤の合流、たとえ
ば、その生成中におけるヒドロゲルへの挿入によるヒド
ロゲル諸層間への含有により、または臨床条件の要求と
して傷口ドレツシング上への直接散布または塗りつけに
よつてさらに改良することができる。
コポリエレクトロライト類およびそれらのヒドロゲル膜
類の製造に使用される材料類は非抗原性および非毒性で
容易に利用できるものである。さらにこのコポリエレク
トロライト類は脱水形または水和形のどちらもオートク
レーブ加圧、ガス、アルコールまたは放射殺菌後、室温
にてポリエチレンの袋類、アルミニウムフオイルの小袋
類、プラスチツクの皿類に容易に貯蔵できる。紫外線照
射または酸化エチレンによる殺菌が好ましい。
このコポリエレクトロライトヒドロゲル膜の傷口ドレツ
シング類は、数種の異る適用法で容易かつ簡便に傷口箇
所へ使用できる。たとえば、このヒドロゲルは予め成形
した膜としてまたは自己アニールペーストとして事前成
形して傷口箇所へ適用できる。また、このコポリエレク
トロライトは乾燥膜としてまたは粉末として脱水形で事
前成形して傷口箇所へ適用でき、後で水和させて傷口箇
所上でその場で粘着するヒドロゲル膜とさせることがで
きる。さらにまた別の適用法では、ヒドロゲル膜として
のコポリエレクトロライトの傷口箇所上でその場形成を
行うため、傷口箇所にたいしてアニオンケラチンポリエ
レクトロライト成分とカチオンバイオポリマーポリエレ
クトロライト成分とを別個に使用する。後者の適用法で
は、この両コポリエレクトロライト成分はともに水溶液
として使用できるが、また一方は水溶液としてまた他方
は固形で使用できる。たとえば傷口ははじめてアンモニ
ウムケラチネートの水溶液を吹きつけまたは塗りつけら
れ、その後好ましくはグリセロールのごとき非毒性の可
塑剤または軟化剤の柔軟性および／または接着性増強量
を含有する乾燥チトサンアセテートシートを上乗せされ
る。
このコポリエレクトロライトヒドロゲル膜の傷口被覆物
類は実質的に傷口治瘉全期間にわたつてそのまま残すこ
とができ、その間傷口からの流体浸出物は吸収され、白
血球細胞類（white blood cells）およびマクロフア
ージ類（macrophages）はヒドロゲルへ浸入させられ、
究極的には入つてくるフイブロブラースト類（fibrobla
sts）の作り上げるコラーゲン繊維類は膜の下部湿潤面
に結合しながら、上部空気界面で乾燥して防護かさぶた
を形成する。表皮の細胞類はこれらのコラーゲン繊維類
を通じて傷口の端から求心的に移動して生長し、フイブ
ロブラースト類と白色細胞浸入膜との間の湿潤空間中に
傷口を閉じ込める。この湿潤膜は皮膚細胞類、白色細胞
類およびマクロフアージによつて生分解を受ける。傷口
治瘉の後期段階には、傷口領域を通過する湿気が大いに
減少すると、残存膜は乾燥し硬化して防護甲またはかさ
ぶたとなり、これは傷痕を残すことなく自然に落下す
る。この乾燥したかさぶたは望むならば、グリセリン−
水混合物の使用によつて軟化および除去できる。
本発明の親水性バイオポリマーコポリエレクトロライト
類は主としてヒドロゲル膜の傷口ドレツシング類として
の利用を参照しながら述べられてきたが、これらの新規
な材料類は広汎な他の潜在的重要諸用途を有することが
理解されよう。たとえば、それらは移植補綴用具類に関
連して、また傷跡組織被腹物類、縫合物類、テープ類、
支持解放薬剤キヤリヤー、およびバイパス手術における
チユーブライニングとして使用できる。
この発明は以下の実施例によつてさらに説明される。
実施例１ 本発明にしたがう親水性バイオポリマーコポリエレクト
ロライト類の製造に使用する原料溶液をつぎの方法で製
造した。
５００mgの実用グレード小えびチトサン繊維類（シグマ
−アルドリツチ社、セント・ルイス、ミゾウリ）を１０
０mlの冷0.25％（容量／容量）酢酸中で連続撹拌してチ
トサンアセテート溶液を製造した。バフナーロート上で
１２層のガーゼパルを通過する別によつて粗大粒子化
物を除去してこの溶液を清澄化させた。
２００mgのうしのコラーゲン繊維類（酸に可溶なタイプ
III、シクマ−アルドリツチ社、セント・ルイス、ミゾ
ウリ）を１００mlの冷0.25％（容量／容量）酢酸中で撹
拌してコラーゲンアセテート溶液を製造した。
アルフアーケラトーズアンモニウムケラチネート溶液は
つぎのようにして製造した。予め脱グリースおよび洗滌
してある清潔な、乾燥した、ブロンドの人体毛髪を３２
０mlの水を含有する１リツトルのエルレンマイヤフラス
コへ入れた。８０mlの濃厚過酢酸を添加し、フラスコを
ふさいだ。フラスコの内容物を過流撹拌し、ついで２４
時間冷蔵庫に入れ、ときどき過流撹拌を行つた。この漂
白された、伸び易く裂け易い〔“水につけて柔らかくし
た（retted）”〕毛髪はついで傾斜および個別の水すす
ぎによる洗滌によつてこの過酢酸から分離した。洗滌ず
みの柔らかくした毛髪をついで８００mlの３Ｎ水酸化ア
ンモニウムに浸し、冷温度で２４時間撹拌して可溶性の
毛髪ケラチン類とした。全可溶タンパク質（ＴＰ）部分
は、遠心分離で固体類を除去して清澄化させ、非溶解タ
ンパク質および非タンパク質残渣片を捨てた。このＴＰ
部分をワツトマン（Whatman）NO.１ペーパーを通してさ
らに清澄化させ、透析洗滌物がネスラー（Nesslers′）
の試薬でアンモニヤにたいする微弱な陽性しか示さなく
なるまで水にたいする透析を行い、ついでザイツ（Sei
＋ｚ）のミクロ過を行つた。撹拌しながら0.1Ｎの塩
酸を増補的に添加してアルフアーケラトーズをこのＴＰ
部分から沈殿させた。この沈殿を遠心分離で採集し、兎
類にたいして抗原性のある上に浮いたガンマケラトーズ
は捨てた。このアルフアーケラトーズの沈殿を水で洗滌
し、再遠心分離を行い、ついで0.1Ｎの水酸化アンモニ
ウムに溶解させた。水にたいする最終透析、ミクロ過
および殺菌コンテナ中への貯蔵のまえにこのアルフアー
ケラトーズにたいして沈殿、洗滌、および溶解の第２サ
イクルを施行した。得られた溶液はmlあたりおよそ7.5m
gのアルフアーケラトーズアンモニウムケラチネートを
含有していた。
実施例２ コラーゲンアセテートと実施例１で製造したアルフアー
ケラトーズアンモニウムケラチネート原料溶液類をコラ
ーゲンケラチネートコポリエレクトロライトの製造に採
用した。１０mlのコラーゲンアセテート溶液（２０mgの
コラーゲンアセテートを含有）と１０mlのアンモニウム
ケラチネート溶液（７５mgのアルフアーケラトーズアン
モニウムケラチネートを含有）とを沈殿化終点までプラ
スチツクのペトリ皿中にてたがいに混合した。上層物を
蒸発させたとき、この沈殿は乾燥し切つて、乾燥結晶状
のシートとなつた。この乾燥し切つた沈殿に水を添加し
たところ、自己アニールの、屈曲性の、透明な、粘着性
のコラーゲンケラチネートコポリエレクトロライトヒド
ロゲル膜が生成したので、これを皿の底からすき上げて
浮かせた。
実施例３ チトサンアセテートと実施例１で製造したアルフアーケ
ラトーズアンモニウムケラチネート原料溶液類をチトサ
ンケラチネートコポリエレクトロライトの製造に採用し
た。５０mlのチトサンアセテート溶液（２５０mgのチト
サンアセテートを含有）と１５mlのアンモニウムケラチ
ネート溶液（112.5mgのアルフアーケラトーズアンモニ
ウムケラチネートを含有）とを沈殿化終点までプラスチ
ツクのペトリ皿中でたがいに混合して、不透明で白つぽ
く、粘稠で、柔毛状の沈殿を生成させた。上層物を蒸発
させたとき、この沈殿は乾燥し切つて硬くて剛直な半透
明のシートとなり、これを皿の底からほじくり出して砕
いた。この乾燥物質に水を加えたところ、自己アニール
の、強い、伸展可能な、カツト可能な、粘着性のチトサ
ンケラチネートコポリエレクトロライトヒドロゲル膜が
生成した。
実施例４ 実施例１で製造した三つの原料溶液全部をチトサン−コ
ラーゲンケラチネートコポリエレクトロライトの製造に
採用した。３０mlのチトサンアセテート溶液（１５０mg
のチトサンアセテートを含有）と１０mlのコラーゲンア
セテート溶液（２０mgのコラーゲンアセテートを含有）
および１０mlのアンモニウムケラチネート溶液（７５mg
のアルフアーケラトーズアンモニウムケラチネートを含
有）とを沈殿化終点までプラスチツクのペトリ皿中でた
がいに混合した。上層物を蒸発させたとき、この沈殿は
乾燥し切つた沈殿に水を添加したところ、自己アニール
の、柔軟な、粘着性のチトサン−コラーゲンケラチネー
トコポリエレクトロライトヒドロゲン膜が生成したの
で、これを皿の底からすき上げて浮かせた。
実施例５ この実施例ではカチオンチトサンポリエレクトロライト
成分として固体のチトサンアセテートシートを採用する
チトサンケラチネートコポリエレクトロライトヒドロゲ
ル膜の製造法を説明する。
２mlの氷酢酸、４mlのグリセロール、794mlの水および
４ｇの実用グレードの小えびチトサン繊維類（シグマ−
アルドリツチ社、セント・ルイス、ミゾウリ）をたがい
に混合してチトサンアセテートシートを製造した。溶液
が生成するまでこの混合物を撹拌した。５層のチーズク
ローズ（cheese cloth）を通してこの溶液を別し、
平皿へ注ぎ、乾燥し切つてチトサンアセテートの柔軟
な、ねばる、粘着性の固体シート（約９″×１２″×１
／２″）を生成させた。
このチトサンアセテートを実施例１で製造したアルフア
−ケラトーズアンモニウムケラチネート原料溶液の全量
で１０ml（７５mg）を両側に散布されたときこの固体シ
ートは膨潤して自己アニール、柔軟性、粘着性のチトサ
ンケラチネートコポリエレクトロライトヒドロゲル膜と
なつた。
実施例６ 実施例６，７および８は数種の抗生物質を含むチトサン
ケラチネートコポリエレクトロライトヒドロゲル膜の調
製を説明する。
２mlの氷酢酸、２mのグリセロール、40.000ｇのゲンタ
マイシン硫酸塩（ガラマイシン、スケーリング社、ケニ
ルワース、ＮＪ（Garamycin，Schering Corp・，Kenil
worth,NJ），７９６mlの水、および４ｇの実用グレード
の小えびチトサン繊維類（シグマーアルドリツチ社）を
たがいに混合して、チトサンアセテートシートを製造し
た。この混合物を実施例５の様に撹拌で溶液とし、過
し乾燥させた。
９″×１２″×１／２″の乾燥チトサンアセテートシー
トは、実施例１と類似の方法により製造された５mg／ml
のアルフア−ケラトースアンモニウムケラチネート溶液
を全量で約１０ml両側に散布され、典型的抗生物質ゲン
タマイシン硫酸塩を含み、チトサンケラチネートコポリ
エレクトロライトヒドロゲル膜を形成した。
実施例７ ２mlの氷酢酸、２mlのグリセロール、796mlの水、およ
び４ｇの実用グレードの小えびチトサン繊維類（シグマ
−アルドリツチ社）をたがいに混合してチトサンアセテ
ートシートを製造した。溶液が生成するまでこの混合物
を実施例５の様に撹拌し、ロ過した。
このチトサンアセテート溶液７０mlを標準プラスチツク
ペトリ皿（直径3.5″）中に注ぎ、３００mgのデメクロ
サイクリン（demeclocycline）粉末（デクロマイシン、
レダール研究部門、アメリカンシアトミド社，ウエイ
ン，ＮＪ（Declomycin，Lederle Laboratories Div・
American Cyanamid Corp・，Wayne，ＮＪ））を撹拌
しながら加えた。膜状になるまでこの混合物を乾燥さ
せ、次いで取り出し、実施例１と類似した方法により製
造された５mg／mlのアルフア−ケラトースアンモニウム
ケラチネート溶液を全量で３ml両側に散布した。これに
より典型的抗生物質デメクロサイクリンを含むチトサン
ケラチネートコポリエレクトロライトヒドロゲル膜を形
成した。
実施例８ ２mlの氷酢酸、２mlのグリセロール、796mlの水、およ
び４ｇの実用グレードの小えびチトサン繊維類（シグマ
−アルドリツチ社）をたがいに混合し、チトサンアセテ
ートシートを製造した。実施例５のように、溶液が生成
するまでこの混合物を撹拌し、ロ過した。
このチトサンアセテート溶液５８mlを標準プラスチツク
ペトリ皿中に注ぎ、１mlのグリセロールとセホキシチン
（cefoxitin）粉末（マホキシン、メルクシヤープ＆ド
ーム，ラウエイ，ＮＪ（Mafoxin，Merck Sharp＆Dohm
e，Rahway，ＮＪ））を撹拌しながら加えた。この混合
物へ実施例１と類似した方法により製造され、１２５mg
の溶解したテトラサイクリン（スマイシン（Sumyci
n），スクイブ＆サンズ社，プリンストン，ＮＪ）を含
む５mg／mlのアルフア−ケラトースアンモニウムケラチ
ネート溶液を１０ml加えた。この連合した混合物を乾燥
させ、典型的抗生物質セホキシチンとテトラサイクリン
を含む黄茶色のチトサンケラチネートコポリエレクトロ
ライトヒドロゲル膜を得た。
実施例９ ２mlの氷酢酸、２mlのグリセロール、20.000ｇのゲンタ
マイシン硫酸塩（バレイバイオロジカルズ社，ステート
カレツジＰＡ）、７９６mlの水および４ｇの実用グレー
ドの小えびチトサン繊維類（シグマ−アルドリツチ社）
をたがいに混合し、チトサンアセテートシートを製造し
た。実施例５のように溶液が生成するまでこの混合物を
撹拌し、ロ過し、乾燥させた。
９″×１２″×１／２″の乾燥したチトサンアセテート
シートは、実施例１と類似した方法により製造され、１
９１mgの溶解したカーベニシリン（Carbenicillin）粉
末（ゲオシリン，ローリツジ部門、フイーザーフアーマ
ス−テツカルス，ニユーヨーク，ＮＹ（Geocillin，Roe
rig Div・Pfizer Pharmacenticals，New York，Ｎ
Ｙ））を含む５mg／mlのアルフア−ケラトースアンモニ
ウムケラチネート溶液を全量で１０ml両側に散布され
た。これにより、典型的抗生物質ゲンタマイシン硫酸塩
とカーベニシリンを含むチトサンケラチネートコポリエ
レクトロライトヒドロゲル膜を形成した。
実施例１０ ケタミン床酔を施した4.5kg（１０pound）の雄のニユー
ジーランド白兎の両耳から毛を刈り取つて手術用に調製
した。片方の背表面から直径2.5cmの円形皮膚の全厚み
を除去し、傷口を海綿で吸い取つて乾燥させた。殺菌し
たアルフア−ケラトーズアンモニウムケラチネート溶液
を傷口領域の中およびその周囲のそつた皮膚の上に落と
した。うすいチトサンアセテートシート（2.4mgチトサ
ン／cm2）の円形小片が傷口領域および周囲の皮膚の上
にぴつたりと付いて、チトサンケラチネートコポリエレ
クトロライトヒドロゲル膜傷口ドレツシングの形成をも
たらし、これは数分間の乾燥時間で全表面へしつかりと
結合した。この領域に殺菌したペトロラタム（petrolat
um）ガーゼをあて、包帯してテープでとめた。対照用の
耳もまた調整し、ここでは傷口に殺菌したペトロラタム
ガーゼだけをあて、包帯をしてテープでとめた。
操作後（Ｐ．Ｏ．）１０日間におけるこのテスト耳の試
験では、正規の治瘉、コポリエレクトロライトヒドロゲ
ル膜の吸収と消失とともに平らなかさぶたをみせた。対
照用の耳では、中心が盛り上つたかさぶたとともに正規
の治瘉を示した。Ｐ．Ｏ．１４日目には両耳とも小さな
残存かさぶたを残すだけであつた。週期的な試験の間、
このコポリエレクトロライトヒドロゲルに粘着したガー
ゼドレツシングは簡単な塩水洗滌で容易に分離した。
実施例１１ 4.5kg（１０pound）の雌の兎を手術用に調整し、左脇腹
から直径3.5cmの皮膚の全厚みを除去した。傷口箇所に
ついで殺菌したアルフアーケラトーズアンモニウムケラ
チネート溶液を散布し、中間重量のチトサンアセテート
シート（3.6mgチトサン／cm2）で被覆し、ペトロラタム
ガーゼをあて、包帯をしてテープでとめた。Ｐ．Ｏ．3.
7および１０日目の試験では、正規の治瘉プロセスの上
に顕著な変化はみせなかつた。毛管網の形成および新組
織の末梢内方生長がコポリエレクトロライトヒドロゲル
膜の“まど（window）”を通じて観察できた。周囲の正
規の皮膚に重複しているヒドロゲル膜もまた柔軟で粘着
性であつた。Ｐ．Ｏ．１０日目から１７日目までの間、
このヒドロゲル膜は吸収されて、下部傷口領域内の新組
織と上部乾燥かさぶたとの間にサンドイツチされて端だ
けが見えるのにともなつて、この傷害は直径1.9cmにま
で収縮してしまつた。Ｐ．Ｏ．２０日目、この傷害はさ
らに直径1.7cmにまで減少し、この時点で、すべてのコ
ポリエレクトロライトヒドロゲル膜が完全に吸収される
まえに、組織構造的および細胞化学的傷口箇所を調べる
ためこの実験を打ち切つた。
実施例１２ 4.5kg（１０pound）の雌の兎を手術用に調製し、2.5×
3.5cm2の矩形面積の皮膚全厚みを除去した。殺菌したア
ルフアーケラトーズアンモニウムケラチネート溶液を傷
口領域に散布したのち、チトサンアセテートシートの２
重層（アルフア−ケラトーズアンモニウムケラチネート
溶液をアニールした２枚のシートで、総量6.4mgチトサ
ン／cm2を含有する）を傷口および周囲の皮膚に適用し
た。この領域についで殺菌したペトロラタムガーゼをあ
て、包帯を巻いてテープでとめた。
このコポリエレクトロライトヒドロゲル膜は１４日間湿
潤傷口箇所の上で柔軟性を保持した。周囲の皮膚の乾燥
および緊縮時にこの膜はしわを発生したが、これをグリ
セリン−水（１：１）溶液の適用によつて脱却した。毛
皮の再生長をともなう加速された傷口の閉鎖はＰ．Ｏ．
１７日目と２７日目との間に起こり、この領域は２×３
cm閉鎖に修復した。残存する平らな膜の表面はその下で
修復が進んでいる硬い殻の粘着性かさぶたに似ていた。
その後の包帯巻きおよびテープどめは、傷口箇所の保護
にはもはや不必要として除外し、Ｐ．Ｏ．３０日目に治
瘉は完結した。
実施例１３ 手術用に兎を調整し、およそ１０cm×１０cm（４inchs
×４inchs）の正方形面積の皮膚の全厚みを除去した。
アルフアーケラトーズアンモニウムケラチネート溶液を
傷口領域に散布したのち、実施例８で採用したものと同
類の二重層チトサンアセテートシートを傷口および周囲
の皮膚に適用した。この領域についで殺菌したペトロラ
タムガーゼをあて、包帯をまいてテープでとめた。およ
び同じサイズの対照用傷口をも調製し、殺菌したペトロ
ラタムガーゼだけをあて、包帯を巻いてテープでとめ
た。この傷口箇所について周期的に傷口閉鎖の試験を行
つた。Ｐ．Ｏ．はじめの３週間で、傷口閉鎖はコポリエ
レクトロライトヒドロゲル膜被覆では対照傷口における
より５０％も早い速度で進行した。
実施例１４ 手術用にやぎを調製し、一方の腕腹から２０cm×22.5cm
（８inches×９inches）の矩形領域および他方の腕腹か
ら17.5cm×２０cm（７inches×８inches）の矩形領域の
皮膚の全厚みを除去した。小さいサイズの傷口は対照用
として使用し、殺菌したペトロラムガーゼだけをあて、
包帯を巻いてテープでとめた。大きいサイズの傷口には
殺菌したアルフア−ケラトーズアンモニウムケラチネー
ト溶液を散布し、実施例８で採用したものと同類の二重
層チトサンアセテートシートを上のせし、ついで殺菌し
たペトロラタムガーゼをあて、包帯を巻いてテープでと
めた。この両傷口について周期的に傷口の治瘉および閉
鎖を試験した。Ｐ．Ｏ．４日後、コポリエレクトロライ
トヒドロゲル膜で被覆した傷口は完全にフイブロブラス
ト類で被覆されていたのに、対照用の傷口は治瘉の兆候
を示していなかつた。Ｐ．Ｏ．１４日後、コポリエレク
トロライトヒドロゲル膜で被覆した傷口は５cm（２inch
es）閉鎖していたが、対照用の傷口では2.5cm（１inc
h）より少くしか閉鎖していなかつた。Ｐ．Ｏ．６６日
後、このヒドロゲル膜被覆傷口は2.5cm×7.5cm（１inch
×３inch）に減少していたのに、対照用傷口ではＰ．
Ｏ．７８日後でも５cm×１０cm（２inches×４inches）
までへの閉鎖だけであつた。
実施例１５ 患者Ａは、限局性回腸炎を続発する壊疽性膿皮症と診断
された、多発性左足潰瘍を持つ５４才の白人女性であ
る。この患者は以前非成功的治療を受けた後イリノイ大
学病院の皮膚科学専門療班により診察された。２つの潰
瘍患部は、脛骨前であつた（直径３″の浅い患部のもの
と、約３″（直径）×４″の長さを持つ細長く深い穴で
あつた。）。第３の領域は、足の後ろへ約１1/2”突き
出た深い指様の潰瘍であつた。この患者は１４週間入院
し、プレドニソーンの高投与量（一日２００mg）を限局
性回腸炎のために受け、殺菌剤として、およびかさぶた
を助成するために、潰瘍において１％硝酸銀浸透を受け
た。
硝酸銀は、患部の広がりの抑制において有効でないし、
広い患部をおおつて遮断的手当てとして、後に与えられ
るどろどろした酸化亜鉛の軟膏もまた同じであつた。患
者は、ホツトアイスピツク（hot ice picks）を足に
打ち込まれるような痛みをともなつた。
ウサギにおいて生じた実験的外科的切開とほとんど似て
いる脛骨前の残い上部患部へ、初め処置した。この領域
へ、実施例１と類似した方法により製造された、殺菌さ
れたアルフア−ケラトースアンモニウムケラチネートの
５mg／ml溶液を十分にしみこませた。その後、実施例６
により製造されたゲンタマイシン硫酸塩を含むチトサン
ケラチネートコポリエレクトロライトヒドロゲル膜が潰
瘍上に置かれた。これをテルフアパツド（ケンダール病
院生産部門，シカゴ，ＩＬ（Kendall Hospital Produ
cts Div.，Chicago,ＩＬ））やガーゼとともに包帯で
巻かれた。浅い上部潰瘍の処置に対する明確な成功は、
他の潰瘍に対して同様の結果を得るための応用へゲンタ
マイシン硫酸塩チトサンケラチネートヒドロゲル膜を導
びいた。露出した腱と骨の小露出部分を含む、深い指様
潰瘍および大きく穴のあいた脛骨前の潰瘍への処置が次
いて開始された。潰瘍は上記の様に５mg／mlの殺菌アル
フアーケラトース溶液を十分にしみこませ、次いで、実
施例６により製造されたゲンタマイシンを含むＵＶで殺
菌したグリセリネートされたチトサンケラチネートコポ
リエレクトロライトヒドロゲル膜をかぶせられた。患者
は、膜がかぶせられてから数分以内に緊張および痛みが
なくなつた。この日から、アルフア−ケラトースの患部
への前散布は中止された。それに代つて、乾燥した９″
×１２″のチトサンアセテートシートは、その型容器か
ら簡単にはがされ、一組のクリツプで空気中につるさ
れ、実施例１により製造された５−7.5mg／mlのアルフ
ア−ケラトース溶液を全量で１０ml両側に散布され空気
中で乾燥された。次いで、ポリエチレン（サランラツ
プ）シートにくるんでＵＶ殺菌された。７週間後、広い
患部上に膜状甲殻を形成している５日経過後の膜は、亀
裂が生じ、治つた部位からはがれ、ケラーゲン繊維材量
でおおわれた。患部をおおうガーゼへの滲出液および排
膿は、最少限であつた。患者は歩行可能となり痛みはな
くなり、２週間後退院した。その後の治療は、次第に長
い間隔で基本的に通院で行なつた。この場合、やわらか
く質を落とすかまたは硬化した非粘着性膜は簡単に洗わ
れるかまたは、切つて取り除かれた。減少した患部は、
３％過酸化物で洗われ、上記のように製造された新しい
ゲンタマイシン硫酸塩チトサンケラチネートコポリエレ
クトロライトヒドロゲル膜が与えられ通常の方法で包帯
が巻かれた。コラーゲンが満ちた基底の内芽をおおう膜
の変質は、２ケ月以上そのままの状態を保つた。患部の
ヘリでの小粒化は、新しい上皮の生長を示した。上皮内
部生長による患部の継続減少は、完全な上皮形成までの
平穏な回復は、それから６ケ月で明らかとなつた。
本発明の膜は、1)．治瘉を促進し、2)．広い領域をおお
い表皮の密閉を行ない、3)．やつかいな領域（すなわち
骨）をおおい治瘉を促進し、4)．コルチコステロイド勾
配に対して働き、（例えば、プレドニソーンの高量投
与）5)．痛みを緩和する。以上により、これら潰瘍の成
功的治瘉が実証される。
実施例１６ 患部Ｂは進行性全身強皮病を持つ２６才の黒人女性であ
る。この患者は、イリノイ大学病院医療班により痛みを
伴なう足関節潰瘍の診察をうけ治療された。彼女は以前
入院により２週間の間、渦流浴，ニトロペースト（nitr
opaste），ベタジン（betadine）外傷用医薬材料、患部
において発見された黄色ブドウ球菌に対して経口的活性
を持つオキサシリンにより治療されたが不成功であつ
た。傷は３％過酸化物により洗われ、グリセリネートさ
れたグルコサミノグリカンケラチネート膜（実施例６に
おいて製造されたものだが抗生物質を含まない。）は、
患部をおおうための通常のテルフアおよびガーゼによ
り、各足の患部へ与えられた。彼女は２日後、痛みがな
くなり退院した。その後専門医学（リユウマチ学医療
班）によつて通院により治療を続けた。一般的な膜の最
初の使用は、黄色ブドウ球菌とＢ群ベーターストレプト
カクシ（beta−Streptococci）から成る混合細菌をおお
うために使えない。実施例６において製造されたチトサ
ンケラチネートゲンタマイシンを含むコポリエレクトロ
ライトヒドロゲル膜の利用によりその膜を合体された左
足関節患部は、かさぶたへと変質した。そして、平穏に
治瘉した。右足関節患部は滲出液を残存し、その液の培
養においてエンテロカクシ（Enteroccoci）を含んでい
た。３００mgのデクロマイシンを含むチトサンケラチネ
ートコポリエレクトロライトヒドロゲル膜の処方剤（実
施例７における様に製造された）は、（混合フローラが
デクロマイシンに対して高感受性であるがために）傷へ
あてがわれた。粘着性の硬いかさぶたが形成され、細菌
の再侵入を許すきび割れやもろさの生ずる前、８週間そ
の場所にそのままの状態で存在した。患者はまだ基本的
に毎週通院し、今（1983年８月２７日）は、患部をおお
う実施例８により製造されたセホキシチンテトラサイク
リンを含むグルコースアミノグリカンケラチネートポリ
エレクトロライトヒドロゲル膜をあてがつている。痛み
はない。
実施例１７ 患者Ｃはリユウマチ熱，疼痛性関節炎，人工心臓弁およ
び患者Ｃの足における末梢血管不全症を治療するために
鼠径下部血管を移植されたなどの病歴を持つ７２才の白
人男性であり、ルタージエネラル病院（パークリツジ
（Park Ridge）イリノイ）に入院し、初め足の潰瘍に
ついて調べられた。左足における大きな脛骨前潰瘍（約
３″×６″）は、緑膿菌と黄色ブドウ球菌の混合体によ
り著しく汚染されており、壊疽性腱を示し、膝へ向けて
移動する進行性フレグモーネを生じていた。外科協議グ
ループは、膝以下の切断をすすめたが患者は拒否した。
静脈内点滴により、アミカシン（amikacin）／プロスタ
フシリン（prostaphcillin）のシングルクールを患者に
与えた。外科的関与は行なわれなかつた。同時に、３％
過酸化物での洗浄の後、実施例６により製造されたチト
サンケラチネート／ゲンタマイシンコポリエレクトロラ
イトヒドロゲル膜による治療および通常のおおうための
テルフアやガーゼを使つて開始された。浸出液のしみこ
んだガーゼは１日に２回または３回交換された。テレフ
アパツドおよびチトサンケラチネート／ゲンタマイシン
コポリエレクトロライトヒドロゲル膜は４日または５ご
とに過酸化物で洗浄の後、破片を除去するために、ふき
とるためのガーゼパツドと交換された。非粘着性膜のみ
は、除去されるかまたは切つて取り除かれた。患者は、
２週間以内に看護施設に移され、グルコースアミノグル
カンケラチネートゲンタマイシンコポリエレクトロライ
トヒドロゲル膜治療は継続された。患者は膜をあてた場
合に一致して痛みを感じなくなつた。３週間以内に新鮮
な肉芽組織の出現、および傷のヘリの封鎖が明らかとな
つた。しかし、活力を弱められた腱の破壊もまた明らか
となつた。治療を行なつた医師が細菌学的研究のために
膿をしぼり取る間、腱はやわらかく、自由に移動でき
た。その後、それを持ち上げ無痛的に切断した。シユー
ドモナス微生物はカルバニシリンに対して高感受性であ
ることを立証し、従つて手術の後２週間で腱の存在しな
い患部は過酸化物で洗われ、ふき取られ、次いで実施例
９で製造されたゲンタマイシン／カルベニシリンを含む
チトサンケラチネートコポリエレクトロライトヒドロゲ
ル膜でおおわれた。カルベニシリンを含む溶液は、グリ
カン溶液と直接的に非均一的に重合する。カルベニシリ
ンを含む膜は、そのために溶解されたカルベニシリン粒
末を含むアルフア−ケラトース溶液をチトサンアセテー
トシート（ゲンタマイシン硫酸塩を含む場合）へ散布す
ることにより作られなければならない。
コラーゲン堆積、新しい肉芽組織の生長および周辺上皮
組織の継続した内部生長は、患部の中央から継続して浸
出があるにもかかわらず起こつている。２つの小さな潰
瘍、つまり、左足の下側（１″×２″）におけるものと
右足首の内部相（直径１″）におけるものは、実施例６
により製造されたゲンタマイシンを含むグルコースアミ
ノグリカンケラチネートコポリエレクトロライトヒドロ
ゲル膜により、成功的にふさがれた。
実施例１８ ポリテトラフルオロエチレン（テフロン、リユポン社
製）の管が血管の代用の人工器官として手術に用いられ
る。小さい内径の管では血栓が非常に生じやすい。した
がつてこのような管にトロンボゲン非生成性（non−thr
ombogenic）の内張りをするか、さらに好ましくは内皮
細胞の融合的成長を支持する内張り、すなわち血管の自
然な内張りを得ることに関心が持たれ価値がおおかれ
る。
このような内張りは次の方法で得られた。ポリテトラフ
ルオロエチレン（ＰＴＦＥ）の管（Gore−tex，W.L.Gor
e and Assoc，Flagstaff，Arizonaより入手）の一片
を無水アルコールに浸漬して疎水性を失わせた。管は半
透明になつた。過剰の液を排出したが管を完全に乾燥さ
せないようにした。
管の一端をピンチコツクで閉じ、パストウール・ピペツ
トを用いて管に氷酢酸２ml、グリセリン２ml、水７９６
ml、および実用グレードの小えびチトサン繊維類（Sigm
a−Sldrich社製）の組成の液を充満した。管内のすべて
の小孔を完全に湿らすために、充満した管の上端を静か
に引張つた。次にこの充満した管を水平に置き乾燥させ
た。均一に乾燥させるために乾燥中に一度回転させた。
チトサンアセテート・コーテイング法の有効性を、新鮮
なグラムのヨードを用いて測定した。このグラムのヨー
ドはグリカン被覆領域のみを湿らせて（ブルーブラツク
に）色付けした。
別のパストウール・ピペツトを用い、チトサンアセテー
トでコーテイングされた管腔を実施例１と同様の方法で
作られたアルフアケラトース５mg／mlの溶液で湿らせ
た。この管を再び乾燥させた。
この乾燥しコーテイングされた管を次に、生きている細
胞の培養の基本（substrate）として用いた。犬の内皮
細胞を、ロスウエル・パーク・メモリアル・インステイ
トウート（Roswell Park Memorial Institute）（RP
MI）１６４０組織培養培地（ＭＡ bioproducts，Walke
rsville，ＭＤ）中で、チトサン・ケラチネート膜でコ
ーテイングされたPTFE上に成長させた。細胞はこのよう
にコーテイングされたＰＴＦＥ上ではコーテイングされ
ていない対照のＰＴＦＥ上に比べてより速やかに拡がつ
た。
この人工器官におけるトロンボゲン形成性を減少させる
ために、管を湿らせチトサンアセテート成分を管に結合
させるのに用いるアルフア・ケラトースの溶液にヘパリ
ン・ナトリウムを溶解させてもよい。（ヘパリンはチト
サン・アセテート溶液によつて直ちに重合し、チトサン
・アセテート溶液中での均一な分散を困難にする。）
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｃ０７Ｋ 15/02 8619−4Ｈ

Claims (22)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】(a)ケラチンから誘導される水溶性線状ア
    ニオンタンパク質ポリエレクトロライト成分、および
    (b)グルコースアミノグリカンおよびコラーゲンからな
    る群から選ばれる少くとも一つのバイオポリマーから誘
    導される水溶性線状カチオンバイオポリマーポリエレク
    トロライト成分からなる親水性バイオポリマーコポリエ
    レクトロライト。
  2. 【請求項２】該アニオンタンパク質ポリエレクトロライ
    ト成分と該カチオンタンパク質ポリエレクトロライト成
    分との一体的混合物を含んで成る特許請求の範囲第１項
    のコポリエレクトロライト。
  3. 【請求項３】該アニオンタンパク質ポリエレクトロライ
    ト成分の一つ又はそれより多くの層であって、これらの
    層は同一又は異なっているものを、該カチオンタンパク
    質ポリエレクトロライト成分の一つ又はそれより多くの
    層であって、これらの層は同一又は異なっているもの
    を、交互に積層した層を含んで成る特許請求の範囲第１
    項のコポリエレクトロライト。
  4. 【請求項４】該アニオンタンパク質ポリエレクトロライ
    ト成分はアンモニウムケラチネートである特許請求の範
    囲第１項のコポリエレクトロライト。
  5. 【請求項５】該アンモニウムケラチネートのケラチン部
    分はアルファーケラトーズである特許請求の範囲第４項
    のコポリエレクトロライト。
  6. 【請求項６】該グリコースアミノグリカンはチトサンで
    ある特許請求の範囲第１項のコポリエレクトロライト。
  7. 【請求項７】該カチオンバイオポリマーポリエレクトロ
    ライト成分はバイオポリマーカルボキシレートである特
    許請求の範囲第１項のコポリエレクトロライト。
  8. 【請求項８】該バイオポリマーカルボキシレートはバイ
    オポリマーアセテートである特許請求の範囲第７項のコ
    ポリエレクトロライト。
  9. 【請求項９】該アニオンタンパク質ポリエレクトロライ
    ト成分の該カチオンバイオポリマーエレクトロライト成
    分に対する重量比は約0.001：１から約１６：１までの
    範囲内にある特許請求の範囲第１項のコポリエレクトロ
    ライト。
  10. 【請求項１０】該アニオンタンパク質ポリエレクトロラ
    イト成分の該カチオンバイオポリマーポリエレクトロラ
    イト成分に対する重量比は約0.001：１から約７：１ま
    での範囲内にある特許請求の範囲第９項のコポリエレク
    トロライト。
  11. 【請求項１１】該カチオンバイオポリマーエレクトロラ
    イト成分のバイオポリマー部分は、チトサン対コラーゲ
    ンの重量比が約0.5：１から約１３：１までのチトサン
    とコラーゲンとの混合物である特許請求の範囲第１０項
    のコポリエレクトロライト。
  12. 【請求項１２】(a)ケラチンから誘導される水溶性線状
    アニオンタンパク質ポリエレクトロライト成分、および
    (b)グルコースアミノグリカンおよびコラーゲンからな
    る群から選ばれる少くとも一つのバイオポリマーから誘
    導される水溶性線状カチオンバイオポリマーポリエレク
    トロライト成分からなる親水性バイオポリマーコポリエ
    レクトロライト、および柔軟性および／または粘着性増
    強量の非毒性可塑剤または軟化剤を含む組成物。
  13. 【請求項１３】該可塑剤または軟化剤はグリセロールで
    ある特許請求の範囲第１２項の組成物。
  14. 【請求項１４】(a)ケラチンから誘導される水溶性線状
    アニオンタンパク質ポリエレクトロライト成分、および
    (b)グルコースアミノグリカンおよびコラーゲンからな
    る群から選ばれる少くとも一つのバイオポリマーから誘
    導される水溶性線状カチオンバイオポリマーポリエレク
    トロライト成分からなる親水性バイオポリマーコポリエ
    レクトロライト、および抗生物質を含むことを特徴とす
    る組成物。
  15. 【請求項１５】(a)ケラチンから誘導される水溶性線状
    アニオンタンパク質ポリエレクトロライト成分、および
    (b)グルコースアミノグリカンおよびコラーゲンからな
    る群から選ばれる少くとも一つのバイオポリマーから誘
    導される水溶性線状カチオンバイオポリマーポリエレク
    トロライト成分からなる親水性バイオポリマーポリエレ
    クトロライトを水和形として含むヒドロゲル。
  16. 【請求項１６】(a)ケラチンから誘導される水溶性線状
    アニオンタンパク質ポリエレクトロライト成分、および
    (b)グルコースアミノグリカンおよびコラーゲンからな
    る群から選ばれる少くとも一つのバイオポリマーから誘
    導される水溶性線状カチオンバイオポリマーポリエレク
    トロライト成分からなる親水性バイオポリマーポリエレ
    クトロライトを水和形として含むヒドロゲルの少くとも
    一層を含み、少くとも約0.0254mm（約１ミル）の厚みを
    有する膜。
  17. 【請求項１７】カチオンチトサンおよびカチオンコラー
    ゲンがともに同一ヒドロゲル層内または２個の分離した
    ヒドロゲル諸層内に存在する特許請求の範囲第１６項の
    膜。
  18. 【請求項１８】(a)ケラチンから誘導される水溶性線状
    アニオンタンパク質ポリエレクトロライト成分、および
    (b)グルコースアミノグリカンおよびコラーゲンからな
    る群から選ばれる少くとも一つのバイオポリマーから誘
    導される水溶性線状カチオンバイオポリマーポリエレク
    トロライト成分の親水性バイオポリマーコポリエレクト
    ロライトを水和形として含むヒドロゲルの少くとも一層
    を含み、少くとも約0.0254mm（約１ミル）の厚みを有す
    る膜を含む、やけど類および他のはがされた組織傷口箇
    所類にたいする生分解可能ドレッシング。
  19. 【請求項１９】該膜は柔軟性および／または粘着性増強
    量の非毒性可塑剤または軟化剤を包含する特許請求の範
    囲第１８項のドレッシング。
  20. 【請求項２０】該可塑剤または軟化剤はグリセロールで
    ある特許請求の範囲第１９項のドレッシング。
  21. 【請求項２１】該膜が抗生物質を含む特許請求の範囲第
    １８項のドレッシング。
  22. 【請求項２２】(a)ケラチンから誘導される水溶性線状
    アニオンタンパク質ポリエレクトロライト成分、および
    (b)グルコースアミノグリカンおよびコラーゲンからな
    る群から選ばれる少くとも一つのバイオポリマーから誘
    導される水溶性線状カチオンバイオポリマーポリエレク
    トロライト成分からなる親水性バイオポリマーコポリエ
    レクトロライトから構成される外科補綴用生分解性ライ
    ニング。
JP59198384A 1983-09-21 1984-09-21 親水性バイオポリマーコポリエレクトロライト Expired - Lifetime JPH0614956B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US534486 1983-09-21
US06/534,486 US4570629A (en) 1982-03-17 1983-09-21 Hydrophilic biopolymeric copolyelectrolytes, and biodegradable wound dressing comprising same

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPS60122568A JPS60122568A (ja) 1985-07-01
JPH0614956B2 true JPH0614956B2 (ja) 1994-03-02

Family

ID=24130263

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP59198384A Expired - Lifetime JPH0614956B2 (ja) 1983-09-21 1984-09-21 親水性バイオポリマーコポリエレクトロライト

Country Status (6)

Country Link
US (1) US4570629A (ja)
EP (1) EP0138385B1 (ja)
JP (1) JPH0614956B2 (ja)
AT (1) ATE52034T1 (ja)
CA (1) CA1213521A (ja)
DE (1) DE3481974D1 (ja)

Families Citing this family (123)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS61253065A (ja) * 1985-05-02 1986-11-10 片倉チツカリン株式会社 キトサン誘導体およびコラ−ゲンの複合材の医用材料およびその製造法
US4960413A (en) * 1985-11-09 1990-10-02 The Shirley Institute Wound dressing
GB8611129D0 (en) * 1986-05-07 1986-06-11 Annis D Prosthetic materials
FR2616318A1 (fr) * 1987-06-15 1988-12-16 Centre Nat Rech Scient Peau artificielle et son procede de preparation
US5472702A (en) * 1987-08-26 1995-12-05 United States Surgical Corporation Sterilization of growth factors
US4990339A (en) * 1987-11-16 1991-02-05 H. B. Fuller Company Dermal treatment film
US4952618A (en) * 1988-05-03 1990-08-28 Minnesota Mining And Manufacturing Company Hydrocolloid/adhesive composition
DE3827561C1 (ja) * 1988-08-13 1989-12-28 Lts Lohmann Therapie-Systeme Gmbh & Co Kg, 5450 Neuwied, De
US4956350A (en) * 1988-08-18 1990-09-11 Minnesota Mining And Manufacturing Company Wound filling compositions
US4938763B1 (en) * 1988-10-03 1995-07-04 Atrix Lab Inc Biodegradable in-situ forming implants and method of producing the same
US5702716A (en) * 1988-10-03 1997-12-30 Atrix Laboratories, Inc. Polymeric compositions useful as controlled release implants
CA2004802A1 (en) * 1988-12-07 1990-06-07 Christopher R. Bentley Formulations for treating slow and non-healing wounds
US5487897A (en) * 1989-07-24 1996-01-30 Atrix Laboratories, Inc. Biodegradable implant precursor
JP3740549B2 (ja) * 1990-03-30 2006-02-01 アルザ・コーポレーション イオン侵透療法による薬剤投与の装置と方法
USRE37950E1 (en) 1990-04-24 2002-12-31 Atrix Laboratories Biogradable in-situ forming implants and methods of producing the same
JPH0482561A (ja) * 1990-07-26 1992-03-16 Niigata High Supinaa Kk 創傷被覆材
AU2605592A (en) * 1991-10-15 1993-04-22 Atrix Laboratories, Inc. Polymeric compositions useful as controlled release implants
FR2687577B1 (fr) * 1992-02-26 1995-06-30 Icp Sa Biomateriau pour la realisation de produits applicables en medecine humaine particulierement en orthopedie et son procede de fabrication.
US5384333A (en) * 1992-03-17 1995-01-24 University Of Miami Biodegradable injectable drug delivery polymer
US5423736A (en) * 1992-04-02 1995-06-13 New Dimensions In Medicine, Inc. Wound dressing with dehydrated hydrogel gauze
US5219980A (en) * 1992-04-16 1993-06-15 Sri International Polymers biodegradable or bioerodiable into amino acids
US5868778A (en) * 1995-10-27 1999-02-09 Vascular Solutions, Inc. Vascular sealing apparatus and method
US5383896A (en) * 1993-05-25 1995-01-24 Gershony; Gary Vascular sealing device
US6017359A (en) * 1993-05-25 2000-01-25 Vascular Solutions, Inc. Vascular sealing apparatus
DE4322956C2 (de) * 1993-07-09 1995-12-21 Haack Karl Werner An Folie aus Chitosan zur Wundversiegelung
US5681873A (en) * 1993-10-14 1997-10-28 Atrix Laboratories, Inc. Biodegradable polymeric composition
US5554106A (en) * 1994-10-13 1996-09-10 Quinton Instrument Company Hydrocolloid exit site dressing
US5569207A (en) * 1994-10-13 1996-10-29 Quinton Instrument Company Hydrocolloid dressing
US5607686A (en) * 1994-11-22 1997-03-04 United States Surgical Corporation Polymeric composition
US5599916A (en) * 1994-12-22 1997-02-04 Kimberly-Clark Corporation Chitosan salts having improved absorbent properties and process for the preparation thereof
US7112320B1 (en) 1995-06-07 2006-09-26 Andre Beaulieu Solid wound healing formulations containing fibronectin
US6528483B2 (en) 1995-06-07 2003-03-04 André Beaulieu Method of producing concentrated non-buffered solutions of fibronectin
WO1996041818A1 (en) * 1995-06-09 1996-12-27 Drohan William N Chitin hydrogels, methods of their production and use
US6039940A (en) * 1996-10-28 2000-03-21 Ballard Medical Products Inherently antimicrobial quaternary amine hydrogel wound dressings
US6800278B1 (en) 1996-10-28 2004-10-05 Ballard Medical Products, Inc. Inherently antimicrobial quaternary amine hydrogel wound dressings
US6153210A (en) * 1997-08-14 2000-11-28 Periodontix, Inc. Use of locally delivered metal ions for treatment of periodontal disease
US20020086423A1 (en) * 1997-09-09 2002-07-04 Toshiaki Takezawa Hydrogel thin film containing extracellular matrix components
US5932552A (en) * 1997-11-26 1999-08-03 Keraplast Technologies Ltd. Keratin-based hydrogel for biomedical applications and method of production
US5948432A (en) * 1997-11-26 1999-09-07 Keraplast Technologies Ltd. Keratin-based sheet material for biomedical applications and method of production
US6110487A (en) * 1997-11-26 2000-08-29 Keraplast Technologies Ltd. Method of making porous keratin scaffolds and products of same
US6274163B1 (en) * 1998-04-08 2001-08-14 Keraplast Technologies, Ltd. Keratinous protein material for wound healing applications and method
US6517869B1 (en) 1997-12-12 2003-02-11 Expression Genetics, Inc. Positively charged poly(alpha-(omega-aminoalkyl)lycolic acid) for the delivery of a bioactive agent via tissue and cellular uptake
US6451871B1 (en) 1998-11-25 2002-09-17 Novartis Ag Methods of modifying surface characteristics
US7128927B1 (en) 1998-04-14 2006-10-31 Qlt Usa, Inc. Emulsions for in-situ delivery systems
FR2783429B1 (fr) * 1998-09-18 2002-04-12 Imedex Biomateriaux Materiau collagenique bicomposite,son procede d'obtention et ses applications therapeutiques
US20050033251A1 (en) * 1998-12-08 2005-02-10 Quick-Med Technologies, Inc. Controlled release of biologically active substances from select substrates
US7709694B2 (en) * 1998-12-08 2010-05-04 Quick-Med Technologies, Inc. Materials with covalently-bonded, nonleachable, polymeric antimicrobial surfaces
US7045673B1 (en) 1998-12-08 2006-05-16 Quick-Med Technologies, Inc. Intrinsically bactericidal absorbent dressing and method of fabrication
US6270791B1 (en) * 1999-06-11 2001-08-07 Keraplast Technologies, Ltd. Soluble keratin peptide
US6046160A (en) * 1999-07-22 2000-04-04 Deroyal Industries, Inc. Composition and method for enhancing wound healing
US6371984B1 (en) * 1999-09-13 2002-04-16 Keraplast Technologies, Ltd. Implantable prosthetic or tissue expanding device
US6783546B2 (en) 1999-09-13 2004-08-31 Keraplast Technologies, Ltd. Implantable prosthetic or tissue expanding device
US6461628B1 (en) 1999-09-13 2002-10-08 Keraplast Technologies, Ltd. Non-woven keratin cell scaffold
US6270793B1 (en) 1999-09-13 2001-08-07 Keraplast Technologies, Ltd. Absorbent keratin wound dressing
US6316598B1 (en) 1999-09-13 2001-11-13 Keraplast Technologies, Ltd. Water absorbent keratin and gel formed therefrom
US6544548B1 (en) * 1999-09-13 2003-04-08 Keraplast Technologies, Ltd. Keratin-based powders and hydrogel for pharmaceutical applications
US8226598B2 (en) * 1999-09-24 2012-07-24 Tolmar Therapeutics, Inc. Coupling syringe system and methods for obtaining a mixed composition
US6793973B2 (en) 2000-02-04 2004-09-21 Novartis Ag Single-dip process for achieving a layer-by-layer-like coating
US6719929B2 (en) 2000-02-04 2004-04-13 Novartis Ag Method for modifying a surface
KR100315381B1 (ko) 2000-07-18 2001-11-26 김영준 키토산 마이크로플레이크와 그 제조방법
US6852353B2 (en) 2000-08-24 2005-02-08 Novartis Ag Process for surface modifying substrates and modified substrates resulting therefrom
AU2001289826A1 (en) 2000-08-24 2002-03-04 Novartis Ag Process for surface modifying substrates and modified substrates resulting therefrom
US6746836B1 (en) * 2000-12-08 2004-06-08 Abe Widra Alpha-keratose as a blood plasma expander and use thereof
US7041868B2 (en) 2000-12-29 2006-05-09 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Bioabsorbable wound dressing
WO2003035722A1 (en) * 2001-09-25 2003-05-01 Southwest Research Institute Methods for controlling peptide solubility, chemically modified peptides, and stable solvent systems for producing same
US7501485B2 (en) * 2002-01-28 2009-03-10 Keraplast Technologies, Ltd. Bioactive keratin peptides
FR2838025B1 (fr) * 2002-04-08 2005-08-05 Arjo Wiggins Support d'information presentant des proprietes biocides et son procede de fabrication
US6989437B2 (en) 2002-04-10 2006-01-24 Keraplast Technologies, Ltd. Methods for producing, films comprising, and methods for using heterogeneous crosslinked protein networks
US7001987B2 (en) * 2002-04-22 2006-02-21 Keraplast Technologies, Ltd. Hydrogel with controllable mechanical, chemical, and biological properties and method for making same
US6914126B2 (en) * 2002-04-10 2005-07-05 Keraplast Technologies, Ltd. Methods for producing, films comprising, and methods for using heterogenous crosslinked protein networks
US20040120910A1 (en) * 2002-04-10 2004-06-24 Dyke Mark Van Methods for producing, films comprising, and methods for using heterogeneous crosslinked protein networks
US20040082717A1 (en) * 2002-06-24 2004-04-29 Southwest Research Institute Keratin-silicone copolymers and interpenetrating networks (IPN's), methods of production and methods of use thereof
US20040062793A1 (en) * 2002-07-05 2004-04-01 Dyke Mark Van Tissue defect dressings comprising proteinaceous networks
US7163321B2 (en) * 2002-07-25 2007-01-16 Steven Contarino Emergency vehicle grille
US7265097B2 (en) * 2002-08-20 2007-09-04 Chitogenics, Inc. Methods of drug delivery using sulphated chitinous polymers
CA2497792C (en) 2002-09-06 2014-08-05 Insert Therapeutics, Inc. Cyclodextrin-based polymers for therapeutics delivery
US6926965B2 (en) 2002-09-11 2005-08-09 Novartis Ag LbL-coated medical device and method for making the same
US6896926B2 (en) 2002-09-11 2005-05-24 Novartis Ag Method for applying an LbL coating onto a medical device
US7022523B2 (en) * 2002-10-24 2006-04-04 Fuji Photo Film Co., Ltd. Carrier for cell culture
EP1680148A1 (en) * 2003-10-21 2006-07-19 Bioartificial Gel Technologies Inc. Hydrogel-containing medical articles and methods of using and making the same
US7439012B2 (en) 2004-08-17 2008-10-21 Wake Forest University Health Sciences Ambient stored blood plasma expanders containing keratose
US20070048249A1 (en) 2005-08-24 2007-03-01 Purdue Research Foundation Hydrophilized bactericidal polymers
BRPI0520628B8 (pt) * 2005-10-05 2021-06-22 Essity Hygiene & Health Ab artigo absorvente e folha de cobertura permeável a líquido compreendendo regiões hidrofílicas e hidrofóbicas
US8920827B2 (en) * 2005-10-21 2014-12-30 Wake Forest University Health Sciences Keratin bioceramic compositions
US20070163027A1 (en) * 2005-12-13 2007-07-19 Chill Out, Usa, Inc. Clothing with Water-Absorbent Material
US7892573B2 (en) * 2006-02-10 2011-02-22 Wake Forest University Health Sciences Nerve regeneration employing keratin biomaterials
US8273702B2 (en) 2006-02-17 2012-09-25 Wake Forest University Health Sciences Wound healing compositions containing keratin biomaterials
US9149566B2 (en) * 2006-02-17 2015-10-06 Wake Forest University Health Sciences Coatings and biomedical implants formed from keratin biomaterials
US8044112B2 (en) 2006-03-30 2011-10-25 Novartis Ag Method for applying a coating onto a silicone hydrogel lens
US9052442B2 (en) 2006-10-30 2015-06-09 Novartis Ag Method for applying a coating onto a silicone hydrogel lens
US8158192B2 (en) 2006-12-21 2012-04-17 Novartis Ag Process for the coating of biomedical articles
US20080176958A1 (en) 2007-01-24 2008-07-24 Insert Therapeutics, Inc. Cyclodextrin-based polymers for therapeutics delivery
CN101730540A (zh) * 2007-04-17 2010-06-09 韦克福里斯特大学健康科学院 含有角蛋白生物材料的伤口愈合组合物
US20100310630A1 (en) * 2007-04-27 2010-12-09 Technische Universitat Braunschweig Coated surface for cell culture
US20090047260A1 (en) * 2007-08-17 2009-02-19 Wake Forest University Health Sciences Keratin biomaterials for cell culture and methods of use
HUE047093T2 (hu) 2008-03-18 2020-04-28 Novartis Ag Bevonatoló eljárás szemészeti lencsékhez
WO2010038231A1 (en) * 2008-10-02 2010-04-08 L.R.R.& D. Ltd. Interface layer wound dressing
EP2358218B1 (en) 2008-11-18 2017-04-12 Gelesis LLC Methods and compositions for weight management and for improving glycemic control
WO2010093882A1 (en) * 2009-02-13 2010-08-19 Wake Forest University Health Sciences Keratin biomaterials for cell culture and methods of use
FR2945180B1 (fr) 2009-05-07 2013-02-22 Arjowiggins Security Support d'information presentant des proprietes antivirales et son procede de fabrication
EP2430037A4 (en) 2009-05-13 2013-07-17 Keraplast Tech Ltd BIOPOLYMER MATERIALS
US9700650B2 (en) 2009-11-09 2017-07-11 Spotlight Technology Partners Llc Polysaccharide based hydrogels
US8795727B2 (en) 2009-11-09 2014-08-05 Spotlight Technology Partners Llc Fragmented hydrogels
JP6220126B2 (ja) * 2009-11-23 2017-10-25 セルリアン・ファーマ・インコーポレイテッド 治療的送達のためのシクロデキストリンに基づく重合体
AU2011222540B2 (en) * 2010-03-05 2016-09-29 Wake Forest University Health Sciences Controlled delivery system
WO2011112575A1 (en) * 2010-03-08 2011-09-15 Wake Forest University Health Sciences Keratin biomaterials for treatment of ischemia
US20110237686A1 (en) 2010-03-26 2011-09-29 Cerulean Pharma Inc Formulations and methods of use
FR2967074B1 (fr) 2010-11-08 2013-06-28 Arjowiggins Security Compositions fluides aptes a former un revetement presentant des proprietes antivirales
WO2012068376A2 (en) 2010-11-17 2012-05-24 Wake Forest University Health Sciences Keratin compositions for treatment of bone deficiency or injury
CA2845267C (en) * 2011-08-17 2021-07-06 Keranetics Llc Low protein percentage gelling compositions
CA2845266C (en) 2011-08-17 2020-07-21 Keranetics Llc Methods for extracting keratin proteins
HUE029018T2 (en) 2011-10-12 2017-02-28 Novartis Ag A method for producing UV absorbing contact lenses by coating
DK2920240T3 (da) * 2012-07-20 2022-05-30 Politechnika Gdanska Fremgangsmåde til fremstilling af en vandig opløsning af chitosan, chitosansammensætning, chitosanaerosol, fremgangsmåde til fremstilling af en chitosanhydrogelmembran og fremgangsmåde til fremstilling af et chitosan-protein-biopolymermateriale
US20140094432A1 (en) 2012-10-02 2014-04-03 Cerulean Pharma Inc. Methods and systems for polymer precipitation and generation of particles
US10338408B2 (en) 2012-12-17 2019-07-02 Novartis Ag Method for making improved UV-absorbing ophthalmic lenses
US9827245B2 (en) * 2013-03-15 2017-11-28 KeraNetics, LLC Keratin compositions comprising halofuginone
RU2581822C9 (ru) * 2015-04-03 2020-01-28 Общество с ограниченной ответственностью Управляющая компания "МЕРЕЯ ГРУПП" Атравматичная повязка
WO2018222622A1 (en) 2017-05-27 2018-12-06 Poly Group LLC Dispersible antimicrobial complex and coatings therefrom
EP3638740A1 (en) 2017-06-16 2020-04-22 Poly Group LLC Polymeric antimicrobial surfactant
US11572297B2 (en) * 2017-07-14 2023-02-07 Aquom Sciences Llc Biopolymeric water treatment
CN108904885B (zh) * 2018-09-25 2021-02-09 清华大学深圳研究生院 可控降解生物水凝膜及其制作方法和应用
WO2023000019A1 (en) * 2021-07-19 2023-01-26 Boulos & Cooper Labs Pty Ltd Bioplastic and method of making thereof
CN114983675A (zh) * 2022-04-28 2022-09-02 季华实验室 一种医用复合吸液敷料及其制备方法

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3483289A (en) * 1963-07-12 1969-12-09 Angie F Criswell Human nail coating compositions
US3655416A (en) * 1968-12-18 1972-04-11 Lever Brothers Ltd Lipid-protein membrane and process
US4178361A (en) * 1973-09-10 1979-12-11 Union Corporation Sustained release pharmaceutical composition
US4195077A (en) * 1974-01-18 1980-03-25 The Procter & Gamble Company Detergent compositions comprising modified proteins
CA1056746A (en) * 1974-09-06 1979-06-19 Chung J. Lai Biologically active membrane material
US4074713A (en) * 1975-03-14 1978-02-21 American Cyanamid Company Poly(N-acetyl-D-glucosamine) products
US4060081A (en) * 1975-07-15 1977-11-29 Massachusetts Institute Of Technology Multilayer membrane useful as synthetic skin
US4280954A (en) * 1975-07-15 1981-07-28 Massachusetts Institute Of Technology Crosslinked collagen-mucopolysaccharide composite materials
DE2843963A1 (de) * 1978-10-09 1980-04-24 Merck Patent Gmbh Im koerper resorbierbare geformte masse auf basis von kollagen und ihre verwendung in der medizin
IT1104351B (it) * 1978-06-14 1985-10-21 Muzzarelli Riccardo Il complesso glucano chitosano il metodo della sua produzione a partire da muffe funghi e lieviti e i suoi usi
JPS5528918A (en) * 1978-08-18 1980-02-29 Kuraray Co Ltd Coating material
US4264493A (en) * 1978-10-18 1981-04-28 Battista Orlando A Natural protein polymer hydrogels
US4344967A (en) * 1979-08-07 1982-08-17 Devro, Inc. Film forming composition and uses thereof
US4378017A (en) * 1980-03-21 1983-03-29 Kureha Kagaku Kogyo Kabushiki Kaisha Composite material of de-N-acetylated chitin and fibrous collagen
CA1213520A (en) * 1982-03-17 1986-11-04 Abe Widra Hydrophilic biopolymeric copolyelectrolytes, and biodegradable dressings comprising same

Also Published As

Publication number Publication date
US4570629A (en) 1986-02-18
EP0138385A2 (en) 1985-04-24
EP0138385B1 (en) 1990-04-18
EP0138385A3 (en) 1987-01-14
CA1213521A (en) 1986-11-04
ATE52034T1 (de) 1990-05-15
DE3481974D1 (de) 1990-05-23
JPS60122568A (ja) 1985-07-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JPH0614956B2 (ja) 親水性バイオポリマーコポリエレクトロライト
Quinn et al. Principles of burn dressings
Corkhill et al. Synthetic hydrogels VI. Hydrogel composites as wound dressings and implant materials
EP1259269B1 (en) Agent for the treatment of wounds
US5204110A (en) High absorbency hydrogel wound dressing
CN103520764B (zh) 功能性敷料及其制备方法和用途
US5350583A (en) Cell-penetrable medical material and artificial skin
US3847155A (en) Methods for the elimination of scars using copolymer films in place of surgical sutures
JPH04502569A (ja) 創傷治療用ゲル配合物
JPH0568992B2 (ja)
EP0089152B1 (en) Hydrophilic bipolymeric copolyelectrolytes, and biodegradable wound dressings comprising same
WO2017101020A1 (zh) 一种改良的敷料
CN1194777C (zh) 一种人工皮肤及其制备方法和用途
US5300306A (en) Tissue-equivalent membrane from bovine esophageal tissue
EP0411124B1 (en) Medical material permitting cells to enter thereinto and artificial skin
RU2240140C2 (ru) Медицинская многослойная повязка и изделия на ее основе
CN107982568A (zh) 可降解生物辅料及其制备方法和应用
TWI334878B (en) Degradable dressing for wound healing appilcation
JP2001017533A (ja) 皮膚潰瘍補填修復材料
TWI264306B (en) Wound dressings and their preparation
JPH02156954A (ja) 生物学的機能を有するコラーゲン膜の製造法
JPH05184662A (ja) 人工皮膚およびその製造法
CN1079909A (zh) 烧伤生物敷料的配方及加工工艺
JPH0481466B2 (ja)
JPH0234171A (ja) 創傷被覆材