JPH07116242A - 医用材料及びその製造方法 - Google Patents
医用材料及びその製造方法Info
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- JPH07116242A JPH07116242A JP17386694A JP17386694A JPH07116242A JP H07116242 A JPH07116242 A JP H07116242A JP 17386694 A JP17386694 A JP 17386694A JP 17386694 A JP17386694 A JP 17386694A JP H07116242 A JPH07116242 A JP H07116242A
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- A61L15/00—Chemical aspects of, or use of materials for, bandages, dressings or absorbent pads
- A61L15/16—Bandages, dressings or absorbent pads for physiological fluids such as urine or blood, e.g. sanitary towels, tampons
- A61L15/22—Bandages, dressings or absorbent pads for physiological fluids such as urine or blood, e.g. sanitary towels, tampons containing macromolecular materials
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 人工器官、人工臓器、創傷カバー材、創傷補
填材、創傷治癒材、癒着防止材等に利用され、生体親和
性、組織適合性、機械的強度、特に縫合性に優れ、抗原
性が低く、コラーゲン様膜が剥離することがない医用材
料を提供する。 【構成】 ２枚のコラーゲン様膜を、平均孔径１００〜
２０００μｍのメッシュ様中間材を挟んで、互いに接着
剤で密着せしめて一体に固定化した医用材料は、接着剤
を介してメッシュ様中間材の両側に２枚のコラーゲン様
膜を積層し、減圧下に保持して２枚のコラーゲン様膜を
密着させた後、架橋処理を施して製造する。更に、目的
に応じて、コラーゲン様膜にサクシニル化処理を施せば
よい。
填材、創傷治癒材、癒着防止材等に利用され、生体親和
性、組織適合性、機械的強度、特に縫合性に優れ、抗原
性が低く、コラーゲン様膜が剥離することがない医用材
料を提供する。 【構成】 ２枚のコラーゲン様膜を、平均孔径１００〜
２０００μｍのメッシュ様中間材を挟んで、互いに接着
剤で密着せしめて一体に固定化した医用材料は、接着剤
を介してメッシュ様中間材の両側に２枚のコラーゲン様
膜を積層し、減圧下に保持して２枚のコラーゲン様膜を
密着させた後、架橋処理を施して製造する。更に、目的
に応じて、コラーゲン様膜にサクシニル化処理を施せば
よい。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、医用材料及びその製造
方法に関し、更に詳しくは、人工器官、人工臓器、更に
は創傷カバー材、創傷補填材、創傷治癒材、手術後の癒
着防止材などに利用される医用材料及びその製造方法に
関する。
方法に関し、更に詳しくは、人工器官、人工臓器、更に
は創傷カバー材、創傷補填材、創傷治癒材、手術後の癒
着防止材などに利用される医用材料及びその製造方法に
関する。
【０００２】
【従来の技術】生体組織などに異常が生じたり、損傷し
たり、機能不全となった場合に、人工物をもって代替し
たり、補綴したり、損傷部の癒着を防ぐことは古くから
考えられており、従来から、血管、気管、食道、弁、各
種臓器及び損傷部などに合成高分子材料、生体由来材料
などを用いることが検討されている。このような医用材
料においては、生体親和性のあること、血液等の体液や
組織に対する適合性があること、毒性や抗原性のないこ
と、移植部位によっては所定の機械的強度があることな
どの種々の条件が要求されている。
たり、機能不全となった場合に、人工物をもって代替し
たり、補綴したり、損傷部の癒着を防ぐことは古くから
考えられており、従来から、血管、気管、食道、弁、各
種臓器及び損傷部などに合成高分子材料、生体由来材料
などを用いることが検討されている。このような医用材
料においては、生体親和性のあること、血液等の体液や
組織に対する適合性があること、毒性や抗原性のないこ
と、移植部位によっては所定の機械的強度があることな
どの種々の条件が要求されている。
【０００３】一般に、生体由来材料は、移植に伴う障害
や免疫反応による障害が生じる恐れがあるものの、生体
由来材料であるコラーゲンは、生体親和性及び組織適合
性に優れ、抗原性が低く、細胞培養の培地として利用さ
れているように宿主細胞の伸展・増殖を促進させる作用
を有し、更には止血作用を有する。また更には生体内で
完全に吸収されることから医用材料の素材として優れた
特性を有している。しかしながら、コラーゲン単独で
は、細胞侵入性や増殖性が高く、かつある程度の機械的
強度を有する材料に成形するのが困難である。そのた
め、従来は、合成高分子材料との複合材料として使用さ
れている。
や免疫反応による障害が生じる恐れがあるものの、生体
由来材料であるコラーゲンは、生体親和性及び組織適合
性に優れ、抗原性が低く、細胞培養の培地として利用さ
れているように宿主細胞の伸展・増殖を促進させる作用
を有し、更には止血作用を有する。また更には生体内で
完全に吸収されることから医用材料の素材として優れた
特性を有している。しかしながら、コラーゲン単独で
は、細胞侵入性や増殖性が高く、かつある程度の機械的
強度を有する材料に成形するのが困難である。そのた
め、従来は、合成高分子材料との複合材料として使用さ
れている。
【０００４】このような医用材料は、フィルム、シー
ト、織布、不織布、チューブ、スポンジなどの形態をし
た、シリコーン、ポリテトラフルオロエチレン、ポリエ
チレン、ポリプロピレン、ポリエチレンテレフタレー
ト、ポリウレタン、ポリビニルアルコール、ナイロンな
どからなる合成高分子材料の表面に、抗原性が低減され
たアルカリ可溶化コラーゲン又は酵素可溶化コラーゲン
からなるコラーゲン被覆層を塗布または流し込みなどの
方法により形成せしめ、次いで凍結乾燥などの方法によ
りコラーゲン被覆層を固着化せしめたものである。な
お、合成高分子材料の表面には、生体組織やコラーゲン
被覆層との親和性を高めるために、プラズマ照射などに
より親水化処理が行われている。
ト、織布、不織布、チューブ、スポンジなどの形態をし
た、シリコーン、ポリテトラフルオロエチレン、ポリエ
チレン、ポリプロピレン、ポリエチレンテレフタレー
ト、ポリウレタン、ポリビニルアルコール、ナイロンな
どからなる合成高分子材料の表面に、抗原性が低減され
たアルカリ可溶化コラーゲン又は酵素可溶化コラーゲン
からなるコラーゲン被覆層を塗布または流し込みなどの
方法により形成せしめ、次いで凍結乾燥などの方法によ
りコラーゲン被覆層を固着化せしめたものである。な
お、合成高分子材料の表面には、生体組織やコラーゲン
被覆層との親和性を高めるために、プラズマ照射などに
より親水化処理が行われている。
【０００５】また、合成高分子材料の代わりに、生体内
で加水分解、酵素分解などにより分解し吸収され、ある
程度の機械的強度を有する生体内分解性材料とコラーゲ
ンを組み合わせた医用材料が提案されている。
で加水分解、酵素分解などにより分解し吸収され、ある
程度の機械的強度を有する生体内分解性材料とコラーゲ
ンを組み合わせた医用材料が提案されている。
【０００６】この医用材料は、フィルム、シート、織
物、不織布などの形態をした、ポリグリコール酸、グリ
コール酸と乳酸との共重合体、ポリグリコール酸とポリ
乳酸との混合物からなる生体内分解性材料の表面に、ア
ルカリ可溶化コラーゲンまたは酵素可溶化コラーゲンか
らなる被覆層を、前記方法で固着化せしめたものであ
る。この医用材料を生体内に移植しても、コラーゲンは
勿論のこと、生体内分解性材料は、生体内で加水分解、
酵素分解などにより分解し吸収されるので、従来のよう
に再手術や内視鏡術で抜去する必要はない。なお、生体
内分解性材料は、合成高分子材料の場合と同様にプラズ
マ照射により親水化処理が行われている。
物、不織布などの形態をした、ポリグリコール酸、グリ
コール酸と乳酸との共重合体、ポリグリコール酸とポリ
乳酸との混合物からなる生体内分解性材料の表面に、ア
ルカリ可溶化コラーゲンまたは酵素可溶化コラーゲンか
らなる被覆層を、前記方法で固着化せしめたものであ
る。この医用材料を生体内に移植しても、コラーゲンは
勿論のこと、生体内分解性材料は、生体内で加水分解、
酵素分解などにより分解し吸収されるので、従来のよう
に再手術や内視鏡術で抜去する必要はない。なお、生体
内分解性材料は、合成高分子材料の場合と同様にプラズ
マ照射により親水化処理が行われている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、生体内
分解性材料などの中間材の織物、不織布にコラーゲン被
覆層を設けた医用材料を臓器や損傷部などに縫合すると
きに、手術針がこの孔を通し難く、手術針が孔を貫通し
たとしても力がコラーゲン被覆層にかかると機械的強度
の小さいコラーゲン被覆層が破壊されることがあるなど
の縫合性に問題がある。また中間材の表面にプラズマ照
射してコラーゲン溶液との親和性を高めているにもかか
わらず、中間材とコラーゲン被覆層との接着性が不充分
であるために、生体内に移植後、コラーゲン被覆層が中
間材から剥離してしまうことがあり、その場合には再手
術して移植し直さねばなければならないなどの問題点が
ある。
分解性材料などの中間材の織物、不織布にコラーゲン被
覆層を設けた医用材料を臓器や損傷部などに縫合すると
きに、手術針がこの孔を通し難く、手術針が孔を貫通し
たとしても力がコラーゲン被覆層にかかると機械的強度
の小さいコラーゲン被覆層が破壊されることがあるなど
の縫合性に問題がある。また中間材の表面にプラズマ照
射してコラーゲン溶液との親和性を高めているにもかか
わらず、中間材とコラーゲン被覆層との接着性が不充分
であるために、生体内に移植後、コラーゲン被覆層が中
間材から剥離してしまうことがあり、その場合には再手
術して移植し直さねばなければならないなどの問題点が
ある。
【０００８】本発明は、かかる問題点を解決すべく開発
されたものであり、人工器官、人工臓器、更には創傷カ
バー材、創傷補填材、創傷治癒材、手術後の癒着防止材
などに利用され、生体親和性、組織適合性、機械的強度
に優れ、抗原性が低く、特に縫合性に優れた医用材料及
びその製造方法を提供することを目的とする。
されたものであり、人工器官、人工臓器、更には創傷カ
バー材、創傷補填材、創傷治癒材、手術後の癒着防止材
などに利用され、生体親和性、組織適合性、機械的強度
に優れ、抗原性が低く、特に縫合性に優れた医用材料及
びその製造方法を提供することを目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明の医用材料は、２
枚のコラーゲン様膜を、１００〜２０００μｍのメッシ
ュ様中間材を挟んで互いに接着剤により密着せしめたも
のであり、その製造方法は、平均孔径１００〜２０００
μｍのメッシュ様中間材の両側に、接着剤を介して２枚
のコラーゲン様膜を積層し、減圧下に保持することによ
り２枚のコラーゲン様膜を密着させた後、架橋処理を施
すことからなる。更に、目的に応じ、サクシニル化処理
を施すこともできる。
枚のコラーゲン様膜を、１００〜２０００μｍのメッシ
ュ様中間材を挟んで互いに接着剤により密着せしめたも
のであり、その製造方法は、平均孔径１００〜２０００
μｍのメッシュ様中間材の両側に、接着剤を介して２枚
のコラーゲン様膜を積層し、減圧下に保持することによ
り２枚のコラーゲン様膜を密着させた後、架橋処理を施
すことからなる。更に、目的に応じ、サクシニル化処理
を施すこともできる。
【００１０】本発明にかかるコラーゲン様膜の原料とな
るコラーゲンとしては、従来から用いられている各種の
コラーゲンを用いることができ、例えば、中性可溶化コ
ラーゲン、酸可溶化コラーゲン、アルカリ可溶化コラー
ゲン、酵素可溶化コラーゲンなどがある。これらのう
ち、アルカリ可溶化コラーゲン及び酵素可溶化コラーゲ
ンは、不溶性コラーゲンをそれぞれアルカリ処理又はペ
プシン、トリプシン、キモトリプシン、パパイン、プロ
ナーゼなどの酵素で処理したもので、これらの処理によ
りコラーゲン分子中の抗原性の強いテロペプチド部分が
除去されて抗原性が低減されているので、好適に使用さ
れる。
るコラーゲンとしては、従来から用いられている各種の
コラーゲンを用いることができ、例えば、中性可溶化コ
ラーゲン、酸可溶化コラーゲン、アルカリ可溶化コラー
ゲン、酵素可溶化コラーゲンなどがある。これらのう
ち、アルカリ可溶化コラーゲン及び酵素可溶化コラーゲ
ンは、不溶性コラーゲンをそれぞれアルカリ処理又はペ
プシン、トリプシン、キモトリプシン、パパイン、プロ
ナーゼなどの酵素で処理したもので、これらの処理によ
りコラーゲン分子中の抗原性の強いテロペプチド部分が
除去されて抗原性が低減されているので、好適に使用さ
れる。
【００１１】これらコラーゲンの由来は、特に限定され
ず、一般に、ウシ、ブタ、ウサギ、ヒツジ、ネズミ等の
哺乳動物の皮膚、骨、軟骨、腱、臓器などから得られる
コラーゲンが用いられる。また、魚類、鳥類などから得
られるコラーゲン様蛋白も用いることができる。
ず、一般に、ウシ、ブタ、ウサギ、ヒツジ、ネズミ等の
哺乳動物の皮膚、骨、軟骨、腱、臓器などから得られる
コラーゲンが用いられる。また、魚類、鳥類などから得
られるコラーゲン様蛋白も用いることができる。
【００１２】コラーゲン様膜として、アルカリ可溶化コ
ラーゲン又は酵素可溶化コラーゲンを用いる場合には、
先ず、コラーゲン溶液の塗布、流し込みなどの慣用の方
法にて、コラーゲン溶液層を形成し、次いで冷凍乾燥等
の手段によりコラーゲン様膜を形成する。コラーゲン溶
液層の厚さは、最終的に形成されたコラーゲン様膜の厚
さが、２ｍｍ〜２０ｍｍ程度、好ましくは５ｍｍ〜１０
ｍｍ程度となるように調整される。コラーゲン様膜の厚
さが２ｍｍ未満であると、生体内でのコラーゲンの吸収
が早く、充分な効果が得られず、また２０ｍｍを超えて
も効果的に格別の問題はないが、作業性等の点で問題を
生じる恐れがある。コラーゲン様膜は、生体内に移植し
た時に細胞の侵入、伸展、増殖が容易になるように多孔
質に形成することが好ましい。ここで使用されるコラー
ゲン溶液の濃度は、所望するコラーゲン様膜の厚さ、密
度などにより適宜調整することができるが、通常、０．
１〜５重量％、好ましくは０．５〜２重量％がよい。な
お、この際、コラーゲン様膜を多孔質とする場合には、
コラーゲン溶液は攪拌して気泡させたものを用いる。
ラーゲン又は酵素可溶化コラーゲンを用いる場合には、
先ず、コラーゲン溶液の塗布、流し込みなどの慣用の方
法にて、コラーゲン溶液層を形成し、次いで冷凍乾燥等
の手段によりコラーゲン様膜を形成する。コラーゲン溶
液層の厚さは、最終的に形成されたコラーゲン様膜の厚
さが、２ｍｍ〜２０ｍｍ程度、好ましくは５ｍｍ〜１０
ｍｍ程度となるように調整される。コラーゲン様膜の厚
さが２ｍｍ未満であると、生体内でのコラーゲンの吸収
が早く、充分な効果が得られず、また２０ｍｍを超えて
も効果的に格別の問題はないが、作業性等の点で問題を
生じる恐れがある。コラーゲン様膜は、生体内に移植し
た時に細胞の侵入、伸展、増殖が容易になるように多孔
質に形成することが好ましい。ここで使用されるコラー
ゲン溶液の濃度は、所望するコラーゲン様膜の厚さ、密
度などにより適宜調整することができるが、通常、０．
１〜５重量％、好ましくは０．５〜２重量％がよい。な
お、この際、コラーゲン様膜を多孔質とする場合には、
コラーゲン溶液は攪拌して気泡させたものを用いる。
【００１３】また、上記凍結乾燥は、常法に準じて行う
ことができる。この際、コラーゲン様膜の強度を高める
ために凍結乾燥に先立ち、コラーゲンを線維化しておく
のが好ましく、この線維化は、コラーゲン溶液の水素イ
オン濃度の変化、温度上昇などにより行うことができ
る。
ことができる。この際、コラーゲン様膜の強度を高める
ために凍結乾燥に先立ち、コラーゲンを線維化しておく
のが好ましく、この線維化は、コラーゲン溶液の水素イ
オン濃度の変化、温度上昇などにより行うことができ
る。
【００１４】更に、コラーゲン様膜の原料としては、生
体由来の精製コラーゲンをそのまま用いてもよく、ヒト
胎盤から得られるヒト羊膜又はヒト絨毛膜が好ましい。
これらは、ヒト由来のコラーゲンを主成分としているた
め、抗原性が低く、可溶化、塗布などの処理を省くこと
ができ、かつ好適な強度を有している。
体由来の精製コラーゲンをそのまま用いてもよく、ヒト
胎盤から得られるヒト羊膜又はヒト絨毛膜が好ましい。
これらは、ヒト由来のコラーゲンを主成分としているた
め、抗原性が低く、可溶化、塗布などの処理を省くこと
ができ、かつ好適な強度を有している。
【００１５】コラーゲン様膜として、ヒト羊膜又はヒト
絨毛膜を用いる場合には、例えば、特開平５−５６９８
７号公報に記載されているように行えばよい。すなわ
ち、分娩直後の一体となったヒト胎児膜、胎盤及び臍帯
から１％塩化ベンザルコニウム溶液又は臭化ベンザルコ
ニウム溶液中で、胎児膜のみを分離し、更にこの４層か
らなる胎児膜から基質Ｖ型コラーゲン膜である羊膜また
は絨毛膜を剥離し、残存組織などを物理的及び酵素的に
除去した後、超音波洗浄すれば精製ヒト羊膜又はヒト絨
毛膜が得られる。
絨毛膜を用いる場合には、例えば、特開平５−５６９８
７号公報に記載されているように行えばよい。すなわ
ち、分娩直後の一体となったヒト胎児膜、胎盤及び臍帯
から１％塩化ベンザルコニウム溶液又は臭化ベンザルコ
ニウム溶液中で、胎児膜のみを分離し、更にこの４層か
らなる胎児膜から基質Ｖ型コラーゲン膜である羊膜また
は絨毛膜を剥離し、残存組織などを物理的及び酵素的に
除去した後、超音波洗浄すれば精製ヒト羊膜又はヒト絨
毛膜が得られる。
【００１６】ヒト羊膜には、表裏に構造の違いがあるこ
とが認められている。胎児に接する側の面は、表面が平
滑で０．１μｍ以下の細線維からなり細胞が癒着しにく
い。一方、絨毛膜に接する側の面は、表面が粗で０．５
〜０．２μｍの太い線維束からなり細胞の増殖、生着に
適している。したがって、用途に応じて、本発明の医用
材料を生体との癒着防止材として用いる場合は、胎児に
接する側の面を外側にしてメッシュ様中間材を挟むこと
が好ましい。一方、細胞増殖、生着を目的として用いる
場合は、絨毛膜に接する側の面を外側にしてメッシュ様
中間材を挟むことが好ましい。
とが認められている。胎児に接する側の面は、表面が平
滑で０．１μｍ以下の細線維からなり細胞が癒着しにく
い。一方、絨毛膜に接する側の面は、表面が粗で０．５
〜０．２μｍの太い線維束からなり細胞の増殖、生着に
適している。したがって、用途に応じて、本発明の医用
材料を生体との癒着防止材として用いる場合は、胎児に
接する側の面を外側にしてメッシュ様中間材を挟むこと
が好ましい。一方、細胞増殖、生着を目的として用いる
場合は、絨毛膜に接する側の面を外側にしてメッシュ様
中間材を挟むことが好ましい。
【００１７】上記コラーゲン様膜には、架橋処理が施さ
れている。架橋処理は、後述する接着剤により互いに接
着した２枚のコラーゲン様膜を一体に固定化すると同時
に、本発明の医用材料の使用目的に応じて、コラーゲン
様膜の分解吸収速度を調整するものである。すなわち、
架橋処理の反応条件を適宜変更して、コラーゲン様膜を
生体内非分解吸収性又は生体内分解吸収性とし、後述す
る生体内非分解吸収材料又は生体内分解吸収性材料から
なるメッシュ様中間材と組み合わせることにより、人工
器官、人工臓器、創傷カバー材、創傷補填材、創傷治癒
材などの種々の医用材料とする。
れている。架橋処理は、後述する接着剤により互いに接
着した２枚のコラーゲン様膜を一体に固定化すると同時
に、本発明の医用材料の使用目的に応じて、コラーゲン
様膜の分解吸収速度を調整するものである。すなわち、
架橋処理の反応条件を適宜変更して、コラーゲン様膜を
生体内非分解吸収性又は生体内分解吸収性とし、後述す
る生体内非分解吸収材料又は生体内分解吸収性材料から
なるメッシュ様中間材と組み合わせることにより、人工
器官、人工臓器、創傷カバー材、創傷補填材、創傷治癒
材などの種々の医用材料とする。
【００１８】例えば、生体内分解吸収性コラーゲン様膜
と生体内分解吸収性材料からなるメッシュ様中間材と組
み合わせることにより、生体組織と医用材料が入れかわ
って再生するような縫合補強材、補填材、人工臓器など
に利用することができ、生体内分解吸収性コラーゲン様
膜と生体内非分解吸収性材料からなるメッシュ中間材と
を組み合わせることにより、コラーゲン様膜が生体組織
と入れかわった後、永久に生体組織強度を保持する必要
のある補填材、人工臓器などに利用することができる。
また、生体内非分解性コラーゲン様膜と、生体内非分解
吸収性材料とを組み合わせることにより、人工弁のよう
に成形加工性のみが要求されて永久に生体組織と反応し
ないような人工臓器に利用することができる。
と生体内分解吸収性材料からなるメッシュ様中間材と組
み合わせることにより、生体組織と医用材料が入れかわ
って再生するような縫合補強材、補填材、人工臓器など
に利用することができ、生体内分解吸収性コラーゲン様
膜と生体内非分解吸収性材料からなるメッシュ中間材と
を組み合わせることにより、コラーゲン様膜が生体組織
と入れかわった後、永久に生体組織強度を保持する必要
のある補填材、人工臓器などに利用することができる。
また、生体内非分解性コラーゲン様膜と、生体内非分解
吸収性材料とを組み合わせることにより、人工弁のよう
に成形加工性のみが要求されて永久に生体組織と反応し
ないような人工臓器に利用することができる。
【００１９】架橋処理の方法としては、グルタールアル
デヒド架橋、エポキシ架橋又は熱架橋による方法があ
る。グルタールアルデヒド架橋は、濃度０．０５〜３
％、好ましくは０．１〜２％のグルタールアルデヒド溶
液に浸漬した後、風乾すればよい。濃度が０．０５％未
満の場合には、コラーゲン様膜が容易に剥離し、３％を
超える場合には、コラーゲン様膜が硬化し生体親和性を
失うからである。なお、グルタールアルデヒド架橋は、
コラーゲン分子中のアミノ基とグルタールアルデヒドの
アルデヒド基とが反応して進行するものと考えられる。
デヒド架橋、エポキシ架橋又は熱架橋による方法があ
る。グルタールアルデヒド架橋は、濃度０．０５〜３
％、好ましくは０．１〜２％のグルタールアルデヒド溶
液に浸漬した後、風乾すればよい。濃度が０．０５％未
満の場合には、コラーゲン様膜が容易に剥離し、３％を
超える場合には、コラーゲン様膜が硬化し生体親和性を
失うからである。なお、グルタールアルデヒド架橋は、
コラーゲン分子中のアミノ基とグルタールアルデヒドの
アルデヒド基とが反応して進行するものと考えられる。
【００２０】エポキシ架橋は、１分子中に２個のエポキ
シ基を有するエポキシ化合物と硬化促進剤等を含浸させ
て行えばよく、例えば、親水性架橋剤のデナコール原液
（ナガセ化成（株）製）５ｍｌに、０．１Ｍ炭酸緩衝液
４７．５ｍｌ及びエタノール４７．５ｍｌを加えて調製
した２％デナコール液（ｐＨ１０）中に、室温で１２〜
２４時間浸漬後、十分に水洗し、風乾すればよい。エポ
キシ架橋は、コラーゲン分子中のアミノ基とエポキシ化
合物のエポキシ基が反応して進行すると考えられる。
シ基を有するエポキシ化合物と硬化促進剤等を含浸させ
て行えばよく、例えば、親水性架橋剤のデナコール原液
（ナガセ化成（株）製）５ｍｌに、０．１Ｍ炭酸緩衝液
４７．５ｍｌ及びエタノール４７．５ｍｌを加えて調製
した２％デナコール液（ｐＨ１０）中に、室温で１２〜
２４時間浸漬後、十分に水洗し、風乾すればよい。エポ
キシ架橋は、コラーゲン分子中のアミノ基とエポキシ化
合物のエポキシ基が反応して進行すると考えられる。
【００２１】熱架橋としては、真空中で、９０〜２００
℃、好ましくは１０５〜１５０℃に加熱し、脱水して架
橋すればよい。加熱時間は、加熱温度、減圧度、所望す
る架橋度などにより適宜調整されるが、通常、６〜２４
時間程度である。なお、コラーゲンの熱架橋は、主とし
て、コラーゲン分子中の糖鎖や酸化により生じたアルデ
ヒド基とコラーゲン分子中のリジンやヒドロキシリジン
などとのシッフ塩基形成、アルドール縮合などにより進
行すると考えられる。かかる点を勘案すると、アルカリ
可溶化コラーゲン又は酵素可溶化コラーゲンを用いたコ
ラーゲン様膜の場合は、ブタ由来のコラーゲンは糖鎖含
有量が多く、架橋構造を形成し易いので特に好適であ
る。
℃、好ましくは１０５〜１５０℃に加熱し、脱水して架
橋すればよい。加熱時間は、加熱温度、減圧度、所望す
る架橋度などにより適宜調整されるが、通常、６〜２４
時間程度である。なお、コラーゲンの熱架橋は、主とし
て、コラーゲン分子中の糖鎖や酸化により生じたアルデ
ヒド基とコラーゲン分子中のリジンやヒドロキシリジン
などとのシッフ塩基形成、アルドール縮合などにより進
行すると考えられる。かかる点を勘案すると、アルカリ
可溶化コラーゲン又は酵素可溶化コラーゲンを用いたコ
ラーゲン様膜の場合は、ブタ由来のコラーゲンは糖鎖含
有量が多く、架橋構造を形成し易いので特に好適であ
る。
【００２２】上記コラーゲン様膜に挟まれるメッシュ様
中間材は、その形態として、例えば、メッシュシート、
織布、不織布、パンチ穴を形成せしめたシートなどが好
適であり、生体内での分解性や伸縮性などから、またメ
ッシュ中間材の孔でコラーゲン様膜が互いに密着できる
ように、平均孔径は１００〜２０００μｍとする。平均
孔径が１００μｍ未満であるとコラーゲン様膜が互いに
密着し難くなり、２０００μｍを超えると縫合時にコラ
ーゲン様膜にさけ目が入り縫合性が悪くなるからであ
る。好ましくは１００〜１５００μｍ、更に好ましくは
１５０〜１０００μｍ、最も好ましくは１５０〜５００
μｍである。厚さは１００〜１０００μｍであることが
好ましい。なお、不織布などの場合、それぞれの孔の大
きさは異なるので、本発明で述べる平均孔径とは、孔の
面積と同じ面積の円の直径を孔径として計算した場合の
算術平均である。
中間材は、その形態として、例えば、メッシュシート、
織布、不織布、パンチ穴を形成せしめたシートなどが好
適であり、生体内での分解性や伸縮性などから、またメ
ッシュ中間材の孔でコラーゲン様膜が互いに密着できる
ように、平均孔径は１００〜２０００μｍとする。平均
孔径が１００μｍ未満であるとコラーゲン様膜が互いに
密着し難くなり、２０００μｍを超えると縫合時にコラ
ーゲン様膜にさけ目が入り縫合性が悪くなるからであ
る。好ましくは１００〜１５００μｍ、更に好ましくは
１５０〜１０００μｍ、最も好ましくは１５０〜５００
μｍである。厚さは１００〜１０００μｍであることが
好ましい。なお、不織布などの場合、それぞれの孔の大
きさは異なるので、本発明で述べる平均孔径とは、孔の
面積と同じ面積の円の直径を孔径として計算した場合の
算術平均である。
【００２３】また、メッシュ様中間材の材質としては、
生体内分解性材料又は生体内非分解性材料を用いること
ができる。すなわち、本発明の医用材料を生体内に移植
する場合には生体内分解性材料を使用すればよく、再生
組織の強度を永久に保持しようとする場合や人工皮膚な
どに適用する場合には、生体内非分解性材料を使用する
こともできる。
生体内分解性材料又は生体内非分解性材料を用いること
ができる。すなわち、本発明の医用材料を生体内に移植
する場合には生体内分解性材料を使用すればよく、再生
組織の強度を永久に保持しようとする場合や人工皮膚な
どに適用する場合には、生体内非分解性材料を使用する
こともできる。
【００２４】このような生体内分解性材料としては、生
体内で加水分解、酵素分解などにより分解し吸収され、
毒性がなく、ある程度の機械的強度を有するものであれ
ば種々の材料を用いることができるが、好適にはポリグ
リコール酸、ポリ乳酸、グリコール酸と乳酸との共重合
体、ポリジオキサノン、グリコール酸とトリメチレンカ
ーボネートの共重合体、ポリグリコール酸とポリ乳酸と
の混合物などを用いることができる。
体内で加水分解、酵素分解などにより分解し吸収され、
毒性がなく、ある程度の機械的強度を有するものであれ
ば種々の材料を用いることができるが、好適にはポリグ
リコール酸、ポリ乳酸、グリコール酸と乳酸との共重合
体、ポリジオキサノン、グリコール酸とトリメチレンカ
ーボネートの共重合体、ポリグリコール酸とポリ乳酸と
の混合物などを用いることができる。
【００２５】また、生体内非分解性材料としては、従来
から用いられているシリコーン、ポリテトラフルオロエ
チレン、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリエチレン
テレフタレート、ポリウレタン、ポリビニルアルコー
ル、ナイロンなどの合成高分子化合物を用いることがで
きる。
から用いられているシリコーン、ポリテトラフルオロエ
チレン、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリエチレン
テレフタレート、ポリウレタン、ポリビニルアルコー
ル、ナイロンなどの合成高分子化合物を用いることがで
きる。
【００２６】なお、これらのメッシュ様中間材料には、
生体組織やコラーゲン様膜との親和性を高めるため、プ
ラズマ照射などにより親水化処理を行うことが好まし
い。上記コラーゲン様膜を互いに直接密着させる接着剤
としては、ゼラチン溶液又はコラーゲン溶液を用いるこ
とが好ましく、接着剤のゼラチン溶液の原料となるゼラ
チンとしては、一般の日局精製ゼラチンを用いることが
でき、コラーゲン溶液の原料となるコラーゲンとして
は、酸可溶化コラーゲン、アルカリ可溶化コラーゲン、
酵素可溶化コラーゲンを用いることができる。ゼラチン
溶液の濃度は、１．０〜５．０重量％、好ましくは２．
０〜３．０重量％、コラーゲン溶液の濃度は、０．５〜
３．０重量％、好ましくは１．０〜３．０重量％であ
る。
生体組織やコラーゲン様膜との親和性を高めるため、プ
ラズマ照射などにより親水化処理を行うことが好まし
い。上記コラーゲン様膜を互いに直接密着させる接着剤
としては、ゼラチン溶液又はコラーゲン溶液を用いるこ
とが好ましく、接着剤のゼラチン溶液の原料となるゼラ
チンとしては、一般の日局精製ゼラチンを用いることが
でき、コラーゲン溶液の原料となるコラーゲンとして
は、酸可溶化コラーゲン、アルカリ可溶化コラーゲン、
酵素可溶化コラーゲンを用いることができる。ゼラチン
溶液の濃度は、１．０〜５．０重量％、好ましくは２．
０〜３．０重量％、コラーゲン溶液の濃度は、０．５〜
３．０重量％、好ましくは１．０〜３．０重量％であ
る。
【００２７】次に、本発明の医用材料の製造方法を、以
下に説明する。すなわち、第１工程として、上記メッシ
ュ様中間材に、プラズマ放電処理を行った後、上記ゼラ
チン溶液又はコラーゲン溶液からなる接着剤に浸漬また
はこの接着剤を塗布する。次いで、メッシュ様中間材を
２枚の上記コラーゲン様膜で挟んで積層するが、コラー
ゲン様膜としてヒト羊膜を用いる場合は、用途に応じて
必要な面のヒト羊膜が外側になるようにメッシュ様中間
材を挟んで積層する。第２工程として、得られた積層体
を、常温下、１０〜２０Ｔｏｒｒの減圧下に約０．１時
間保持することにより、２枚のコラーゲン様膜の間又は
メッシュ様中間材とコラーゲン様膜との間の空気を除去
して、２枚のコラーゲン様膜を互いに密着せしめると同
時に乾燥する。なお、この第２工程は減圧せずに、風乾
のみにても可能である。第３工程として、減圧乾燥され
た積層体にグルタールアルデヒド架橋、エポキシ架橋又
は熱架橋を施してコラーゲン様膜を一体に固定化すると
共に、使用目的に応じて、生体内非分解吸収性又は生体
内分解吸収性とする。
下に説明する。すなわち、第１工程として、上記メッシ
ュ様中間材に、プラズマ放電処理を行った後、上記ゼラ
チン溶液又はコラーゲン溶液からなる接着剤に浸漬また
はこの接着剤を塗布する。次いで、メッシュ様中間材を
２枚の上記コラーゲン様膜で挟んで積層するが、コラー
ゲン様膜としてヒト羊膜を用いる場合は、用途に応じて
必要な面のヒト羊膜が外側になるようにメッシュ様中間
材を挟んで積層する。第２工程として、得られた積層体
を、常温下、１０〜２０Ｔｏｒｒの減圧下に約０．１時
間保持することにより、２枚のコラーゲン様膜の間又は
メッシュ様中間材とコラーゲン様膜との間の空気を除去
して、２枚のコラーゲン様膜を互いに密着せしめると同
時に乾燥する。なお、この第２工程は減圧せずに、風乾
のみにても可能である。第３工程として、減圧乾燥され
た積層体にグルタールアルデヒド架橋、エポキシ架橋又
は熱架橋を施してコラーゲン様膜を一体に固定化すると
共に、使用目的に応じて、生体内非分解吸収性又は生体
内分解吸収性とする。
【００２８】必要ならば、得られた積層体をグリセリン
溶液などに浸漬することにより、コラーゲン様膜に柔軟
性を付与することができる。以上の工程により、２枚の
コラーゲン様膜でメッシュ様中間材を挟んで互いに接着
剤により密着させた本発明の医用材料が得られ、生体内
に埋設される人工器官、人工臓器、創傷カバー材、創傷
補填材、創傷治癒材などに応用することができる。
溶液などに浸漬することにより、コラーゲン様膜に柔軟
性を付与することができる。以上の工程により、２枚の
コラーゲン様膜でメッシュ様中間材を挟んで互いに接着
剤により密着させた本発明の医用材料が得られ、生体内
に埋設される人工器官、人工臓器、創傷カバー材、創傷
補填材、創傷治癒材などに応用することができる。
【００２９】更に、コラーゲン様膜が、生体内分解吸収
性である本発明の医用材料にサクシニル化処理を施し
て、コラーゲン分子中の残りの大部分のアミノ基を、無
水コハク酸と反応させることにより、癒着防止材に適用
することもできる。このサクシニル化は、通常行われて
いる方法でよく、例えば、０．０２Ｍホウ砂緩衝液（ｐ
Ｈ９．０）２５０ｍｌと５％無水コハク酸アセトン溶液
５０ｍｌとの混合液に、１〜４８時間、好ましくは１２
〜２４時間浸漬後、水洗し、次いで減圧乾燥すればよ
い。なお、コラーゲン様膜がサクシニル化されているこ
とを確認するためには、サクシニル化された医用材料
を、例えば、０．３３％のニンヒドリン水溶液に３〜５
分間浸漬すればよい。ニンヒドリンの発色反応は、コラ
ーゲン中のアミノ基とニンヒドリンが反応して生じる縮
合生成物に基づくものであるので、サクシニル化される
ほど、コラーゲン様膜は染色され難くなる。
性である本発明の医用材料にサクシニル化処理を施し
て、コラーゲン分子中の残りの大部分のアミノ基を、無
水コハク酸と反応させることにより、癒着防止材に適用
することもできる。このサクシニル化は、通常行われて
いる方法でよく、例えば、０．０２Ｍホウ砂緩衝液（ｐ
Ｈ９．０）２５０ｍｌと５％無水コハク酸アセトン溶液
５０ｍｌとの混合液に、１〜４８時間、好ましくは１２
〜２４時間浸漬後、水洗し、次いで減圧乾燥すればよ
い。なお、コラーゲン様膜がサクシニル化されているこ
とを確認するためには、サクシニル化された医用材料
を、例えば、０．３３％のニンヒドリン水溶液に３〜５
分間浸漬すればよい。ニンヒドリンの発色反応は、コラ
ーゲン中のアミノ基とニンヒドリンが反応して生じる縮
合生成物に基づくものであるので、サクシニル化される
ほど、コラーゲン様膜は染色され難くなる。
【００３０】
【実施例】次に、本発明を実施例、比較例及び試験例に
基づいてより詳細に説明する。 実施例１〜２、比較例１〜４ ポリグリコール酸からなる２種類のメッシュ様中間材と
して、ＤＥＸＯＮ ＭＥＳＨ（日本レダリー（株）
製）、ＰＧＡメッシュ（グンゼ（株）製）、ポリエチレ
ンフタレートからなるＴＧＰ１８００（グンゼ（株）
製）を用意し、これらと同じ大きさのアルミホイル上に
置いてテスラコイルで１０分間放電処理をして親水化し
た後、これらを２．０％ゼラチン溶液又は１．０％コラ
ーゲン溶液に浸漬した。なお、メッシュ中間材の平均孔
径は、ＤＥＸＯＮ ＭＥＳＨが５０μｍ、ＰＧＡメッシ
ュが２００μｍ、ＴＧＰ１８００が１０μｍである。ゼ
ラチンは日局精製ゼラチン、コラーゲンはブタＩ型コラ
ーゲンを用いた。
基づいてより詳細に説明する。 実施例１〜２、比較例１〜４ ポリグリコール酸からなる２種類のメッシュ様中間材と
して、ＤＥＸＯＮ ＭＥＳＨ（日本レダリー（株）
製）、ＰＧＡメッシュ（グンゼ（株）製）、ポリエチレ
ンフタレートからなるＴＧＰ１８００（グンゼ（株）
製）を用意し、これらと同じ大きさのアルミホイル上に
置いてテスラコイルで１０分間放電処理をして親水化し
た後、これらを２．０％ゼラチン溶液又は１．０％コラ
ーゲン溶液に浸漬した。なお、メッシュ中間材の平均孔
径は、ＤＥＸＯＮ ＭＥＳＨが５０μｍ、ＰＧＡメッシ
ュが２００μｍ、ＴＧＰ１８００が１０μｍである。ゼ
ラチンは日局精製ゼラチン、コラーゲンはブタＩ型コラ
ーゲンを用いた。
【００３１】次いで、ヒト胎児膜より羊膜を剥離・異物
を除去した後、０．０１％フィシンのｐＨ７．４、０．
２Ｍリン酸緩衝液中に浸漬することにより、フィシン処
理を施し、次いで精製水中で超音波処理を施して異物を
完全に除去した後、塩化ベンザルコニウム水溶液中に浸
漬することにより得られた２枚のヒト羊膜を用いて、コ
ラーゲン溶液浸漬後のメッシュ様中間材を挟んで積層し
た。次いで、得られた積層体を、乾燥剤として五酸化リ
ンを使用したデシケータ中に室温で１５時間放置して乾
燥した。乾燥後、デシケータを真空ポンプに接続し、１
０分間吸引して２枚のヒト羊膜を互いに密着させた。次
いで、得られた積層体をデシケータと共に恒温槽に入
れ、真空中で、温度を１０５℃にセットし、昇温開始時
から２４時間放置して熱架橋させて医用材料を得た。更
に、５％グリセリン溶液に３０分間浸漬してヒト羊膜に
柔軟性を付与した。次いで、デシケータ中で減圧乾燥し
て医用材料を得た。
を除去した後、０．０１％フィシンのｐＨ７．４、０．
２Ｍリン酸緩衝液中に浸漬することにより、フィシン処
理を施し、次いで精製水中で超音波処理を施して異物を
完全に除去した後、塩化ベンザルコニウム水溶液中に浸
漬することにより得られた２枚のヒト羊膜を用いて、コ
ラーゲン溶液浸漬後のメッシュ様中間材を挟んで積層し
た。次いで、得られた積層体を、乾燥剤として五酸化リ
ンを使用したデシケータ中に室温で１５時間放置して乾
燥した。乾燥後、デシケータを真空ポンプに接続し、１
０分間吸引して２枚のヒト羊膜を互いに密着させた。次
いで、得られた積層体をデシケータと共に恒温槽に入
れ、真空中で、温度を１０５℃にセットし、昇温開始時
から２４時間放置して熱架橋させて医用材料を得た。更
に、５％グリセリン溶液に３０分間浸漬してヒト羊膜に
柔軟性を付与した。次いで、デシケータ中で減圧乾燥し
て医用材料を得た。
【００３２】実施例３〜６ メッシュ様中間材として、実施例１で使用した平均孔径
２００μｍのＰＧＡメッシュを用い、架橋処理として、
熱架橋の代わりに、０．０５％、０．１％、０．５％、
１．０％のグルタールアルデヒド溶液に１時間浸漬して
架橋処理をしたこと以外は、実施例１と同様にして医用
材料を製造した。
２００μｍのＰＧＡメッシュを用い、架橋処理として、
熱架橋の代わりに、０．０５％、０．１％、０．５％、
１．０％のグルタールアルデヒド溶液に１時間浸漬して
架橋処理をしたこと以外は、実施例１と同様にして医用
材料を製造した。
【００３３】比較例５〜６ メッシュ様中間材として、実施例１で使用した平均孔径
２００μｍのＰＧＡメッシュの両面を、プラズマ照射装
置で各５分間処理し親水化した。ブタ皮由来酵素可溶化
コラーゲン１％溶液（ｐＨ３．０）５０ｍｌ又はブタ由
来アルカリ可溶化コラーゲン溶液１％（ｐＨ９．０）５
０ｍｌを、撹拌装置にて３０００ｒｐｍで５分間撹拌
し、発泡化し、ＰＧＡメッシュの両面に塗布した後、ア
ンモニア雰囲気下で３０分間中和処理しコラーゲンをゲ
ル化した。中和処理後、蒸留水中でよく洗浄しアンモニ
アを除き、ただちに凍結乾燥を行い、多孔質状のコラー
ゲン層で被覆されたＰＧＡメッシュを得た。凍結乾燥
後、さらに１０５℃で１２時間、真空下で熱処理を行
い、医用材料を得た。
２００μｍのＰＧＡメッシュの両面を、プラズマ照射装
置で各５分間処理し親水化した。ブタ皮由来酵素可溶化
コラーゲン１％溶液（ｐＨ３．０）５０ｍｌ又はブタ由
来アルカリ可溶化コラーゲン溶液１％（ｐＨ９．０）５
０ｍｌを、撹拌装置にて３０００ｒｐｍで５分間撹拌
し、発泡化し、ＰＧＡメッシュの両面に塗布した後、ア
ンモニア雰囲気下で３０分間中和処理しコラーゲンをゲ
ル化した。中和処理後、蒸留水中でよく洗浄しアンモニ
アを除き、ただちに凍結乾燥を行い、多孔質状のコラー
ゲン層で被覆されたＰＧＡメッシュを得た。凍結乾燥
後、さらに１０５℃で１２時間、真空下で熱処理を行
い、医用材料を得た。
【００３４】実施例７ 実施例１で得られた医用材料に、０．０２Ｍホウ砂緩衝
液（ｐＨ９．０）２５０ｍｌと５％無水コハク酸アセト
ン溶液５０ｍｌの混合溶液に、室温で２４時間浸漬後、
水洗し、一晩風乾して、サクシニル化した。
液（ｐＨ９．０）２５０ｍｌと５％無水コハク酸アセト
ン溶液５０ｍｌの混合溶液に、室温で２４時間浸漬後、
水洗し、一晩風乾して、サクシニル化した。
【００３５】比較例７ 溶融防止法で得た１２フィラメント３５デニールのポリ
グリコール酸糸を１０６℃で３時間熱処理し、筒編み機
にて編成しチューブ状の平編み生地を得た。これを４重
に重ねニードルパンチングして編み目が殆どわからない
状態のポリグリコール酸不織布を得た。これを１００℃
で５分間熱プレスし毛羽立ちやほつれをまくした。この
ポリグリコール酸不織布を１０ｃｍ四方に裁断し、両面
をプラズマ照射装置で５分間処理し親水化した。ブタ皮
由来酵素可溶化コラーゲン１％溶液（ｐＨ３．０）５０
ｍｌを、攪拌装置にて３０００ｒｐｍで５分間攪拌し、
発泡化し、上記ポリグリコール酸不織布の片面に塗布し
た後、アンモニア雰囲気下で３０分間中和処理しコラー
ゲンをゲル化した。中和処理後、蒸留水中でよく洗浄し
アンモニアを除き、ただちに凍結乾燥を行い、多孔質状
のコラーゲン層で被覆されたポリグリコール酸不織布を
得た。凍結乾燥後、さらに１０５℃で１２時間、真空下
で熱処理を行い、医用材料を得た。
グリコール酸糸を１０６℃で３時間熱処理し、筒編み機
にて編成しチューブ状の平編み生地を得た。これを４重
に重ねニードルパンチングして編み目が殆どわからない
状態のポリグリコール酸不織布を得た。これを１００℃
で５分間熱プレスし毛羽立ちやほつれをまくした。この
ポリグリコール酸不織布を１０ｃｍ四方に裁断し、両面
をプラズマ照射装置で５分間処理し親水化した。ブタ皮
由来酵素可溶化コラーゲン１％溶液（ｐＨ３．０）５０
ｍｌを、攪拌装置にて３０００ｒｐｍで５分間攪拌し、
発泡化し、上記ポリグリコール酸不織布の片面に塗布し
た後、アンモニア雰囲気下で３０分間中和処理しコラー
ゲンをゲル化した。中和処理後、蒸留水中でよく洗浄し
アンモニアを除き、ただちに凍結乾燥を行い、多孔質状
のコラーゲン層で被覆されたポリグリコール酸不織布を
得た。凍結乾燥後、さらに１０５℃で１２時間、真空下
で熱処理を行い、医用材料を得た。
【００３６】試験例１ 実施例１〜７及び比較例１〜７で製造された医用材料の
剥離強度を乾燥状態で測定した。コラーゲン様膜の剥離
強度は、医用材料を１ｃｍ四方の大きさに切断して試料
とした後、試料の片面を床面に貼り、もう一方の面は糸
の付いたプラスチック板に貼り付けた。次に、プラスチ
ック板の糸をひずみ計に接続して、コラーゲン様膜が剥
離するまで引張り、糸の張力を測定した。また、３７℃
の生理食塩液に浸漬してコラーゲン様膜の剥離の有無を
調べた。その結果を表１に示した。
剥離強度を乾燥状態で測定した。コラーゲン様膜の剥離
強度は、医用材料を１ｃｍ四方の大きさに切断して試料
とした後、試料の片面を床面に貼り、もう一方の面は糸
の付いたプラスチック板に貼り付けた。次に、プラスチ
ック板の糸をひずみ計に接続して、コラーゲン様膜が剥
離するまで引張り、糸の張力を測定した。また、３７℃
の生理食塩液に浸漬してコラーゲン様膜の剥離の有無を
調べた。その結果を表１に示した。
【００３７】
【表１】
【００３８】試験例２ 本発明の医用材料の有用性を確認するため、ウサギ（体
重３ｋｇ）とイヌ（体重１５ｋｇ）の肺、心臓、小腸、
筋肉に、実施例１〜２、実施例４〜６及び比較例１〜６
で製造した医用材料（１ｃｍ×１ｃｍ）をポリプロピレ
ン縫合糸を用いて縫合したところ、実施例１〜２及び実
施例４〜６の医用材料は、手術針をメッシュ様中間材の
孔に容易に通すことができ、コラーゲン様膜が破壊され
ることはなかった。しかしながら、比較例１〜６の医用
材料はコラーゲン様膜が破壊された。また、イヌ（体重
１５ｋｇ）の心膜の一部（５ｃｍ×５ｃｍ）を切除し、
切除した部分に実施例７で製造した医用材料を置換し
た。６週間後、再手術したところ、癒着することなく心
膜が再生していた。更に、ウサギ（体重３ｋｇ）の卵管
側の筋肉の一部（２ｃｍ×２ｃｍ）と腹膜の一部（２ｃ
ｍ×２ｃｍ）を切除した後、切除した部分に実施例４〜
６及び実施例７で製造した医用材料をその間に挟んだ。
３週間後再手術したところ、卵管と腹膜は癒着していな
かった。
重３ｋｇ）とイヌ（体重１５ｋｇ）の肺、心臓、小腸、
筋肉に、実施例１〜２、実施例４〜６及び比較例１〜６
で製造した医用材料（１ｃｍ×１ｃｍ）をポリプロピレ
ン縫合糸を用いて縫合したところ、実施例１〜２及び実
施例４〜６の医用材料は、手術針をメッシュ様中間材の
孔に容易に通すことができ、コラーゲン様膜が破壊され
ることはなかった。しかしながら、比較例１〜６の医用
材料はコラーゲン様膜が破壊された。また、イヌ（体重
１５ｋｇ）の心膜の一部（５ｃｍ×５ｃｍ）を切除し、
切除した部分に実施例７で製造した医用材料を置換し
た。６週間後、再手術したところ、癒着することなく心
膜が再生していた。更に、ウサギ（体重３ｋｇ）の卵管
側の筋肉の一部（２ｃｍ×２ｃｍ）と腹膜の一部（２ｃ
ｍ×２ｃｍ）を切除した後、切除した部分に実施例４〜
６及び実施例７で製造した医用材料をその間に挟んだ。
３週間後再手術したところ、卵管と腹膜は癒着していな
かった。
【００３９】
【発明の効果】本発明の医用材料は、コラーゲン様膜を
用いているので、生体親和性、組織適合性に優れ、抗原
性が低い。また、メッシュ様中間材の平均孔径が、１０
０〜２０００μｍと大きいため、臓器や損傷部などに縫
合するときに手術針を孔に容易に通すことができる。ま
た、メッシュ様中間材がコラーゲン様膜の間に挟まれ、
架橋処理によりコラーゲン様膜の機械的強度が大きいの
で手術針を通してもコラーゲン様膜が容易に破壊される
ことはない。したがって、縫合性に優れている。また、
架橋処理により接着剤で互いに密着した２枚のコラーゲ
ン様膜を一体に固定化されているので、生体内に移植し
てもコラーゲン様膜が剥離することはなく、再手術して
移植し直すこともない。また更に、コラーゲン様膜に架
橋処理を施すことにより、コラーゲン様膜を生体内分解
吸収性又は生体内非分解吸収性とし、これらを生体内分
解吸収性材料又は生体内非分解性材料のメッシュ様中間
材と組み合わせて、種々の医用材料として使用すること
ができる。
用いているので、生体親和性、組織適合性に優れ、抗原
性が低い。また、メッシュ様中間材の平均孔径が、１０
０〜２０００μｍと大きいため、臓器や損傷部などに縫
合するときに手術針を孔に容易に通すことができる。ま
た、メッシュ様中間材がコラーゲン様膜の間に挟まれ、
架橋処理によりコラーゲン様膜の機械的強度が大きいの
で手術針を通してもコラーゲン様膜が容易に破壊される
ことはない。したがって、縫合性に優れている。また、
架橋処理により接着剤で互いに密着した２枚のコラーゲ
ン様膜を一体に固定化されているので、生体内に移植し
てもコラーゲン様膜が剥離することはなく、再手術して
移植し直すこともない。また更に、コラーゲン様膜に架
橋処理を施すことにより、コラーゲン様膜を生体内分解
吸収性又は生体内非分解吸収性とし、これらを生体内分
解吸収性材料又は生体内非分解性材料のメッシュ様中間
材と組み合わせて、種々の医用材料として使用すること
ができる。
Claims (17)
- 【請求項１】 ２枚のコラーゲン様膜を、平均孔径１０
０〜２０００μｍのメッシュ様中間材を挟んで互いに接
着剤により密着せしめてなることを特徴とする医用材
料。 - 【請求項２】 コラーゲン様膜が、アルカリ可溶化コラ
ーゲン又は酵素可溶化コラーゲンである請求項１に記載
の医用材料。 - 【請求項３】 コラーゲン様膜が、ヒト羊膜又はヒト絨
毛膜である請求項１に記載の医用材料。 - 【請求項４】 メッシュ様中間材の平均孔径が、１００
〜１５００μｍである請求項１に記載の医用材料。 - 【請求項５】 メッシュ様中間材が、生体内分解吸収性
材料または生体内非分解吸収性材料である請求項１〜４
のいずれか１項に記載の医用材料。 - 【請求項６】 生体内分解吸収性材料が、ポリグリコー
ル酸、ポリ乳酸、グリコール酸と乳酸の共重合体、ポリ
ジオキサノン、グリコール酸とトリメチレンカーボネー
トの共重合体又はポリグリコール酸とポリ乳酸の混合物
である請求項５に記載の医用材料。 - 【請求項７】 生体内非分解吸収性材料が、シリコー
ン、ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレン、ポリ
プロピレン、ポリエチレンテレフタレート、ポリウレタ
ン、ポリビニルアルコール又はナイロンである請求項５
に記載の医用材料。 - 【請求項８】 接着剤が、コラーゲン溶液又はゼラチン
溶液である請求項１〜７のいずれか１項に記載の医用材
料。 - 【請求項９】 平均孔径１００〜２０００μｍのメッシ
ュ様中間材の両側に、接着剤を介して２枚のコラーゲン
様膜を積層し、減圧下に保持することにより２枚のコラ
ーゲン様膜を密着させた後、架橋処理を施すことを特徴
とする医用材料の製造方法。 - 【請求項１０】 請求項９で製造された医用材料に、更
にサクシニル化処理を施すことを特徴とする医用材料の
製造方法。 - 【請求項１１】 コラーゲン様膜が、アルカリ可溶化コ
ラーゲン又は酵素可溶化コラーゲンである請求項９又は
請求項１０に記載の医用材料の製造方法。 - 【請求項１２】 コラーゲン様膜が、ヒト羊膜又はヒト
絨毛膜である請求項９又は請求項１０に記載の医用材料
の製造方法。 - 【請求項１３】 メッシュ様中間材の平均孔径が、１０
０〜１５００μｍである請求項９又は請求項１０に記載
の医用材料の製造方法。 - 【請求項１４】 メッシュ様中間材が、生体内分解吸収
性材料又は生体内非分解吸収性材料である請求項９〜１
３のいずれか１項に記載の医用材料の製造方法。 - 【請求項１５】 生体内分解吸収性材料が、ポリグリコ
ール酸、ポリ乳酸、グリコール酸と乳酸の共重合体、ポ
リジオキサノン、グリコール酸とトリメチレンカーボネ
ートの共重合体又はポリグリコール酸とポリ乳酸の混合
物である請求項１４に記載の医用材料の製造方法。 - 【請求項１６】 生体内非分解吸収性材料が、シリコー
ン、ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレン、ポリ
プロピレン、ポリエチレンテレフタレート、ポリウレタ
ン、ポリビニルアルコール又はナイロンである請求項１
４に記載の医用材料の製造方法。 - 【請求項１７】 接着剤が、コラーゲン溶液又はゼラチ
ン溶液である請求項９〜１６のいずれか１項に記載の医
用材料の製造方法。
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