JPS58121957A - 抗血栓性医用材料 - Google Patents
抗血栓性医用材料Info
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- JPS58121957A JPS58121957A JP56150549A JP15054981A JPS58121957A JP S58121957 A JPS58121957 A JP S58121957A JP 56150549 A JP56150549 A JP 56150549A JP 15054981 A JP15054981 A JP 15054981A JP S58121957 A JPS58121957 A JP S58121957A
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- water
- polyvinyl alcohol
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
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Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、合成系ヒドロゲルからなる医用材料に係シ、
特に、従来の天然系または合成系のヒドロゲルには見ら
れない優れた##特性を有するヒドロゲルからなる抗血
栓性医用材料に関する。
特に、従来の天然系または合成系のヒドロゲルには見ら
れない優れた##特性を有するヒドロゲルからなる抗血
栓性医用材料に関する。
合成高分子または天然高分子を医用材料として用いる場
合、これらと血液との接触面において、血栓または血液
成分の沈着する現象は、人工弁、人工血管、人工腎臓、
人工肝臓、人工膵臓、カテーテル等の開発上、克服すべ
き重要課題として古くから認識され、血液に対する異物
として挙動し難い材料、す々わち、血液破壊による血栓
形成を来たし難い材料を求める努力が続けられてきた(
田辺違三、外科診療、8,1441 (1966)、田
辺達三他、人工雑器、1.17(1972))。
合、これらと血液との接触面において、血栓または血液
成分の沈着する現象は、人工弁、人工血管、人工腎臓、
人工肝臓、人工膵臓、カテーテル等の開発上、克服すべ
き重要課題として古くから認識され、血液に対する異物
として挙動し難い材料、す々わち、血液破壊による血栓
形成を来たし難い材料を求める努力が続けられてきた(
田辺違三、外科診療、8,1441 (1966)、田
辺達三他、人工雑器、1.17(1972))。
ヒドロゲル(含水ゲル)は、生体組織への損傷が少ない
うえ、その含水率を高めるととKよシ抗血栓性も向上す
ることから、医用材料として期待されているが、従来公
知のヒドロゲルは、いずれも機械的強度に劣る重大な欠
点を有し、その用途は、きわめて制限されている(田辺
達三他、”人工血管″p、56、南江堂N577)、田
辺達三、人工臓器、5,245(1976)、S、D、
Br5cck、J。
うえ、その含水率を高めるととKよシ抗血栓性も向上す
ることから、医用材料として期待されているが、従来公
知のヒドロゲルは、いずれも機械的強度に劣る重大な欠
点を有し、その用途は、きわめて制限されている(田辺
達三他、”人工血管″p、56、南江堂N577)、田
辺達三、人工臓器、5,245(1976)、S、D、
Br5cck、J。
Biomed、tnater、Rgs、e 7# 8
87 (1978)、H2Sing五at alo、J
、Sct、Ixd、Rgs、、89 、 mareル。
87 (1978)、H2Sing五at alo、J
、Sct、Ixd、Rgs、、89 、 mareル。
162 (1980)、J、D、Asdrade at
al、、7Irana。
al、、7Irana。
Am、Soc、Artif、Int、Organs、
19 a 1 (1978))。
19 a 1 (1978))。
機械的強度の劣るヒドロゲル(またはゲル素材)を、ホ
ルムアルデヒド、グルタルアルデヒド、テレフタルアル
デヒド、ヘキサメチレンジアミン等によシ処理する硬化
手段(強度向上策)が多数提案されてき友が、これらの
化学処理は、生体への有害試薬を使用するため、これら
を医用材料に用いた場合、種々の障害をきたすことが周
知である(田辺達三他、“人工臓器資料集成”、F、8
80 p、88、ライフサイエンスセンター(197
6)、J、RoLevisePlastic & Re
constrwctiva Surgery、35゜
51(1965))。また、これらの化学処理により、
ヒドロゲルの優れた特徴(高含水性)が大幅に減退する
のが通例で、この化学処理に多くを期待し難い。化学処
理を行うことなく、軟弱なヒドロゲルを硬化させる唯一
の手法として、放射線照射法が期待されている(/V、
A、 Ilpp6sgt al、eJ、Biomed、
Matgr、Rgs、、4,423(19’lT)、H
9Singh at al、、Jj’:ci、Isd、
Res、89 a(tmrch)162(1980))
。しかし、これには、特殊な設備を要するうえ、その効
果が顕著でないことから、一般に、実用困難でまた放射
線照射によシ、ヒドロゲル本来の優れた特徴の消失(ま
たは減退)する例も多い。
ルムアルデヒド、グルタルアルデヒド、テレフタルアル
デヒド、ヘキサメチレンジアミン等によシ処理する硬化
手段(強度向上策)が多数提案されてき友が、これらの
化学処理は、生体への有害試薬を使用するため、これら
を医用材料に用いた場合、種々の障害をきたすことが周
知である(田辺達三他、“人工臓器資料集成”、F、8
80 p、88、ライフサイエンスセンター(197
6)、J、RoLevisePlastic & Re
constrwctiva Surgery、35゜
51(1965))。また、これらの化学処理により、
ヒドロゲルの優れた特徴(高含水性)が大幅に減退する
のが通例で、この化学処理に多くを期待し難い。化学処
理を行うことなく、軟弱なヒドロゲルを硬化させる唯一
の手法として、放射線照射法が期待されている(/V、
A、 Ilpp6sgt al、eJ、Biomed、
Matgr、Rgs、、4,423(19’lT)、H
9Singh at al、、Jj’:ci、Isd、
Res、89 a(tmrch)162(1980))
。しかし、これには、特殊な設備を要するうえ、その効
果が顕著でないことから、一般に、実用困難でまた放射
線照射によシ、ヒドロゲル本来の優れた特徴の消失(ま
たは減退)する例も多い。
本発明は、上述の化学処理または放射線照射のいずれを
も回避して製造し九機械的強度の優れたヒドロゲルから
なる抗血栓性の高い医用材料を初めて提供する。
も回避して製造し九機械的強度の優れたヒドロゲルから
なる抗血栓性の高い医用材料を初めて提供する。
本発明は、また、上記本発明に述べる抗血栓性ヒドロゲ
ルに、更に医薬(抗凝血剤)を包埋させることによシ、
上記ヒドロゲルの抗血栓性を更に高め、長期間にわたシ
、血液凝固を確実に阻止することができる医用材料を提
供する。
ルに、更に医薬(抗凝血剤)を包埋させることによシ、
上記ヒドロゲルの抗血栓性を更に高め、長期間にわたシ
、血液凝固を確実に阻止することができる医用材料を提
供する。
医薬を用いる凝血阻止法としては、古くから、ヘパリン
(ヘパリンカルシウム、ヘパリンナトリウム等)を生体
内の静脈、皮下または筋肉中に注射するか、あるいは、
ワーファリンカリウム(Warfarin potas
sic、@yn) (8−α−phenyl−β−ac
etyl−gthyl −4−hydroa;y−co
urtuxrin potassictsn)、ビスヒ
ドロクマリン(Dictbtyuyol Bishyd
rocosmrix)、インダン−1,8−ジオy (
l5das −1e 8− dtong)、ビスタマセ
ト酸エチk(Trom#zan、Ethyl B15c
ol&aacatat蛛フエンプロクモy (Li q
samr 、 Ph #%procostnon)、ア
セツクマリン(Si%trotn、Acgnocoxm
arin)\フェニンジオン(Phgsisdiona
eDanilong、Dindgvas。
(ヘパリンカルシウム、ヘパリンナトリウム等)を生体
内の静脈、皮下または筋肉中に注射するか、あるいは、
ワーファリンカリウム(Warfarin potas
sic、@yn) (8−α−phenyl−β−ac
etyl−gthyl −4−hydroa;y−co
urtuxrin potassictsn)、ビスヒ
ドロクマリン(Dictbtyuyol Bishyd
rocosmrix)、インダン−1,8−ジオy (
l5das −1e 8− dtong)、ビスタマセ
ト酸エチk(Trom#zan、Ethyl B15c
ol&aacatat蛛フエンプロクモy (Li q
samr 、 Ph #%procostnon)、ア
セツクマリン(Si%trotn、Acgnocoxm
arin)\フェニンジオン(Phgsisdiona
eDanilong、Dindgvas。
Hgdslits)、ジフエナジオy (Dipkat
Ladi oss aDipazis)、アニシンジオ
ン(As1sindiosa、tniratLoa)等
を経口投与する手法が採られてきた。しかし、これらの
多量長期投与は、アレルギー性生体に対し、喘息、じん
麻疹、皮膚掻痒感、鼻炎、流涙、発熱、脱毛、特発性骨
折、骨多孔症、局所疼痛性血腫、歯間出血、鼻出血、嘔
吐、下痢などを誘発する危険があるほか、一般に、常に
、出血し易い危険な状態が持続することから、決して好
ましい方法ではない。
Ladi oss aDipazis)、アニシンジオ
ン(As1sindiosa、tniratLoa)等
を経口投与する手法が採られてきた。しかし、これらの
多量長期投与は、アレルギー性生体に対し、喘息、じん
麻疹、皮膚掻痒感、鼻炎、流涙、発熱、脱毛、特発性骨
折、骨多孔症、局所疼痛性血腫、歯間出血、鼻出血、嘔
吐、下痢などを誘発する危険があるほか、一般に、常に
、出血し易い危険な状態が持続することから、決して好
ましい方法ではない。
医用材料と血液との接触面における凝血を防止するには
、上述のように、生体内全域(循環血液)KNN血管含
有させるに及ばないとの考えのもとに、医用材料の表面
に微量の抗凝血剤を存在させる試みが多数提案され、例
えば、抗凝血剤(ヘパリン、ヒルジン(bit%dt%
)、アンチトロンビン(αntitにrombin)、
血小板凝集抑制剤(アゾニールサイクラーゼ(adgn
yl cycLaae)、プロスタグランシフE (
prostaglandisfE)、、メチルキサンチ
ン(methylzanthisg)、線溶活性剤(ウ
ロキナーゼ(urokinasa)、ストレプトキナー
ゼ(strgptokitwue)などを、医用材料表
面に塗布するか、イオン結合性官能基を介し吸着させる
方式、あるいは、これらを医用材料表面へ、共有結合に
よシ固定化する手法が知られている(田辺達三、人工臓
器、5,247(1976)、田辺違三、人工臓器、1
.17(1972))。しかし、この場合、塗布、吸着
法においては、抗凝血剤等が脱離し易く、有効時間が短
い難点がある(田辺達三、胸部外科、25,847(1
972))。一方、共有結合法においては、化学反応を
施すことに因る抗凝血剤の損傷をしばしば伴うほか、新
たに共有結合性官能基を導入することによる生体への影
響も懸念され、しかも、共有結合によシ固定された抗凝
血剤の効果を十分に期待できないことから、やはり有用
な手法とは認められない(田辺違三、“人工血管”7.
78 、 p。
、上述のように、生体内全域(循環血液)KNN血管含
有させるに及ばないとの考えのもとに、医用材料の表面
に微量の抗凝血剤を存在させる試みが多数提案され、例
えば、抗凝血剤(ヘパリン、ヒルジン(bit%dt%
)、アンチトロンビン(αntitにrombin)、
血小板凝集抑制剤(アゾニールサイクラーゼ(adgn
yl cycLaae)、プロスタグランシフE (
prostaglandisfE)、、メチルキサンチ
ン(methylzanthisg)、線溶活性剤(ウ
ロキナーゼ(urokinasa)、ストレプトキナー
ゼ(strgptokitwue)などを、医用材料表
面に塗布するか、イオン結合性官能基を介し吸着させる
方式、あるいは、これらを医用材料表面へ、共有結合に
よシ固定化する手法が知られている(田辺達三、人工臓
器、5,247(1976)、田辺違三、人工臓器、1
.17(1972))。しかし、この場合、塗布、吸着
法においては、抗凝血剤等が脱離し易く、有効時間が短
い難点がある(田辺達三、胸部外科、25,847(1
972))。一方、共有結合法においては、化学反応を
施すことに因る抗凝血剤の損傷をしばしば伴うほか、新
たに共有結合性官能基を導入することによる生体への影
響も懸念され、しかも、共有結合によシ固定された抗凝
血剤の効果を十分に期待できないことから、やはり有用
な手法とは認められない(田辺違三、“人工血管”7.
78 、 p。
57 (1977)南江堂)、今井庸二、^分子、U。
570 (1972)、森有−他、高分子、22,61
4(1978)、H,Tatszasua at al
6.Trans、Ayn。
4(1978)、H,Tatszasua at al
6.Trans、Ayn。
Soc、Art、Int、Organs、 19.18
8 (1978)、丹沢宏、外科診療、20.2 (1
978)、清水繁夫他、化学経済、24.(″)19
(1977)、森有−1“人工臓器資料集成”、p、1
17(1976)ライフサイエンスセンター、丹沢宏、
化学工業、1260(1974))。
8 (1978)、丹沢宏、外科診療、20.2 (1
978)、清水繁夫他、化学経済、24.(″)19
(1977)、森有−1“人工臓器資料集成”、p、1
17(1976)ライフサイエンスセンター、丹沢宏、
化学工業、1260(1974))。
これらの難点を回避する試みとして、抗凝血剤を医用材
料中に混合、包埋する試みがある(H,Taszawa
at al、。
料中に混合、包埋する試みがある(H,Taszawa
at al、。
Trams、kn、SoC,Art、Int、Orga
ns、 19 y 188(1978))。しかし、化
学結合による固定化(捕捉)処理の施されていない抗凝
血剤は、短期間内に流出(放出)し尽すことがしばしば
指摘され、有効期間としては5〜8k、もしくは、たか
だか5日程度とされている。この抗凝血剤の放出(fi
出)速度を低下させることを目的に、グルタルアルデヒ
ドにより、医用材料表面(または抗凝血剤)を化学処理
する試みもあるが、この場合、抗凝血剤への損傷に十分
留意する必要があシ、例えばpH4〜5.5以下、反応
温度50〜85℃以下で処理しなければならないという
制約を受けるため、その処理効果に多くを期待できない
。
ns、 19 y 188(1978))。しかし、化
学結合による固定化(捕捉)処理の施されていない抗凝
血剤は、短期間内に流出(放出)し尽すことがしばしば
指摘され、有効期間としては5〜8k、もしくは、たか
だか5日程度とされている。この抗凝血剤の放出(fi
出)速度を低下させることを目的に、グルタルアルデヒ
ドにより、医用材料表面(または抗凝血剤)を化学処理
する試みもあるが、この場合、抗凝血剤への損傷に十分
留意する必要があシ、例えばpH4〜5.5以下、反応
温度50〜85℃以下で処理しなければならないという
制約を受けるため、その処理効果に多くを期待できない
。
本発明は、常法のような化学試薬または放射#による化
学結合操作を全く実織することなく、シたがって、抗凝
血剤をなんら損傷することなく、これを医用ヒドロゲル
中に強固に包埋し、人為的抗凝血作用の必要な局部(医
用材料と血液との接触面)に、長期にわたり、少量の抗
凝血剤を有効に持続放出させる医用材料を提供する。
学結合操作を全く実織することなく、シたがって、抗凝
血剤をなんら損傷することなく、これを医用ヒドロゲル
中に強固に包埋し、人為的抗凝血作用の必要な局部(医
用材料と血液との接触面)に、長期にわたり、少量の抗
凝血剤を有効に持続放出させる医用材料を提供する。
本発明は、抗血栓性ヒドロゲル合成原料として、ポリビ
ニルアルコールを用いる。もつとも、ポリビニルアルコ
ールのゲル化法(ヒドロゲル合成法)については、既に
多くの処決が提案されている。しかし、下記に要約する
とおシ、いずれにも、操作上または生成物の性状Vc離
がある。
ニルアルコールを用いる。もつとも、ポリビニルアルコ
ールのゲル化法(ヒドロゲル合成法)については、既に
多くの処決が提案されている。しかし、下記に要約する
とおシ、いずれにも、操作上または生成物の性状Vc離
がある。
(1)ポリビニルアルコール水溶液を風乾することによ
り、湿潤皮膜または乾燥皮膜が得られるが、これらは耐
水性(劣シ、水中における剛直性を全く有しない軟弱な
フィルムにすぎず、限られた用途に用いられるにすぎな
い(特公昭4O−9523)。
り、湿潤皮膜または乾燥皮膜が得られるが、これらは耐
水性(劣シ、水中における剛直性を全く有しない軟弱な
フィルムにすぎず、限られた用途に用いられるにすぎな
い(特公昭4O−9523)。
(2) ポリビニルアルコールとテトラエチルシリケ
ートを含む懸濁水溶液に酸を加え風乾する方法によって
も、やはり、上記(1)と同様の皮膜が得られるにすぎ
ない。この場合、懸濁水溶液に酸を加え、凍結・乾燥す
る提案もあるが、生成する皮膜の強度はかえって低下し
、はとんど成型不能である(%公開55−80858、
特公昭55−11811)。
ートを含む懸濁水溶液に酸を加え風乾する方法によって
も、やはり、上記(1)と同様の皮膜が得られるにすぎ
ない。この場合、懸濁水溶液に酸を加え、凍結・乾燥す
る提案もあるが、生成する皮膜の強度はかえって低下し
、はとんど成型不能である(%公開55−80858、
特公昭55−11811)。
(8) ポリビニルアルコール水溶液へコバルト60
(r@)を照射するゲル化法が周知である。しかしこの
場合、特殊な施設(放射線照射施設)を不可欠とするう
え、照射経費もかさみ、しかも得られるゲルが軟弱で、
しばしば他の硬化手段(2次的硬化処理)を要する。し
たがって、この方法で得られるゲルは、人工硝子体(眼
球内光てん液)などの、高粘性液(または軟質ゲル)が
望まれる特殊用途以外には利用し難い(J、Mater
ial Sci 、 、 Li1is1815p特開昭
5O−55647)。
(r@)を照射するゲル化法が周知である。しかしこの
場合、特殊な施設(放射線照射施設)を不可欠とするう
え、照射経費もかさみ、しかも得られるゲルが軟弱で、
しばしば他の硬化手段(2次的硬化処理)を要する。し
たがって、この方法で得られるゲルは、人工硝子体(眼
球内光てん液)などの、高粘性液(または軟質ゲル)が
望まれる特殊用途以外には利用し難い(J、Mater
ial Sci 、 、 Li1is1815p特開昭
5O−55647)。
ナトリウム士水和物)を加えると、即座罠ゲル化するこ
とも古くから著名である。しかし、得られるゲルは、軟
弱で、流動性を有し、しかも単に指先でつまむことによ
り直ちに千切れる九め、成型後の形態は保持され難い(
J、Ayn。
とも古くから著名である。しかし、得られるゲルは、軟
弱で、流動性を有し、しかも単に指先でつまむことによ
り直ちに千切れる九め、成型後の形態は保持され難い(
J、Ayn。
Chm、5ci0.6J、1045 (1988)、フ
ランス特許748942(198g))e またこのホウ砂ゲルはアルカリ性雰囲気下では存在しう
るが、pH8以下では容易に崩壊する。したがって医用
材料には利用し難く、価値に乏しい。
ランス特許748942(198g))e またこのホウ砂ゲルはアルカリ性雰囲気下では存在しう
るが、pH8以下では容易に崩壊する。したがって医用
材料には利用し難く、価値に乏しい。
(5) フェノール、ナフトール、コンゴ−・レッド
等の7エノール類またはアミノ化合物、あるいはチタニ
ウム、クロム、ジルコニウム等の金属化合物によるポリ
ビニルアルコールのゲル化法も多数提案されているが、
いずれも上記(4)と同様の難点がある(日本化学雑誌
、72.1058(1951)、特公昭40−9528
、特公昭4〇−28204)。
等の7エノール類またはアミノ化合物、あるいはチタニ
ウム、クロム、ジルコニウム等の金属化合物によるポリ
ビニルアルコールのゲル化法も多数提案されているが、
いずれも上記(4)と同様の難点がある(日本化学雑誌
、72.1058(1951)、特公昭40−9528
、特公昭4〇−28204)。
(6)アルデヒド、ジアルデヒド、不飽和ニトリル、ジ
イソシアナート、トリメチロールメラミン、エビクロロ
ヒドリン、ビス−(β−ヒドロキシエチル)スルホン、
ポリアクリル酸、ジメチロール尿素、無水マレイン酸等
の架橋剤または共重合成分によるポリビニルアルコール
のゲル化も周知であるが、いずれも化学試薬を用いる操
作を要するはか、^含水性の強固なゲルは得難い(Tg
ztilg Rgz、J、m(8)・189(1962
)、英国特許742,900 (1958) )。
イソシアナート、トリメチロールメラミン、エビクロロ
ヒドリン、ビス−(β−ヒドロキシエチル)スルホン、
ポリアクリル酸、ジメチロール尿素、無水マレイン酸等
の架橋剤または共重合成分によるポリビニルアルコール
のゲル化も周知であるが、いずれも化学試薬を用いる操
作を要するはか、^含水性の強固なゲルは得難い(Tg
ztilg Rgz、J、m(8)・189(1962
)、英国特許742,900 (1958) )。
(7)ポリビニルアルコール水溶液を40℃以下、特1
c5〜18℃以下の低温に放置することによシゲル化さ
せる手法も古くから著名である(小南他、高分子化学、
12,218(1955)、前田他、高分子化学、18
、198(1956)、王化、59,809 (19
66))sしかし、室温付近において生成するゲルは寒
天、カラゲナンのようにもろく、シかも、これは単に激
しくかきまぜるか、水を加えてかきまぜるか、あるいは
若干温めることにより溶解する(小南他、高分子化学、
12,218(1955)、高橋、振出、高分子化学、
13.502(1956))。
c5〜18℃以下の低温に放置することによシゲル化さ
せる手法も古くから著名である(小南他、高分子化学、
12,218(1955)、前田他、高分子化学、18
、198(1956)、王化、59,809 (19
66))sしかし、室温付近において生成するゲルは寒
天、カラゲナンのようにもろく、シかも、これは単に激
しくかきまぜるか、水を加えてかきまぜるか、あるいは
若干温めることにより溶解する(小南他、高分子化学、
12,218(1955)、高橋、振出、高分子化学、
13.502(1956))。
この、ポリビニルアルコール水溶液の放冷ゲルを得るの
に、低温が好ましいことも周知で、例えば18℃、更に
は0℃あるいは0℃以下の低温で実施する例も知られて
いる(前田他、高分子化学、18.198(1956)
、特公昭47−12854、高橋他、Polymer
J、、旦、103(1974))。
に、低温が好ましいことも周知で、例えば18℃、更に
は0℃あるいは0℃以下の低温で実施する例も知られて
いる(前田他、高分子化学、18.198(1956)
、特公昭47−12854、高橋他、Polymer
J、、旦、103(1974))。
しかし、いずれにしても、得られるゲルは、寒天、カラ
ゲナン、ゼリ一様の軟弱品(tたは粘液)であシ、激し
いベトッキ(粘着性)を示すうえ、耐水性に乏しく、水
中では著しく膨潤し、更に軟化すると共に、一部は水中
に溶出し、残部は糊状と化す。また、水中あるいは40
〜50℃の温水中では、更に迅速に形くずれし水中に分
散・溶解するなどの難点を有し、医用材料としての価値
を認め難い。
ゲナン、ゼリ一様の軟弱品(tたは粘液)であシ、激し
いベトッキ(粘着性)を示すうえ、耐水性に乏しく、水
中では著しく膨潤し、更に軟化すると共に、一部は水中
に溶出し、残部は糊状と化す。また、水中あるいは40
〜50℃の温水中では、更に迅速に形くずれし水中に分
散・溶解するなどの難点を有し、医用材料としての価値
を認め難い。
(8) ポリビニルアルコールをホルマール化して得
うれるスポンジ状生成物も古くから著名であるが、生体
内で安定ではなく、分解、変質に伴い、有害作用を周囲
に及ぼすため、近年その用途はきわめて限定されるに到
っている(田辺達三他、“人工臓器費料集成”、880
(1976)ライフサイエフXセンター、同88(19
76)、J、R,Lawia。
うれるスポンジ状生成物も古くから著名であるが、生体
内で安定ではなく、分解、変質に伴い、有害作用を周囲
に及ぼすため、近年その用途はきわめて限定されるに到
っている(田辺達三他、“人工臓器費料集成”、880
(1976)ライフサイエフXセンター、同88(19
76)、J、R,Lawia。
Plastic & Flaconatruc、t
iva Surgeryr85 。
iva Surgeryr85 。
51(1965))。
(9)ゲル化能を有する水溶性高分子、例えばアガロー
ス(Agarose)、寒天(agar)、アルブミン
(albumin)、アルギン酸塩、カードラン(cw
rdlan)、カラゲナン、 (carrag
aa*an)、カゼイン(casgts)、CMC(8
odicum carbozymgthyl cal
lulose)、ファーセレラン(ハcrcalLar
a%)Xゼラチy (gelatin)1 メチルセ
ルロース(mgthll cellulose)、(
クチン(pectin)、厳粉(staデCん)、タマ
リンドガム(tatnaritw1gx惧)、ザンタン
ガム(zanthan g賢抱)、トラガントガム(t
ragacanth gum)、グアーガム(guar
gzs)等の水溶液へ少量のポリビニルアルコールを
添加後、これを放冷するか、ゲル化剤含有浴(#同浴)
へ浸漬するか、あるいはこれを凍結・乾燥する手法も知
られているが(フレグランスジャーナル、2.(7)6
8(1974)、特公昭66−25210.25211
)、このような手法によっても、やはり軟弱で耐水性の
乏しい粘液または非流動性ゲル、あるいはパサパサした
水浴性の乾燥粉末(凍結・乾燥粉)が得られるにすぎな
い。
ス(Agarose)、寒天(agar)、アルブミン
(albumin)、アルギン酸塩、カードラン(cw
rdlan)、カラゲナン、 (carrag
aa*an)、カゼイン(casgts)、CMC(8
odicum carbozymgthyl cal
lulose)、ファーセレラン(ハcrcalLar
a%)Xゼラチy (gelatin)1 メチルセ
ルロース(mgthll cellulose)、(
クチン(pectin)、厳粉(staデCん)、タマ
リンドガム(tatnaritw1gx惧)、ザンタン
ガム(zanthan g賢抱)、トラガントガム(t
ragacanth gum)、グアーガム(guar
gzs)等の水溶液へ少量のポリビニルアルコールを
添加後、これを放冷するか、ゲル化剤含有浴(#同浴)
へ浸漬するか、あるいはこれを凍結・乾燥する手法も知
られているが(フレグランスジャーナル、2.(7)6
8(1974)、特公昭66−25210.25211
)、このような手法によっても、やはり軟弱で耐水性の
乏しい粘液または非流動性ゲル、あるいはパサパサした
水浴性の乾燥粉末(凍結・乾燥粉)が得られるにすぎな
い。
本発明者は、ポリビニルアルコールを利用して、機械的
緒特性にすぐれ丸木不溶の、抗血栓性高含水ゲルを、安
価且つ安定に製造する方法を開発すべく検討した結果、
特定性状のポリビニルアルコールを6wt−以上含有す
る水溶液を、予め凍結・成型後、これを融解させること
なく、これに、部分的真空脱水を施すことにょ振舞性に
富み、機械的強度にも優れた水不溶の抗血栓性高含水ゲ
ルが得られるという知見を得、ここに効果の顕著な本発
明を完成しも即ち本発明は、けん化度が97モルー以上
、粘度平均重合度がL800以上のポリビニルアルコー
ルを6wt*以上含有する水溶液を、任意形状の容器ま
たは成型用鋳型へ注入後、これを−15℃よ)低い温度
で凍結・成型し、しかる後、この成型体を融解させるこ
となく、脱水率(凍結体の重量減少率) 5wt−以上
に到達するまで、部分的に脱水し、必要に応じ水中に浸
漬することによシ、含水率45〜92wt*(湿潤体基
準)に到達させて得たヒドロゲルからなる抗血栓性医用
材料を提供するものである。
緒特性にすぐれ丸木不溶の、抗血栓性高含水ゲルを、安
価且つ安定に製造する方法を開発すべく検討した結果、
特定性状のポリビニルアルコールを6wt−以上含有す
る水溶液を、予め凍結・成型後、これを融解させること
なく、これに、部分的真空脱水を施すことにょ振舞性に
富み、機械的強度にも優れた水不溶の抗血栓性高含水ゲ
ルが得られるという知見を得、ここに効果の顕著な本発
明を完成しも即ち本発明は、けん化度が97モルー以上
、粘度平均重合度がL800以上のポリビニルアルコー
ルを6wt*以上含有する水溶液を、任意形状の容器ま
たは成型用鋳型へ注入後、これを−15℃よ)低い温度
で凍結・成型し、しかる後、この成型体を融解させるこ
となく、脱水率(凍結体の重量減少率) 5wt−以上
に到達するまで、部分的に脱水し、必要に応じ水中に浸
漬することによシ、含水率45〜92wt*(湿潤体基
準)に到達させて得たヒドロゲルからなる抗血栓性医用
材料を提供するものである。
本発明によれば、ポリビニルアルコール水溶液を凍結・
成型し、これを部分的に真空脱水することにより、機械
的強度の優れた所望の形状の高含水性ゲルが得られる。
成型し、これを部分的に真空脱水することにより、機械
的強度の優れた所望の形状の高含水性ゲルが得られる。
本発明はゲル化の過程ならびにその前処理工程において
、従来合成高分子のゲル化に常用されている酸、アルカ
リ、ラジカル源、放射線、有機溶媒、反応試薬および水
板外の無機溶媒などを全く用いず、更に、2次的硬化処
理(後処Jl)も要しない。しかも本発明で得られるゲ
ルは、含水率が高く、ゴム状の弾性と、すぐれた機械的
強度をも兼備している。また、本発明のゲルは、水また
は温水に不溶で、粘着性を示さず、この点においても、
前記のポリビニルアルコール水溶液の放冷ゲルとは全く
異なる。すなわち、本発明は、従来のポリビニルアルコ
ール水溶液の放冷ゲル化、あるいは従来知られたポリビ
ニルアルコール水溶液の化学的処理によるゲル化などに
関する知見とは全く異なる 新規抗血栓性ゲルを提供す
るものであることを意味する。
、従来合成高分子のゲル化に常用されている酸、アルカ
リ、ラジカル源、放射線、有機溶媒、反応試薬および水
板外の無機溶媒などを全く用いず、更に、2次的硬化処
理(後処Jl)も要しない。しかも本発明で得られるゲ
ルは、含水率が高く、ゴム状の弾性と、すぐれた機械的
強度をも兼備している。また、本発明のゲルは、水また
は温水に不溶で、粘着性を示さず、この点においても、
前記のポリビニルアルコール水溶液の放冷ゲルとは全く
異なる。すなわち、本発明は、従来のポリビニルアルコ
ール水溶液の放冷ゲル化、あるいは従来知られたポリビ
ニルアルコール水溶液の化学的処理によるゲル化などに
関する知見とは全く異なる 新規抗血栓性ゲルを提供す
るものであることを意味する。
本発明に用いるポリビニルアルコールのけん化度は、9
7モルチ以上、好ましくは98モル−以上を要する。け
ん化度80〜88モル−1特に85モルチ以下のポリビ
ニルアルコールを用いても、軟弱なゲルが得られるにす
ぎず、本発明の目的は達成されない。
7モルチ以上、好ましくは98モル−以上を要する。け
ん化度80〜88モル−1特に85モルチ以下のポリビ
ニルアルコールを用いても、軟弱なゲルが得られるにす
ぎず、本発明の目的は達成されない。
A・°発明に用いるポリビニルアルコールのli合rI
IL!& 1,800以上を要する。重合度800〜1
,500未満、特に1,400以下では粘稠液または軟
弱ゲルが生成するにすぎない。本発明においては、例え
ば重合度1,800〜8.800程度のポリビニルアル
コールが使用できるが、通常市販されている尚重合度品
憧合[1,800〜2,600 )をそのまま用いるの
が良い。
IL!& 1,800以上を要する。重合度800〜1
,500未満、特に1,400以下では粘稠液または軟
弱ゲルが生成するにすぎない。本発明においては、例え
ば重合度1,800〜8.800程度のポリビニルアル
コールが使用できるが、通常市販されている尚重合度品
憧合[1,800〜2,600 )をそのまま用いるの
が良い。
本発明では、まずポリビニルアルコール濃度6瞥I以上
の水溶液を調合する。したがって、ポリビニルアルコー
ルの11111としては、例えば6〜25wt16とす
ることができる。
の水溶液を調合する。したがって、ポリビニルアルコー
ルの11111としては、例えば6〜25wt16とす
ることができる。
この濃度を更にたとえば9〇−程度まで高めることもで
きるが、常温における水溶液の粘度がlへ000 cP
以上にも達し、また貯蔵中に粘度上昇あるいはゲル化を
きたすこともあり、若干、取扱い難い。この濃度を例え
ば5wt−より低くすることもできるが、後述の脱水新
装時間が長びき、軽費(脱水動力費)がかさむ。
きるが、常温における水溶液の粘度がlへ000 cP
以上にも達し、また貯蔵中に粘度上昇あるいはゲル化を
きたすこともあり、若干、取扱い難い。この濃度を例え
ば5wt−より低くすることもできるが、後述の脱水新
装時間が長びき、軽費(脱水動力費)がかさむ。
本発明においては、上記ポリビニルアルコール水溶液を
、例えば高圧スチーム滅菌し、同じく、予め滅菌した任
意形状の容器または所望の成型用鋳型へ注入し、凍結・
成型する。この場合、冷却剤としては例えば、食塩−氷
(28ニア7)(−21℃)、塩化カルシウム−氷(8
0: 70)(−55℃)などの寒剤、あるいは、ドラ
イアイス−メチルアルコール(−72℃)、液体窒素(
−196℃)などを用い、−15℃よシ低い温度に冷却
し、凍結させる。冷却が不十分であると、後述する部分
脱水工程を軽で得られるゲルの形状が、当初予期した形
態、すなわち、ポリビニルアルコール水溶液注入容器ま
たは成型用鋳型の形状と合致し難いほか、ゲルの機械的
強[に劣るため、本発明に好ましくない。また、液体ヘ
リウムを用いれば一269℃まで冷却できるが、不経済
であるうえ、ゲルの品位に利点はなく、集用上は、7レ
オン冷凍機を用い、例えば−20〜−5otに冷却する
のが良い。この冷却温度は、後述の部分脱水工程を経て
得られるゲルの強度に影響する。特に強いゴム弾性のゲ
ルを望む場合は、−20℃以下、例えば−20〜−55
℃が好ましく、−6〜−20℃では、ゲルの強度が若干
低下する。凍結・成型を省略するときは、水中において
剛直性を全く欠く、単なるポリビニルアルコールフィル
ム・ゲルが生成するにすぎず、本発明の弾性に富む高含
水性の、耐水性で抗血栓性のゴム状ヒドロゲルは得られ
ない。
、例えば高圧スチーム滅菌し、同じく、予め滅菌した任
意形状の容器または所望の成型用鋳型へ注入し、凍結・
成型する。この場合、冷却剤としては例えば、食塩−氷
(28ニア7)(−21℃)、塩化カルシウム−氷(8
0: 70)(−55℃)などの寒剤、あるいは、ドラ
イアイス−メチルアルコール(−72℃)、液体窒素(
−196℃)などを用い、−15℃よシ低い温度に冷却
し、凍結させる。冷却が不十分であると、後述する部分
脱水工程を軽で得られるゲルの形状が、当初予期した形
態、すなわち、ポリビニルアルコール水溶液注入容器ま
たは成型用鋳型の形状と合致し難いほか、ゲルの機械的
強[に劣るため、本発明に好ましくない。また、液体ヘ
リウムを用いれば一269℃まで冷却できるが、不経済
であるうえ、ゲルの品位に利点はなく、集用上は、7レ
オン冷凍機を用い、例えば−20〜−5otに冷却する
のが良い。この冷却温度は、後述の部分脱水工程を経て
得られるゲルの強度に影響する。特に強いゴム弾性のゲ
ルを望む場合は、−20℃以下、例えば−20〜−55
℃が好ましく、−6〜−20℃では、ゲルの強度が若干
低下する。凍結・成型を省略するときは、水中において
剛直性を全く欠く、単なるポリビニルアルコールフィル
ム・ゲルが生成するにすぎず、本発明の弾性に富む高含
水性の、耐水性で抗血栓性のゴム状ヒドロゲルは得られ
ない。
本発明における凍結・成型時の冷却速度としては、o、
1〜b の急速冷却のいずれでも差支えない。
1〜b の急速冷却のいずれでも差支えない。
本発明による凍結・成型においては、ポリビニルアルコ
ール水溶液は任意の形状の鋳型内で同化(氷結)・成型
される。この容器または鋳型へ注入されたポリビニルア
ルコール水溶液が凍結されたことを確認後、これを融解
させることなく、必g!!(応じ、鋳型の上面カバーま
たは下面カバー(あるいはその双方)を取りはずし、成
型体の形状を保持しつつ、これに真空脱水を總す。この
場合、冷凍室から凍結・成型体を取シ出し、これを真空
乾燥室へ移し、直ちに吸引・脱水するならば、水分の除
去(昇華)に伴ない試料が冷却されるので、特に外部冷
却を施さなくとも、凍結・成型体が融解することはない
。また、凍結・成型体が融解しない程度に加熱すること
は差支えなく、これにより脱水を促進することができる
。つまり脱水工程の温度としては、凍結・成型体を融解
させないかぎ択特に制限はなく、これがゲルの品位に特
に影響することはない。ここで言う真空脱水は減圧で脱
水することで、減圧の縦合は%[限定されないが、たと
えば10■H9以下、好ましくは1wxHI以下さらに
は0.1 tmHO以下で行なうことができる。この脱
水工程においては、脱水率をSwt−以上とする。すな
わち、本発明においては、ポリビニルアルコール水溶液
の濃度のいかんにかかわらず、凍結・成型体に脱水処理
を施す。
ール水溶液は任意の形状の鋳型内で同化(氷結)・成型
される。この容器または鋳型へ注入されたポリビニルア
ルコール水溶液が凍結されたことを確認後、これを融解
させることなく、必g!!(応じ、鋳型の上面カバーま
たは下面カバー(あるいはその双方)を取りはずし、成
型体の形状を保持しつつ、これに真空脱水を總す。この
場合、冷凍室から凍結・成型体を取シ出し、これを真空
乾燥室へ移し、直ちに吸引・脱水するならば、水分の除
去(昇華)に伴ない試料が冷却されるので、特に外部冷
却を施さなくとも、凍結・成型体が融解することはない
。また、凍結・成型体が融解しない程度に加熱すること
は差支えなく、これにより脱水を促進することができる
。つまり脱水工程の温度としては、凍結・成型体を融解
させないかぎ択特に制限はなく、これがゲルの品位に特
に影響することはない。ここで言う真空脱水は減圧で脱
水することで、減圧の縦合は%[限定されないが、たと
えば10■H9以下、好ましくは1wxHI以下さらに
は0.1 tmHO以下で行なうことができる。この脱
水工程においては、脱水率をSwt−以上とする。すな
わち、本発明においては、ポリビニルアルコール水溶液
の濃度のいかんにかかわらず、凍結・成型体に脱水処理
を施す。
脱水率としては、Swt嗟以上、更には10wt1以上
が採用される。脱水が進行するとともに、ゲル強度が著
しく高まシ、しかも非粘着性、耐水性などの諸性状が著
しく改善さ1 れることがら、この部分脱水処理は
本発明にとり不可欠である。もつとも、本発BAにおい
ては、注射薬液の凍結乾燥あるいはコーヒー、ミルク、
果汁、めん類等の含水食品の凍結乾燥に見られる十分な
る脱水(乾燥)処理を行う必襞はなく、上述のとおシの
部分脱水処!によ勺、十分本発明の目的が達成され、上
記のとおシ、脱水が進行するに伴いゲル強度が著しく高
まることから、所望のゲル強度に応じ、脱水量を選定す
ることかで専る。
が採用される。脱水が進行するとともに、ゲル強度が著
しく高まシ、しかも非粘着性、耐水性などの諸性状が著
しく改善さ1 れることがら、この部分脱水処理は
本発明にとり不可欠である。もつとも、本発BAにおい
ては、注射薬液の凍結乾燥あるいはコーヒー、ミルク、
果汁、めん類等の含水食品の凍結乾燥に見られる十分な
る脱水(乾燥)処理を行う必襞はなく、上述のとおシの
部分脱水処!によ勺、十分本発明の目的が達成され、上
記のとおシ、脱水が進行するに伴いゲル強度が著しく高
まることから、所望のゲル強度に応じ、脱水量を選定す
ることかで専る。
いずれにしても、この凍結・部分的脱水処理は本発明に
不可欠で、きわめて重大な意義を有するため、これを省
略するとき、本発明に述べる非流動性、非粘着性、かつ
高含水性で、しかも機械的強度に優れる抗血栓性ヒドロ
ゲルは決して得られない。
不可欠で、きわめて重大な意義を有するため、これを省
略するとき、本発明に述べる非流動性、非粘着性、かつ
高含水性で、しかも機械的強度に優れる抗血栓性ヒドロ
ゲルは決して得られない。
本発明においては、次に、凍結・成型・部分脱水体を、
例えば常温放置し、融解(解凍)させることにより、弾
性に富むゲルが得られる。融解速寂としては1〜bの緩
慢融解、または8〜b ずれによることも差支えない。ポリビニルアルコール水
溶液を、0〜80℃程度で放置(貯蔵)する場合に得ら
れるゲルの融点が15〜29℃前後であるのに反し、本
発明のゲルの融点は100℃以上に及ぶため、温水また
は温風による急速融解も差支えないが、本発明のゲルも
熱湯中では溶解すること、60℃以上では表面に硬質皮
膜が急速に発生することなどから、高温融解は避けなけ
ればならず、40〜50℃以下で融解させるのが望まし
い。
例えば常温放置し、融解(解凍)させることにより、弾
性に富むゲルが得られる。融解速寂としては1〜bの緩
慢融解、または8〜b ずれによることも差支えない。ポリビニルアルコール水
溶液を、0〜80℃程度で放置(貯蔵)する場合に得ら
れるゲルの融点が15〜29℃前後であるのに反し、本
発明のゲルの融点は100℃以上に及ぶため、温水また
は温風による急速融解も差支えないが、本発明のゲルも
熱湯中では溶解すること、60℃以上では表面に硬質皮
膜が急速に発生することなどから、高温融解は避けなけ
ればならず、40〜50℃以下で融解させるのが望まし
い。
この融解操作後、容器または鋳型の支持部から、ゲルを
容易に携りはずすことができる。これは滅醒水または滅
菌生理食塩水中において吸水し、1〜6hで含水率50
〜92wt% (al1体基準)に運するが、なお強固
な弾性体である。このゲルの含水率は、例えば、こんに
ゃく(含水率約97wt% 多1utallIゲル)
には及ばないが、豆腐、ゼリー、生体細胞、人間・動物
等の生体組織などの含水率(70〜90 wK) VC
類似し、しかも、強度と弾性の点で、こんにゃく、寒天
、アルギン酸、カラゲナ/、グアール・ゴム、ローカス
トビーン・ガム、アガロース等の多II類のゲル、豆腐
、ゼリー等の蛋白質ゲルを、はるかにしのぎ、むしろ人
間、動物等の筋肉質に類似する。本発明のゲルはこのよ
うに多量の水分を含むにかかわらず、強固な弾性を示し
、堅く握シしめても、一時的に変形する派直ちに元の形
状に復し、形くずれしない。また、本発明の、含水率8
8m1o板状ゲル上へ成人が片足または両足によ)直立
しても、やはシ一時的変形をきたすものの、直ちに元の
形状に復し、形くずれしない。高含水性と機械的強度と
は、従来から医用高分子材料を開発するうえで、両立し
難い難題とされているが、本発明のゲルは、上述の高含
水性と強度とを有し、従来のポリビニルアルコール水溶
液を風乾して得られる皮膜あるいは前述の、ポリビニル
アルコール水溶液を単に0〜80℃以下に貯蔵する場合
に生成する水溶性ゲルとは全く異なる新規ゲルである。
容易に携りはずすことができる。これは滅醒水または滅
菌生理食塩水中において吸水し、1〜6hで含水率50
〜92wt% (al1体基準)に運するが、なお強固
な弾性体である。このゲルの含水率は、例えば、こんに
ゃく(含水率約97wt% 多1utallIゲル)
には及ばないが、豆腐、ゼリー、生体細胞、人間・動物
等の生体組織などの含水率(70〜90 wK) VC
類似し、しかも、強度と弾性の点で、こんにゃく、寒天
、アルギン酸、カラゲナ/、グアール・ゴム、ローカス
トビーン・ガム、アガロース等の多II類のゲル、豆腐
、ゼリー等の蛋白質ゲルを、はるかにしのぎ、むしろ人
間、動物等の筋肉質に類似する。本発明のゲルはこのよ
うに多量の水分を含むにかかわらず、強固な弾性を示し
、堅く握シしめても、一時的に変形する派直ちに元の形
状に復し、形くずれしない。また、本発明の、含水率8
8m1o板状ゲル上へ成人が片足または両足によ)直立
しても、やはシ一時的変形をきたすものの、直ちに元の
形状に復し、形くずれしない。高含水性と機械的強度と
は、従来から医用高分子材料を開発するうえで、両立し
難い難題とされているが、本発明のゲルは、上述の高含
水性と強度とを有し、従来のポリビニルアルコール水溶
液を風乾して得られる皮膜あるいは前述の、ポリビニル
アルコール水溶液を単に0〜80℃以下に貯蔵する場合
に生成する水溶性ゲルとは全く異なる新規ゲルである。
本発明のゲルに圧力を加えても、含有水分の浸出はほと
んど見られず、例えば、含水率90vtlsのゲル’f
c4119/dの圧縮応力を課しても浸出(流出)水量
は、含有水の1〜SIKすぎない。このように、多量の
水分を強15に保持することからも明らかなとおり、こ
のゲルの見か叶比重は、はぼ水と同程度であり、水中で
辛うじて沈降するにすぎない。
んど見られず、例えば、含水率90vtlsのゲル’f
c4119/dの圧縮応力を課しても浸出(流出)水量
は、含有水の1〜SIKすぎない。このように、多量の
水分を強15に保持することからも明らかなとおり、こ
のゲルの見か叶比重は、はぼ水と同程度であり、水中で
辛うじて沈降するにすぎない。
本発明のゲルには、粘着性がない。板状(8mx8mx
2 tm )、円筒状(内vk8□外径6簡、長さ6簡
)4球状(直径4■)等に成型したゲル約10gを、5
0−の滅菌水中で40日間かきまぜても、相互付着、形
くずれ等の現象は全く認められない、なお、生理食塩水
中VC1年間浸漬したが、溶解せず、弾性および強度も
変らない(これは、例えばこんにゃくを数日間水道水に
浸漬した場合、激しい形くずれが起るのと、きわめて対
照的である。また、ポリビニルアルコール水溶液の単な
る放冷ゲル(凍結ゲル)が著しい粘着性を示し、しばし
ば流動性粘液状あるいは、たかだかゼリー、プリン、寒
天状で、しかも耐水性に乏しく、水中で分散・溶解しや
すいのときわめて対照的である)。
2 tm )、円筒状(内vk8□外径6簡、長さ6簡
)4球状(直径4■)等に成型したゲル約10gを、5
0−の滅菌水中で40日間かきまぜても、相互付着、形
くずれ等の現象は全く認められない、なお、生理食塩水
中VC1年間浸漬したが、溶解せず、弾性および強度も
変らない(これは、例えばこんにゃくを数日間水道水に
浸漬した場合、激しい形くずれが起るのと、きわめて対
照的である。また、ポリビニルアルコール水溶液の単な
る放冷ゲル(凍結ゲル)が著しい粘着性を示し、しばし
ば流動性粘液状あるいは、たかだかゼリー、プリン、寒
天状で、しかも耐水性に乏しく、水中で分散・溶解しや
すいのときわめて対照的である)。
本発明においては、ポリビニルアルコール単一成分がゲ
ル素材(ゲル化成分)として用いられる。しかし、ポリ
ビニルアルコールのゲル化を阻害しない無機物または有
機物が共存することは、本発明に差支えなく、その共存
量としては、例えばポリビニルアルコールのイ量以下と
することができる。これに反し、ポリビニルアルコール
(または変性ポリビニルアルコールとしてのポリビニル
アセタール、ポリビニルブチラール等)に作用して複合
ゲルを生成する物質ならびにポリビニルアルコールと反
応してこれを変性させる物質は、たとえ少量共存するこ
とによっても、しばしば、本発明のゲル形成(ポリビニ
ルアルコール単一成分ゲルの形成)K好ましくない影響
を及ぼし、機械的強度の優れた高含水性ゲルの生成を困
難とする。このような物質としては、既に、ポリビニル
アルコール類との相互作用が知うれているコロイド状ア
ルカリ・シリケート(米国特許2.888,661 (
1958))、コロイド状シリカ(米国特許2,888
,661 (1958))、アルカリ性コロイド状シリ
カ(特開昭54−158779L有機ケイ素化合物(酢
酸ビニル樹脂、j)、9 g 、日刊工業新聞社(19
62) )、テトラアルキルシリケート(%公開55−
80858.%公昭55−11811)、ホウ酸、ホウ
酸(フランス特許748942 (1988))、フェ
ノール、ナフトール、メタ・クレゾール、ピロガロール
、サリチルアニリド、ジサリチルベンジジド、レゾルシ
ノール、ポリアミン類(高分子化学、11.(105)
2B(1964))、カオリy(kaolin>(Na
tmra、170.461 (1955))などが挙げ
られる。これらは、いずれ吃その共存量に対応してポリ
ビニルアルコールとの複合ゲルを形成して不都合な軟弱
ゲルを生ずるので回避される。
ル素材(ゲル化成分)として用いられる。しかし、ポリ
ビニルアルコールのゲル化を阻害しない無機物または有
機物が共存することは、本発明に差支えなく、その共存
量としては、例えばポリビニルアルコールのイ量以下と
することができる。これに反し、ポリビニルアルコール
(または変性ポリビニルアルコールとしてのポリビニル
アセタール、ポリビニルブチラール等)に作用して複合
ゲルを生成する物質ならびにポリビニルアルコールと反
応してこれを変性させる物質は、たとえ少量共存するこ
とによっても、しばしば、本発明のゲル形成(ポリビニ
ルアルコール単一成分ゲルの形成)K好ましくない影響
を及ぼし、機械的強度の優れた高含水性ゲルの生成を困
難とする。このような物質としては、既に、ポリビニル
アルコール類との相互作用が知うれているコロイド状ア
ルカリ・シリケート(米国特許2.888,661 (
1958))、コロイド状シリカ(米国特許2,888
,661 (1958))、アルカリ性コロイド状シリ
カ(特開昭54−158779L有機ケイ素化合物(酢
酸ビニル樹脂、j)、9 g 、日刊工業新聞社(19
62) )、テトラアルキルシリケート(%公開55−
80858.%公昭55−11811)、ホウ酸、ホウ
酸(フランス特許748942 (1988))、フェ
ノール、ナフトール、メタ・クレゾール、ピロガロール
、サリチルアニリド、ジサリチルベンジジド、レゾルシ
ノール、ポリアミン類(高分子化学、11.(105)
2B(1964))、カオリy(kaolin>(Na
tmra、170.461 (1955))などが挙げ
られる。これらは、いずれ吃その共存量に対応してポリ
ビニルアルコールとの複合ゲルを形成して不都合な軟弱
ゲルを生ずるので回避される。
前述の、ポリビニルアルコールのゲル化を阻止しない無
機物または有機物としては、例えば活性炭、ゼオライト
、後述する血液凝固阻止剤(heparin (ナトリ
ウム塩またはカルシウム塩))、プロピレングリコール
、グリセリン、酵素、のほか各種医薬が挙げられる。プ
ロピレングリコール、グリセリンを併用する場合は、ポ
リビニルアルコール水溶液中のポリビニルアルコール濃
度をGwts未flIに減少させることもでき、例えば
4〜6wt5とすることができる。
機物または有機物としては、例えば活性炭、ゼオライト
、後述する血液凝固阻止剤(heparin (ナトリ
ウム塩またはカルシウム塩))、プロピレングリコール
、グリセリン、酵素、のほか各種医薬が挙げられる。プ
ロピレングリコール、グリセリンを併用する場合は、ポ
リビニルアルコール水溶液中のポリビニルアルコール濃
度をGwts未flIに減少させることもでき、例えば
4〜6wt5とすることができる。
本発明のゲルの外見(色相)は、イカの刺身、餅、うい
ろ(白色)、かまぼこ、鮮魚(白身)K近い。
ろ(白色)、かまぼこ、鮮魚(白身)K近い。
本発明のゲルの感触としては、人間、動物等の肉、イカ
の刺身、魚肉、餅(もち)、ちくわ、はんぺん、シュウ
iイ、ンーセージに類似する。本発明においては、ポリ
ビニルアルコール水溶液の注入容器遣たは鋳型の形状を
任意に選定し、所望の形状(粒状、M杖、塊状、板状、
円筒状その他任意形状)の湿潤ゲルとすることができる
。最終目的物の形状に合わせて成型してもよいし、一旦
得た成型体を切削等によシ別の形に成呈してもよい。
の刺身、魚肉、餅(もち)、ちくわ、はんぺん、シュウ
iイ、ンーセージに類似する。本発明においては、ポリ
ビニルアルコール水溶液の注入容器遣たは鋳型の形状を
任意に選定し、所望の形状(粒状、M杖、塊状、板状、
円筒状その他任意形状)の湿潤ゲルとすることができる
。最終目的物の形状に合わせて成型してもよいし、一旦
得た成型体を切削等によシ別の形に成呈してもよい。
本発明のゲルは、強く圧縮されても、含有水分をほとん
ど浸出しないにもかかわらず、風乾処理により、徐々に
水分を失い、収縮するとともに、著しく硬直する。しか
も、その後、古び冷水に浸しても若干の吸水、膨潤が認
められるものの、元の高含水状@IICは決して復しな
い(これらの現象は、やはり動物の筋肉、魚肉、イカ、
柿の実等の場合に類似する)。しかし、水中または生理
食塩水中においては、当初のみずみずしい外見と感触が
維持され、生体内においては、もちろん、風乾、脱水、
収縮、硬直等をきたさない。
ど浸出しないにもかかわらず、風乾処理により、徐々に
水分を失い、収縮するとともに、著しく硬直する。しか
も、その後、古び冷水に浸しても若干の吸水、膨潤が認
められるものの、元の高含水状@IICは決して復しな
い(これらの現象は、やはり動物の筋肉、魚肉、イカ、
柿の実等の場合に類似する)。しかし、水中または生理
食塩水中においては、当初のみずみずしい外見と感触が
維持され、生体内においては、もちろん、風乾、脱水、
収縮、硬直等をきたさない。
本発明のゲルは多量の水を包埋し、水または生理食塩水
に1〜6時間浸漬することにより、含水率50〜92w
t*にまで容易に到達する。特(、本発明における原料
水溶液のポリビニルアルコールatを6〜20wt−に
選定して凍結・成型・部分脱水を施し、更に水または生
理食塩水に浸漬して得られるゲルの含水率は70〜92
wt%にも及ぶ。
に1〜6時間浸漬することにより、含水率50〜92w
t*にまで容易に到達する。特(、本発明における原料
水溶液のポリビニルアルコールatを6〜20wt−に
選定して凍結・成型・部分脱水を施し、更に水または生
理食塩水に浸漬して得られるゲルの含水率は70〜92
wt%にも及ぶ。
したがって、本発明の高含水ゲルは、前述の優れ六機緘
的強度を有するゴム状弾性体であるにもかかわらず、化
学的ならびに生化学的には、しばしば、単なる水(を九
は生理食塩水)同然の挙動を示し、生体との反応性はき
わめて軽微であ担血液に対しても、優れた抗血栓性を示
す。すなわち、ガラス、ナイロン、ポリスチレン、ポリ
エステル(ダクロン、Dacro話)、ポリエチレン、
ポリウレタンフォーム等においては血液はきわめて容易
に凝固しく″人工臓器資料集成”、115(1976)
ライフサイエンスセンター)テフロン、シリコーン、ポ
リビニルピロリド7等において本、血液凝固が起きるの
に反し、本発明の高含水ゲルは、ポリビニルピロリド/
、シリコーン、テフロン等に血栓形成が認められる条件
のもとにおいても、なお抗血栓性を示す。
的強度を有するゴム状弾性体であるにもかかわらず、化
学的ならびに生化学的には、しばしば、単なる水(を九
は生理食塩水)同然の挙動を示し、生体との反応性はき
わめて軽微であ担血液に対しても、優れた抗血栓性を示
す。すなわち、ガラス、ナイロン、ポリスチレン、ポリ
エステル(ダクロン、Dacro話)、ポリエチレン、
ポリウレタンフォーム等においては血液はきわめて容易
に凝固しく″人工臓器資料集成”、115(1976)
ライフサイエンスセンター)テフロン、シリコーン、ポ
リビニルピロリド7等において本、血液凝固が起きるの
に反し、本発明の高含水ゲルは、ポリビニルピロリド/
、シリコーン、テフロン等に血栓形成が認められる条件
のもとにおいても、なお抗血栓性を示す。
従来、医用材料として注目されているヒドロゲル、すな
わち、ポリ(2−ヒドロキシエチルメタクリレート)の
含水率は通常88〜40wgfkであ夛、シかも機械的
強度に劣る(田辺達三、1人工血管”、p、56 (1
977)南江堂、田辺達三、人工臓器、互、245(1
976)、丹沢宏、工業材料、旦5 70(1977)
、丹沢宏、外科診療、20、(1)8 (1978)、
S、D、Br5ek、J、Hioyd。
わち、ポリ(2−ヒドロキシエチルメタクリレート)の
含水率は通常88〜40wgfkであ夛、シかも機械的
強度に劣る(田辺達三、1人工血管”、p、56 (1
977)南江堂、田辺達三、人工臓器、互、245(1
976)、丹沢宏、工業材料、旦5 70(1977)
、丹沢宏、外科診療、20、(1)8 (1978)、
S、D、Br5ek、J、Hioyd。
蝙t#デ、Rga、、7,889 (1978)、丹沢
宏、化学工業、1258(1974))。その含水率を
6Chot−程度まで高めることも提案されたが、含水
率が向上するとともに機械的強度は更に低下する難点が
ある(J、D、And□#(IId、)、@Hydro
gens for Medical and R
datdApplications”L28 (197
6)A(II’5Sytpcp。
宏、化学工業、1258(1974))。その含水率を
6Chot−程度まで高めることも提案されたが、含水
率が向上するとともに機械的強度は更に低下する難点が
ある(J、D、And□#(IId、)、@Hydro
gens for Medical and R
datdApplications”L28 (197
6)A(II’5Sytpcp。
S−デ、8X、森有−11人工臓器資料集成、p、11
6(1976)ライフサイエンスセンター)。
6(1976)ライフサイエンスセンター)。
これに反し、本発明においては、通常含水率70〜92
wt%、更には80〜92wt%の高含水ゲルが容易に
得られるうえ、機械的強度にも優れることから、従来の
非親水性および親水性、含水性医用材料のいずれにも勝
る抗血栓性材料としての価値を有する。
wt%、更には80〜92wt%の高含水ゲルが容易に
得られるうえ、機械的強度にも優れることから、従来の
非親水性および親水性、含水性医用材料のいずれにも勝
る抗血栓性材料としての価値を有する。
本発明のヒドロゲルは、このように優れた抗血栓性を示
すが、いかく高含水ゲルと言えども、水または生理食塩
水と完全に同一の挙動を保証しうるとは限らない(田辺
達三、臨床外科、22.18 (196g)、田辺達三
他、人工臓器、1.17(1972))、たしか(、高
含水ゲルが血fIILに対して異物とは1鐵されないと
の期待もある(森有−他、高分子、22.618(19
78)、丹沢宏、化学工業、1258 (19’14>
、JJ)、Asdradg at al、。
すが、いかく高含水ゲルと言えども、水または生理食塩
水と完全に同一の挙動を保証しうるとは限らない(田辺
達三、臨床外科、22.18 (196g)、田辺達三
他、人工臓器、1.17(1972))、たしか(、高
含水ゲルが血fIILに対して異物とは1鐵されないと
の期待もある(森有−他、高分子、22.618(19
78)、丹沢宏、化学工業、1258 (19’14>
、JJ)、Asdradg at al、。
Trams、Ayn、goCoArt、Int、Org
ans+ 1 9 、 1(1978)。
ans+ 1 9 、 1(1978)。
森有−1“人工臓器資料集成”、7.116(1976
)ライフサイエンスセンター)が、なお検討の余地を残
す。医用材料の含水率を高めることが抗血栓性の向上に
寄与するとの思考に不合理はないが(A、S、Hoff
tnsn at al、。
)ライフサイエンスセンター)が、なお検討の余地を残
す。医用材料の含水率を高めることが抗血栓性の向上に
寄与するとの思考に不合理はないが(A、S、Hoff
tnsn at al、。
Trans 、Ayn、Sac 、Art 、Int
、Organs、 18 、14(1972)、S、Q
BrsekJ、BionudoMatgr、Rag、。
、Organs、 18 、14(1972)、S、Q
BrsekJ、BionudoMatgr、Rag、。
ユ、891(1978))、医用材料(すなわち構造物
)を前提とするかぎり(機械的強度を確保する必賛上)
含水率を無制限に高めることは不可能である。本発明の
ヒドロゲルハ、従来提案されたポリビニルアルコール・
グルタルアルデヒド系あるいはポリ(α−ヒドロキシエ
チルメタクリレート)系のヒドロゲルの含水率上限値(
60〜8O−)(E、WlMerrill at a
l、AC8Polymer Prap−rint、18
,518(1972)、J、ム1聾drada(gd、
)、= HydrOggla for Mad) Re
1atedApplications”、j)、2g
(1976) )を、はるかく超えることができるが、
更に含水率92 m4を超えると、やはり、ゲルの機械
的強度低下につながる。
)を前提とするかぎり(機械的強度を確保する必賛上)
含水率を無制限に高めることは不可能である。本発明の
ヒドロゲルハ、従来提案されたポリビニルアルコール・
グルタルアルデヒド系あるいはポリ(α−ヒドロキシエ
チルメタクリレート)系のヒドロゲルの含水率上限値(
60〜8O−)(E、WlMerrill at a
l、AC8Polymer Prap−rint、18
,518(1972)、J、ム1聾drada(gd、
)、= HydrOggla for Mad) Re
1atedApplications”、j)、2g
(1976) )を、はるかく超えることができるが、
更に含水率92 m4を超えると、やはり、ゲルの機械
的強度低下につながる。
本発明のゲルの含水率を45〜92wt*にとどめ、し
かも更に十分な抗血栓性を長期間にわたシ確保する目的
から、本発明においては、本発明のゲル内へ抗血栓剤(
凝血阻止剤)を包埋させることができる。
かも更に十分な抗血栓性を長期間にわたシ確保する目的
から、本発明においては、本発明のゲル内へ抗血栓剤(
凝血阻止剤)を包埋させることができる。
本発明に用いる抗血栓剤としては、ヘパリン(ヘパリン
酸、ヘパリンナトリウム、ヘパリンカリウム、ヘパリン
オルソラム、ヘパリンマグネシウム)が有効である。本
発明の抗血栓性高含水ゲルに、上記抗血栓剤を包埋し、
その抗血栓性を更に確実に、長期間にわたシ確保するに
は、前述の、本発明の原料水溶液、すなわち、予め滅菌
されたポリビニルアルコール水浴液へ、予め滅菌された
ヘパリン粉末、ヘパリン水溶液、ヘパリン懸濁水溶液の
いずれかを添加・混合する操作を実線する。この場合、
ポリビニルアルコール水溶液の滅菌には、前述の高圧ス
チーム#、1が至便であるが、ヘパリンの滅菌にはエチ
レンオキシド、グルタルアルデヒド、ホルマリン、プロ
ピレンオキシド、過酸化水素等による滅−法の他、水溶
液について、無!1フィルターを用いる濾過滅菌法を採
ることもできる。
酸、ヘパリンナトリウム、ヘパリンカリウム、ヘパリン
オルソラム、ヘパリンマグネシウム)が有効である。本
発明の抗血栓性高含水ゲルに、上記抗血栓剤を包埋し、
その抗血栓性を更に確実に、長期間にわたシ確保するに
は、前述の、本発明の原料水溶液、すなわち、予め滅菌
されたポリビニルアルコール水浴液へ、予め滅菌された
ヘパリン粉末、ヘパリン水溶液、ヘパリン懸濁水溶液の
いずれかを添加・混合する操作を実線する。この場合、
ポリビニルアルコール水溶液の滅菌には、前述の高圧ス
チーム#、1が至便であるが、ヘパリンの滅菌にはエチ
レンオキシド、グルタルアルデヒド、ホルマリン、プロ
ピレンオキシド、過酸化水素等による滅−法の他、水溶
液について、無!1フィルターを用いる濾過滅菌法を採
ることもできる。
このようにして得られるポリビニルアルコールとヘパリ
ンの双方を含む水溶液の、ポリビニルアルコールとヘパ
リンの11度(溶解量)としては、それぞれ6wJt−
以上と10m−以下に選定することができる。ヘパリン
を更に多量添加し、水溶液中に一部懸濁させることもも
ちろん差支えないが、本発明のヒドロゲル(包埋された
ヘパリンは、短期間内に流失することなく、長期にわた
)包埋・徐放されるため、lf#に大量のヘパリンをポ
リビニルアルコール水溶液へ添加することは通常必要で
ない。
ンの双方を含む水溶液の、ポリビニルアルコールとヘパ
リンの11度(溶解量)としては、それぞれ6wJt−
以上と10m−以下に選定することができる。ヘパリン
を更に多量添加し、水溶液中に一部懸濁させることもも
ちろん差支えないが、本発明のヒドロゲル(包埋された
ヘパリンは、短期間内に流失することなく、長期にわた
)包埋・徐放されるため、lf#に大量のヘパリンをポ
リビニルアルコール水溶液へ添加することは通常必要で
ない。
本発明においては、かくして得られるポリビニルアルコ
ール・ヘパリン 水溶液に、前述の凍結・成型、部分脱
水を施すことにより、水溶中のヘパリンの99−以上を
ゲル内に均一に分散・包埋させることができる。これは
前述したとおり凍結体を融解させ、医用材料として用い
ることができるほか、滅甑水または滅菌生理食塩水に1
〜6時間浸漬することによシ、含水率50〜92侭−の
、平衡吸水状態に近4潤グルとして、その形状を安定化
させたのち用いることもできる。もつとも、この浸漬操
作中に、ヒドロゲルからヘパリンがわずかながら流出す
るが、その損失量は、通常、全包埋量の0.5〜1−1
1度にすぎず、本発明のヒドロゲルの抗血栓性は、これ
により左右されるものではない。例えば、ポリビニルア
ルコール水溶液にヘパリンナトリウムを8wt−溶解後
、本発明の処決を適用して得られるゲル5g(全表面積
50cm”、ヘパリン包埋量: 4.800単位(30
ダ)/9)を5mの生理食塩水(6に浸漬した場合、ヘ
パリンの流失(損失)は約0.6−で、その後、少なく
とも28日間、生体内の血液流に接しても、なお、ヒド
ロゲル表面にヘパリンが存在する。ポリビニルアルコー
ルのアルデヒド架橋ゲル等に包埋されたヘパリンは通常
5〜8k、もしくはたかだか5日程度で全量流出するこ
とから、本発明における包埋ヘパリンの長期徐放効果は
特異であり、医用材料としてきわめて好ましいことが明
らかである。本発明のゲルは、任意形状の成型品として
容易に得られ、例えば直径2〜6wxの、ヒドロゲル・
パイプま九はヘパリン包埋ヒドロゲル・パイプを製作し
、人工血管に供することができる。現用のポリエステル
またはテフロン製の人工血管ではいずれも血栓形成が激
しく、直径5■以下の細動脈代替には難があるほか、血
液流速の小さな静脈Sには適用し難いが、本発明のヒド
ロゲル・パイプまたはヘパリン包埋ヒドロゲル・パイプ
は、直径2〜5Nの細動脈または静脈の代替においても
、少なくとも4週間にわたシ崖栓を生じず、この間に、
本発明のヒドロゲルパイプまたはヘパリン包埋ヒドロゲ
ル・パイプの全表面にわたり、生体組織(蛋白質)が薄
く密着し、生体適合性が十分に達成される。
ール・ヘパリン 水溶液に、前述の凍結・成型、部分脱
水を施すことにより、水溶中のヘパリンの99−以上を
ゲル内に均一に分散・包埋させることができる。これは
前述したとおり凍結体を融解させ、医用材料として用い
ることができるほか、滅甑水または滅菌生理食塩水に1
〜6時間浸漬することによシ、含水率50〜92侭−の
、平衡吸水状態に近4潤グルとして、その形状を安定化
させたのち用いることもできる。もつとも、この浸漬操
作中に、ヒドロゲルからヘパリンがわずかながら流出す
るが、その損失量は、通常、全包埋量の0.5〜1−1
1度にすぎず、本発明のヒドロゲルの抗血栓性は、これ
により左右されるものではない。例えば、ポリビニルア
ルコール水溶液にヘパリンナトリウムを8wt−溶解後
、本発明の処決を適用して得られるゲル5g(全表面積
50cm”、ヘパリン包埋量: 4.800単位(30
ダ)/9)を5mの生理食塩水(6に浸漬した場合、ヘ
パリンの流失(損失)は約0.6−で、その後、少なく
とも28日間、生体内の血液流に接しても、なお、ヒド
ロゲル表面にヘパリンが存在する。ポリビニルアルコー
ルのアルデヒド架橋ゲル等に包埋されたヘパリンは通常
5〜8k、もしくはたかだか5日程度で全量流出するこ
とから、本発明における包埋ヘパリンの長期徐放効果は
特異であり、医用材料としてきわめて好ましいことが明
らかである。本発明のゲルは、任意形状の成型品として
容易に得られ、例えば直径2〜6wxの、ヒドロゲル・
パイプま九はヘパリン包埋ヒドロゲル・パイプを製作し
、人工血管に供することができる。現用のポリエステル
またはテフロン製の人工血管ではいずれも血栓形成が激
しく、直径5■以下の細動脈代替には難があるほか、血
液流速の小さな静脈Sには適用し難いが、本発明のヒド
ロゲル・パイプまたはヘパリン包埋ヒドロゲル・パイプ
は、直径2〜5Nの細動脈または静脈の代替においても
、少なくとも4週間にわたシ崖栓を生じず、この間に、
本発明のヒドロゲルパイプまたはヘパリン包埋ヒドロゲ
ル・パイプの全表面にわたり、生体組織(蛋白質)が薄
く密着し、生体適合性が十分に達成される。
本発明のゲルには、更に活性炭を包埋することもできる
。
。
現行ノキュプロファン(c*prophats)による
透析に替る吸着型人工腎臓として、活性炭をゼラチンま
たはポリ(2−ヒドロキシエチルメタクリレート)など
のヒドロゲルによりコーティングする試みが提案されて
いるが、本発明のヒドロゲルまたはヘパリン包埋ヒドロ
ゲルも、もちろん活性炭をコーティングすることができ
、しかもゼラチン、ポリ(α−ヒドロキシエチルメタク
リレート)K勝る機械的強度(耐摩耗性)と抗血栓性を
有することから、活性炭の洩れと血栓形成を阻止するう
えで、更に好ましい材料である。このほか、本発明の抗
血栓性ヒドロゲルおよびへ/イリン包埋ヒドロゲルは、
いずれも、人工透析用シャント、心臓用人工弁、大動脈
内バルーン(balloon’jなどの抗血栓性を要求
される人工臓器用材料に供しうる他、血中溶存酸素濃度
の測定用電極等の、血液と接する各種カテーテルの被覆
材に有用である。また、テフロン、ポリエステル、ポリ
エチレン、ポリウレタン、ポリウレタン・ジメチルポリ
シロキサン等の従来の医用材料の表面を被覆して抗血栓
性を高めることもできる詠発明で言う抗血栓性医用材料
は、生体の内または外で直接血液に接する場所に使用す
る各種医用材料である。
透析に替る吸着型人工腎臓として、活性炭をゼラチンま
たはポリ(2−ヒドロキシエチルメタクリレート)など
のヒドロゲルによりコーティングする試みが提案されて
いるが、本発明のヒドロゲルまたはヘパリン包埋ヒドロ
ゲルも、もちろん活性炭をコーティングすることができ
、しかもゼラチン、ポリ(α−ヒドロキシエチルメタク
リレート)K勝る機械的強度(耐摩耗性)と抗血栓性を
有することから、活性炭の洩れと血栓形成を阻止するう
えで、更に好ましい材料である。このほか、本発明の抗
血栓性ヒドロゲルおよびへ/イリン包埋ヒドロゲルは、
いずれも、人工透析用シャント、心臓用人工弁、大動脈
内バルーン(balloon’jなどの抗血栓性を要求
される人工臓器用材料に供しうる他、血中溶存酸素濃度
の測定用電極等の、血液と接する各種カテーテルの被覆
材に有用である。また、テフロン、ポリエステル、ポリ
エチレン、ポリウレタン、ポリウレタン・ジメチルポリ
シロキサン等の従来の医用材料の表面を被覆して抗血栓
性を高めることもできる詠発明で言う抗血栓性医用材料
は、生体の内または外で直接血液に接する場所に使用す
る各種医用材料である。
本発明においては、ヒドロゲルおよびヘパリン包埋ヒド
ロゲルの合成過程に有機溶媒、化学試薬等を全く使用し
ないことから、単にポリビニルアルコール水溶液の加圧
スチーム滅菌とヘパリンの滅菌を入念に実論じ、しか屯
ヘパリンの滅liに用いたプロピレンオキシド(または
エチレンオキシド、過酸化水素、ホルマリン、グルタル
アルデヒド勢)の除去(真空脱気、滅菌生理食塩水によ
る反復洗浄、無菌室常温放置など)に留意するかぎり、
本発明のヒドロゲルおよびヘパリン包埋ヒドロゲルの有
害物随伴を懸念する必要がない。従来の代表的抗血粉材
としてのポリウレタン・ジメチルシロキサンが、常に、
テトラヒドロフラン、ジオキサン、酢酸等を随伴する危
険を伴い、しかも、きわめて容易に無−室内のほこ夛を
吸着するため、通常の手術室とは異なる特殊な清浄室に
訃いて堆扱わねばならないのに反し、本発明のヒドロゲ
ル及びヘパリン包埋ヒドロゲルの取扱いは容易である。
ロゲルの合成過程に有機溶媒、化学試薬等を全く使用し
ないことから、単にポリビニルアルコール水溶液の加圧
スチーム滅菌とヘパリンの滅菌を入念に実論じ、しか屯
ヘパリンの滅liに用いたプロピレンオキシド(または
エチレンオキシド、過酸化水素、ホルマリン、グルタル
アルデヒド勢)の除去(真空脱気、滅菌生理食塩水によ
る反復洗浄、無菌室常温放置など)に留意するかぎり、
本発明のヒドロゲルおよびヘパリン包埋ヒドロゲルの有
害物随伴を懸念する必要がない。従来の代表的抗血粉材
としてのポリウレタン・ジメチルシロキサンが、常に、
テトラヒドロフラン、ジオキサン、酢酸等を随伴する危
険を伴い、しかも、きわめて容易に無−室内のほこ夛を
吸着するため、通常の手術室とは異なる特殊な清浄室に
訃いて堆扱わねばならないのに反し、本発明のヒドロゲ
ル及びヘパリン包埋ヒドロゲルの取扱いは容易である。
本発明において、ポリビニルアルコールの水溶液を凍結
・成型・部分脱水するととくよ)、従来公知のポリビニ
ルアルコール系ゲルとは全く異なる、機械的強度の優れ
九弾性に富む抗血栓性高含水ヒドロゲルの得られる理由
は明らかでないが、凍結・成型ならび(、これに続く部
分的脱水処理時に、ポリビニルアルコールの分子内およ
び分子間にきわめて多数の水素結合が形成され、特に、
部分脱水時に、ゲル組織の結晶化度が高tb、機械的強
度と弾性の向上をきたすことに因ると推察される。
・成型・部分脱水するととくよ)、従来公知のポリビニ
ルアルコール系ゲルとは全く異なる、機械的強度の優れ
九弾性に富む抗血栓性高含水ヒドロゲルの得られる理由
は明らかでないが、凍結・成型ならび(、これに続く部
分的脱水処理時に、ポリビニルアルコールの分子内およ
び分子間にきわめて多数の水素結合が形成され、特に、
部分脱水時に、ゲル組織の結晶化度が高tb、機械的強
度と弾性の向上をきたすことに因ると推察される。
:1
いずれにしても、この種の抗血栓性の、ポリビニルアル
コール凍結・部分脱水ゲルおよびその製法は、本発明が
初次に実施例(基づいて本発明を説明する。
コール凍結・部分脱水ゲルおよびその製法は、本発明が
初次に実施例(基づいて本発明を説明する。
実施例1
市販ポリビニルアルコール(けん化度99.4モル−1
粘度平均重合[2600,4−水溶液の粘度(20℃)
66ep)の粉末28g(含水率8.5 vt* )を
、水140m1jに溶解して、18wt*水溶液とし、
これに、高圧水蒸気滅菌処理(120℃X 20 tl
Li%)を施す。
粘度平均重合[2600,4−水溶液の粘度(20℃)
66ep)の粉末28g(含水率8.5 vt* )を
、水140m1jに溶解して、18wt*水溶液とし、
これに、高圧水蒸気滅菌処理(120℃X 20 tl
Li%)を施す。
内径5m、外径10m5長さ20傷のパイプ成型用鋳型
を高圧水蒸気滅菌後、ここへ前記滅菌済水溶液12Il
jt−流し込み、−60℃で1h放冷(凍結)させる。
を高圧水蒸気滅菌後、ここへ前記滅菌済水溶液12Il
jt−流し込み、−60℃で1h放冷(凍結)させる。
しかる後、鋳型の上面カバーを取りはずし、凍結成型体
を融解させることなく、6にの真空脱水を施す。次に、
無−フィルターを通過させた清浄な空気を用いて真空を
破シ、成型体(パイプ)を取)出し、無1室に放置して
融解させたところ、重量?9(脱水率40s1含水率7
8−一)、内径5龍、外径8■のパイプを得た。このパ
イプを、滅麿済のα9wtチ食塙水に5h浸漬したとこ
ろ、10g(含水率84wt% ) 、内径5聰、外4
I9 mのヒドロゲル・パイプが得られた。このパイプ
を2等分し、それぞれの切断パイプの1端をセリシン(
sgricin鵬出処理済み編み絹糸(JIs41、直
径0.1m、 120℃X80mjs滅厘済)を用い
てしげるととくよシ、下端を封じた円筒(微小試験管)
を制作する。
を融解させることなく、6にの真空脱水を施す。次に、
無−フィルターを通過させた清浄な空気を用いて真空を
破シ、成型体(パイプ)を取)出し、無1室に放置して
融解させたところ、重量?9(脱水率40s1含水率7
8−一)、内径5龍、外径8■のパイプを得た。このパ
イプを、滅麿済のα9wtチ食塙水に5h浸漬したとこ
ろ、10g(含水率84wt% ) 、内径5聰、外4
I9 mのヒドロゲル・パイプが得られた。このパイプ
を2等分し、それぞれの切断パイプの1端をセリシン(
sgricin鵬出処理済み編み絹糸(JIs41、直
径0.1m、 120℃X80mjs滅厘済)を用い
てしげるととくよシ、下端を封じた円筒(微小試験管)
を制作する。
それぞれのヒドロゲル製試験管に、ヤギ(体重80Jt
9)の新鮮血(採取後20秒以内)IIIjずつを注ぎ
、8ms#置後、一方の試験管を80〜60秒ごとに傾
ける操作を反復し、血液の流動性がほぼ消失した時点に
おいて、他方の試験管につき同様の操作を反復継続し、
この試験管の上下を逆転させても流動の認められない状
態に到達するまでの通算所要時間を凝血時間を見なす。
9)の新鮮血(採取後20秒以内)IIIjずつを注ぎ
、8ms#置後、一方の試験管を80〜60秒ごとに傾
ける操作を反復し、血液の流動性がほぼ消失した時点に
おいて、他方の試験管につき同様の操作を反復継続し、
この試験管の上下を逆転させても流動の認められない状
態に到達するまでの通算所要時間を凝血時間を見なす。
同様に#血時間測定操作を、同じく内径5諺のシリコー
ンゴム製試験管(2本)についても実施する。
ンゴム製試験管(2本)についても実施する。
本発明のヒドロゲルとシリコーンゴムのそれぞれの生体
外における凝血時間は、58w5sと16m1nであシ
、本発明のヒドロゲルは、従来かなりの好評を得ている
シリクン(田辺違三、臨床外科、22.819(196
8))に比し、はるかに抗血栓性の高いことを知った。
外における凝血時間は、58w5sと16m1nであシ
、本発明のヒドロゲルは、従来かなりの好評を得ている
シリクン(田辺違三、臨床外科、22.819(196
8))に比し、はるかに抗血栓性の高いことを知った。
実施例2
実施例1のポリビニルアルコール65g(含水率8 w
t%)を水985JilKi!解し、65at96とし
た。この水溶液170gをポリエチレン製ビーカー(底
面直径15cm)に注ぎ、これVCl20℃X 80
misのスチーム滅菌を施した後、−50℃X2にの冷
却(凍結・成型)を経て、直ち[64の真空脱水を施し
た。解凍後97g(含水率89m1.脱水率48 wt
% )の白色不透明な弾性に富むゲルを得もこのゲル(
厚さ約8m)を、同じくスチーム滅菌した生理食塩水1
00117に6&浸漬することにより、このゲルは吸水
して1489(含水率98sc+t%、厚さ約9m)に
達し島これに41c9/cm”の荷重を課した紙水分浸
出量は8d(流失損失2−)にすぎなかった。
t%)を水985JilKi!解し、65at96とし
た。この水溶液170gをポリエチレン製ビーカー(底
面直径15cm)に注ぎ、これVCl20℃X 80
misのスチーム滅菌を施した後、−50℃X2にの冷
却(凍結・成型)を経て、直ち[64の真空脱水を施し
た。解凍後97g(含水率89m1.脱水率48 wt
% )の白色不透明な弾性に富むゲルを得もこのゲル(
厚さ約8m)を、同じくスチーム滅菌した生理食塩水1
00117に6&浸漬することにより、このゲルは吸水
して1489(含水率98sc+t%、厚さ約9m)に
達し島これに41c9/cm”の荷重を課した紙水分浸
出量は8d(流失損失2−)にすぎなかった。
また、この荷重を除くことにより、この弾性体の形状は
元に復し、さらに、このゲルの引張シ強度は5#/cI
l” K:及ぶことを知った。
元に復し、さらに、このゲルの引張シ強度は5#/cI
l” K:及ぶことを知った。
ここに得られたシート状ゲル(直径15cm、円板)の
断片から、スチーム滅菌済開孔機(パンチ)を用い、内
径8u1外径35龍、長さ9wxのラシヒリングを切取
択イヌ(体車約10噸)の頚静脈に挿入する。すなわち
、ラボナール静脈麻酔と挿管調節呼吸のもとに、無菌的
に頚静脈を露出させて外膜を剥離し、1−キシロカイン
を滴下後、血梢11に:それぞれ、一時的に糸をかけ、
血流を遮断する。直ち(、静脈内腔を滅菌済生理食塩水
を用いて洗浄し、しかる後、血管内膜を傷つけないよう
留意しつつ、上記ラシヒリングを末梢11に挿入し、次
いで、これを中枢IIIに寄せ、切Rmとリング中央部
の位置とが合致するよう調整後、エチレンオキシドによ
る滅1を施したカットゲート(catgsζ直径0.1
8目)を用いて切開線を縫合し、血流を再開するととも
に、ラシヒリング挿入中央部(おいて結紮し九8週間を
経て、上記の部分を再び切開した結果、ラシヒリングの
全面にわたシ、薄く、少量の血栓が認められるものの、
リング閉塞は全く見られなかった。
断片から、スチーム滅菌済開孔機(パンチ)を用い、内
径8u1外径35龍、長さ9wxのラシヒリングを切取
択イヌ(体車約10噸)の頚静脈に挿入する。すなわち
、ラボナール静脈麻酔と挿管調節呼吸のもとに、無菌的
に頚静脈を露出させて外膜を剥離し、1−キシロカイン
を滴下後、血梢11に:それぞれ、一時的に糸をかけ、
血流を遮断する。直ち(、静脈内腔を滅菌済生理食塩水
を用いて洗浄し、しかる後、血管内膜を傷つけないよう
留意しつつ、上記ラシヒリングを末梢11に挿入し、次
いで、これを中枢IIIに寄せ、切Rmとリング中央部
の位置とが合致するよう調整後、エチレンオキシドによ
る滅1を施したカットゲート(catgsζ直径0.1
8目)を用いて切開線を縫合し、血流を再開するととも
に、ラシヒリング挿入中央部(おいて結紮し九8週間を
経て、上記の部分を再び切開した結果、ラシヒリングの
全面にわたシ、薄く、少量の血栓が認められるものの、
リング閉塞は全く見られなかった。
シリコーンゴム製ラシヒリングとテフロン製ラシヒリン
グについても同様に、体重10〜15に9のイヌを用い
比較検討し九が、2週間後には既に、いずれも著しい血
栓を生じ、血管はほとんど閉塞状11に達することから
、本発明のヒドロゲルの抗血栓性の優れていることを知
った。
グについても同様に、体重10〜15に9のイヌを用い
比較検討し九が、2週間後には既に、いずれも著しい血
栓を生じ、血管はほとんど閉塞状11に達することから
、本発明のヒドロゲルの抗血栓性の優れていることを知
った。
実施例8
市販ポリビニルアルコール(けん化度97モル一、粘度
平均重合度1,800.4s水溶液の粘度(20℃)2
8cP)の粉末86g(含水率7 mLs)を、水91
1Km溶解し、8、OwtToとした。
平均重合度1,800.4s水溶液の粘度(20℃)2
8cP)の粉末86g(含水率7 mLs)を、水91
1Km溶解し、8、OwtToとした。
この水溶液41gを、底面直径7.21のポリエチレン
製ビーカーに注ぎ、実施例1に準じて滅菌、凍結・成型
後、10Aの真空脱水を施し札 解凍後8g(含水率58wt勲脱水率−80sc+tl
G )の白色不透明ゲルを得、これを滅1済生理食塩水
10−に6に浸漬することによシ、このゲルは吸水して
、14g(含水率76 wt% )に達した。このゲル
(厚さ約10■)の引張り強度は5J/m”に及ん九か
くして得られた円板状ゲルを、円形2紙の場合と同様(
四つ折にし、底面を欠く円錐状容器を作成した。
製ビーカーに注ぎ、実施例1に準じて滅菌、凍結・成型
後、10Aの真空脱水を施し札 解凍後8g(含水率58wt勲脱水率−80sc+tl
G )の白色不透明ゲルを得、これを滅1済生理食塩水
10−に6に浸漬することによシ、このゲルは吸水して
、14g(含水率76 wt% )に達した。このゲル
(厚さ約10■)の引張り強度は5J/m”に及ん九か
くして得られた円板状ゲルを、円形2紙の場合と同様(
四つ折にし、底面を欠く円錐状容器を作成した。
一方、ウサギから1011jの血液を採取し、8.89
11クエン酸ナトリウム水溶液111jを添加・混合後
、イ・M塩化カルシウム水溶液10117を加えて混合
し、その8−を、上記円錐状容器へ注入後、8h靜置し
た麩血栓はほとんど認められなかつ九。
11クエン酸ナトリウム水溶液111jを添加・混合後
、イ・M塩化カルシウム水溶液10117を加えて混合
し、その8−を、上記円錐状容器へ注入後、8h靜置し
た麩血栓はほとんど認められなかつ九。
円板状シリコーンゴムにつき、同様の円呻状容器を作成
し、上記の血栓発生試験を実施したところ、2orPL
i後には血栓が明らかに見られ、本発明のヒドロゲルが
抗血栓性において勝ることを知っム 実施例4 実施例1のポリビニルアルコール粉末13y(含水率8
.5−)を水89gに溶解して得た11.6wtチ水溶
液909を、1a11X 1cstX 5cILの板状
体(18枚分)成型用鋳型へ注入し、−53℃X1にの
冷却(凍結・成型)を施した後、鋳型を解体し、成型体
を取シはずすとともに、直ちに6んの真空脱水を施した
結果、48p(含水率78wt% 、脱水率47 wt
−)のゲルを得た。このゲルの引張りxiI!i!にお
いて、6kg/菌2の応力まで切断しなかった。また実
施例8と同様な血栓発生試験を行なったが、血栓はほと
んど認められなかった。
し、上記の血栓発生試験を実施したところ、2orPL
i後には血栓が明らかに見られ、本発明のヒドロゲルが
抗血栓性において勝ることを知っム 実施例4 実施例1のポリビニルアルコール粉末13y(含水率8
.5−)を水89gに溶解して得た11.6wtチ水溶
液909を、1a11X 1cstX 5cILの板状
体(18枚分)成型用鋳型へ注入し、−53℃X1にの
冷却(凍結・成型)を施した後、鋳型を解体し、成型体
を取シはずすとともに、直ちに6んの真空脱水を施した
結果、48p(含水率78wt% 、脱水率47 wt
−)のゲルを得た。このゲルの引張りxiI!i!にお
いて、6kg/菌2の応力まで切断しなかった。また実
施例8と同様な血栓発生試験を行なったが、血栓はほと
んど認められなかった。
比較例1
実施例2のポリビニルアルコール水溶液41gを、8c
ILX8cpnの底面の角形容器へ注ぎ、常温で2日間
放置した結果、無色透明の軟弱な湿潤膜を得九この膜を
水道水に6に浸漬したが、水中に一部溶解するうえ、膜
自体粘着性を・(示す。実施例1〜4の場合のようなゴ
ム状ゲルは全く生成しない。
ILX8cpnの底面の角形容器へ注ぎ、常温で2日間
放置した結果、無色透明の軟弱な湿潤膜を得九この膜を
水道水に6に浸漬したが、水中に一部溶解するうえ、膜
自体粘着性を・(示す。実施例1〜4の場合のようなゴ
ム状ゲルは全く生成しない。
すなわち、ポリビニルアルコール水溶液を単に乾燥させ
ても、本発明のゴム状高倉水性ゲルは得られない。
ても、本発明のゴム状高倉水性ゲルは得られない。
比較例2
実施例8のポリビニルアルコールのかわりに、けん化度
78.5モルチ、粘度平均重合f1.800,4−水溶
液の粘度(20℃) 86 cPの市販ポリビニルアル
コールを用い、一様に操作し九凍結・成型・脱水体7.
4 ’il (含水率55W績)が得られたが、解凍後
は5℃においても軟弱化し、少量のゲル層のほかに、多
量のポリビニルアルコ−4厚水溶液が層分離するのを認
めも すなわち、けん化度の低いポリビニルアルコールを用い
ても、本発明の耐水性ゲルは得られ彦い。
78.5モルチ、粘度平均重合f1.800,4−水溶
液の粘度(20℃) 86 cPの市販ポリビニルアル
コールを用い、一様に操作し九凍結・成型・脱水体7.
4 ’il (含水率55W績)が得られたが、解凍後
は5℃においても軟弱化し、少量のゲル層のほかに、多
量のポリビニルアルコ−4厚水溶液が層分離するのを認
めも すなわち、けん化度の低いポリビニルアルコールを用い
ても、本発明の耐水性ゲルは得られ彦い。
比較例8
実施例8のポリビニルアルコールのかわりに、けん化度
99.2モル−1粘度平均重合&500,4−水溶液の
粘度(20℃) 5.6 ePの市販ポリビニルアルコ
ールを用い、その18wt%水溶液2019を、同様(
凍結・成型・脱水したが、寒天(似たもろいゲル18g
(含水率725its )が得られたにすぎず、はとん
ど弾性は認められないことを知った。
99.2モル−1粘度平均重合&500,4−水溶液の
粘度(20℃) 5.6 ePの市販ポリビニルアルコ
ールを用い、その18wt%水溶液2019を、同様(
凍結・成型・脱水したが、寒天(似たもろいゲル18g
(含水率725its )が得られたにすぎず、はとん
ど弾性は認められないことを知った。
すなわち、重合度の低いポリビニルアルコールを用いて
も、本発明の機械的強度の優れたゴム状の弾性ゲルは得
られない。
も、本発明の機械的強度の優れたゴム状の弾性ゲルは得
られない。
実施例5
実施例4のポリビニルアルコール粉末から調製した6w
tfb水溶液170gを5等分し、それぞれをポリエチ
レン製ヒ−J −(50117) K注ぎ、−50℃X
ltの冷却(凍結・成型)を施し、続いて、それぞれに
1〜14&の真空脱水を總した。また脱水ゲルを水中に
6に浸漬後の重量を求めた。
tfb水溶液170gを5等分し、それぞれをポリエチ
レン製ヒ−J −(50117) K注ぎ、−50℃X
ltの冷却(凍結・成型)を施し、続いて、それぞれに
1〜14&の真空脱水を總した。また脱水ゲルを水中に
6に浸漬後の重量を求めた。
脱水ゲル 浸漬ゲル
1 27 92 21 29 982 2
6 92 24 29 984 19 8
9 44 28 918 5 62 85
11 8214 2.5 20 98 1
0 80また、浸漬後のゲルにつき、引張夛強度を測
定しれ乾燥時間(A) 強度(切断時、崎/cm
” )1 2 8 6 14 6 なお、当該ゲルはいずれも水道水に浸漬し常温で90日
間以上放置しても、相互付着、形くずれはおこらず、強
度変化もほとんど起とらなかつ九 また実施例8と同様な血栓発生試験を行なつ九が血栓は
ほとんど認められなかつ九 比較例4 比較例8と同じ重合度500のポリビニルアルコール水
溶液の濃rを80 vt* tで高め、その水溶液12
0gに一73℃X1&の凍結・成型を紬した後、6にの
真空脱水を織し輻凍結・成型・脱水体Ion(含水率6
6−)を解凍後、水中に8に浸漬し九結果、120p(
含水率70 wt% )にまで吸水するととも(著しく
軟化し、その一部は形くずれ(水中への溶解)を起こし
た。
6 92 24 29 984 19 8
9 44 28 918 5 62 85
11 8214 2.5 20 98 1
0 80また、浸漬後のゲルにつき、引張夛強度を測
定しれ乾燥時間(A) 強度(切断時、崎/cm
” )1 2 8 6 14 6 なお、当該ゲルはいずれも水道水に浸漬し常温で90日
間以上放置しても、相互付着、形くずれはおこらず、強
度変化もほとんど起とらなかつ九 また実施例8と同様な血栓発生試験を行なつ九が血栓は
ほとんど認められなかつ九 比較例4 比較例8と同じ重合度500のポリビニルアルコール水
溶液の濃rを80 vt* tで高め、その水溶液12
0gに一73℃X1&の凍結・成型を紬した後、6にの
真空脱水を織し輻凍結・成型・脱水体Ion(含水率6
6−)を解凍後、水中に8に浸漬し九結果、120p(
含水率70 wt% )にまで吸水するととも(著しく
軟化し、その一部は形くずれ(水中への溶解)を起こし
た。
比較例5
実施例6において、ポリビニルアルコール(けん化度9
9.4干ルチ、粘度平均重合&2,600 )ノロwt
’l水11液84pを冷却(凍結・成m>後、常温で1
4放置しれ粘着性の軟弱ゲル(84y、脱水率os、含
水率94 m−)を得た力ζ弾性を示さず、引張)強度
としてはわずかに100g/工1で既に破断された。ま
た、前記ゲル109を水801fjK浸漬したところ、
約20時間で形がくずれ出し水層は濁シ、シかも大部分
粘着性の水に変った。
9.4干ルチ、粘度平均重合&2,600 )ノロwt
’l水11液84pを冷却(凍結・成m>後、常温で1
4放置しれ粘着性の軟弱ゲル(84y、脱水率os、含
水率94 m−)を得た力ζ弾性を示さず、引張)強度
としてはわずかに100g/工1で既に破断された。ま
た、前記ゲル109を水801fjK浸漬したところ、
約20時間で形がくずれ出し水層は濁シ、シかも大部分
粘着性の水に変った。
このようくいたとえポリビニルアルコール水溶液に凍結
成型を施し融解させても、強度が低く耐水性の乏しい粘
着性のゲルが得られるにすぎず、凍結・成型後融解をさ
せずに部分脱水を施さないかぎり本発明で言う強度の強
い耐水性のあるゲルは生成しない。
成型を施し融解させても、強度が低く耐水性の乏しい粘
着性のゲルが得られるにすぎず、凍結・成型後融解をさ
せずに部分脱水を施さないかぎり本発明で言う強度の強
い耐水性のあるゲルは生成しない。
比較例6
実施例2のポリビニルアルコール粉末(含水率8.55
ty19G>とカルボ中ジメチルセルロースのそれぞれ
のQ、5gfつを水90pK加え、15m5s煮沸して
溶解させて後、室温まで放冷して激しくかきまぜ、しか
る後、これを−50℃で10h放冷(凍結)シ、直ちに
真空乾燥することによシ、乾燥体1yを得もこれは、発
泡スチロール状の、しか4とれより更にもろい白色スポ
ンジであ夛、水中で容JIK粘着液と化した。
ty19G>とカルボ中ジメチルセルロースのそれぞれ
のQ、5gfつを水90pK加え、15m5s煮沸して
溶解させて後、室温まで放冷して激しくかきまぜ、しか
る後、これを−50℃で10h放冷(凍結)シ、直ちに
真空乾燥することによシ、乾燥体1yを得もこれは、発
泡スチロール状の、しか4とれより更にもろい白色スポ
ンジであ夛、水中で容JIK粘着液と化した。
すなわち、ポリビニルアルコール0.5−11&の水溶
液ニつき本発明に準する操作を実施しても単なる水溶性
の凍結乾燥体が得られるにすぎない。
液ニつき本発明に準する操作を実施しても単なる水溶性
の凍結乾燥体が得られるにすぎない。
実施例6
実施例1で得られるとドロゲルパイプ(長さ201)を
41ごとに切断し、それらにつき、セリシン(aari
cis)溶出処理済みの編み絹糸CJIS 41、直
径0.1m、120℃X 80 mix滅1済)、カッ
トグー) (catgst。
41ごとに切断し、それらにつき、セリシン(aari
cis)溶出処理済みの編み絹糸CJIS 41、直
径0.1m、120℃X 80 mix滅1済)、カッ
トグー) (catgst。
腸線、直径018131%エチレンオキシド滅菌済)滅
菌中ソン糸(ポリクリコール酸系、直110.18m、
120℃X80m5s滅菌済)ならびにtaper c
st針を使用して、たがいに吻合し、2点支持式人工血
管縫合法(田辺達三、°縫合材料と縫合、吻合”p、t
6 、61 、91 (1979)金属出版、田辺違
三他、°人工血管”jl、56 、ν、84(1977
)南江堂)によ)、糸間隔L6■として縫合試験を行う
。
菌中ソン糸(ポリクリコール酸系、直110.18m、
120℃X80m5s滅菌済)ならびにtaper c
st針を使用して、たがいに吻合し、2点支持式人工血
管縫合法(田辺達三、°縫合材料と縫合、吻合”p、t
6 、61 、91 (1979)金属出版、田辺違
三他、°人工血管”jl、56 、ν、84(1977
)南江堂)によ)、糸間隔L6■として縫合試験を行う
。
いずれの種類の縫合糸の場合にも、本発明のヒドロゲル
パイプは容JIK縫合され、縫目における破損が全く生
じなかったことから、生体血管へ0縫合にも、本発明の
とドロゲルパイプは十分耐えうると見なされもまたとの
ヒドロゲルパイプについて実施例2と同様の抗血栓性試
験を行なった結果血栓発生はほとんど見られなかつ九 実施例7 実施例2のポリビニルアルコール粉(含水率a 5 m
)281!を水100−に溶解して17d−水溶液とし
、これに高圧水蒸気数1(120℃x80sjs)を細
し、40”Cまで放冷後、その20gへ、ガス消毒済み
へバリンナトリウム粉65,000単位(400Mg)
を溶解する。この混合水溶液12−を、実施例1と同様
に鋳型へ流し込み、同様に操作して、重量8g(脱水車
84w績、含水率75 to捗入内径5誼、外径8mの
パイプを得、これをあらかじめ滅1した0、9−浸食塩
水に5h浸漬し、10g(含水率80wt$ ) 、内
径5諺、外径9wiのヒドロゲルパイプを得もこのパイ
プを0.51ととに切断し、そO切断片20個(ヘパリ
ン含量19,500単位)(5gゲル)VCツき、0.
9m−食塩水20117を注ぎ、1日静置發、水相をヒ
ドロゲルパイプ切断片と分離し、水相につき、トルイジ
ンブルーによるヘパリン呈色試験を実施する。4日浸漬
液(2011j)を更新して、この操作を反復した結果
、少なくとも28日間にわたシ、明確なトルイジンブル
ーの呈色(変色、青紫); が観察された。
パイプは容JIK縫合され、縫目における破損が全く生
じなかったことから、生体血管へ0縫合にも、本発明の
とドロゲルパイプは十分耐えうると見なされもまたとの
ヒドロゲルパイプについて実施例2と同様の抗血栓性試
験を行なった結果血栓発生はほとんど見られなかつ九 実施例7 実施例2のポリビニルアルコール粉(含水率a 5 m
)281!を水100−に溶解して17d−水溶液とし
、これに高圧水蒸気数1(120℃x80sjs)を細
し、40”Cまで放冷後、その20gへ、ガス消毒済み
へバリンナトリウム粉65,000単位(400Mg)
を溶解する。この混合水溶液12−を、実施例1と同様
に鋳型へ流し込み、同様に操作して、重量8g(脱水車
84w績、含水率75 to捗入内径5誼、外径8mの
パイプを得、これをあらかじめ滅1した0、9−浸食塩
水に5h浸漬し、10g(含水率80wt$ ) 、内
径5諺、外径9wiのヒドロゲルパイプを得もこのパイ
プを0.51ととに切断し、そO切断片20個(ヘパリ
ン含量19,500単位)(5gゲル)VCツき、0.
9m−食塩水20117を注ぎ、1日静置發、水相をヒ
ドロゲルパイプ切断片と分離し、水相につき、トルイジ
ンブルーによるヘパリン呈色試験を実施する。4日浸漬
液(2011j)を更新して、この操作を反復した結果
、少なくとも28日間にわたシ、明確なトルイジンブル
ーの呈色(変色、青紫); が観察された。
なお、別途に同様の方法で作成したパイプ(内径5■、
外径8 tJ長さ7c11)を実施例2と同様の抗血栓
性試験を実施例8 実施例7のヘパリン使用量をHIK高め、同様に操作す
る。かくして得られるヘパリン包埋ヒドロゲル/くイブ
(長さ20eM)から、長さ10■のパイプを切取シ、
イヌ(体重12#)の工大静脈に挿入後、結紮固定化し
、血流再開後118日を経て、再び切開しへ/4リン包
塚ヒドロゲルパイプを堆出し九力ζ血栓は認められなか
った。
外径8 tJ長さ7c11)を実施例2と同様の抗血栓
性試験を実施例8 実施例7のヘパリン使用量をHIK高め、同様に操作す
る。かくして得られるヘパリン包埋ヒドロゲル/くイブ
(長さ20eM)から、長さ10■のパイプを切取シ、
イヌ(体重12#)の工大静脈に挿入後、結紮固定化し
、血流再開後118日を経て、再び切開しへ/4リン包
塚ヒドロゲルパイプを堆出し九力ζ血栓は認められなか
った。
手続補正書
昭和56年11月27日
%詐庁長官島田春樹殿
1、事件の表示
昭和56年特許願第150549号
2、発明の名称
抗血栓性医用材料
3、補正をする者
事件との関係 特許出願人
名称 (444) 日本有油株式会社f。
4、代理人
50
住所 東京都渋谷区桜ケ丘24番8号
チサンマンション新甫千台(電話476−2571)6
、補正の内容 (1)明細書を次の通夛補正する。
、補正の内容 (1)明細書を次の通夛補正する。
(2)明細誉9頁lO行と11行の間に次の文を挿入す
る。
る。
「しかるに、本発明の抗血栓性ヒドロゲルに、たとえば
ヘパリンを包埋する場合、その流出(放出)速度はきわ
めて緩慢で、20〜50日間又はそれ以上の連続徐放効
果が得られる。」
ヘパリンを包埋する場合、その流出(放出)速度はきわ
めて緩慢で、20〜50日間又はそれ以上の連続徐放効
果が得られる。」
Claims (1)
- けん化度97モルー以上、粘度平均重合度1,800以
上のポリビニルアルコールをesc<−以上含み、更に
必要に応じ抗凝血剤を10wt*以下の濃度で含有する
水溶液を、任意形状の容器または成型用鋳型へ注入し、
これを−15℃よシ低い温度で凍結成型後、この成型体
を、融解させることなく、脱水車5vt%以上に到達す
るまで、部分的に脱水し、しかる後、必要に応じ水中に
浸漬することにより、含水率45〜92m%に到達させ
て得たヒドロゲルからなる抗血栓性医用材料。
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP56150549A JPS58121957A (ja) | 1981-09-25 | 1981-09-25 | 抗血栓性医用材料 |
US06/716,840 US4734097A (en) | 1981-09-25 | 1985-03-28 | Medical material of polyvinyl alcohol and process of making |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP56150549A JPS58121957A (ja) | 1981-09-25 | 1981-09-25 | 抗血栓性医用材料 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS58121957A true JPS58121957A (ja) | 1983-07-20 |
Family
ID=15499297
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP56150549A Pending JPS58121957A (ja) | 1981-09-25 | 1981-09-25 | 抗血栓性医用材料 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS58121957A (ja) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2009057713A (ja) * | 2007-08-30 | 2009-03-19 | Kyushu Electric Power Co Inc | 風力発電用ハイブリッドタワー及びその施工法 |
JP2019097659A (ja) * | 2017-11-29 | 2019-06-24 | 地方独立行政法人東京都立産業技術研究センター | チューブ状ハイドロゲル及び医療用ステント |
-
1981
- 1981-09-25 JP JP56150549A patent/JPS58121957A/ja active Pending
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2009057713A (ja) * | 2007-08-30 | 2009-03-19 | Kyushu Electric Power Co Inc | 風力発電用ハイブリッドタワー及びその施工法 |
JP2019097659A (ja) * | 2017-11-29 | 2019-06-24 | 地方独立行政法人東京都立産業技術研究センター | チューブ状ハイドロゲル及び医療用ステント |
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