WO1998022157A1 - Materiau collagene et son procede de production - Google Patents

Description

明 細 書

コラーゲン材及びその製法 技術分野

本発明は、 コラーゲン超微細線維性不織布状多層体を非線維化 コラーゲン層で挟んだ積層体からなるコラーゲン材、 該コラーゲ ン材を含む糸状材料，及びこれらの製造方法、 ならびに該コ ラー ゲン材を含む医用材料、 特に該医用材料からなる医用代替膜に関 する。 背景技術

医用材料として用いられる各種素材のうち動物由来のコラーゲ ンは、 生体親和性及び組織適合性に優れ、 抗原性が低く 、 宿主細 胞の分化 · 増殖を促進させる作用を有し、 止血作用を有し、 生体 内で完全に分解吸収されることから、 医用材料の素材として特に 優れた特性を有している。 動物由来のコラーゲンとしては、 現在、 I 〜X I X 型までが発見されており、 このうち I 〜 v型コラーゲン が、 医用材料として多様な方法で使用されている。 なかでも細胞 外マ ト リ ックスとして有用な I 型コラーゲンが最も多く使用され ている。 これらのコラーゲンは、 ゥシ、 ブ夕、 ト リ 、 カンガルー などの動物の皮膚、 骨、 軟骨、 腱、 臓器などの各種器官の結合組 織から、 酸可溶化法、 アルカ リ可溶化法、 中性可溶化法、 酵素可 溶化法などによって抽出及び精製されたものである。 従来使用さ れている抽出コラーゲンは、 分子レベルでは、 モノマー〜オリ ゴ マ一程度にまで分解されたものであ り、 粉末状又は液状で保存さ れる。 これらの抽出コラーゲンは、 コ ラーゲン分子がモノマ オリ ゴマー程度に分解された状態であるため、 水、 体液又は血液 などと接触すると、 極めて早く ゾル化してしまう。 このため、 こ れらのコラーゲンを医用材料として成形して用いる際には、 加工 時にある程度の強度を持たせるために、 ナイ ロン、 シリ コーンな どの合成高分子材料の表面をコラーゲンで被覆して使用するか、 あるいは生体に適用した場合にある程度の期間その形状を保持さ せるために、 抽出コラーゲンの成形物を、 架橋剤による化学的架 橋処理、 あるいは、 放射線、 電子線、 紫外線、 又は熱などによる 物理的架橋処理に付して使用している。また、これらの抽出コラー ゲンは、 糸状に加工されて、 医療用の糸としても使用されるが、 その紡糸には、 湿式紡糸法が採用されている。

しかし、 コラーゲンを合成高分子材料と組み合わせた材料の場 合、 合成高分子材料が生体内に異物として残存し、 肉芽形成、 炎 症などの障害を引き起こ し易く 、 また、 このような材料を全ての 細胞や臓器に適用することはできない。 また、 コラーゲン材料に 架橋処理を行っても、 コ ラーゲン材料の物性、 特に引き裂き強度 はほとんど上昇しないため、 これを加工して、 縫合を必要とする 医用材料にすることは不可能であった。 また、 ダルタールアルデ ヒ ド又はエポキシなどの架橋剤を用いると、 架橋剤自体の生体に 対する毒性が問題になるばかりでなく 、 コラーゲンが本来有する 生化学的特性、 特に、 細胞増殖に対する促進効果が失われるとい う欠点もある。 また物理的架橋処理では、 架橋率が不安定で、 十 分な物性を付与する ことができず、 また生体内での吸収速度をコ ン トロールできるよう架橋処理することも困難であった。 一方、 紡糸したコラーゲンも、 十分な強度を有さないため、 縫合糸とし ては不十分であった。

また一方、 各種疾患又は外傷などのため、 脳や、 各種臓器の外 科手術を行い、 術創を閉じる際に、 切開した脳硬膜、 心膜、 胸膜、 腹膜又は漿膜などを再縫合して閉鎖する必要があるが、 縫いしろ による短縮分が生じたり、 膜が部分的に切除されるために術創を 完全に閉鎖しきれず、 膜に欠損部が生じることが多い。 このよう な欠損部をそのまま放置すると、 膜の欠損した箇所から脳、 心臓、 肺、 腸などの臓器が脱出して重大な障害をおこしたり、 臓器や臓 器周辺から水や空気が漏出して術創が治癒しない。 また臓器が周 囲の組織との癒着を起こすため、 組織が損傷し、 良好な予後が得 られない。 このため従来は、 この欠損部分の補填材として使用す ることのできる医用代替膜として、 死体よ り採取した凍結乾燥ヒ ト脳硬膜や、 多孔性の延伸ポリテ トラフルォロエチレンフィルム 材 （ E P T F E ) (組織用ゴァテックス、 登録商標）、 ポリ プロピ レンメ ッシュ、 テフロンシー ト、 ダクロンシー トなどが使用され てお り 、 また乳酸と ε —力プロラク ト ンとの共重合体 （ 5 0 ： 5 0 ) が現在開発されつつある。 また自己の大腿筋膜や自己の心 膜、 皮膚、 筋肉などを用いる方法もやむなく行われている。

しかし、 ヒ ト脳硬膜の使用については、 補填したヒ ト脳硬膜と 脳実質組織とが癒着を生じ、 術後にテンカンの発作を惹起する恐 れがあるという難点があるばかりでなく 、 ヒ 卜の死体から採取す るという倫理上の問題や、 供給量が非常に限定されているという 問題があ り、 更にまた最近では、 脳硬膜を移植された患者におけ る、 移植脳硬膜が原因の Creutzfeld卜 Jakob Disease ( C J D ) の発生が報告され （脳神経外科、 Π (2)： 167- 170, 1993)、 日本で は、 現在はヒ ト脳硬膜は使用されていない。 また、 E P T F E材 などは、 生体内で分解されず、 異物として残存するため、 感染を おこしやすく 、 また生体組織と接触すると、 組織細胞が脂肪変性 を起こしてしまうなど、 術後合併症を起こすことが多いことが知 られている。 乳酸と ε —力プロラク トンとの共重合体は、 生体内 分解性であり、 生体への適用後、 徐々に分解する力 分解吸収さ れるまでにほぼ 2年という長期間を要する。 そのため、 やはり異 物として生体内にしばらく の間残存して、 分解過程で組織に炎症 を惹起し、肉芽腫を形成することがある。この共重合体はモノマー と して、 （ L ) 体の乳酸を使用しているため、 共重合体中で乳酸 が結晶化して、 炎症を惹起することがある。 更に、 E P T F E、 乳酸と ε —力プロラク トンとの共重合体のいずれにも、 生体膜の 再生を促す作用はない。 また自己の大腿筋膜などを用いる方法は 患者、 医師の両方にとって大きな負担である。

心膜の補填材としては、上記の E P T F Ε、ポリ プロピレンメ ッ シュ （マ一レックス）、 ヒ ト乾燥脳硬膜、 ダル夕一ルアルデヒ ド

( G A) 処理ゥシ心膜などが従来用いられてきたが、 E P T F E とヒ ト乾燥脳硬膜は上述の欠点を有する。 また、 ポリプロピレン メ ッシュは、 心臓との間に強い癒着を起こす。 G Α処理ゥシ心膜 は、 生体内で吸収分解されずに残存するため、 石灰沈着による劣 化を起こ し、 またゥシ心膜に対する免疫反応による間質性肺炎の 合併症が観察されている。

また肺手術後の手術箇所からの空気漏れを軽減するために、 ポ リ ダリ コール酸不織布やゥシ心膜が、胸膜補填材として、又はォー トス一チヤ一用に使用されているが、 ポリ グルコール酸は強い癒 着を起こし、 また不透明であるためォ一 トス一チヤ一では使用し にく い。 またゥシ心膜は、 上述したような欠点を有する。

上記の理由から、 合成高分子材料を併用せずに、 コラーゲンを 原料とし、 コラーゲンが本来有する生化学的特性を保持しながら も、 縫合可能な程度の物性を有し、 更に生体への適用後もある程 度の期間その形状を保持することのできるコラーゲン材、 その製 造方法、 及びそれに基づく医用材料、 例えば、 末梢神経管、 人工 脊髄、 人工食道、 人工気管、 人工血管、 人工弁、 代替脳硬膜など の人工医用代替膜、 人工靭帯、 人工腱、 外科用縫合糸、 外科用補 填材、 外科用補強材、 創傷保護材、 人工皮膚、 又は人工角膜など の開発が求められてきた。 そして各種医用材料のなかでも特に、 倫理上の問題もなく 、 安定して供給され、 生体への適用後は、 術 後の術創の癒着を防止し、 感染の恐れがなく 、 組織の変性を起こ さず、 適用後の分解速度をコン トロールでき、 更に生体膜、 特に 脳硬膜、 心膜、 胸膜、 腹膜又は漿膜に対して再生促進作用がある、 医用代替膜として使用することができる材料の開発も臨床現場で 強く求められてきた。 発明の開示 本発明者は、 上記課題を解決するために鋭意研究した結果、 コ ラーゲン超微細線維性不織布状多層体を非線維化コラーゲン層で 挟んだ積層体からなるコラーゲン材が、 医用材料として特に優れ た特性を有するとともに、 縫合可能な物性を有することを見いだ して本発明を完成した。 すなわち、 本発明は、 コラーゲン超微細 線維性不織布状多層体を非線維化コラーゲン層で挟んだ積層体か らなるコラーゲン材に関する。 本発明はまた、 コラーゲン溶液層 を凍結し ； 凍結乾燥して微細線維化コラーゲン層とし ； 圧縮し ； コ ラーゲン溶液に浸漬 · 風乾する工程を繰り返し ； そして架橋処 理に付すことを特徴とする、 上記コラーゲン材の製造方法に関す る。 本発明は、 更にまた、 コラーゲン超微細線維性不織布状多層 体を非線維化コラーゲン層で挟んだ積層体からなるコラーゲン材 を含む糸状材料、 及びコラーゲン溶液を湿式紡糸してコラーゲン 糸を得 ； コ ラーゲン糸を凍結し ； 凍結乾燥し ； コラーゲン糸を圧 縮し ； コラーゲン溶液に浸漬 ' 風乾する工程を繰り返し ； そして 架橋処理に付すことを特徴とする、 上記糸状材料の製造方法に関 する。 本発明は、 更にまた、 コラーゲン超微細線維性不織布状多 層体を非線維化コラーゲン層で挟んだ積層体からなるコラーゲン 材を含む医用材料、 該医用材料からなる医用代替膜、 特にその片 面又は両面に架橋処理されたゼラチンゲル層又はヒアルロン酸層 を有する医用代替膜に関する。 図面の簡単な説明

第 1 図は、 本発明のコラーゲン材の構造を示す。 第 2 図〜第 5 図は、 本発明のコラーゲン材の各線維の形状を示 す電子顕微鏡写真である。 発明を実施するための最良の形態

図 1 は、 本発明のコラーゲン材の構造を図示したものである。 本コラーゲン材においては、 コラーゲン分子数個からなる直径約 5 nm の超微細線維 1 5が基本単位となって、 直径約 5 0 nm の微 細線維 1 4 を形成し、 これが次に直径約 2 m の細線維 1 3 a 、 1 3 bを形成している。 この細線維 1 3 a 、 1 3 bが図に示すよ うに、 縦糸と横糸として交互に重なりあって直径約 6 i m の線維

1 2 を形成し、 次にこれが同軸方向に重なりあって直径約 2 0 〜 5 0 m の板状線維 1 1 を形成する。 そしてこの板状線維 1 1 が コラーゲン超微細線維性不織布状多層体 1 0 を形成し、 その外側 に、 コラーゲン分子がモノマー〜オリ ゴマーの状態で分散してい る非線維化コラーゲン層 2 0 a及び 2 0 bが存在し、 更に本不織 布状多層体の板状線維の間にもコラーゲン分子が入り込んでいる , 図 2 は、 本発明のコラーゲン材の断面の電子顕微鏡写真である。 図 3 は、 細線維 1 3 a と 1 3 bが交互に重なりあって形成した線 維 1 2 を示す。 図 4は、 超微細線維 1 5 と、 これが基本となって 形成される微細線維 1 4 を示す。 図 5 は、 超微細線維 1 5 を示す。 本発明のコラーゲン超微細線維性不織布状多層体を非線維化コ ラ一ゲン層で挟んだ積層体からなるコラーゲン材の原料として使 用するコラーゲンと しては、 従来から用いられている各種コラー ゲン、 好ましく は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、 又は酵素可溶化コラーゲンを使用す ることができる。 これらのうち、 酵素可溶化コラーゲンは、 不溶 性コラ一ゲンを、 酵素 （例えば、 ペプシン、 ト リ プシン、 キモ ト リ プシン、 パパイ ン、 プロナ一ゼなど） 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るので、 特に好ましい。 これらコ ラーゲンの由来は、 特に限定されず、 一般に、 ゥシ、 ブ夕、 ゥサ ギ、 ヒッジ、 カンガルー、 鳥、 魚などの動物の皮膚、 骨、 軟骨、 腱、臓器などから抽出及び精製によって得られる I 型コラーゲン、 又は I 型及び I I I 型の混合コラーゲンを用いることができる。 上述したような超微細線維構造を有する本発明のコラーゲン材 を、 従来各種医用材料として使用されてきた、 コラーゲン分子が モノマー〜オリ ゴマーの状態で分散しているアモルファス構造の 非線維化コラーゲンのみからなる材料と比較すると、 前者は、 コ ラーゲンが本来有する生体に対する作用は保持しながらも、 後者 に比べて、 優れた物性、 特に優れた引き裂き強度を有するばかり でなく 、 生体内での吸収速度も十分に延長されている。 また、 本 発明のコラーゲン材を含む糸状材料は、 コラーゲン超微細線維性 不織布状多層体を非線維化コラーゲン層で挟んだ積層体からなる コラーゲン材の糸状の形態のものであ り、 また、 本発明のコラ一 ゲン材を含む医用材料は、 コラーゲン超微細線維性不織布状多層 体を非線維化コラーゲン層で挟んだ積層体からなるコラーゲン材 を、 各種医用材料に加工したものである。 医用材料の形態として は、 膜状、 円筒状、 袋状、 塊状などが挙げられる。 本医用材料の 用途としては、 特に医用代替膜を挙げることができ、 更に特にそ の片面又は両面に架橋処理されたゼラチンゲル層又はヒアルロン 酸層を有する医用代替膜を好適に挙げることができる。 この場合 のその厚さは、 好ましく は約 0 . 1 〜 5 mmである。

本発明の医用代替膜がその表面に有していることのできるゼラ チンゲル層は、 ゼラチンの有する、 細胞の接着及び増殖を妨げる 作用のため、 癒着を防止する必要のある箇所において、 周辺の生 体組織からの細胞の伸展を防ぐための癒着防止層として作用する , また、 ヒアルロン酸は、 コラーゲンの安定性を向上させる効果を 有し、 また癒着防止能も有する。 本発明の医用代替膜では、 生体 に適用後、 約 3 〜 4週間、 ゼラチンゲル層又はヒアルロン酸層が 分解吸収されずに残存する必要があるため、 このゼラチンゲル層 又はヒアルロン酸層もまた、 架橋処理されている。

本発明のコラーゲン超微細線維性不織布状多層体を非線維化コ ラ一ゲン層で挟んだ積層体からなるコラーゲン材を調製するには、 上記のような抽出及び精製後のコラーゲンの約 1 N 塩酸溶液 （pH 約 3 ) (コ ラーゲン濃度は、 好ましく は約 0 . 5 〜 3重量％、 特 に約 1 重量％ ) を調製し、 流し込みなどの慣用の方法にて、 シャ一 レなどの容器に、 液層が任意の均一な厚さ となるようコラーゲン 塩酸溶液の層を形成する。 コラーゲン塩酸溶液の層の厚さは、 本 発明のコラーゲン材の用途に応じて決定するが、 例えば医用代替 膜である脳硬膜として使用する場合、 好ましく は約 1 〜 5 c ni、 特 に約 1 〜 3 c m とする。 これを、 好ましく は約一 1 0 1 9 6 °C、 特に約一 2 0 °Cで、少なく とも約 6時間、好ましく は約 6 〜 4 8時 間、 特に約 2 4時間凍結する。 凍結する ことによって、 塩酸溶液 中に分散しているコラーゲン分子の間に微細な氷が形成され、 コ ラーゲン塩酸溶液が層分離を起こし、 コラーゲン分子が再配列す ることによって微細線維化する。凍結時間が 6時間未満であると、 コラーゲン塩酸溶液が十分に凍結しないため、 コラーゲン分子の 微細線維化が不十分であり、 十分な物性が得られない。 次に、 上 記の凍結させたコラーゲン塩酸溶液を、 真空下、 好ましく は約一 4 0 〜― 8 0 °C、 特に約一 8 0 °Cで、 好ましく は約 2 4 〜 4 8時 間、 特に約 4 8時間凍結乾燥する。 凍結乾燥することによって、 コラーゲン分子間の微細な氷が気化するとともに、 コラーゲン分 子からなる超微細線維が基本単位となって、 上述したような微細 線維、 細線維、 線維、 板状線維が構成する不織布状のコラーゲン 層が得られる。

次に、 上記で得られた不織布状のコラーゲン層を、 プレス装置 を用いて均一の厚さに圧縮する。 圧縮することによって、 本発明 のコラーゲン材の生体内での残存期間がコン トロールされる。 例 えば、 1重量％コラーゲン塩酸溶液を用いた場合、圧縮比が 3 0 〜 6 0 の範囲で、例えば 2 0 0 kg/c m²の圧力で 1 5秒間圧縮を行う。 次に、 圧縮後のコラーゲン層を、 コラーゲン塩酸溶液に浸潰し、 風乾する。 この浸漬 ' 風乾の工程を、 5 〜 2 0回繰り返す。 こ こ で用いるコラーゲン塩酸溶液は、 抽出及び精製後のコラーゲン約 0 . 5 〜 3重量％、 特に約 2重量％を、 約 1 N塩酸に含む、 コラー ゲン分子がモノマー〜オリ ゴマーの状態で分散している非線維化 コラーゲンの溶液であ り、 このコラーゲン溶液に圧縮後のコラ一 ゲン層を浸漬することによ り 、 不織布状のコラーゲン層の板状線 維の間に、 コラーゲン溶液中に分散しているコラーゲン分子が入 り こみ、 これによつてアンカ リ ング効果が発揮され、 強度が付与 されるとともに、 水に対する安定性も増す。 この浸漬 · 風乾のェ 程の回数は 5 〜 2 0 回が適当である力 本発明のコラーゲン材の 用途に応じて、 この範囲で適宜決定することができる。 次に、 浸 漬 · 風乾後のコラーゲン層を架橋処理に付して、 本発明のコラ一 ゲン超微細線維性不織布状多層体を非線維化コラーゲン層で挟ん だ積層体からなるコ ラーゲン材を得る。 架橋処理に付すこ とに よって、本発明のコラーゲン材を含む医用材料を生体への適用後、 所望の期間残存させるように調節する。 架橋度をコン トロールし やすく、 架橋剤の生体への影響が問題とならない熱脱水架橋を行 うのが好ましい。 熱脱水架橋のためには、 上記で得られた浸漬 · 風乾後のコラーゲン層を、真空下、好ましく は約 1 0 5 〜 1 5 0 °C , 特に約 1 4 0 °Cで、 好ましく は約 6 〜 4 8時間、 特に約 2 4時間 加熱する。 約 1 0 5 °C未満では十分な架橋反応が起きない。 約 1 5 0 °Cを超えるとコラーゲンが変性してしまう。 次に、 必要で あれば上記の工程で得られた本発明のコラーゲン材を、 エチレン ォキシ ドガス処理又は紫外線もしく はァ線照射などによ り滅菌す る。 以上のようにして製造された本発明のコラーゲン材は、 乾燥 状態で少なく とも約 2 3 N 、 特に 4 5 N 以上の一点支持張力及び 少なく とも約 1 7 0 N 、 特に 2 3 0 N 以上の耐破断張力、 湿潤状 態で少なく とも 2 N 、 特に 6 N 以上の一点支持張力、 及び少なく と も 1 2 N 、 特 に 2 3 N 以上 の耐破断張 力 を有 し （比重 0 . 7 4 g/ c m³のコラーゲン材で厚さ 1 mmの場合）、 従来のコラ一 ゲン材と比べて優れた強度を有するため、 各種医用材料に加工す ることができ、 縫合も可能である。 また生体内に適用された場合 に約 3 〜 8週間その形状を保持する ことができる。 更に、 コラー ゲンが本来有する医用材料としての特性も保持している。

本発明のコラーゲン材は、 優れた強度を有するため、 手術用縫 合糸としても使用することができる。 本発明のコラーゲン材を含 む糸状材料は、 以下の様に調製することができる。 抽出及び精製 後のコ ラーゲンの約 1 N塩酸溶液 （ pH約 3 ) (コラーゲン濃度は、 好ましく は約 0 . 5 〜 3重量％、 特に約 1重量％) を調製し、 こ れを孔径が好ま しく は約 5 0 〜 3 0 0 rn , 特に約 1 0 0 x m の ノズルから凝固浴中に噴出させることによって湿式紡糸し、 得ら れたコラーゲン糸を、 上記と同じ条件で凍結及び凍結乾燥して、 コラーゲン糸を形成する。 次に、 本コラーゲン糸を、 上記と同じ 条件で圧縮する。 次にコラーゲン塩酸溶液 （約 2重量％、 約 1 N塩 酸） に浸漬 · 風乾する。 この工程を 5 〜 2 0 回繰り返す。 次にこ れを、 上記と同様の条件下で架橋処理に付すことによって、 本発 明のコラーゲン材を含む糸状材料を得ることができる。

上記のように調製した本発明のコラーゲン材を、 その片面又は 両面に架橋処理されたゼラチンゲル層又はヒアルロン酸層を有す る医用代替膜に加工する場合、ゼラチンゲル層の場合では、 好ま しく は約 2 〜 7 0重量％、 特に約 6 0重量％のゼラチン水溶液を 用いてゼラチンゲル層を形成する力 約 6 0重量％のゼラチン水 溶液を用いる場合、 湿潤時で好ましく は約 0 . 1 〜 5 mm、 特に約 1 mm、 乾燥時で好ま し く は約 0 . 0 6 〜 3 mm、 特に約 0 . 6 mm になるよう に、 ゼラチンゲル層を形成する。 ゼラチンゲル層は、 塗布、 浸漬などどのような方法によって形成してもよいが、 例え ば、 シャーレなどの容器にゼラチン水溶液を注入して必要な厚さ になるようにし、 その上に上記のよう にして得た本発明のコラー ゲン材を置いて放置し、 ゼラチンをゲル化させる。 その両面にゼ ラチンゲル層を形成する場合は、 もう一方の面についても、 同様 の処置を行って、 両面にゼラチンゲル層を形成させる。

次に、 このようにして得たその片面又は両面にゼラチンゲル層 を形成させたコラーゲン材を、 第 2 の架橋処理に付す。 架橋処理 を行う こ とによって、 ゼラチンゲル層の分解吸収速度をコ ン ト ロールする。 架橋方法としては、 上述と同様の理由で、 熱脱水架 橋が好ましい。 ゼラチンゲル層を生体に適用後約 3 〜 4週間残存 させるには、上記のゼラチンゲル層を形成させたコラーゲン材を、 真空下、 好ましく は約 1 0 5 〜 1 5 0 °C、 特に約 1 4 0 °Cで、 好 ましく は約 6 〜 4 8時間、特に約 2 4時間熱脱水架橋処理に付す。 約 1 0 5 °C未満では、 架橋反応が十分に起きず、 約 1 5 0 °Cを超 えると、 コラーゲンが変性してしまう。

このようにして形成された架橋処理されたゼラチンゲル層は、 各生体膜が再生するまで、 本医用代替膜のコラーゲン部分が周辺 組織と癒着するのを防止する役割を有し、 膜欠損部の周辺から生 体膜が伸びて再生して、膜の欠損部分を塞ぐまでの約 3 〜 4週間、 ゼラチンゲル層は分解吸収されずに残存する。

ヒ アルロ ン酸層を形成する場合は、 好ま し く は約 0 . 5 〜 2 . 0 mg/m K 特に約 1 . 0 mg/m l のヒアルロ ン酸ナ ト リ ウム水 溶液を用いて、 上記のようにして得た本発明のコラーゲン材の片 面又は両面に、 塗布又は浸漬などの方法によって、 ヒアルロン酸 ナ ト リ ウム水溶液層を形成し、 この水溶液層を風乾する こ とに よってヒアルロン酸層とする。 ヒアルロン酸ナ ト リ ウム水溶液層 は、修復すべき膜の欠損部分の周辺から生体膜が伸びて再生して、 膜の欠損部分を塞ぐまでの約 3 〜 4週間ヒアルロン酸層が分解吸 収されずに残存する こ とができるよう 、 湿潤時で好ま しく は約 0 . 5 〜 4 . 0 mm、 特に約 2 mm、 乾燥時で好ましく は約 0 . 1 〜 2 . 0 mm、 特に約 1 . 0 mm の厚さ となるよ う に形成する （約

1 . 0 mg/m 1 の水溶液の場合）。 コラーゲン材の表面にヒアルロ ン酸を固定して、 ヒアルロン酸層とするために、 更に第 2 の架橋 処理を行うが、 ヒアルロ ン酸の場合は、 水溶性カルポジイ ミ ド ( W S C ) で架橋処理を行うのが好ましい。 この場合、 ヒアルロ ン酸ナ ト リ ウム水溶液にあらかじめ W S Cを混合しておき、 ヒア ルロン酸ナ ト リ ウムと共に、 コラーゲン材に適用することによつ て、 コラーゲンのカルボキシル基とヒアルロン酸のアミ ノ基とを 架橋させることが好ましい。 ヒアルロン酸ナ ト リ ゥム水溶液に含 有させる W S Cの濃度は、 好ましく は約 5 〜 2 0 mg/m 1、 特に約 8 - 1 5 mg/m l とする。 このヒアルロン酸ナ ト リ ウム及び W S C を含有する水溶液を調製し、 十分に撹拌し、 厚さが好ましく は約 1 mm となるよう に、 コ ラーゲン材の両面又は片面に塗布し、 風 乾して、 ヒアルロン酸層を形成する。

上記のよう に調製した本発明のコラーゲン材は、 従来の抽出コ ラーゲン材料に比べて、 優れた物性、 特に優れた引き裂き強度を 有するため、 合成高分子材料などに積層せずにそれのみで、 各種 医用材料に加工する ことができ、 縫合することもできる。 また、 本発明のコラーゲン材は、 生体内に適用した場合、 すぐには溶解 せずに、 約 3 〜 8週間その形状を保持することができる。 これら の理由から、 本発明のコラーゲン材は、 更に用途に応じて膜状、 円筒状、 袋状、 塊状などの形態に加工することによって、 各種医 用材料として使用することができる。 例えば、 末梢神経管、 人工 脊髄、 人工食道、 人工気管、 人工血管、 人工弁、 代替脳硬膜など の人工医用代替膜、 人工靭帯、 人工腱、 外科用縫合糸、 外科用補 填材、 外科用補強材、 創傷保護材、 人工皮膚、 又は人工角膜など として使用して、 傷害を受けた生体組織が回復、 再生するのを促 すことができる。 あるいは、 圧迫止血材、 あるいは細胞培養にお ける三次元培地としても使用することができる。

また、 上記のよう にして得られた本発明の医用材料からなる医 用代替膜は、 各種外科手術後の膜欠損部分を補填することによつ て、 膜欠損部分における臓器と周辺組織との癒着を予防するため に使用するこ とができる。 本発明の医用代替膜においては、 癒着 を防止する必要のある周辺組織と接する側に架橋したゼラチンゲ ル層又はヒアルロン酸層が向く ように、 その片面又は両面にゼラ チンゲル層又はヒアルロン酸層を形成した本発明の医用代替膜を 使用する。 本医用代替膜を、 心膜の代替膜として使用する場合は、 両面にゼラチンゲル層又はヒアルロン酸層を形成した代替膜を、 また胸膜、 腹膜又は漿膜の代替膜として使用する場合は、 片面に ゼラチンゲル層又はヒアルロン酸層を形成した代替膜を、 ゼラチ ンゲル層又はヒアルロン酸層が周辺組織と接する側に向く ように 使用する。 脳硬膜の代替膜として使用する場合は、 両面又は片面 にゼラチンゲル層又はヒアルロン酸層を形成した代替膜のいずれ も使用することができる。 片面にゼラチンゲル層又はヒアルロン 酸層を形成した代替膜を使用する場合は、 ゼラチンゲル層又はヒ アルロン酸層が、 脳実質組織と接する側に向く ように使用する。 更にまた、 上記の用途のほか、 血管、 消化管、 気管、 尿管、 膀胱、 粘膜、 歯根膜などの縫合に、 補強材と しても使用することができ る。

上記のように生体膜の欠損部分を補填する材料としての本発明 の医用代替膜は、 脳硬膜、 心膜、 胸膜、 腹膜又は漿膜の代替膜と して使用することができる。 本代替膜を術創に適用すると、 術創 周辺に残存している脳硬膜、 心膜、 胸膜、 腹膜又は漿膜などの生 体膜が、 本代替膜との接触箇所から本代替膜のコラーゲン部分を 再生の足場として伸展して再生する一方、 生体組織がゼラチンゲ ル層又はヒアルロン酸層と接する箇所では、 細胞の侵入 · 伸展が 予防されるために癒着が防止され、 最終的には欠損部分が、 再生 した生体膜によって塞がれ、 本代替膜は、 生体によって分解吸収 され、 完全に消失する。

上述のよう に、 本発明のコラーゲン材、 及び本発明のコラーゲ ン材を含む医用材料、 特に医用代替膜は、 従来のコラーゲン材及 びそれを含む医用材料に比べて、優れた引き裂き強度を有するが、 本医用材料を、 例えば人工膀胱などとして使用する際には、 更に 強度が必要とされる場合がある。 このため、 必要な場合には、 本 発明のコラーゲン材、 及び本発明のコラーゲン材を含む医用材料 は、 その内部に生体内分解吸収性材料からなるシー ト状のメ ッ シュ様中間材を有していてもよい。 生体内分解吸収性材料として は、 ポリ ダリ コール酸、 ポリ乳酸、 グリ コール酸と乳酸の共重合 体、 ポリ ジォキサノ ン、 グリ コール酸と ト リ メチレンカーボネ一 卜の共重合体、 又はポリ グリ コール酸とポリ乳酸の混合物を挙げ ることができる。 これらの材料からなるシ一 ト状のメ ッ シュ様中 間材は、 例えば約 5 0〜 2， 0 0 0 /X m の孔径を有する、 例えば メ ッ シュシー ト、 織布、 不織布、 パンチ穴を形成したシー トなど の形態であり、 その厚さは、 例えば約 1 0 0〜 2， 0 0 0 m で あるが、 メ ッシュ様中間材の孔径とその厚さは、 用途に応じて適 宜変更することができる。

このような、 その内部に生体内分解吸収性材料からなるシー ト 状のメ ッシュ様中間材を有するコラーゲン材を調製するには、 コ ラーゲン超微細線維性不織布状多層体を形成する際にコラーゲン の塩酸溶液に上記のようなシー ト状のメ ッシュ様中間材を浸した まま、 コラーゲン塩酸溶液層を、 凍結、 凍結乾燥などの以降のェ 程に付せばよい。

以下に本発明を実施例によ り説明する。

実施例 1 .

豚皮由来のコラーゲンを用いて、 1 重量％コラーゲンの 1 N 塩 酸溶液を調製し、 シャーレに注いで、 それぞれ 6 、 1 2及び 1 8 mm の厚さのコラーゲン溶液層とした。 これを、 ー 2 0 で 2 4時間 凍結し、 次に一 8 0 °Cで 2 4時間凍結乾燥した。 次にプレス機を 用い、 2 0 0 kg/cm²の圧力で室温で 1 5秒間熱圧縮して、 それぞ れ約 0 . 2 、 0 . 3 、 及び 0 . 5 mm の厚さの層と した。 上記の 同じコラーゲンを原料とする 2重量％コラーゲンの 1 N 塩酸水溶 液を調製し、 上記で得られた圧縮したコラーゲンの層を、 コラ一 ゲン溶液に浸漬し、 風乾した。 この浸漬 · 風乾の工程を 5 回又は 1 0 回繰り返し、 次に、 真空下、 1 4 0 で 2 4時間熱架橋処理 に付して、 本発明のコラーゲン材を得た。

上記で調製した本発明のコラーゲン材について、 以下に記載す る方法により、 その一点支持張力と耐破断張力を乾燥状態及び湿 潤状態で測定した。

大きさ 1 5 X 4 0 mm の短冊型の試験片を作製した。 以下の方 法で 2 5 °C、 湿度 5 0 %の恒温恒湿室中でデジタルプッシュプル ゲージ （AIKOH ENGINEERING 製 C P Uゲージ） を用いて試験片の 長軸方向に I S Oの B速度 （ 5匪/ mi n)で均一に張力をかけ、 膜 が破断するまでの最大張力を乾燥状態及び湿潤状態 （ 3 7 °Cの生 理食塩水中で 1 分間の水和を行ったもの、 又は室温の生理食塩水 中で 2 4時間の水和を行ったもの） の両者で測定した。

1 . 一点支持張力

試験片の片端の中央よ り 5 mm 内側の部位を糸 （ 4 一〇プロ リ ン又は 2デキソン） で縫合固定し、 他方の端はク リ ップで均一に 把持して張力をかけた。

2 . 耐破断張力

試験片の両端をク リ ップで均一に把持して張力をかけた。 結果を以下に示す

(単位 ： Ν) 以上の結果により、 本発明のコラーゲン材は、 縫合に耐える優 れた物性を有することが示された。

産業上の利用可能性

本発明のコラーゲン超微細線維性不織布状多層体を非線維化コ ラーゲン層で挟んだ積層体からなるからなるコラーゲン材は、 コ ラーゲンが本来有する生化学的特性を保持しながらも、 縫合可能 な程度の物性を有するため、 各種医療材料として広く使用するこ とができる。 また本発明の医用代替膜は、 倫理上の問題もなく、 安定して供給され、 生体膜の欠損部分を補填する材料又は癒着防 止材として術創に縫合することができる。 また縫合後、 生体膜が 再生するまでの期間残存して、 癒着防止効果を示す一方、 徐々に 分解吸収されるため、 生体組織に長期間残存して炎症などを惹起 することがなく 、 安全に使用することができる。

Claims

請 求 の 範 囲

1 . コラーゲン超微細線維性不織布状多層体を非線維化コラーゲ ン層で挟んだ積層体からなるコラーゲン材。

2 . コラーゲン超微細線維性不織布状多層体が、 コラーゲン板状 線維から形成されている、請求の範囲第 1項記載のコラーゲン材。

3 . その内部に生体内分解吸収性材料からなるシー ト状のメ ッ シュ様中間材を有する、 請求の範囲第 1項又は 2項記載のコラー ゲン材。

4 . コラーゲン溶液層を凍結し ； 凍結乾燥して微細線維化コラー ゲン層とし ； 圧縮し ； コラーゲン溶液に浸漬 · 風乾する工程を繰 り返し ； そして架橋処理に付すことを特徴とする、 請求の範囲第 1 項記載のコラーゲン材の製造方法。

5 . 架橋処理が、 熱架橋処理である、 請求の範囲第 4項記載の方 法。

6 . コラーゲン超微細線維性不織布状多層体を非線維化コラーゲ ン層で挟んだ積層体からなるコラーゲン材を含む糸状材料。

7 . コラーゲン溶液を湿式紡糸してコラーゲン糸を得 ； コラーゲ ン糸を凍結し ； 凍結乾燥し ； コラーゲン糸を圧縮し ； コラーゲン 溶液に浸漬 · 風乾する工程を繰り返し ； そして架橋処理に付すこ とを特徴とする、 請求の範囲第 6項記載の糸状材料の製造方法。

8 . コラーゲン超微細線維性不織布状多層体を非線維化コラーゲ ン層で挟んだ積層体からなるコラーゲン材を含む医用材料。

9 . その内部に生体内分解吸収性材料か らなるシー ト状のメ ッ シュ様中間材を有する、 請求の範囲第 8項記載の医用材料。

1 0 . 請求の範囲第 8項又は 9項記載の医用材料からなる医用代 替膜。

1 1 . その片面又は両面に架橋処理されたゼラチンゲル層又はヒ アルロン酸層を有する、 請求の範囲第 1 0項記載の医用代替膜。

1 2 . 乾燥状態で少なく とも 2 3 N の一点支持張力、 及び少なく とも 1 7 0 N の耐破断張力、 湿潤状態で少なく とも 2 N の一点支 持張力、 及び少なく とも 1 2 N の耐破断張力 （厚さ 1 mmの場合） を有する、 請求の範囲第 1 項記載のコラーゲン材。