WO2005026214A1 - 多糖擬スポンジ - Google Patents

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WO2005026214A1
WO2005026214A1 PCT/JP2004/013247 JP2004013247W WO2005026214A1 WO 2005026214 A1 WO2005026214 A1 WO 2005026214A1 JP 2004013247 W JP2004013247 W JP 2004013247W WO 2005026214 A1 WO2005026214 A1 WO 2005026214A1
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polysaccharide
sponge
pseudo
photoreactive
gel
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PCT/JP2004/013247
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Inventor
Tomoya Sato
Original Assignee
Seikagaku Corporation
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Priority to DE602004027055T priority patent/DE602004027055D1/de
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    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C08—ORGANIC MACROMOLECULAR COMPOUNDS; THEIR PREPARATION OR CHEMICAL WORKING-UP; COMPOSITIONS BASED THEREON
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    • C08B37/00—Preparation of polysaccharides not provided for in groups C08B1/00 - C08B35/00; Derivatives thereof
    • C08B37/006—Heteroglycans, i.e. polysaccharides having more than one sugar residue in the main chain in either alternating or less regular sequence; Gellans; Succinoglycans; Arabinogalactans; Tragacanth or gum tragacanth or traganth from Astragalus; Gum Karaya from Sterculia urens; Gum Ghatti from Anogeissus latifolia; Derivatives thereof
    • C08B37/0084—Guluromannuronans, e.g. alginic acid, i.e. D-mannuronic acid and D-guluronic acid units linked with alternating alpha- and beta-1,4-glycosidic bonds; Derivatives thereof, e.g. alginates
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K47/00—Medicinal preparations characterised by the non-active ingredients used, e.g. carriers or inert additives; Targeting or modifying agents chemically bound to the active ingredient
    • A61K47/30—Macromolecular organic or inorganic compounds, e.g. inorganic polyphosphates
    • A61K47/36—Polysaccharides; Derivatives thereof, e.g. gums, starch, alginate, dextrin, hyaluronic acid, chitosan, inulin, agar or pectin
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61K9/00—Medicinal preparations characterised by special physical form
    • A61K9/14—Particulate form, e.g. powders, Processes for size reducing of pure drugs or the resulting products, Pure drug nanoparticles
    • A61K9/16—Agglomerates; Granulates; Microbeadlets ; Microspheres; Pellets; Solid products obtained by spray drying, spray freeze drying, spray congealing,(multiple) emulsion solvent evaporation or extraction
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    • A61K9/1629—Organic macromolecular compounds
    • A61K9/1652—Polysaccharides, e.g. alginate, cellulose derivatives; Cyclodextrin
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
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    • C08B37/0006—Homoglycans, i.e. polysaccharides having a main chain consisting of one single sugar, e.g. colominic acid
    • C08B37/0045—Homoglycans, i.e. polysaccharides having a main chain consisting of one single sugar, e.g. colominic acid alpha-D-Galacturonans, e.g. methyl ester of (alpha-1,4)-linked D-galacturonic acid units, i.e. pectin, or hydrolysis product of methyl ester of alpha-1,4-linked D-galacturonic acid units, i.e. pectinic acid; Derivatives thereof

Definitions

  • the present invention relates to a polysaccharide pseudo-sponge, and more particularly, to a polysaccharide pseudo-sponge obtained by a cross-linking reaction of a photoreactive polysaccharide having a photoreactive group introduced into the polysaccharide, and having both sponge properties and gel properties.
  • a polysaccharide pseudo-sponge obtained by a cross-linking reaction of a photoreactive polysaccharide having a photoreactive group introduced into the polysaccharide, and having both sponge properties and gel properties.
  • a photoreactive polysaccharide obtained by introducing a photoreactive group into a polysaccharide, and a crosslinked polysaccharide obtained by crosslinking the polysaccharide by irradiation of light such as ultraviolet rays are known (for example, Patent Documents 114).
  • gels (polysaccharide gels) and sponges (polysaccharide sponges) comprising such crosslinked polysaccharides are known.
  • Polysaccharide gels are prepared by irradiating a solution of a photoreactive polysaccharide with a light beam such as ultraviolet light to crosslink the solution, and may be used as a medical material such as an adhesion preventing material for preventing adhesion of tissues or the like. It is possible (for example, Patent Document 5).
  • the above polysaccharide gel is obtained as a solvate gel, and when an aqueous solution of a photoreactive polysaccharide is used as a raw material, it is obtained as a hydrogel by hydration.
  • the polysaccharide gel is insoluble in water because of its three-dimensional network structure, but swells in water until equilibrium is reached.
  • a polysaccharide sponge is prepared by freezing a solution of a photoreactive polysaccharide and irradiating the solution with light such as ultraviolet rays in a frozen state to crosslink the solution.
  • an impurity such as a crosslinking agent is used. Since it is very easy to remove, it can be highly purified (for example, Patent Document 6).
  • a sponge refers to a porous substance having closed cells or open cells.
  • Patent Document 1 JP-A-6-73102
  • Patent Document 2 JP-A-8-143604
  • Patent Document 3 JP-A-9-87236
  • Patent Document 4 Japanese Patent Application Laid-Open No. 2002-249501
  • Patent Document 5 Japanese Patent Publication No. 11-512778
  • Patent document 6 WO02Z060971 pamphlet Disclosure of the invention
  • a crosslinked glycosaminodalican hydrogel which is an example of a polysaccharide gel, has excellent degradability in a living body, but when molded into a gel sheet or the like, it must be carefully handled so that it is easily torn. Because of its high swelling property, it is difficult to prevent movement when placed in a living body. Further, the above-mentioned easiness of tearing is remarkable due to swelling, and such a problem is particularly remarkable in the use of an adhesion preventing material applied to living tissue.
  • a sponge of crosslinked glycosaminodalican which is an example of a polysaccharide sponge
  • the polysaccharide sponge has a porous shape and has low degradability in a living body, so that cells are easily infiltrated and fibrosis is easily caused. Therefore, application of the polysaccharide sponge to a living body is limited to a specific use such as a scaffold for tissue regeneration (Skyaford).
  • the ease of cell infiltration in the polysaccharide sponge is considered to be based on its porous nature.
  • the porosity (mesh size) is generally considered to be incapable of penetrating into the network structure of the hydrogel, and can be predicted by the degree of staining with blue dextran. Is relatively large.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a photocrosslinked polysaccharide having a novel physical structure having a low swelling property and a high biodegradability while maintaining a certain level of strength. Is to do.
  • the present inventors have repeatedly studied to provide a photocrosslinked polysaccharide having a novel physical structure, which has both the excellent characteristics of a conventional sponge and a gel of a crosslinked polysaccharide.
  • the present inventors have conceived of a polysaccharide pseudo-sponge having a novel physical structure in which the properties of a polysaccharide gel have been imparted to a polysaccharide sponge having a low swelling property, thereby overcoming the drawbacks of the polysaccharide sponge.
  • the present invention consists of a plurality of related inventions, the gist of which is as follows.
  • the first gist of the present invention is obtained by a cross-linking reaction of a photoreactive polysaccharide in which a photoreactive group is introduced into the polysaccharide, and has a low swelling property and blue dextran described in the following (I) and ( ⁇ ).
  • a polysaccharide pseudo-sponge characterized by having low staining properties.
  • S1 represents the area before immersion
  • S2 represents the area after immersion. The area is calculated from the length and width of the test piece.
  • test piece (thickness: 1 mm, length: 20 mm, width: 10 mm) having a solvent content of 96% by weight was prepared, and the test piece was subjected to a 0.5 g ZmL aqueous solution of blue dextran having a weight average molecular weight of 2,000,000. After immersion in water, the test piece is hydrolyzed to prepare an aqueous solution with a polysaccharide concentration of 0.67% by weight, and the absorbance at a wavelength of 620 nm measured for the aqueous solution is 0.15 or less.
  • a second gist of the present invention is to irradiate a solution of a photoreactive polysaccharide in which a photoreactive group is introduced into the polysaccharide to obtain a polysaccharide gel having shape retention, and then freeze the polysaccharide gel. And a polysaccharide pseudo-sponge characterized by being obtained by irradiating the obtained frozen polysaccharide gel with light.
  • a third gist of the present invention is that a solution of a photoreactive polysaccharide in which a photoreactive group is introduced into the polysaccharide is irradiated with light to obtain a polysaccharide gel having shape retention, and then the polysaccharide gel is frozen.
  • a polysaccharide pseudo-sponge characterized by being obtained by drying and irradiating the obtained freeze-dried body with light.
  • a fourth gist of the present invention is that a solution of a photoreactive polysaccharide in which a photoreactive group is introduced into a polysaccharide is irradiated with light to obtain a polysaccharide gel having shape retention, and then, the polysaccharide gel is frozen. And irradiating the obtained frozen polysaccharide gel with light.
  • a fifth gist of the present invention is that a solution of a photoreactive polysaccharide in which a photoreactive group is introduced into a polysaccharide is irradiated with light to obtain a polysaccharide gel having shape retention, and then the polysaccharide gel is frozen.
  • the present invention relates to a method for producing a polysaccharide pseudo-sponge, comprising drying and irradiating the obtained freeze-dried body with light.
  • a sixth aspect of the present invention provides a medical device characterized by including the above-mentioned polysaccharide pseudo-sponge. It depends on the material.
  • a polysaccharide pseudo-sponge having excellent biodegradability and a high barrier effect against strength and adhesion of tissue, and a medical material using the same.
  • FIG. 1 is a view showing the breaking strength of the polysaccharide pseudo-sponge 1 of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram showing the staining properties of the polysaccharide pseudo-sponge 1 of the present invention with blue dextran (vertical bars indicate the dying method, horizontal bars indicate the soaking method).
  • FIG. 3 is a view showing the swelling properties of the polysaccharide pseudo-sponge 1 of the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram showing the degradability of the polysaccharide pseudo-sponge 1 of the present invention by an enzyme.
  • FIG. 5 is a graph showing the results of the residual ratio of blue dextran and the residual ratio of polysaccharide pseudo-sponge with respect to the period during which a blue dextran-containing polysaccharide pseudo-sponge was implanted in the abdominal cavity of a rat.
  • FIG. 6 is an enlarged view of the surface of the polysaccharide pseudo-sponge 2 of the present invention.
  • FIG. 7 is an enlarged view of a cross section of the polysaccharide pseudo-sponge 2 of the present invention.
  • FIG. 8 is an enlarged view of the surface of the crosslinked hyaluronic acid gel prepared in Preparation Example 2 (2).
  • FIG. 9 is an enlarged view of a cross section of the crosslinked hyaluronic acid gel prepared in Preparation Example 2 (2).
  • FIG. 10 is an enlarged view of the surface of a crosslinked hyaluronic acid sponge prepared in Preparation Example 3 (2).
  • FIG. 11 is an enlarged cross-sectional view of a crosslinked hyaluronic acid sponge prepared in Preparation Example 3 (2).
  • a photoreactive polysaccharide obtained by introducing a photoreactive group into a polysaccharide is used as a raw material, like the conventional photocrosslinked polysaccharide.
  • the photoreactive polysaccharide is obtained by reacting the polysaccharide with a compound (photoreactive substance) that causes a photodimerization reaction or a photopolymerization reaction by light irradiation.
  • Examples of the polysaccharide include homodalican, heterodarican, and derivatives thereof.
  • Homodalican is a polysaccharide composed of only one kind of monosaccharide, such as glucan (amylose, cellulose, etc.), mannan, glycuronan (pectic acid, alginic acid, etc.), polyglycosamine (chitin, chitin, Colominic acid) and polygalactosamine.
  • glucan particularly cellulose is preferred.
  • the homodalican derivative include a carboxymethylanilide derivative (such as carboxymethylcellulose), a hydroxymethylanilide derivative (such as hydroxymethylcellulose), and a deacetylylani derivative (such as chitosan).
  • carboxymethylanilide derivative such as carboxymethylcellulose
  • hydroxymethylanilide derivative such as hydroxymethylcellulose
  • deacetylylani derivative such as chitosan
  • preferred are derivatives exhibiting water solubility, more preferred are carboxymethyl aldehyde derivatives (especially carboxymethyl cellulose) and hydroxymethylated derivatives (especially hydroxymethyl cellulose), and particularly preferred are carboxymethyl iodide homodaricans. It is.
  • Heterodalican is a polysaccharide composed of two types of sugars. Particularly, glycosaminodalican or a derivative thereof is preferable. Specific examples of glycosaminodalican include hyaluronic acid, chondroitin, chondroitin sulfate, dermatan sulfate, heparin, heparan sulfate, keratan sulfate, and the like.
  • glycosaminodalican derivatives include sulfated derivatives (sulfated hyaluronic acid, chondroitin polysulfate, etc.), desulfated derivatives (desulfated heparin, etc.), and redox derivatives (periodate redox heparin. And periodate redox desulfated heparin (JP-A-11310602).
  • desulfated heparin include 6-position desulfated heparin (WO00Z06608 pamphlet), and 2-position desulfated heparin (JP-A-2003-113090).
  • the weight average molecular weight of the polysaccharide used in the present invention varies depending on its type. In the case of hyaluronic acid, it is usually 200 to 3,000,000, preferably 30 to 2,000,000, more preferably 400 to 1.2,000,000, and in the case of other saccharides, it is usually 4,000 to 2,500,000.
  • the photoreactive group is a compound having a photoreactive cross-linking group or a photoreactive unsaturated bond, and causing a photodimerization reaction or a polymerization reaction by irradiation with light such as ultraviolet rays to form a crosslinked structure.
  • the type of the photoreactive group is not particularly limited as long as it can be polymerized or dimerized by irradiation with light and the glycoside bond of the polysaccharide is not cleaved by its introduction.
  • Examples of the photoreactive substance include, for example, cinnamic acid, substituted cinnamic acid (for example, aminocinnamic acid (cyanic acid in which any hydrogen on the benzene ring is substituted with an amino group: preferably p-aminocholic acid) ), Acrylic acid, maleic acid, fumaric acid, furyl acrylic acid, thiophen acrylic acid, cinnamylidene acetic acid, sorbic acid, thymine, coumarin, and derivatives thereof.
  • caesmic acid, substituted caesmic acid or derivatives thereof are particularly preferred from the viewpoint of safety.
  • the photoreactive substance is combined with a spacer that improves photoreactivity and facilitates a photocrosslinking reaction or facilitates a reaction for introducing a photoreactive group into a polysaccharide.
  • a spacer a divalent or polyfunctional compound having a chain or cyclic hydrocarbon residue having 2 to 18 carbon atoms is preferable.
  • the spacer is preferably an amino alcohol having 2 to 8 carbon atoms.
  • the amino acid is ester-bonded or amide-bonded to the lipoxyl group of the cinnamic acid.
  • a particularly preferred spacer is n-aminopropanol or n-aminobutanol.
  • the photoreactive polysaccharide can be prepared according to a known method such as, for example, JP-A-6-73102, JP-A-8-143604, and JP-T-11-512778.
  • the photoreactive polysaccharide is used as a solution.
  • the solution refers to a solution in which the photoreactive polysaccharide is dissolved or uniformly dispersed.
  • the type of solvent used in such a solution is not particularly limited as long as it can be frozen or freeze-dried after irradiating light in a state where the photoreactive polysaccharide is dissolved or dispersed. Medium is preferred.
  • the aqueous solvent include phosphate buffered saline, distilled water, water for injection, and the like.
  • the concentration of the photoreactive polysaccharide in the solution is usually 0.1 to 10% by weight, which is appropriately selected depending on the relationship between the molecular weight of the polysaccharide and the introduction ratio of the photoreactive group. For example, when a photoreactive group is introduced at a rate of 0.1 to 15% into a hyaluronic acid having a weight average molecular weight of 400,000 to 1.2 million, 0.5 to 8% by weight is preferable.
  • the functional group of the polysaccharide into which the photoreactive group can be introduced differs depending on the type of the photoreactive group or the spacer, but the carboxyl group contained in the photoreactive group or the spacer is different.
  • the amino group or hydroxyl group in the polysaccharide is exemplified.
  • the amino group or hydroxyl group contained in the photoreactive group or spacer is used for bonding to the polysaccharide, the polysaccharide is used.
  • a carboxyl group is exemplified.
  • a substance other than the photoreactive polysaccharide and the solvent (for example, unreacted photoreactive substance, impurities, and foreign substances) is removed from the solution of the photoreactive polysaccharide before irradiation with light to perform a crosslinking reaction.
  • the purity of the obtained polysaccharide pseudo-sponge of the present invention can be increased to such an extent that it can be used for medical purposes such as medical devices.
  • the removal of impurities and foreign substances in the solution can be performed by a conventional method such as dialysis, filtration, and centrifugation.
  • the photoreactive polysaccharide is usually obtained in the form of a solution dissolved in an aqueous solvent, removal of the photoreactive substance that has not reacted with the polysaccharide is very easily performed. Such removal treatment is particularly useful for preparing the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention, which is particularly difficult to wash.
  • a solution of the photoreactive polysaccharide is irradiated with light to obtain a polysaccharide gel having shape retention properties, and then the polysaccharide gel is frozen or freeze-dried, and the obtained frozen or lyophilized polysaccharide gel is obtained. Is irradiated with light.
  • Light irradiation is preferably performed through a container used for maintaining the form of the solution, and particularly when a frozen body obtained by freezing a polysaccharide gel is irradiated with light, a container is preferably used.
  • the form of the container is usually determined in consideration of the form of the finally obtained polysaccharide pseudo-sponge of the present invention.
  • a photoreactive substance having an unsaturated double bond that causes a cross-linking reaction by absorbing ultraviolet rays, such as a cinnamoyl group (caesmic acid residue) was used as the photoreactive group.
  • the material of the container must be a material that does not absorb the light having the wavelength necessary for the cross-linking reaction of the photoreactive polysaccharide, and must transmit such light. Examples of such a material include, when ultraviolet rays are used in a crosslinking reaction, a polymer compound such as polypropylene having a low ultraviolet absorption rate, and glass (particularly quartz glass or hard glass). When light is applied to the freeze-dried body, the light may be directly applied to the dried body without necessarily having to perform the irradiation through a container.
  • the irradiation light is not particularly limited as long as it acts on the photoreactive substance and causes a reaction such as polymerization or dimerization.
  • light in the present invention includes visible light, ultraviolet light, infrared light, electron beam, radiation, and the like. Of these, visible light or ultraviolet light is preferred. Preferably, it is ultraviolet light.
  • the wavelength of light used is preferably 180-650 nm.
  • an ultraviolet ray of 260 to 350 nm is preferable. Irradiation conditions for obtaining a polysaccharide gel having shape retention can be conveniently obtained by preliminary experiments.
  • the freezing conditions are not particularly limited as long as the polysaccharide gel can be frozen.
  • the usual conditions employed in the production of sponges may be employed.
  • ultra-low temperature substances such as liquid nitrogen, refrigerants cooled below the freezing temperature of polysaccharide gel (e.g., ethanol), etc. can be used for rapid freezing. It may be frozen slowly.
  • the freezing treatment is usually performed subsequent to the production process of the polysaccharide gel.
  • the polysaccharide gel contained in the container is cooled together with the container.
  • an ordinary freeze-drying method can be used. For example, a method of freezing in a -20 ° C atmosphere and then freeze-drying at room temperature under reduced pressure (for example, 1 Pascal (Pa)) can be mentioned.
  • the amount of light to be irradiated can be appropriately changed according to the intended use of the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention.
  • “light amount” is calculated from the product of “illuminance per unit area” and “irradiation time”.
  • the present invention has a relatively high mechanical strength when aminoaminopropyl carboxylate, which is formed by binding aminopropanol to cinnamate, is used as a photoreactive substance and hyaluronic acid is used as a polysaccharide.
  • aminoaminopropyl carboxylate which is formed by binding aminopropanol to cinnamate
  • hyaluronic acid is used as a polysaccharide.
  • an aqueous solution of photoreactive hyaluronic acid having a photoreactive group introduction rate of 8% and a concentration of 4% by weight is stored in a container capable of irradiating light from both sides, and the light amount per side is 50 jZcm 2 (measurement wavelength : 280 nm) on both sides of the container to obtain a polysaccharide gel having shape retention.
  • the obtained polysaccharide gel is frozen and irradiated with light of 100-250 mjZcm 2 (measurement wavelength: 280 nm) per side from both sides to obtain a photo-crosslinked hyaluronic acid pseudo-sponge.
  • the total amount of light irradiation for example, to obtain a polysaccharide gel, may if about 1, OOOmiZcm 2 or more, and preferably is 100, OOOruJ / cm 2. Furthermore in order to obtain pseudo sponge by freezing the resulting Tatoge Le irradiated with light present invention, Bayoi any LOmjZcm 2 or more, and preferably is 500mjZcm 2.
  • the total light quantity of light irradiation is usually 500 mJZcm 2 because the light transmittance is lower than in the frozen state.
  • the above is preferably 5 jZcm 2 or more, more preferably 10 JZcm 2 or more.
  • UV-M10 manufactured by Oak Manufacturing Co., Ltd.
  • UV-M10 manufactured by Oak Manufacturing Co., Ltd.
  • the photoreactive polysaccharide solution may be a substance having an aqueous solvent miscibility selected from the group consisting of alcohol, surfactant and chelating agent ( (Additive substance).
  • a photoreactive polysaccharide solution is prepared by dissolving the photoreactive polysaccharide and the above-mentioned additive substance in an aqueous solvent, and the solution is irradiated with light to obtain a polysaccharide gel having shape-retaining properties.
  • the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention can be obtained by freezing or freeze-drying the gel and irradiating the obtained frozen or freeze-dried body with light.
  • an additive having an aqueous solvent miscibility selected from the group consisting of alcohols, surfactants and chelating agents, those which do not hinder the function or effect of the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention are used. You have to choose.
  • an alcohol having an aqueous solvent miscibility an alcohol represented by the following general formula (1), particularly polyethylene glycols, is preferable.
  • R represents any group selected from the following groups (a) to (e).
  • Examples of the chain alkyl having 11 to 10 carbon atoms include methyl and ethyl, and examples of the branched alkyl having 3 to 10 carbon atoms include isopropyl and t-butyl.
  • Examples of the alcohol as described above include a lower alcohol, a polyhydric alcohol and a polysaccharide alcohol.
  • Examples of lower alcohols include alcohols having 110, more preferably 118 carbon atoms, such as methanol, ethanol, isopropyl alcohol, and t-butyl alcohol.
  • the polyhydric alcohol is an alcohol having two or more hydroxyl groups in the molecule, and more preferably an alcohol having three or more hydroxyl groups.
  • ethylene glycol and glycerin can be mentioned, and ethylene glycol is preferable.
  • a chain sugar alcohol which can be used whether it is a chain sugar alcohol or a cyclic sugar alcohol is preferable.
  • inositol, mannitol, xylitol, sorbitol and the like are preferable. Manthol, xylitol and sorbitol are more preferable, and mannitol and sorbitol are more preferable.
  • the surfactant is preferably a nonionic surfactant or an anionic surfactant.
  • a polyethylene glycol (PEG) surfactant is used as the nonionic surfactant, and an alkyl sulfate is used as the surfactant. Salts are preferred, and sodium dodecyl sulfate is particularly preferred.
  • chelating agents include oxycarboxylic acids such as citric acid and edetic acids (for example, And polyaminocarboxylic acids such as tylenediamine tetraacetate (EDTA).
  • oxycarboxylic acids such as citric acid and edetic acids
  • EDTA tylenediamine tetraacetate
  • any of the above-mentioned additives having an aqueous solvent miscibility selected from the group consisting of alcohols, surfactants and chelating agents is selected in consideration of the properties and uses required of the obtained polysaccharide pseudo-sponge. Is preferred.
  • a polysaccharide pseudo-sponge obtained by selecting citric acid according to the production method of the present invention has improved strength and adhesion in a sheet form, and also has a similar property to glycerin or polyethylene glycol 400 (PEG400).
  • PEG400 polyethylene glycol 400
  • the polysaccharide pseudo-sponge obtained with the added calo has improved flexibility in sheet form.
  • the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention contains a drug or the like in advance and the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention is used as a medical material for sustained release of a drug, for example, a fat-soluble drug of the present invention may be used.
  • a fat-soluble drug of the present invention may be used.
  • the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention is obtained by a cross-linking reaction of a photoreactive polysaccharide in which a photoreactive group is introduced into the polysaccharide as described above. Further, it has a low swelling property and a blue dextran low staining property described in the following (I) and ( ⁇ ).
  • S1 represents the area before immersion
  • S2 represents the area after immersion. The area is determined from the length and width of the test piece.
  • test piece (thickness: 1 mm, length: 20 mm, width: 10 mm) having a solvent content of 96% by weight was prepared, and the test piece was subjected to a 0.5 g ZmL aqueous solution of blue dextran having a weight average molecular weight of 2,000,000. After immersion in water, an aqueous solution having a polysaccharide concentration of 0.67% by weight is prepared, and the absorbance at a wavelength of 620 nm measured for the aqueous solution is 0.15 or less.
  • the polysaccharide gel obtained by irradiating the photoreactive polysaccharide solution with light is frozen, and the obtained frozen polysaccharide is obtained.
  • the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention obtained by irradiating the gel with light is obtained in the same state as in the case of solvation of a conventional polysaccharide gel, that is, in a solvent-containing state, and an aqueous solution of a photoreactive polysaccharide is used as a raw material. When used, it can be obtained in a water-containing state.
  • the above-mentioned solvent content means the water content when an aqueous solution is used as the solution of the photoreactive polysaccharide in the preparation of the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention. That is, for example, when the cinnamate-introduced hyaluronic acid is used as a 4% by weight aqueous solution, a polysaccharide pseudo sponge containing 96% by weight of water is formed, and the solvent content (water content) becomes 96% by weight. . In addition, what dried the polysaccharide pseudo sponge made in the water-containing state is also included in the polysaccharide pseudo sponge of this invention.
  • a polysaccharide gel obtained by irradiating a photoreactive polysaccharide solution with light is freeze-dried, and the resulting freeze-dried polysaccharide gel is illuminated with light.
  • a solvent such as water it is obtained in a state that does not contain a solvent such as water.
  • a test piece (96% by weight water content) used for investigating physical properties is immersed in distilled water 24 times the weight of the test piece, absorbed, and cut into a predetermined size. Can be created. Further, a material which has been formed to a predetermined size before freeze-drying may be used.
  • a test piece of lcm in length, lcm in width and lmm in thickness was molded in advance before freeze-drying, and after freeze-drying, water was absorbed in a sufficient amount of distilled water. This is done by comparing the size of the pieces.
  • the low swelling property with respect to water is inherently a characteristic of the polysaccharide sponge. That is, polysaccharide gels have the property of swelling by solvation. Polysaccharide sponges do not substantially swell (this property is not significantly affected by the degree of crosslinking).
  • the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention shows low swelling characteristics with a swelling ratio of 125% or less in the swelling test of the above (I), and is similar to the polysaccharide sponge.
  • the swelling ratio of the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention is preferably 100% or less, more preferably 70% or less. Even lower swelling properties can be achieved, for example, by increasing the degree of crosslinking.
  • the following two methods are employed as a precautionary method for staining a sample piece with blue dextran.
  • One method is a so-called soaking method, in which a test piece is immersed in 1 mL of blue dextran solution for 1 hour, taken out, and lightly rinsed in water for injection.
  • the other is a method called the dive method, in which the operation of immersing a test piece in a blue dextran solution and lifting it up 10 times is repeated, and then the operation of immersing it in water for injection and lifting it up 10 times is repeated.
  • the former method is a method of dyeing with sufficient time
  • the latter method is a method of dyeing the sample piece without causing swelling.
  • polysaccharide sponge has high stainability with blue dextran
  • low stainability with blue dextran is a characteristic that polysaccharide sponge cannot originally be expected. Rather, it is generally considered that blue dextran cannot penetrate into the network structure of the hydrogel. Therefore, the low staining property of blue dextran is a property of polysaccharide gels.
  • the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention shows a low staining property with an absorbance of 0.15 or less as measured by the above method, as shown in Examples below. Such dyeing properties are considered to be based on the polysaccharide gel-like properties of the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention.
  • the absorbance of the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention in the staining test is preferably 0.10 or less, more preferably 0.05 or less. Even lower dyeability can be achieved, for example, by increasing the degree of crosslinking. It should be noted that the stainability with blue dextran is considered to correlate with a barrier effect against adhesion of tissues and cells in a living body, and can be used as an index for estimating the effect. Therefore, the low staining property of the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention with blue dextran suggests the above-mentioned high barrier effect of the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention.
  • the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention prepared a test piece (thickness: 1 mm, length: 60 mm, width: 25 mm) having a solvent content of 96% by weight. It is preferable that the breaking strength measured by a method in which a spherical probe having a diameter of 12.7 mm is pierced at a speed of ImmZ seconds using a texture analyzer and ruptured is 200 g or more. Such a high breaking strength is a property that cannot be achieved even by a conventional polysaccharide sponge, as shown in the examples described later. This is one of the specific properties of the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention.
  • the above breaking strength is preferably 250 g or more, more preferably 300 g or more in the case of a polysaccharide pseudo-sponge obtained by irradiating light to the frozen polysaccharide gel, and In the case of a polysaccharide pseudo-sponge obtained by irradiating light, the weight is preferably 210 g or more, more preferably 220 g or more. Even higher breaking strengths can be achieved, for example, by increasing the degree of crosslinking.
  • the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention produced a test piece (thickness: 1 mm, length: 20 mm, width: 10 mm) having a solvent content of 96% by weight.
  • the time is 1300 minutes or less.
  • the above decomposition time is preferably within 1250 minutes, more preferably within 1200 minutes, and particularly preferably within 1000 minutes. Such a decomposition time can be achieved, for example, by adjusting the degree of crosslinking.
  • the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention has characteristics that combine the properties of both a polysaccharide sponge and a polysaccharide gel, as is apparent from the aforementioned low swelling properties and blue dextran low staining properties. The reason why the polysaccharide pseudo-sponge exhibits such specific properties is not clear, but the following is presumed in relation thereto.
  • the crosslinking reaction in a frozen state or a lyophilized state can be induced with much less light energy than the crosslinking reaction in a solution state. Furthermore, in the frozen state, the lower the freezing temperature, the more easily the crosslinking reaction occurs. It is considered that such high crosslinking efficiency is affected by the phase separation of the solution of the photoreactive polysaccharide into the solute and the solvent, the improvement in the arrangement (crystallinity) of the photoreactive polysaccharide molecules, and the decrease in thermal motion.
  • the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention is obtained by a two-stage crosslinking reaction of a first-stage crosslinking reaction in a solution state and a second-stage crosslinking reaction in a frozen state or a freeze-dried state.
  • the following phenomena are estimated.
  • a small amount of a three-dimensional network structure is formed by a slow crosslinking reaction in the first half, and a photoreactive polysaccharide molecule is contained in the network structure by a crosslinking reaction in a frozen state or a lyophilized state at a later stage.
  • An ordered dense structure is formed.
  • a composite structure for example, a reinforced concrete structure having three-dimensional density is formed.
  • a three-dimensional network structure is entirely formed by the slow crosslinking reaction in the first half, and after the arrangement of the photoreactive polysaccharide molecules is increased, a crosslinking reaction in a frozen state or a lyophilized state is performed.
  • a high-sequence structure in which the three-dimensional arrangement of the photoreactive polysaccharide molecules is further enhanced as compared with the case where only the crosslinking reaction in the frozen state or the lyophilized state is performed.
  • the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention is considered to have a structure different from conventional polysaccharide gels and sponges due to the above-described specific properties. And, due to the composite structure (a) and the Z or high arrangement structure (b), the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention is considered to have a high breaking strength, which cannot be achieved by the conventional polysaccharide sponge.
  • the medical material of the present invention is characterized by including the above-described polysaccharide pseudo-sponge of the present invention.
  • the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention can easily remove impurities and foreign substances in the production process.
  • polysaccharides such as glycosaminodalican are polysaccharides existing in vivo. Therefore, the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention is considered to have high safety for living organisms, and can be used as a medical material.
  • Specific examples of the medical material include anti-adhesion materials for living tissues (post-operative anti-adhesion materials used in surgery, etc.).
  • the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention Since the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention is easily decomposed in a living body, it does not have the problem of remaining in the living body for a long period of time. Furthermore, it is presumed that the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention has resistance to low staining cell infiltration by blue dextran as described above. Such properties are particularly preferred as anti-adhesion materials, [0071] Another example of a medical material is a substrate for sustained release of a drug. That is, since the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention exhibits excellent biodegradability, it can be used as a medical material for sustained-release of a drug by preliminarily including a drug therein.
  • Such a medical material for sustained release of a drug can be obtained by preliminarily mixing a drug with a solution of a photoreactive polysaccharide when preparing the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention. Further, it can be prepared by impregnating the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention with a drug.
  • non-steroidal anti-inflammatory drugs such as indomethacin, mefenamic acid, acemethasin, alclofenac, ibuprofen, tiaramid hydrochloride, fenbuen, mepyrizole, salicylic acid, etc.
  • antineoplastic agents metalhotrexate
  • Fluorouracil Fluorouracil
  • Vincristine sulfate Mitomycin C
  • Actinomycin C Daunorubicin hydrochloride
  • Anti-ulcer agent (Acedalutamide aluminum-Lum, L-Glutamine, P (Trans-4-aminomethylcyclohexanecarbol) Propionate hydrochloride, cetraxate hydrochloride, sulpiride, gefarnate, cimetidine, latidine, famotidine, etc.
  • enzyme preparations chymotrypsin, streptokinase, lysozyme chloride
  • Bioactive polypeptides include hormonal agents, antituberculous agents, hemostatic agents, antidiabetic agents, vasodilators Antiarrhythmic agents, cardiotonic, anti-allergy ⁇ 0, antidepressants, Koten cryogen, muscle relaxants, antitussive phlegm agents, such as antibiotics.
  • the polysaccharide pseudo-sponge of the present invention has a property that cells and the like do not infiltrate into the inside thereof, and thus can be used as a substrate for culturing cells and tissues.
  • the rate of introduction of photoreactive groups was as follows: when glycosaminodalican was used as the polysaccharide and the photoreactive group was introduced into the carboxylic acid group of glycosaminodalican, the introduction was repeated per disaccharide unit.
  • the value means the number of photoreactive groups expressed as a percentage.
  • the amount of glycosaminodalican necessary for calculating the introduction rate was measured by the kylbazol measurement method using a calibration curve. The amount was measured by an absorbance measurement method using a calibration curve (measurement wavelength: 269 nm).
  • the cross-linking rate is determined by hydrolyzing the test substance lg with 1 mL of ImolZl sodium hydroxide aqueous solution for 1 hour, acidifying the resulting solution, and then etching the photoreactive group-derived product (monomer, dimer) with ethyl acetate. ) was analyzed by high performance liquid chromatography (HPLC), and the amount of the dimer was measured by the calibration curve method. Then, the number of moles of the photoreactive group which became a dimer with respect to the photoreactive group introduced into the polysaccharide was expressed in percentage.
  • N-hydroxysuccinimide 860 mg / water 2 mL (0.6 equivalent / hyaluronic acid disaccharide unit (mol / mol)), 1-ethyl-3- (3-dimethylaminopropyl) carbodiimide hydrochloride ( EDC1ZHC1) 717mgZ water 2mL (0.3 equivalents Z hyaluronic acid disaccharide unit (molZmol)), aminopropyl carboxylate hydrochloride (HCl'H N (CH) OCO— CH CH
  • Ph represents a phenyl group. 903 mg 2 mL of water (0.3 equivalents of Z-hyaluronic acid disaccharide unit (molZmol)) were sequentially added, and the mixture was stirred for 2 hours and 30 minutes. 2.5 g of sodium hydrogencarbonate and 5 OmL of water were added and stirred for 24 hours, and then 30 g of sodium salt was added. 2 L of ethanol was added to the reaction solution to precipitate a precipitate, and the precipitate was washed twice with a mixed solvent of ethanol Z water (80:20 by weight) and twice with ethanol, and then overnight at room temperature.
  • molZmol Z-hyaluronic acid disaccharide unit
  • a transparent sheet-like cross-linked hyaluronic acid was prepared in the same manner as in (1) above, using the prepared hyaluronic acid-introduced 4.6% in accordance with the method of Preparation Example 1 described above. An acid gel was obtained. The crosslinking ratio of the obtained gel was 13.6%. Light irradiation was performed using a 3 kW high-pressure mercury lamp, and a total of 100,000 cm 2 was irradiated.
  • a milky white sheet-like material was prepared in the same manner as in (1), using the prepared introduction ratio 4.6% of calymic acid-introduced hyaluronic acid according to the method of Preparation Example 1 above. Got a sponge. The crosslinking rate of the obtained sponge was 16.2%. The light irradiation was performed using an 800 W high-pressure mercury lamp, and a total of j / cm 2 was irradiated.
  • a mold prepared by using a tempered glass plate so as to have a length of 6 cm ⁇ 2.5 cm and a thickness of lmm was used as a container for filling the solution of the photoreactive polysaccharide.
  • the cinnamate-introduced hyaluronic acid obtained in Preparation Example 1 was dissolved in water for injection so as to have a concentration of 4% by weight.
  • the resulting solution was poured into a mold described above were irradiated with ultraviolet rays of a single-sided 50JZcm 2 by total 100jZcm2 at 3kW Metaruno ⁇ halide lamp under water-cooling.
  • a translucent sheet-like polysaccharide pseudo-sponge 2 of the present invention was obtained according to the method of Example 1 by using a cinnamate-introduced hyaluronic acid having an introduction ratio of 4.6% prepared according to the method of Preparation Example 1 above.
  • the crosslinking rate of the obtained polysaccharide pseudo-sponge 2 was 17.0%.
  • the light irradiation after freezing at ⁇ 20 ° C. was performed with a total of ljZcm 2 using an 800 W high-pressure mercury lamp.
  • the breaking strength was measured by the method described in the text of the specification.
  • As the texture analyzer "TA-XT2" manufactured by Stable Micro Systems was used.
  • As controls the crosslinked hyaluronic acid gel prepared in Preparation Example 2 (1) and the crosslinked hyaluronic acid sponge prepared in Preparation Example 3 (1) were used, and the measurement was similarly performed.
  • Figure 1 shows the measurement results.
  • the breaking strength of the polysaccharide pseudo-sponge 1 of the present invention was about 420 g, which was 8 times or more that of the gel and slightly less than 4 times that of the sponge.
  • the polysaccharide pseudo-sponge 1 of the present invention was subjected to a staining test by the methods described in the text of the specification (the diving method and the soaking method).
  • the crosslinked hyaluronic acid gel prepared in Preparation Example 2 (1) and the crosslinked hyaluronic acid sponge prepared in Preparation Example 3 (2) were used, and the measurement was similarly performed.
  • Figure 2 shows the measurement results.
  • the bars with vertical stripes indicate the dive method
  • the bars with horizontal stripes indicate the soaking method.
  • the staining property of the polysaccharide pseudo-sponge 1 of the present invention the value represented by the absorbance was 0.02, which was about 1Z7 for the gel and about 1Z10 for the sponge.
  • the unexpectedly high staining property of the gel is considered to be due to the adsorption at the surface rather than the penetration of blue dextran into the gel.
  • the swelling ratio of the polysaccharide pseudo-sponge 1 of the present invention is about 20% (area ratio: 1.2), the sponge does not swell at all (swelling ratio: 0%, area ratio: 1.0), and the gel swelling ratio is 240% (area ratio: 3.4).
  • the polysaccharide pseudo-sponge 1 of the present invention was subjected to a degradability test by the method described in the text of the specification. As controls, the crosslinked hyaluronic acid gel prepared in Preparation Example 2 (1) and the crosslinked hyaluronic acid sponge prepared in Preparation Example 3 (1) were used, and the measurement was similarly performed. Figure 4 shows the measurement results.
  • the decomposition time of the polysaccharide pseudo-sponge 1 of the present invention was about 500 minutes, 1.6 times that of the gel. Sponges, on the other hand, take 4.8 times longer to break down than gels. This indicated that the polysaccharide pseudo-sponge 1 of the present invention had an appropriate enzymatic degradation.
  • hyaluronic acid into which cinnamate was introduced at an introduction rate of 8.2% was dissolved in water for injection so as to be 4% by weight. Then, the obtained solution was poured into the container described in Example 1, and irradiated with ultraviolet rays of 10 OjZcm 2 in total on a single side of 50 jZcm 2 with a 3 kw metal nitride lamp under water cooling. Thereafter, the mixture was frozen at -20 ° C, the container strength was removed, and lyophilization was performed at room temperature.
  • the obtained freeze-dried product was irradiated with ultraviolet rays of 5 jZcm 2 in total from both sides with an 800 W high-pressure mercury lamp to obtain a polysaccharide pseudo-sponge 3.
  • the crosslinking rate of the obtained polysaccharide pseudo-sponge 3 was 21.5%.
  • each physical property value was measured by the same method as in the case of the polysaccharide pseudo-sponge 1.
  • the breaking strength was 229.4 g
  • the absorbance in the dyeing test was 0.021
  • the swelling ratio was 50% by the dating method and the soaking method.
  • the BD-containing polysaccharide pseudo-sponge obtained above was placed in the median incision peritoneal cavity of each rat one by one, and then the first, second, third, and fourth weeks.
  • the BD-containing polysaccharide pseudo-sponge was collected from the intraperitoneal cavity every week, and the remaining amount of blue dextran in the BD-containing polysaccharide pseudo-sponge and the remaining amount of the polysaccharide pseudo-sponge itself were measured.
  • the residual amount of blue dextran is measured by measuring the absorption at 620 nm of a solution obtained by hydrolyzing the collected BD-containing polysaccharide pseudo-sponge with 50 mL of IN NaOH for 1 hour at room temperature using a spectrophotometer. It was done by doing.
  • the amount of blue dextran contained in the BD-containing polysaccharide pseudo-sponge before indwelling was defined as 100, and the residual ratio of blue dextran at each time point was determined.
  • the residual amount of the polysaccharide pseudo-sponge was measured by quantifying the content of peronic acid in the solution used in the above-mentioned residual amount measurement of blue dextran by the phorazole measurement method.
  • the amount of peronic acid in the BD-containing polysaccharide pseudo-sponge before indwelling was set to 100, and the residual ratio of the polysaccharide pseudo-sponge at each time point was determined.
  • Fig. 5 shows the results of the residual ratio of blue dextran and the residual ratio of polysaccharide pseudo-sponge with respect to the period of implantation in the rat intraperitoneal cavity.
  • the polysaccharide pseudo-sponge 2 of the present invention was observed with a scanning electron microscope. For observation with a scanning electron microscope, the polysaccharide pseudo-sponge 2 of the present invention was used after freeze-drying.
  • FIG. 6 is an enlarged view of the surface of the polysaccharide pseudo-sponge 2 of the present invention (a photograph substituted for a drawing)
  • FIG. 7 is an enlarged view of a cross-section of the polysaccharide pseudo sponge 2 of the present invention (a photograph substituted for a drawing).
  • the crosslinked hyaluronic acid gel prepared in Preparation Example 2 (2) and the crosslinked hyaluronic acid sponge prepared in Preparation Example 3 (2) were similarly observed.
  • Figure 8 is an enlarged view of the surface of the cross-linked hyaluronic acid gel prepared in Preparation Example 2 (2) (substitute drawing)
  • Figure 9 is the cross-linked hyaluronic acid gel prepared in Preparation Example 2 (2). It is an enlarged view (a photograph substituted for a drawing) of a section.
  • Fig. 10 is an enlarged view of the surface of the crosslinked hyaluronic acid sponge prepared in Preparation Example 3 (2) (a photograph as a substitute for a drawing)
  • Fig. 11 is a cross section of the crosslinked hyaluronic acid sponge prepared in Preparation Example 3 (2). It is an enlarged view (drawing substitute photograph).
  • a polysaccharide pseudo-sponge has a three-dimensional structure composed of “surfaces”.
  • a sponge is a “pillar (line)” and there is almost no difference in pore size, so naturally the strength of a surface is higher than that of a line. It is suggested.
  • the wall surface of the polysaccharide pseudo-sponge is fairly uniform, and from the usual concept, a smooth surface has a higher strength than a rough surface.
  • the polysaccharide pseudo-sponge is composed of a continuous body having a bag structure like a closed cell, but the sponge has a communicating hole structure, and the gel has a bag structure although it is upright.
  • the above difference in structure reflects the difference in blue dextran staining property. That is, since the pseudo sponge is as smooth as the surface is covered with a thin film, the blue dextran solution easily flows over the surface and exhibits low staining properties. On the other hand, it is generally known as not permeating blue dextran particles having a weight average molecular weight of 2 million! /, And the gel showed a little staining property due to the rough surface. Blue to surface It is thought to be due to the adsorption of dextran particles.
  • the swelling property is estimated as follows. In other words, the walls of the gel are pleated. This suggests that the higher-order structure is folded, and it is considered that the higher-order structure has a distortion and swells because it has room in the expansion direction.
  • Example 4 (Preparation of Polysaccharide Pseudo-Sponge of the Present Invention Using Alginate Introduced with Cinamic Acid: Aminopropyl cinnamate was introduced into 4% of all carboxyl groups of sodium alginate (manufactured by Wako Pure Chemical Industries, Ltd.) Photoreactive alginic acid lg was dissolved in 25 mL of water for injection to prepare a 4% by weight aqueous solution of photoreactive alginic acid.1 mL of this aqueous solution was sealed in a high-density polypropylene pack so as to have a layer thickness of 1 mm.
  • Photoreactive carboxymethylcellulose lg in which aminopropyl cinnamate is introduced into about 10% of the total carboxyl groups of sodium carboxymethylcellulose (manufactured by Nakarai Tester Co., Ltd.) is dissolved in 25 mL of water for injection, and 4% by weight aqueous solution of photoreactive carboxymethylcellulose A liquid was prepared. 1 mL of this aqueous solution was sealed in a high-density polypropylene pack so as to have a layer thickness of 1 mm, irradiated with 2500 mJZcm 2 using an 800 W high-pressure mercury lamp, and then frozen in a dry ice ethanol bath at 40 ° C. Next, while maintaining the frozen state, the cross-linked carboxymethylcellulose pseudo-sponge is irradiated with light of 250 mjZcm 2 using a high-pressure mercury lamp.

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Description

明 細 書
多糖擬スポンジ
技術分野
[0001] 本発明は、多糖擬スポンジに関し、詳しくは、多糖に光反応性基を導入した光反応 性多糖の架橋反応で得られ、スポンジの特性とゲルの特性とを兼ね備えた多糖擬ス ポンジに関する。
背景技術
[0002] 従来、多糖に光反応性基を導入した光反応性多糖と、それを紫外線などの光線照 射により架橋させて得られる架橋多糖が知られている（例えば特許文献 1一 4)。そし て、斯かる架橋多糖から成るゲル (多糖ゲル)やスポンジ (多糖スポンジ)も知られて いる。
[0003] 多糖ゲルは、光反応性多糖の溶液に紫外線などの光線を照射して架橋させて調 製され、例えば組織などの癒着を防止する癒着防止材などの医用材料として使用す ることが可能である（例えば特許文献 5)。因みに、上記の多糖ゲルは溶媒和ゲルとし て得られ、原料として光反応性多糖の水溶液を使用した場合は水和によりヒドロゲル として得られる。そして、斯カる多糖ゲルは、三次元網目構造を有する為に水に不溶 であるが、水中で平衡に達するまで膨潤する。
[0004] 一方、多糖スポンジは、光反応性多糖の溶液を凍結させ、凍結状態で紫外線など の光線を照射して架橋させて調製され、その製造工程にお 、ては架橋剤などの不純 物の除去が極めて容易である為に高純度化することが出来る（例えば特許文献 6)。 因みに、スポンジとは、独立気泡または連通気泡を有する多孔質物質を指す。
[0005] 特許文献 1 :特開平 6— 73102号公報
特許文献 2：特開平 8— 143604号公報
特許文献 3：特開平 9- 87236号公報
特許文献 4：特開 2002— 249501号公報
特許文献 5：特表平 11-512778号公報
特許文献 6:WO02Z060971号パンフレット 発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0006] 多糖ゲルの一例である架橋グリコサミノダリカンのヒドロゲルは、生体内における分 解性が優れているものの、ゲルシート等に成型した場合は裂け易ぐ取扱いに細心 の注意が必要な上、その膨潤性が高い為、生体内に留置した際の移動を防止するこ とが困難である。更に膨潤により前述の裂け易さは顕著となり、斯カる問題は、特に 生体組織に適用する癒着防止材用途において顕著である。
[0007] 一方、多糖スポンジの一例である架橋グリコサミノダリカンのスポンジは、膨潤性が 低い為、生体内に留置した際の移動が起こり難い。しかし、多糖スポンジは、多孔性 状を有し、生体内における分解性が低い為、細胞が容易に浸潤して線維化を起こし 易い。従って、多糖スポンジの生体内への適用は、組織再生の足場 (スキヤフォード） 等の特定用途に限定される。なお、多糖スポンジにおける細胞の浸潤の容易性は、 その多孔性状に基づくものと考えられる。そして、その多孔性状 (網目の大きさ）は、 一般にヒドロゲルの網目構造に浸入できな!/、と考えられて 、るブルーデキストランに よる染色の程度により予想することが出来、多糖スポンジの染色性は比較的大きい。
[0008] 本発明は、上記実情に鑑みなされたものであり、その目的は、ある程度の強度を保 ちつつ、膨潤性が低ぐ生体内分解性が高い新規な物理構造の光架橋多糖を提供 することにある。
課題を解決するための手段
[0009] 本発明者は、上記課題の解決の為、従来の架橋多糖のスポンジとゲルの両者の優 れた特徴を兼ね備えた新規な物理構造の光架橋多糖を提供すべく検討を重ねた結 果、低膨潤性である多糖スポンジに多糖ゲルの性質を付与して多糖スポンジの欠点 を克服した新規な物理構造の多糖擬スポンジに想到し、本発明を完成した。すなわ ち、本発明は、関連する複数の一群の発明から成り、その要旨は、次の通りである。
[0010] 本発明の第 1の要旨は、多糖に光反応性基を導入した光反応性多糖の架橋反応 で得られ、以下の（I)及び (Π)に記載の低膨潤特性およびブルーデキストラン低染色 特性を有することを特徴とする多糖擬スポンジに存する。
[0011] (I)溶媒含有率 96重量％の試験片 (厚さ： 1mm,縦： 10mm,横： 10mm)を作製し 、当該試験片を注射用水に、室温にて 1時間浸漬した後に測定した以下の式で表さ れる膨潤率が 125%以下である。
[0012] [数 1]
膨潤率 = { ( S 2 - S 1 ) Z S 1 } X 1 0 0
( S 1は浸漬前の面積、 S 2は浸漬後の面積を表す。 なお、 面積は試験片の縦と横の長 さから算出される。 ）
[0013] (Π)溶媒含有率 96重量％の試験片 (厚さ： 1mm,縦: 20mm,横： 10mm)を作製 し、当該試験片を重量平均分子量 200万のブルーデキストランの 0. 5gZmL水溶液 に浸漬した後、水洗し、試験片を加水分解し、多糖濃度として 0. 67重量％の水溶液 を調製し、当該水溶液について測定した波長 620nmにおける吸光度が 0. 15以下 である。
[0014] 本発明の第 2の要旨は、多糖に光反応性基を導入した光反応性多糖の溶液に光 を照射して保形性を有する多糖ゲルを得、次いで、当該多糖ゲルを凍結させ、得ら れた凍結多糖ゲルに光を照射する方法により得られることを特徴とする多糖擬スボン ジに存する。
[0015] 本発明の第 3の要旨は、多糖に光反応性基を導入した光反応性多糖の溶液に光 を照射して保形性を有する多糖ゲルを得、次いで、当該多糖ゲルを凍結乾燥し、得 られた凍結乾燥体に光を照射する方法により得られることを特徴とする多糖擬スボン ジに存する。
[0016] 本発明の第 4の要旨は、多糖に光反応性基を導入した光反応性多糖の溶液に光 を照射して保形性を有する多糖ゲルを得、次いで、当該多糖ゲルを凍結させ、得ら れた凍結多糖ゲルに光を照射することを特徴とする多糖擬スポンジの製造方法に存 する。
[0017] 本発明の第 5の要旨は、多糖に光反応性基を導入した光反応性多糖の溶液に光 を照射して保形性を有する多糖ゲルを得、次いで、当該多糖ゲルを凍結乾燥し、得 られた凍結乾燥体に光を照射することを特徴とする多糖擬スポンジの製造方法に存 する。
[0018] そして、本発明の第 6の要旨は、前記の多糖擬スポンジを含むことを特徴とする医 用材料に存する。
発明の効果
[0019] 本発明により、生分解性が優れると共に、強度、組織の癒着などに対するバリア効 果が高い多糖擬スポンジ及びそれを使用した医用材料が提供される。
図面の簡単な説明
[0020] [図 1]本発明の多糖擬スポンジ 1の破断強度を示す図である。
[図 2]本発明の多糖擬スポンジ 1のブルーデキストランによる染色性を示す図である（ 縦縞のバーはデイツビング法を示し、横縞のバーはソーキング法を示す)。
[図 3]本発明の多糖擬スポンジ 1の膨潤性を示す図である。
[図 4]本発明の多糖擬スポンジ 1の酵素による分解性を示す図である。
[図 5]ラット腹腔内にブルーデキストラン含有多糖擬スポンジを埋植した期間に対する ブルーデキストラン残存率および多糖擬スポンジ残存率の結果を示す図である。
[図 6]本発明の多糖擬スポンジ 2の表面の拡大図である。
[図 7]本発明の多糖擬スポンジ 2の断面の拡大図である。
[図 8]調製例 2 (2)で調製した架橋ヒアルロン酸ゲルの表面の拡大図である。
[図 9]調製例 2 (2)で調製した架橋ヒアルロン酸ゲルの断面の拡大図である。
[図 10]調製例 3 (2)で調製した架橋ヒアルロン酸スポンジの表面の拡大図である。
[図 11]調製例 3 (2)で調製した架橋ヒアルロン酸スポンジの断面の拡大図である。 発明を実施するための最良の形態
[0021] 以下、本発明を詳細に説明する。先ず、説明の便宜上、本発明に係る多糖擬スポ ンジの製造方法について説明する。本発明においては、従来の光架橋多糖と同様 に、原料として、多糖に光反応性基を導入した光反応性多糖を使用する。光反応性 多糖は、多糖と光照射により光二量ィ匕反応や光重合ィ匕反応を生じる化合物 (光反応 性物質）とを反応して得られる。
[0022] 多糖としては、ホモダリカン、ヘテロダリカン又はそれらの誘導体が挙げられる。ホモ ダリカンは、 1種類の単糖のみカゝら成る多糖であり、その具体例としては、グルカン (ァ ミロース、セルロース等）、マンナン、グリクロナン（ぺクチン酸、アルギン酸など）、ポリ グリコサミン (キチン、コロミン酸など）、ポリガラクトサミン等が挙げられる。これらの中 では、グルカン（特にセルロース）が好ましい。
[0023] ホモダリカンの誘導体の具体例としては、カルボキシメチルイ匕誘導体 (カルボキシメ チルセルロース等）、ヒドロキシメチルイ匕誘導体 (ヒドロキシメチルセルロース等）、脱ァ セチルイ匕誘導体 (キトサン等）が挙げられる。これらの中では、好ましくは水溶性を呈 する誘導体であり、更に好ましくはカルボキシメチルイヒ誘導体 (特にカルボキシメチル セルロース）又はヒドロキシメチル化誘導体（特にヒドロキシメチルセルロース）であり、 特に好ましくはカルボキシメチルイ匕ホモダリカンである。
[0024] ヘテロダリカンは、二種類の糖から成る多糖である。特にグリコサミノダリカン又はそ の誘導体が好ましい。グリコサミノダリカンの具体例としては、ヒアルロン酸、コンドロイ チン、コンドロイチン硫酸、デルマタン硫酸、へパリン、へパラン硫酸、ケラタン硫酸な どが挙げられる。グリコサミノダリカンの誘導体の具体例としては、硫酸化誘導体 (硫 酸化ヒアルロン酸、コンドロイチンポリ硫酸など）、脱硫酸化誘導体 (脱硫酸化へパリ ン等）、酸化還元誘導体 (過ヨウ素酸酸化還元へパリン、過ヨウ素酸酸化還元脱硫酸 化へパリン (特開平 11 310602号公報)）等が挙げられる。そして、脱硫酸化へパリ ンとしては、 6位脱硫酸化へパリン (WO00Z06608号パンフレット）、 2位脱硫酸ィ匕 へパリン (特開 2003— 113090号公報）等が挙げられる。
[0025] 本発明で使用する多糖の重量平均分子量はその種類によって異なる。ヒアルロン 酸の場合は、通常 20— 300万、好ましくは 30— 200万、更に好ましくは 40— 120万 であり、他の糖類の場合は通常 4, 000— 2, 500, 000である。
[0026] 光反応性基としては、光反応性架橋基や光反応性不飽和結合を有し、紫外線など の光線照射により光二量化反応または重合化反応を惹起して、架橋構造を形成する 化合物 (光反応性物質)の残基が挙げられる。なお、光反応性基の種類は、光照射 により重合またはニ量ィ匕し得るものであり、かつ、その導入により多糖のグリコシド結 合が切断されない限り、特に限定されない。
[0027] 光反応性物質としては、例えば、ケィ皮酸、置換ケィ皮酸 (例えばアミノケィ皮酸（ ベンゼン環の何れかの水素がァミノ基に置換したケィ皮酸：好ましくは p アミノケィ皮 酸））、アクリル酸、マレイン酸、フマル酸、フリルアクリル酸、チォフェンアクリル酸、シ ンナミリデン酢酸、ソルビン酸、チミン、クマリン、これらの誘導体などが挙げられる。こ れらの中では、特に、ケィ皮酸、置換ケィ皮酸またはこれらの誘導体が安全性の面か ら好ましい。
[0028] また、光反応性物質には、光反応性を向上し、光架橋反応を容易にしたり、多糖に 光反応性基を導入する反応を容易にするスぺーサーを結合して 、てもよ 、。スぺー サ一としては、炭素数 2— 18の鎖状もしくは環状の炭化水素残基を有する二価また は多価官能性の化合物が好ましい。例えば、光反応性物質がケィ皮酸の場合は、ス ぺーサ一として炭素数 2— 8のァミノアルコールが好ましい。この場合、ケィ皮酸の力 ルポキシル基にァミノアルコールがエステル結合またはアミド結合する。特に好ま ヽ スぺーサ一は n—ァミノプロパノール又は n—アミノブタノールである。
[0029] 光反応性多糖は、例えば、特開平 6 - 73102号公報、特開平 8 - 143604号公報、 特表平 11— 512778号公報などの公知の方法に従って調製することが出来る。
[0030] 本発明の製造法にお!、て光反応性多糖は溶液として使用される。ここで、溶液とは 、光反応性多糖が溶解または均一に分散した液を指称する。斯かる溶液に使用する 溶媒としては、光反応性多糖を溶解または分散した状態で光を照射した後に凍結ま たは凍結乾燥することが可能である限り、その種類は特に限定されないが、水性溶 媒が好ましい。水性溶媒としては、例えば、リン酸緩衝生理的食塩水、蒸留水、注射 用水などが挙げられる。
[0031] 溶液中における光反応性多糖の濃度は、多糖の分子量と光反応性基の導入率の 関係によって適宜選択される力 通常 0. 1— 10重量％である。例えば、重量平均分 子量 40— 120万のヒアルロン酸に対して導入率 0. 1— 15%で光反応性基が導入さ れている場合は 0. 5— 8重量％が好ましい。
[0032] なお、光反応性基の導入率とは、多糖中に存在する「光反応性基を導入可能な官 能基」のモル数に対する「導入された光反応性基」のモル数 ( =光反応性物質の導 入数)の割合を百分率で表示した値である。また、ここで、光反応性基を導入可能な 多糖の官能基とは、光反応性基またはスぺーサ一の種類によって異なるが、光反応 性基またはスぺーサ一に含まれるカルボキシル基を多糖との結合に使用する場合は 、多糖中のアミノ基またはヒドロキシル基が例示され、光反応性基またはスぺーサー に含まれるアミノ基またはヒドロキシル基を多糖との結合に使用する場合は、多糖の カルボキシル基が例示される。
[0033] 光を照射して架橋反応を行なう前の光反応性多糖の溶液から、光反応性多糖と溶 媒以外の物質 (例えば、未反応の光反応性物質、不純物、異物)を除去しておくこと により、得られる本発明の多糖擬スポンジの純度を医療用具などの医療目的に使用 し得る程度に高めることが出来る。該溶液中の不純物や異物などの除去は、例えば 、透析、濾過、遠心分離などの常法に従って行うことが出来る。光反応性多糖は、通 常、水性溶媒に溶解した溶液の状態で得られる為、多糖と反応しなかった光反応性 物質の除去は、極めて容易に行われる。斯かる除去処理は、殊に洗浄が困難な本発 明の多糖擬スポンジの調製にぉ 、ては実益が高 、。
[0034] 光反応性多糖の溶液に光を照射して保形性を有する多糖ゲルを得、次いで、当該 多糖ゲルを凍結または凍結乾燥させ、得られた凍結体または凍結乾燥体の多糖ゲ ルに光を照射する。
[0035] 光の照射は、溶液の形態保持に使用する容器を通じて行うことが好ましぐ特に多 糖ゲルを凍結させた凍結体に光照射する場合には容器を使用するのが好ま ヽ。容 器の形態は、通常、最終的に得られる本発明の多糖擬スポンジの形態を考慮して決 定される。この際、光反応性基として、例えばシンナモイル基 (ケィ皮酸残基)等の紫 外線を吸収して架橋反応を起こす不飽和二重結合を有する光反応性物質を使用し た、光反応性多糖を使用する場合は、架橋反応時の溶媒である水によって紫外線が 吸収される性質を有する為、紫外線の光路長が lcm以下となる様な形態を選択する のが好ましい。容器の材質は、光反応性多糖の架橋反応に必要な波長の光を吸収 しない材質であって、その様な光を透過する材質でなければならない。斯かる材質と しては、例えば、架橋反応に紫外線が使用される場合は、紫外線吸収率が低いポリ プロピレン等の高分子化合物、ガラス (特に石英ガラス又は硬質ガラス)等が挙げら れる。なお、凍結乾燥体に光を照射する場合は、必ずしも容器を通じて行う必要はな ぐ直接、当該乾燥体に光を照射してもよい。
[0036] 照射する光は、光反応性物質に作用し、重合、二量ィヒなどの反応を起こさせる限り 特に限定はされない。例えば、可視光、紫外線、赤外線、電子線、放射線なども本発 明における光に包含される。これらの中では、可視光または紫外線が好ましぐ更に 好ましくは紫外線である。そして、使用する光の波長としては 180— 650nmが好まし い。例えば、光反応性物質としてケィ皮酸を使用した場合は、 260— 350nmの紫外 線が好ま 、。保形性を有する多糖ゲルを得る為の照射条件は予備的実験で求め ておくのが簡便である。
[0037] 光反応性多糖溶液に光を照射して得られた多糖ゲルを凍結する場合における、そ の凍結条件は、多糖ゲルを凍結させ得る条件である限り特に制限されず、公知の多 糖スポンジの製造で採用される通常の条件を採用し得る。例えば、液体窒素の様な 超低温物質、多糖ゲルの凍結温度以下に冷却した冷媒 (例えば、エタノール)等を 使用して急激に凍結してもよぐまた、一般家庭用冷凍庫を使用して比較的緩やか に凍結してもよい。なお、凍結処理は、通常、多糖ゲルの製造工程に引き続いて行 われる。容器に収容された多糖ゲルをそのまま容器と共に冷却する。また、光反応性 多糖溶液に光を照射して得られた多糖ゲルを凍結乾燥する場合は、通常の凍結乾 燥方法を使用することが可能である。例えば、— 20°C雰囲気下で凍結した後、室温 にて減圧下 (例えば、 1パスカル (Pa) )で凍結乾燥を行う方法が挙げられる。
[0038] 凍結状態および凍結乾燥状態での架橋反応は溶液状態の架橋反応に比して格段 に少ない光のエネルギーで引き起こすことが出来ることが知られている。従って、凍 結前または凍結乾燥前の光照射は保形性を有する多糖ゲルを得る為に必要な最低 条件で行 、、目標とする架橋率を得る為の十分な光照射は凍結後または凍結乾燥 後に行なうのが経済的である。
[0039] また、照射する光量は、本発明の多糖擬スポンジの使用目的に応じて適宜変化さ せることが出来る。ここで、「光量」は、「単位面積当りの照度」と「照射時間」の積から 算出される。例えば、ケィ皮酸にアミノプロパノールが結合して成るケィ皮酸ァミノプロ ピルを光反応性物質として使用し、多糖としてヒアルロン酸を使用した場合にぉ ヽて 、比較的高い機械的強度を有する本発明の多糖擬スポンジを得る為には次の様に 行なう。
[0040] 先ず、例えば、光反応性基の導入率 8%、濃度 4重量％の光反応性ヒアルロン酸の 水溶液を両面から光を照射可能な容器に収納し、片面当たり光量 50jZcm2 (測定 波長： 280nm)の光を容器の両面カゝら照射して保形性を有する多糖ゲルを得る。次 いで、得られた多糖ゲルを凍結させて、片面当たり 100— 250mjZcm2 (測定波長： 280nm)の光を両面から照射し光架橋ヒアルロン酸擬スポンジを得る。なお、 3kw高 圧水銀ランプを使用した場合、片側からしか光照射出来ない為、上記例では光照射 のムラを考慮し、照射ごとに反転して両面に照射することが出来る。
[0041] 光照射の総光量としては、例えば、多糖ゲルを得るには、約 1, OOOmiZcm2以上 であればよいが、好ましくは 100, OOOruJ/cm2が挙げられる。更に得られた多糖ゲ ルを凍結させて光照射し本発明の擬スポンジを得るには、 lOmjZcm2以上であれ ばよいが、好ましくは 500mjZcm2が挙げられる。光反応性多糖溶液に光を照射し て得られた多糖ゲルを凍結乾燥する場合にぉ ヽては、凍結状態よりも光の透過性が 悪いことから、光照射の総光量は、通常 500mjZcm2以上、好ましくは 5jZcm2以上 、更に好ましくは lOjZcm2以上である。
[0042] なお、上述の光量の測定は、例えば、照度計 UV— M10 (オーク製作所製)を使用 することが出来るが、同等の光量を照射できるものであれば、通常に使用されている もので構わない。
[0043] また、本発明の製造方法にお!、て、光反応性多糖溶液に、アルコール、界面活性 剤およびキレート剤から成る群から選択される何れかの水性溶媒混和性を有する物 質 (添加物質)を含有させても構わない。例えば、光反応性多糖と上記添加物質とを 水性溶媒に溶解することにより光反応性多糖溶液を調製し、当該溶液に光を照射し て保形性を有する多糖ゲルを得、次いで、当該多糖ゲルの凍結または凍結乾燥を行 い、得られた凍結体または凍結乾燥体に光を照射して、本発明の多糖擬スポンジを 得るが可能である。
[0044] なお、アルコール、界面活性剤およびキレート剤から成る群から選択される何れか の水性溶媒混和性を有する添加物質としては、本発明の多糖擬スポンジの機能や 効果を妨げな 、ものを選択する必要がある。水性溶媒混和性を有すアルコールとし ては以下の一般式（1)で表されるアルコール、特にポリエチレングリコール類が好ま しい。 [0045] [化 1]
R-OH (1)
但し Rは以下の （a)〜（e) の群から選択される何れかの基を表す。
( a ) 炭素数 1〜 10の鎖状アルキル
(b) 炭素数 3~10の分岐状アルキル
(c) -CH2- (CHOH) i-CH2OH (式中 1 ： 0〜 5の整数）
(d) -CH- (CHOH) m— CH— OH (式中 m： 3〜5の整数）
I I
(e) ― (CH2CH20) n-H (式中 n： 3〜70の整数）
[0046] 炭素数 1一 10の鎖状アルキルとしては、メチル、ェチル等が、炭素数 3— 10の分岐 を有するアルキルとしてはイソプロピル、 t ブチル等が挙げられる。
[0047] 上記の様なアルコールとしては、低級アルコール、多価アルコールまたは多糖アル コールが挙げられる。
[0048] 低級アルコールとしては、炭素数が 1一 10、より好ましくは 1一 8のアルコールが挙 げられ、例えば、メタノール、エタノール、イソプロピルアルコール、 t ブチルアルコー ル等が例示される。多価アルコールとは、すなわち、分子内に存在するヒドロキシル 基が 2個以上であるアルコールであり、より好ましくは 3個以上のヒドロキシル基を有す るアルコールが挙げられる。例えば、エチレングリコール、グリセリンが挙げられ、ェチ レンダリコールが好ましい。また、糖アルコールとしては、鎖状の糖アルコールであつ ても、環式糖アルコールであっても使用することは可能である力 鎖状の糖アルコー ルが好ましい。糖アルコールとしては、イノシトール、マン-トール、キシリトール、ソル ビトールなどが好ましく挙げられる力 マン-トール、キシリトール、ソルビトールがより 好ましぐマン-トール又はソルビトールが更に好ましく挙げられる。
[0049] 界面活性剤としては、非イオン界面活性剤またはァニオン界面活性剤が好ましく挙 げられ、中でも、非イオン界面活性剤としてはポリエチレングリコール (PEG)力 了二 オン界面活性剤としてはアルキル硫酸塩が挙げられ、特にドデシル硫酸ナトリウムが 好ましく挙げられる。
[0050] キレート剤としては、クェン酸の様なォキシカルボン酸類やェデト酸類（例えば、ェ チレンジァミン四酢酸塩 (EDTA) )の様なポリアミノカルボン酸類が挙げられる。
[0051] 上述のアルコール、界面活性剤およびキレート剤から成る群から選択される何れか の水性溶媒混和性を有する添加物質は、得られる多糖擬スポンジに求める性状や 用途などを考慮して選択することが好ましい。例えば、クェン酸を選択して本発明の 製造方法に従い得られた多糖擬スポンジは、シート形態での強度や付着性が向上し 、また、同様にグリセリン又はポリエチレングリコール 400 (PEG400)の何れかを添カロ し得られた多糖擬スポンジは、シート形態での柔軟性が向上する。また、後述の様に 本発明の多糖擬スポンジに予め薬剤などを含ませておき薬剤徐放用医用材料として 本発明の多糖擬スポンジを使用する場合においては、例えば、脂溶性薬剤を本発明 の多糖擬スポンジに含有させる為には、グリセリンや PEG400を選択するのが好まし ぐ塩基性繊維芽細胞増殖因子を含有させる為には EDTAを選択するのが好ましい
[0052] 次に、本発明の多糖擬スポンジについて説明する。本発明の多糖擬スポンジは、 前述の様に多糖に光反応性基を導入した光反応性多糖の架橋反応で得られる。そ して、以下の (I)及び (Π)に記載の低膨潤特性およびブルーデキストラン低染色特性 を有することを特徴とする。
[0053] (I)溶媒含有率 96重量％の試験片 (厚さ： 1mm,縦： 10mm,横： 10mm)を作製し 、当該試験片を注射用水に、室温にて 1時間浸漬した後に測定した以下の式で表さ れる膨潤率が 125%以下である。
[0054] [数 2] 膨潤率 = { ( S 2— S 1 ) / S 1 } X 1 0 0
( S 1は浸漬前の面積、 S 2は浸漬後の面積を表す。 なお、 面積は試験片の縦と横の長 さから求められる。 ）
[0055] (Π)溶媒含有率 96重量％の試験片 (厚さ： 1mm,縦: 20mm,横： 10mm)を作製 し、当該試験片を重量平均分子量 200万のブルーデキストランの 0. 5gZmL水溶液 に浸漬した後、水洗、加水分解し、多糖濃度として 0. 67重量％の水溶液を調製し、 当該水溶液について測定した波長 620nmにおける吸光度が 0. 15以下である。
[0056] 光反応性多糖溶液に光を照射して得られた多糖ゲルを凍結し、得られた凍結多糖 ゲルに光を照射して得られた本発明の多糖擬スポンジは、従来の多糖ゲルの溶媒和 の場合と同様の状態、すなわち、溶媒含有状態で得られ、原料として光反応性多糖 の水溶液を使用した場合は含水状態として得ることが出来る。上記の溶媒含有率は 、本発明の多糖擬スポンジの調製の際に光反応性多糖の溶液として水溶液を使用し た場合は含水率を意味する。すなわち、例えば、ケィ皮酸導入ヒアルロン酸を 4重量 %濃度の水溶液として使用した場合は、 96重量％の水を含有する多糖擬スポンジが 形成され、溶媒含有率 (含水率) 96重量％となる。なお、含水状態で作られた多糖擬 スポンジを乾燥したものも本発明の多糖擬スポンジに包含される。
[0057] 一方、光反応性多糖溶液に光を照射して得られた多糖ゲルを凍結乾燥し、得られ た凍結乾燥多糖ゲルに光を照射して得られた本発明の多糖擬スポンジは、上記と異 なり、水などの溶媒を含まない状態で得られる。しかし、水などの溶媒に浸漬すること により、溶媒を含有するものを得ることが可能である。例えば、物性を調査する際に使 用する試験片 (96重量％含水率)は、試験片重量の 24倍量の蒸留水に浸潰し、吸 水させた後、所定の大きさに切り出すことにより作成することが出来る。また、凍結乾 燥前に予め所定の大きさに成形したものを使用してもよい。但し、低膨潤性試験につ いては、凍結乾燥前に、予め、縦 lcm、横 lcm、厚さ lmmの試験片を成形し、凍結 乾燥終了後、十分な量の蒸留水中で吸水させた試験片の大きさと比較することにより 行う。
[0058] 前述の様に、水に対する低膨潤特性は本来的には多糖スポンジの特徴である。す なわち、多糖ゲルは溶媒和によって膨潤する性質を有する力 多糖スポンジは実質 的に膨潤しない (この性質は架橋率によっても大きく影響されない)。本発明の多糖 擬スポンジは、上記 (I)の膨潤試験において膨潤率が 125%以下という低膨潤特性 を示し、多糖スポンジと類似する。本発明の多糖擬スポンジの膨潤率は、好ましくは 1 00%以下、更に好ましくは 70%以下である。より一層低い膨潤特性は、例えば架橋 率を高めることによって達成可能である。
[0059] 上記（II)のブルーデキストラン染色試験にぉ 、て、通常、ブルーデキストラン水溶 液の調製には注射水が使用され、また、多糖擬スポンジ試験片の加水分解は lmol ZlNaOHlmLを添カ卩して 1時間行われる。この加水分解により試験片の全ての成分 が溶解して、試験片を染色した色素を含む多糖溶液が形成される。そして、吸光度 の測定は分光光度計を使用して行われる。
[0060] 本明細書においては、ブルーデキストランによる試料片の染色方法として、念の為 、次の 2つの方法を採用している。その 1つは、ソーキング法と称する方法であり、試 験片をブルーデキストラン溶液 lmLに 1時間漬けた後に取り出し、注射用水中で軽く すすぐ方法である。他の 1つは、デイツビング法と称する方法であり、試験片をブルー デキストラン溶液に浸漬して吊り上げる操作を 10回繰り返した後、注射用水に浸漬し て吊り上げる操作を 10回繰り返す方法である。前者の方法は十分な時間を掛けて染 色する方法であり、後者の方法は試料片の膨潤が起こらない様にして染色する方法 である。
[0061] ところで、多糖スポンジはブルーデキストランによる染色性は高いので、ブルーデキ ストランによる低染色性は本来的には多糖スポンジに期待できな 、特性である。むし ろ、一般にブルーデキストランはヒドロゲルの網目構造に浸入できないと考えられて いることから、ブルーデキストランによる低染色性は多糖ゲルの有する特性である。と ころが、本発明の多糖擬スポンジは、後記の実施例に示す様に、上記方法で染色特 性を測定した場合、吸光度 0. 15以下の低染色性を示す。斯カゝる染色特性は、本発 明の多糖擬スポンジが有する多糖ゲル様の性質に基づくものと考えられる。本発明 の多糖擬スポンジの染色試験における吸光度は、好ましくは 0. 10以下、更に好まし くは 0. 05以下である。より一層低い染色性は、例えば架橋率を高めることによって達 成可能である。なお、ブルーデキストランによる染色性は、生体内における組織、細 胞などの癒着に対するバリア効果と相関すると考えられ、当該効果を推測する指標と して利用することが出来る。従って、本発明の多糖擬スポンジのブルーデキストランに よる低染色性は、本発明の多糖擬スポンジの上記の高いバリア効果を示唆する。
[0062] 本発明の多糖擬スポンジは、溶媒含有率 96重量％の試験片 (厚さ： 1mm,縦: 60 mm,横： 25mm)を作製し、当該試験片について、 24°C条件下、テクスチャーアナラ ィザーを使用して直径 12. 7mmの球状プローブを ImmZ秒の速度で突き刺して破 断する方法で測定した破断強度が 200g以上であることが好ま 、。斯かる高破断強 度は、後記の実施例に示す様に、従来の多糖スポンジでさえも達成し得ない特性で あり、本発明の多糖擬スポンジが有する特異的性質の一つである。上記の破断強度 は、凍結体の多糖ゲルに光を照射する方法で得られた多糖擬スポンジの場合は、好 ましくは 250g以上、更に好ましくは 300g以上であり、凍結乾燥体の多糖ゲルに光を 照射する方法で得られた多糖擬スポンジの場合は、好ましくは 210g以上、更に好ま しくは 220g以上である。より一層高い破断強度は、例えば架橋率を高めることによつ て達成可能である。
[0063] 本発明の多糖擬スポンジは、溶媒含有率 96重量％の試験片 (厚さ： 1mm,縦: 20 mm,横： 10mm)を作製し、当該試験片について、 5mmolZlのリン酸緩衝生理食 塩水 lmL、 ImolZlの酢酸緩衝溶液 0. 2mL、 5TRU (TurbidityReducing Unit) / mLの多糖分解酵素（例えば、ヒアルロニダーゼ)溶液 0. 2mLの反応混液中、 50°C 条件下で測定した該酵素による分解時間が 1300分以下であることが好ましい。上記 の分解時間は、好ましくは 1250分以内、更に好ましくは 1200分以内、特に好ましく は 1000分以内である。斯カる分解時間は、例えば架橋率を調節することによって達 成可能である。
[0064] 本発明の多糖擬スポンジは、前述の低膨潤特性およびブルーデキストラン低染色 特性カゝら明らかな様に、多糖スポンジと多糖ゲルの両性質を併せた持った様な特徴 を有する。多糖擬スポンジが斯カる特異的性質を示す理由は明らかではないが、そ れに関して次の様なことが推定される。
[0065] 前述の様に、凍結状態または凍結乾燥状態での架橋反応は溶液状態の架橋反応 に比して格段に少ない光のエネルギーで引き起こすことが出来る。更に、凍結状態 であれば、凍結温度が低い程に架橋反応は一層容易に起こる。斯かる高架橋効率 には、光反応性多糖の溶液の溶質と溶媒へとの相分離、光反応性多糖分子の配列（ 結晶性)の向上および熱運動の低下などが影響しているものと考えられる。ところで、 本発明の多糖擬スポンジは、溶液状態での前段架橋反応と凍結状態または凍結乾 燥状態での後段架橋反応の 2段階の架橋反応によって得られる。この場合、例えば 次の様な現象が推定される。
[0066] (a)前半の緩慢な架橋反応により少量の三次元網目構造が形成され、後段の凍結 状態または凍結乾燥状態での架橋反応により網目構造内部に光反応性多糖分子が 配列した密な構造が形成される。その結果、三次元的に粗密が存在する複合構造（ 例えば鉄筋コンクリート構造)が形成される。
[0067] (b)前半の緩慢な架橋反応により三次元網目構造が全体的に形成され、光反応性 多糖分子の配列が高められた後に凍結状態または凍結乾燥状態での架橋反応が 行われる。その結果、凍結状態または凍結乾燥状態の架橋反応のみによる場合に 比し、光反応性多糖分子の三次元的配列が更に高められた高配列構造が形成され る。
[0068] 何れにしても、本発明の多糖擬スポンジは、その前述した特異的性質から、従来の 多糖ゲル及びスポンジとは異なった構造を有していると考えられる。そして、上記 (a) の複合構造および Zまたは上記 (b)の高配列構造により、本発明の多糖擬スポンジ は、従来の多糖スポンジでも達成し得な 、高破断強度を有するものと考えられる。
[0069] 次に、本発明の医用材料について説明する。本発明の医用材料は、前述の本発 明の多糖擬スポンジを含むことを特徴とする。本発明の多糖擬スポンジは、前述した 通り、その製造工程において不純物や異物を除去することが容易である。また、特に グリコサミノダリカン等の多糖は生体内に存在する多糖である。従って、本発明の多 糖擬スポンジは生体に対する安全性が高いと考えられ、医用材料として使用すること が可能である。医用材料の具体例としては、生体組織などの癒着防止材 (手術に使 用する術後癒着防止材など)が挙げられる。
[0070] ところで、癒着防止材の膨潤性が高 、場合は、癒着を防止した!/ヽ目的部位から癒 着防止材が移動して癒着防止効果が低下する問題がある。また、例えば膨潤性の高 いシート状の癒着防止材では、膨潤により強度が低下する為、裂け易くなり、外圧に より崩れ、組織間を隔てるバリア材としての役目を果たさなくなる、という大きな問題が ある。本発明の多糖擬スポンジは膨潤性が極めて低い為に目的部位から殆ど移動 せず、また、シート状の癒着防止材として使用しても、裂けたり、崩れたりすること殆ど 無ぐノリア材としての非常に有用である。本発明の多糖擬スポンジは、生体内で容 易に分解される為、長期間生体内で残留するという問題も有しない。更に、本発明の 多糖擬スポンジは、前述の通りブルーデキストランによる低染色性力 細胞浸潤に対 する抵抗性を有して 、ると推定される。斯カる性質は殊に癒着防止材として好まし 、 [0071] また、他の医用材料の例として薬剤徐放用基材が挙げられる。すなわち、本発明の 多糖擬スポンジは、優れた生体内分解性を示す為、その中に予め薬剤を含ませてお くことにより薬剤徐放用医用材料として使用可能である。斯かる薬剤徐放用医用材料 は、本発明の多糖擬スポンジを調製する際に光反応性多糖の溶液に予め薬剤を混 合すること〖こより得ることが出来る。また、本発明の多糖擬スポンジに薬剤を含浸させ ることにより調製することも可會である。
[0072] 上記の薬剤としては、例えば、非ステロイド性抗炎症剤 (インドメタシン、メフエナム 酸、ァセメタシン、アルクロフエナック、イブプロフェン、塩酸チアラミド、フェンブェン、 メピリゾール、サリチル酸など）、抗悪性腫瘍剤 (メトトレキサ—ト、フルォロウラシル、硫 酸ビンクリスチン、マイトマイシン C、ァクチノマイシン C、塩酸ダウノルビシン等）、抗潰 瘍剤（ァセダルタミドアルミ-ゥム、 L グルタミン、 P （トランス 4 アミノメチルシクロ へキサンカルボ-ル) フエ-ルプロピオン酸塩酸塩、塩酸セトラキサート、スルピリド、 ゲファルナート、シメチジン、ラ-チジン、ファモチジン等）、酵素製剤（キモトリブシン、 ストレプトキナーゼ、塩化リゾチーム、ブロメライン、ゥロキナーゼ、組織プラスミノーゲン 活性ィ匕因子）、血圧降下剤 (塩酸クロ-ジン、塩酸ブ-トロロ-ル、塩酸プラゾシン、力 ブトプリル、硫酸ベタ-ジン、酒石酸メトプロロール、メチルドバ等）、泌尿器官用剤 (塩 酸フラボキサ—ト等）、抗血栓剤（へノ リン、へパラン硫酸、スロンボモジュリン、ジクマ ロール、ヮーフアリン等）、動脈硬化用剤（クロフイブラート、シンフィブラ—ト、エラスタ―ゼ 、ニコモール等）、循環器官用剤 (塩酸-カルジピン、塩酸-モジピン、チトクロ—ムじ、 ニコチン酸トコフエロール等）、ステロイド剤（ヒドロコルチゾン、プレドニゾロン、デキサ メタゾン、ベタメタゾン等）、創傷治癒促進剤 (成長因子、へパリン誘導体、コラーゲン 等）、その他、生理活性を有するポリペプチド、ホルモン剤、抗結核剤、止血剤、糖尿 病治療剤、血管拡張剤、不整脈治療剤、強心剤、抗アレルギ^ 0、抗うつ剤、抗てん かん剤、筋弛緩剤、鎮咳去たん剤、抗生物質などが挙げられる。
[0073] また、本発明の多糖擬スポンジはその内部に細胞などが浸潤しな 、と 、う性質を有 することから、細胞や組織の培養用基材としても使用することが可能である。
実施例 [0074] 以下、本発明を実施例により更に詳細に説明するが、本発明はその要旨を超えな い限り以下の実施例に限定されるものではない。なお、以下の諸例で使用した技術 用語の定義および測定方法は次の通りである。
[0075] (1)光反応性基の導入率：
光反応性基の導入率は、多糖としてグリコサミノダリカンを使用し、光反応性基をグ リコサミノダリカンのカルボン酸基に導入する場合には、その繰り返し二糖単位当りに 導入された光反応性基の数を百分率で表した値を意味する。導入率の算出に必要 なグリコサミノダリカンの量は、検量線を利用した力ルバゾール測定法により測定し、 光反応性物質としてケィ皮酸または置換ケィ皮酸を使用した場合のケィ皮酸の量は 、検量線を利用した吸光度測定法 (測定波長 269nm)により測定した。
[0076] (2)架橋率：
架橋率は、 ImolZl水酸ィ匕ナトリウム水溶液 lmLで被検物質 lgを 1時間加水分解 化した後、得られた溶液を酸性にして酢酸ェチルで光反応性基由来物（単量体、二 量体)を抽出し、高速液体クロマトグラフィー (HPLC)により解析し、検量線法によつ て二量体の量を測定した。そして、多糖に導入された光反応性基に対する二量体と なった光反応性基のモル数を百分率で表した。
[0077] 調製例 1 (光反応性ヒアルロン酸の調製）：
1重量％ヒアルロン酸ナトリウム (鶏冠由来、生化学工業株式会社製、重量平均分 子量 90万）の水溶液 500gに、水 Zジォキサン = 250mLZ375mLの混合溶液をカロ えて撹拌した。室温で N—ヒドロキシコハク酸イミド 860mg/水 2mL (0. 6当量/ヒア ルロン酸二糖単位 (mol/mol) )、 1—ェチルー 3— (3—ジメチルァミノプロプル）カルボ ジイミド塩酸塩（EDC1ZHC1) 717mgZ水 2mL (0. 3当量 Zヒアルロン酸二糖単位 (molZmol) )、ケィ皮酸ァミノプロピル塩酸塩（HCl'H N (CH ) OCO— CH = CH
2 2 3
— Ph: Phはフエ-ル基を示す） 903mgZ水 2mL (0. 3当量 Zヒアルロン酸二糖単位 (molZmol) )を順次加え、 2時間 30分間撹拌した。炭酸水素ナトリウム 2. 5gZ水 5 OmLをカ卩えて一昼夜撹拌した後、塩ィ匕ナトリウム 30gをカ卩えた。この反応溶液に 2L のエタノールを投入し、沈殿物を析出させ、この沈殿物をエタノール Z水（80 : 20重 量比）混合溶媒で 2回、エタノールで 2回洗浄した後、室温で一晩乾燥させ、 5. 24g の白色固体 (ケィ皮酸 3—ァミノプロピルエステル導入ヒアルロン酸：「ケィ皮酸導入ヒ アルロン酸」とも記載する）を得た。ヒアルロン酸繰り返し二糖単位当りのケィ皮酸の 導入率は 8. 2%だった。なお、ケィヒ酸ァミノプロピルをそれぞれ導入したアルギン酸 とカルボキシメチルセルロースも、上記と同様に調製した。
[0078] 調製例 2 (架橋ヒアルロン酸ゲルの調製）：
(1)上記調製例 1で得られたケィ皮酸導入ヒアルロン酸を 4重量％となる様に注射用 水に溶解させた。この溶液を 6cmX 2. 5cm、厚さ lmmとなる様に強化ガラス板で調 製した型に流し込み、水冷下で 3kWメタルノヽライドランプで片面 15分ずつ紫外線を 照射し、透明なシート状のゲル (含水率： 96重量％)を得た。ゲルの架橋率は 30%で めつに。
[0079] (2)上記調製例 1の方法に従!、調製した導入率 4. 6%のケィ皮酸導入ヒアルロン酸 を使用し、上記（1)と同様に、透明なシート状の架橋ヒアルロン酸ゲルを得た。得られ たゲルの架橋率は、 13. 6%であった。なお、光照射は 3kW高圧水銀ランプを使用 し、計 lOOjZcm2を照射した。
[0080] 調製例 3 (架橋ヒアルロン酸スポンジの調製）：
(1)上記調製例 1で得られたケィ皮酸導入ヒアルロン酸を 4重量％となる様に注射用 水に溶解させた。この溶液を 6cmX 2. 5cm、厚さ lmmとなる様に強化ガラス板で調 製した型に流し込み、 - 20°Cで凍結させた。凍結後、 800W高圧水銀ランプで両面 力 2000mj/cm2の紫外線を照射し、乳白色のシート状のスポンジ (含水率： 96重 量0 /0)を得た。スポンジの架橋率は 33%であった。
[0081] (2)上記調製例 1の方法に従!、調製した導入率 4. 6%のケィ皮酸導入ヒアルロン酸 を使用し、（1)と同様の方法にて、乳白色のシート状のスポンジを得た。得られたスポ ンジの架橋率は、 16. 2%であった。なお、光照射は 800W高圧水銀ランプを使用し 、計 j/cm2を照射した。
[0082] 実施例 1 (本発明の多糖擬スポンジ 1の調製）：
光反応性多糖の溶液の充填容器としては縦横 6cm X 2. 5cmで厚さ lmmとなる様 に強化ガラス板で調製した型を使用した。先ず、上記調製例 1で得られたケィ皮酸導 入ヒアルロン酸を 4重量％となる様に注射用水に溶解させた。次いで、得られた溶液 を上記の型に流し込み、水冷下で 3kWメタルノヽライドランプで片面 50jZcm2ずつ計 100jZcm2の紫外線を照射した。その後、— 20°Cで凍結させた後、 800W高圧水銀 ランプで両面から 100mj/cm2の紫外線を照射し、半透明のシート状の本発明の多 糖擬スポンジ 1 (含水率： 96重量％)を得た。多糖擬スポンジ 1の架橋率は 33%であ つた o
[0083] 実施例 2 (本発明の多糖擬スポンジ 2の調製）：
上記調製例 1の方法に従 、調製した導入率 4. 6%のケィ皮酸導入ヒアルロン酸を 使用し、実施例 1の方法に従い、半透明のシート状の本発明の多糖擬スポンジ 2を得 た。得られた多糖擬スポンジ 2の架橋率は、 17. 0%であった。なお、—20°Cで凍結さ せた後の光照射は 800W高圧水銀ランプで計 ljZcm2を照射した。
[0084] <破断強度試験 >
本発明の多糖擬スポンジ 1について、明細書の本文に記載した方法により破断強 度の測定を行なった。テクスチャーアナライザ一は、 Stable Micro Systems社製 「TA— XT2」を使用した。対照として、調製例 2 (1)において調製した架橋ヒアルロン 酸ゲル及び調製例 3 (1)において調製した架橋ヒアルロン酸スポンジを使用し、同様 に測定した。測定結果を図 1に示す。本発明の多糖擬スポンジ 1の破断強度は、約 4 20gであり、ゲルの 8倍以上、スポンジの 4倍弱であった。
[0085] <ブルーデキストランに対する染色試験 >
本発明の多糖擬スポンジ 1につ 、て、明細書の本文に記載した方法 (デイツビング 法およびソーキング法）により染色試験を行なった。対照として、調製例 2 (1)におい て調製した架橋ヒアルロン酸ゲル及び調製例 3 (2)にお 、て調製した架橋ヒアルロン 酸スポンジを使用し、同様に測定した。測定結果を図 2に示す。図 2において、縦縞 のバーはデイツビング法を示し、横縞のバーはソーキング法を示す。本発明の多糖擬 スポンジ 1の染色性は、吸光度で表した値が 0. 02であり、ゲルの約 1Z7、スポンジ の約 1Z10であった。因みに、ゲルにおける予想外の高い染色性は、ゲル内部への ブルーデキストランの浸入ではなぐ表面部分における吸着に起因するものと考えら れる。
[0086] <膨潤試験 > 本発明の多糖擬スポンジ 1について、明細書の本文に記載した方法により膨潤試 験を行なった。対照として、調製例 2 (1)において調製した架橋ヒアルロン酸ゲル及 び調製例 3 (1)において調製した架橋ヒアルロン酸スポンジを使用し、同様に測定し た。測定結果を図 3に示す。図 3中の面積比は A2ZA1を表し、ここで、 A1は注射用 水に浸漬する前の試験片の面積、 A2は注射用水に浸漬した後の試験片の面積を 表す。なお、面積とは、試験片の縦と横の長さから算出される面積である。本発明の 多糖擬スポンジ 1の膨潤率は約 20% (面積比：1. 2)、スポンジは全く膨潤せず (膨 潤率 :0%,面積比： 1. 0)、ゲルの膨潤率は 240% (面積比： 3. 4)であった。
[0087] <酵素による分解性試験 >
本発明の多糖擬スポンジ 1について、明細書の本文に記載した方法により分解性 試験を行なった。対照として、調製例 2 (1)において調製した架橋ヒアルロン酸ゲル 及び調製例 3 (1)において調製した架橋ヒアルロン酸スポンジを使用し、同様に測定 した。測定結果を図 4に示す。本発明の多糖擬スポンジ 1の分解時間は約 500分で あり、ゲルの 1. 6倍であった。これに対し、スポンジは分解にゲルの 4. 8倍の時間が 要する。このことから、本発明の多糖擬スポンジ 1は、適度な酵素分解性を有している ことが示された。
[0088] 実施例 3 (本発明の多糖擬スポンジ 3の調製）：
上記調製例 1の方法に従 、調製した導入率 8. 2%のケィ皮酸導入ヒアルロン酸を 4重量％となる様に注射用水に溶解させた。次いで、得られた溶液を実施例 1に記載 の容器に流し込み、水冷下 3kwメタルノヽライドランプで片面 50jZcm2ずつ、合計 10 OjZcm2の紫外線を照射した。その後、— 20°Cで凍結し、容器力も取り出し、室温に て凍結乾燥を行った。得られた凍結乾燥品に、 800W高圧水銀ランプで両面から合 計 5jZcm2の紫外線を照射し、多糖擬スポンジ 3を得た。得られた多糖擬スポンジ 3 の架橋率は、 21. 5%であった。
[0089] 上記の多糖擬スポンジ 3について、前述の多糖擬スポンジ 1の場合と同様の方法に より、各物性値を測定した。その結果、破断強度は 229. 4g、デイツビング法およびソ 一キング法により染色試験の吸光度は 0. 021、膨潤率は 50%であった。
[0090] く本発明の多糖擬スポンジの薬剤徐放性検討 > 上記調製例 1の方法に従 、調製した導入率 8. 2%のケィ皮酸導入ヒアルロン酸を 4重量％となる様に注射用水に溶解させた溶液に、薬剤のモデル物質として、分子 量 200万のブルーデキストランを濃度が lOmgZmLとなる様に加え、十分に混和し た。得られた溶液を縦 5. 5cm、横 3. 5cm、厚さ 0. 5mmの型に流し込み、水冷下 3 kWメタルノヽライドランプで片面 50jZcm2ずつ計 lOOjZcm2の紫外線を照射した。 その後、— 20°Cで凍結させた後、凍結状態のまま 800W高圧水銀ランプで両面から 計 500n3j/cm2の紫外線を照射し、ブルーデキストラン含有多糖擬スポンジ (以下、 「BD含有多糖擬スポンジ」とも言う。）を得た。本多糖擬スポンジの架橋率は 20%で あった。本 BD含有多糖擬スポンジを 5枚調製した。
[0091] ラット 4匹を使用し、各ラットの正中切開腹腔内に、上記で得られた BD含有多糖擬 スポンジを 1枚づっ留置した後、 1週間目、 2週間目、 3週間目、 4週間目毎に BD含 有多糖擬スポンジを腹腔内より回収し、 BD含有多糖擬スポンジ中のブルーデキスト ラン残存量と多糖擬スポンジ自体の残存量を測定した。
[0092] ブルーデキストラン残存量の測定は、回収した BD含有多糖擬スポンジを、室温で 1 時間、 IN NaOH 50mLにて加水分解して得られた溶液の 620nmの吸収を分光光 度計で測定することにより行なった。留置前の BD含有多糖擬スポンジに含有されて Vヽたブルーデキストラン量を 100とし、各時点におけるブルーデキストランの残存割 合を求めた。
[0093] 多糖擬スポンジ残存量の測定は、先のブルーデキストラン残存量測定に使用した 溶液中のゥロン酸含量を力ルバゾール測定法により定量することで行なった。留置前 の BD含有多糖擬スポンジのゥロン酸量を 100とし、各時点における多糖擬スポンジ の残存割合を求めた。
[0094] ラット腹腔内に埋植した期間に対するブルーデキストラン残存率及び多糖擬スボン ジ残存率の結果を図 5に示す。
[0095] 図 5に示す結果より、腹腔内に留置して 4週経っても、ブルーデキストランは 22%程 度残存しており、多糖擬スポンジは 70%残存していた。投与後 1週間では、バースト によると思われるブルーデキストランの放出が認められる力 その後は多糖擬スボン ジの残存量低下と共にブルーデキストランの残存量が低下しており、多糖擬スポンジ の分解と共にブルーデキストランが放出されていると推測される。これより、何ら薬剤 と化学結合することなぐ単に混合して多糖擬スポンジィ匕するだけで、 1ヶ月以上に渡 り薬剤を放出し得ることが示され、本発明の多糖擬スポンジは薬剤徐放基材として好 適であると考えられる。
[0096] <走査電子顕微鏡による観察 >
本発明の多糖擬スポンジ 2につ ヽて走査電子顕微鏡で観察した。走査電子顕微鏡 にて観察する為、本発明の多糖擬スポンジ 2を凍結乾燥して使用した。図 6は本発明 の多糖擬スポンジ 2の表面の拡大図（図面代用写真)であり、図 7は本発明の多糖擬 スポンジ 2の断面の拡大図（図面代用写真)である。また、調製例 2 (2)において調製 した架橋ヒアルロン酸ゲル及び調製例 3 (2)において調製した架橋ヒアルロン酸スポ ンジについても同様に観察した。図 8は、調製例 2 (2)で調製した架橋ヒアルロン酸ゲ ルの表面の拡大図（図面代用写真)であり、図 9は、調製例 2 (2)で調製した架橋ヒア ルロン酸ゲルの断面の拡大図（図面代用写真)である。図 10は、調製例 3 (2)で調製 した架橋ヒアルロン酸スポンジの表面の拡大図（図面代用写真)であり、図 11は、調 製例 3 (2)で調製した架橋ヒアルロン酸スポンジの断面の拡大図（図面代用写真)で ある。
[0097] 走査電子顕微鏡での観察より、本発明の多糖擬スポンジの強度が高い理由は以下 の通りと推定される。すなわち、多糖擬スポンジは「面」によ立体構造が構成されてい る力 スポンジは「柱 (線)」であり、ポアサイズに殆ど違いが無いので、当然強度は線 より面のほうが高くなることが示唆される。また、多糖擬スポンジの壁面はかなり均質 であり、通常の概念から、ざらざらしている面よりも滑らかな面の方が強度が向上する 。多糖擬スポンジは独立気泡の様な袋構造の連続体で構成されているが、スポンジ は連通孔構造であり、ゲルはささくれ立つが袋構造となる。
[0098] 上記の様な構造の違いは、ブルーデキストラン染色性の違いに反映していると考え られる。すなわち、擬スポンジは表面が薄膜で覆われた様に滑らかであるため、ブル ーデキストラン溶液が表面を簡単に流れてしまい低染色性を示す。一方、通常、重 量平均分子量 200万のブルーデキストランの粒子を透過しな!、として知られて!/、るゲ ルがやや染色性を示したのは、表面がざらざらしていることによる、表面へのブルー デキストラン粒子の吸着によるものと考えられる。
[0099] また、膨潤性については次の様に推定される。すなわち、ゲルの壁面はひだ状に なっている。これは高次構造が折り畳まれていることを示唆し、高次構造内に歪みを 持ち、拡張方向にゆとりを有している為に膨潤すると考えられる。
[0100] 実施例 4 (ケィ皮酸導入アルギン酸を用いた本発明の多糖擬スポンジの調製： アルギン酸ナトリウム (和光純薬工業株式会社製)の全カルボキシル基の 4%にケィ 皮酸ァミノプロピルを導入した光反応性アルギン酸 lgを注射用水 25mLに溶解して 4重量％光反応性アルギン酸水溶液を作製した。この水溶液 lmLを層厚が lmmと なる様に高密度ポリプロピレンパックに封入し、 800W高圧水銀ランプにて 2500mi Zcm2照射した後、 40°Cのドライアイスエタノールバス中で凍結した。次いで、凍結 状態を維持したまま、高圧水銀ランプにて 250mjZcm2の光を照射し、架橋アルギ ン酸擬スポンジを得た。
[0101] 実施例 5 (ケィ皮酸導入カルボキシメチルセルロースを用いた本発明の多糖擬スポ ンジの調製）：
カルボキシメチルセルロースナトリウム（ナカライテスタ (株)製）の全カルボキシル基 の約 10%にケィ皮酸ァミノプロピルを導入した光反応性カルボキシメチルセルロース lgを注射用水 25mLに溶解して 4重量％光反応性カルボキシメチルセルロース水溶 液を作製した。この水溶液 lmLを層厚が lmmとなる様に高密度ポリプロピレンパック に封入し、 800W高圧水銀ランプにて 2500mjZcm2照射した後、 40°Cのドライア イスエタノールバス中で凍結した。次いで、凍結状態を維持したまま、高圧水銀ラン プにて 250mjZcm2の光を照射し、架橋カルボキシメチルセルロース擬スポンジを

Claims

請求の範囲 [1] 多糖に光反応性基を導入した光反応性多糖の架橋反応で得られ、以下の (I)及び (II)に記載の低膨潤特性およびブルーデキストラン低染色特性を有することを特徴と する多糖擬スポンジ。 (I)溶媒含有率 96重量％の試験片 (厚さ： 1mm,縦： 10mm,横： 10mm)を作製し 、当該試験片を注射用水に、室温にて 1時間浸漬した後に測定した以下の式で表さ れる膨潤率が 125%以下である。
[数 1] 膨潤率 = { ( S 2 - S 1 ) / S 1 } X 1 0 0
( S 1は浸漬前の面積、 S 2は浸漬後の面積を表す。 なお、 面積は試験片の縦と横の長 さから算出される。 ）
(II)溶媒含有率 96重量％の試験片 (厚さ： 1mm,縦: 20mm,横： 10mm)を作製 し、当該試験片を重量平均分子量 200万のブルーデキストラン 0. 5gZmL水溶液に 浸漬した後、水洗し、試験片を加水分解し、多糖濃度として 0. 67重量％の水溶液を 調製し、当該水溶液について測定した波長 620nmにおける吸光度が 0. 15以下で ある。
[2] 多糖に光反応性基を導入した光反応性多糖の溶液に光を照射して保形性を有す る多糖ゲルを得、次いで、当該多糖ゲルを凍結させ、得られた凍結多糖ゲルに光を 照射する方法により得られることを特徴とする多糖擬スポンジ。
[3] 多糖に光反応性基を導入した光反応性多糖の溶液に光を照射して保形性を有す る多糖ゲルを得、次いで、当該多糖ゲルを凍結乾燥させ、得られた凍結乾燥体に光 を照射する方法により得られることを特徴とする多糖擬スポンジ。
[4] 多糖に光反応性基を導入した光反応性多糖の溶液が、当該溶液にアルコール、 界面活性剤およびキレート剤から成る群から選択される何れかの水性溶媒混和性を 有する物質を更に含有させた溶液である、請求項 2又は 3に記載の多糖擬スポンジ。
[5] 照射する光の波長が 180— 650nmである請求項 1一 4の何れかに記載の多糖擬 スポンジ。
[6] 架橋率が 1%以上である請求項 1一 5の何れかに記載の多糖擬スポンジ。
[7] 溶媒含有率 96重量％の試験片 (厚さ： 1mm,縦: 60mm,横： 25mm)を作製し、 当該試験片について、 24°C条件下、テクスチャーアナライザーを使用して直径 12. 7mmの球状プローブを ImmZ秒の速度で突き刺して破断する方法で測定した破 断強度が 200g以上である請求項 1一 6何れかに記載の多糖擬スポンジ。
[8] 多糖が、ホモダリカン、ヘテロダリカン又はこれらの誘導体である請求項 1一 7の何 れかに記載の多糖擬スポンジ。
[9] ホモダリカンがグルカンである請求項 8に記載の多糖擬スポンジ。
[10] ヘテロダリカンがグリコサミノダリカンである請求項 8に記載の多糖擬スポンジ。
[11] グリコサミノダリカン力 Sヒアルロン酸である請求項 10に記載の多糖擬スポンジ。
[12] 溶媒含有率 96重量％の試験片 (厚さ： 1mm,縦: 20mm,横： 10mm)を作製し、 当該試験片について、 5mmolZlのリン酸緩衝生理食塩水 lmL、 ImolZlの酢酸緩 衝溶液 0. 2mL、 5TRU (TurbidityReducing Unit) ZmLの多糖分解酵素溶液 0. 2 mLの反応混液中、 50°C条件下で測定した酵素による分解時間が 1300分以下であ る、請求項 1一 11の何れかに記載の多糖擬スポンジ。
[13] 光反応性基がケィ皮酸のカルボキシル基にァミノアルコールがエステル結合または アミド結合して成る化合物の残基である請求項 1一 12の何れかに記載の多糖擬スポ ンジ。
[14] 多糖に光反応性基を導入した光反応性多糖の溶液に光を照射して保形性を有す る多糖ゲルを得、次いで、当該多糖ゲルを凍結させ、得られた凍結多糖ゲルに光を 照射することを特徴とする多糖擬スポンジの製造方法。
[15] 多糖に光反応性基を導入した光反応性多糖の溶液に光を照射して保形性を有す る多糖ゲルを得、次いで、当該多糖ゲルを凍結乾燥させ、得られた凍結乾燥多糖ゲ ルに光を照射することを特徴とする多糖擬スポンジの製造方法。
[16] 多糖が、ホモダリカン、ヘテロダリカン又はこれらの誘導体である請求項 14又は 15 の何れかに記載の製造方法。
[17] ホモダリカンがグルカンである請求項 16に記載の製造方法。
[18] ヘテロダリカンがグリコサミノダリカンである請求項 16に記載の製造方法。
[19] グリコサミノダリカン力 Sヒアルロン酸である請求項 18に記載の製造方法。
[20] 請求項 1一 13の何れかに記載の多糖擬スポンジを含むことを特徴とする医用材料
[21] 癒着防止材として使用する請求項 20に記載の医用材料。
[22] 薬剤徐放用基材として使用する請求項 20に記載の医用材料。
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