WO2007111205A1 - 多孔質生体吸収性材料およびその製造方法 - Google Patents

多孔質生体吸収性材料およびその製造方法 Download PDF

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Toshinobu Sajiki
Naoyuki Hanaki
Junichi Ide
Fumiko Hirayama
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Jms. Co., Ltd.
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    • C08J2367/04—Polyesters derived from hydroxy carboxylic acids, e.g. lactones

Definitions

  • Porous bioabsorbable material and method for producing the same
  • the present invention relates to a porous body, particularly in the medical field centered on tissue engineering and regenerative medical engineering.
  • the present invention relates to a useful porous bioabsorbable material and a method for producing the same.
  • Bioabsorbable materials used for in vivo carrier materials are mainly used as scaffold materials for regenerative medicine and anti-adhesion materials.
  • the former scaffold material for regenerative medicine is preferably a porous material in order to grow cells inside.
  • cells are seeded and proliferated in the pores and transplanted into a living body, whereby tissue regeneration occurs in the living body, and the bioabsorbable material as a scaffold gradually becomes in vivo. Is decomposed and absorbed. For this reason, it is possible to transplant the scaffold used for cell proliferation into the living body together with the proliferating cells.
  • a bioabsorbable polymer is used as this porous regenerative medical scaffold material, a porous body having a relatively large pore size is desired in order to allow cells to enter the porous body.
  • Patent Document 1 JP-A-10-234844
  • Patent Document 2 JP 2001-49018
  • Patent Document 3 Special Table 2002-541925
  • Patent Document 4 Japanese Patent Laid-Open No. 02-265935
  • Patent Document 5 Japanese Patent Application No. 2005-80059
  • Porous bioabsorbable materials particularly porous bioabsorbable materials used as anti-adhesion materials, have a porous structure for supplying nutrient components and the like to living tissue that comes into contact with the materials.
  • the pore size needs to be relatively small so that cells do not enter the pores at the same time to prevent tissue adhesion.
  • the anti-adhesion material is usually used in the form of a thin film, even a porous thin film-shaped bioabsorbable material having a large stress has been desired.
  • the thin film manufacturing method for porous bioabsorbable materials generally used at present cannot manufacture a porous thin film satisfying the above requirements.
  • a thin film of porous bioabsorbable material of 300 ⁇ m or less has problems that it cannot be sewn, easily torn, or difficult to peel off from a mold with holes, because its strength is too weak.
  • the present invention is a porous bioabsorbable material, particularly having a relatively small pore that is suitable for permeation of substances such as nutrient replenishment while preventing invasion of cells and is large while being porous. It is an object of the present invention to provide a porous bioabsorbable material useful as an anti-adhesion material having a maximum stress and a method for producing the same.
  • the bioabsorbable material has a maximum stress of 3 to 23 (MPa), a porosity of 0.:! To 82 (%), and a pore size diameter (average) (hereinafter also referred to as pore size average).
  • MPa maximum stress
  • porosity 0.:! To 82 (%)
  • pore size average a pore size diameter (average)
  • the porous bioabsorbable material of the present invention comprises a bioabsorbable polymer and the bioabsorbable polymer. It is possible to produce by a step of preparing a gelled product with a good solvent and a poor solvent compatible with each other, a step of freezing the gelled product, and a step of drying the frozen processed product under reduced pressure.
  • the good solvent is a solvent having a relatively high solubility in a bioabsorbable polymer
  • the better solvent is a good solvent
  • the poor solvent is a solvent having a relatively low solubility in a bioabsorbable polymer. Is called a poor solvent.
  • the mixture is phase-separated into a solvent phase and a gel phase by controlling the blending amount of the poor solvent in the mixture comprising at least the bioabsorbable material, the good solvent and the poor solvent.
  • the amount of the poor solvent required for the phase separation varies depending on various requirements, such as the composition or composition ratio of the monomer component constituting the bioabsorbable material, the molecular weight, the bioabsorbable material and the good solvent. Varies depending on the combination of the solvent and the poor solvent, their ratio, ambient temperature, etc.
  • Bioabsorbable polymer examples include a copolymer of lactide and force prolatatatone.
  • the copolymer may be either a random polymer or a block polymer, and its molecular weight (weight average molecular weight) is not particularly limited. For example, 5,000 to 2,000,000, preferably 10,000 ⁇ 1,500,000, more preferably 100,000 ⁇ 1,000,000.
  • the monolactate of lactide and caprolatatatone is, for example, in the range of 90:10 to 10:90, preferably in the range of 85:15 to 20:80, and more preferably in the range of 80:20 to 40:60. It is.
  • the method for polymerizing the copolymer of lactide and caprolatum is not particularly limited, and a conventionally known method can be used.
  • lactide and caprolataton may be copolymerized by ring-opening polymerization as starting materials, or lactide (a cyclic dimer of lactic acid) may be synthesized from lactic acid and copolymerized with force prolatatone. ,.
  • lactide L-lactide, D-lactide and a mixture thereof (D, L-lactide) can be used, and as lactic acid, L-lactic acid, D-lactic acid, a mixture thereof (D, L L-lactic acid) can be used.
  • lactic acid when lactic acid is used as a starting material, it is preferable that the monomeric lactic acid is converted to a dimeric lactide, and the molar ratio of the converted lactide to caprolataton is in the above-mentioned range.
  • rataton for example, ⁇ -force prolataton, y- Petit-latatoton, ⁇ -valerolatatone, etc.
  • Any porous polymer that can be gelled by the solvent composed of a good solvent and a poor solvent of the polymer is included in the porous bioabsorbable polymer of the present invention.
  • Such a bioabsorbable polymer may contain a copolymer component constituting another bioabsorbable polymer in addition to lactide and caprolatatone. Examples include a copolymer component derived from glycolic acid, trimethylene carbonate, ⁇ -hydroxybutyric acid, protein, and saccharide.
  • the gelled product of the bioabsorbable polymer used in the present invention is mixed with the bioabsorbable polymer, a mixture having a poor solvent and a good solvent of the bioabsorbable polymer that are compatible with each other. Then, an amount necessary for gelling the bioabsorbable polymer is blended as the poor solvent, and the bioabsorbable polymer in a gelled state is separated and prepared.
  • the amount of the bioabsorbable polymer in the mixture is not particularly limited, but is usually 0.:! To 24% by mass, preferably 2 to 8% by mass, more preferably 3 to 5% by mass. .
  • the types of the good solvent and the poor solvent that are compatible with each other are determined, for example, depending on the type of the bioabsorbable polymer to be used, but as the poor solvent necessary for preparing the copolymer of lactide and caproellan.
  • Water, ethanol, tertiary butyl alcohol (tBu OH), etc. can be used, and good solvents such as 1,4-dioxane, dimethyl carbonate and other organic solvents that are compatible with the above poor solvents can be used.
  • tBu OH tertiary butyl alcohol
  • good solvents such as 1,4-dioxane, dimethyl carbonate and other organic solvents that are compatible with the above poor solvents
  • a combination in which the poor solvent is water and the good solvent is 1,4_dioxane is preferable.
  • the blending amount of the poor solvent required for gelling the bioabsorbable polymer is the bioabsorbable polymer constituting the mixture, It can be determined appropriately according to the type of poor solvent or good solvent, etc. Power If the blending amount of the poor solvent is insufficient to bring the mixture into a gelled state, the gelled state is not formed, and conversely, the amount necessary to form the gelled state is excessive. If it exceeds, the bioabsorbable polymer is excessively agglomerated and part of the bioabsorbable polymer is in a film state and cannot be made sufficiently porous even when freeze-dried.
  • the amount of the poor solvent necessary for forming the mixture into a gelled state is appropriately determined for each mixture having the bioabsorbable polymer, the poor solvent and the good solvent to be employed.
  • the porosity of the porous bioabsorbable polymer as shown in Table 3, the porous as shown in Table 4 and FIG.
  • the maximum stress of the bioabsorbable polymer or the average pore size of the porous bioabsorbable polymer can be controlled as shown in Tables 2, 6 to 8, and FIG.
  • the gelled product can be frozen using a known freezing step and freezing apparatus.
  • the freezing temperature of the gelled product is not particularly limited as long as it is a temperature below the eutectic point at which the gelled product is completely frozen, but the bioabsorbable polymer is a gelled product of lactide and caprolatatone copolymer. Is preferably 3 ° C or lower, more preferably 10 ° C or lower.
  • the cooling rate of the gelled product is changed, the pore size of the resulting porous bioabsorbable material changes, so the pore size of the porous bioabsorbable material is controlled by selecting the cooling rate of the gelled product. be able to.
  • FIG. 1 is a diagram showing the maximum stress of porous bioabsorbable materials of Example 1 and Comparative Example.
  • FIG. 2 is a diagram showing a method for measuring the maximum stress of a porous bioabsorbable material.
  • FIG. 3 is a view showing an average pore size of a porous bioabsorbable material.
  • FIG. 4 is a 300 ⁇ cross-sectional photograph of porous body E taken with an electron microscope (SEM).
  • FIG. 5 is a 1000 ⁇ surface photograph of porous body E taken with an electron microscope (SEM).
  • FIG. 6 A cross-sectional photograph of a porous body A having an added moisture content of 0%, taken at 100 times by an electron microscope (SEM).
  • FIG. 7 is a view showing a dalcose permeability tester used in Example 3.
  • FIG. 8 is a view showing the glucose permeability test results of Example 3.
  • the bioabsorbable polymer was made porous by changing the water content in the mixed solution to produce a porous bioabsorbable material.
  • Table 1 below shows the compositions of Samples A to R.
  • the samples D to R were phase-separated to separate the gelled product of the L-lactide ⁇ -force prolactone copolymer.
  • the separated gel product was supplied to a stainless steel petri dish, and the gel product was molded to a thickness of 0.5 mm.
  • Table 2 below shows the average pore size (m) of porous bodies A to R.
  • the average pore size was large when the added water content was 10% or less, and the average pore size varied greatly depending on the added water content. It can also be seen that when the added water content is 10% or less, the standard deviation of the average pore size is large, and the pore size of the obtained porous body varies. On the other hand, when the moisture content is 12% or more, the pore size average is small, and the standard deviation of the pore size average is very small. Therefore, according to the present invention, the pore size is relatively small,
  • a cross-sectional photograph of the porous body E taken by an electron microscope (S EM) at a magnification of 300 is taken.
  • the pore size diameter is almost uniform.
  • Figure 6 shows a cross-sectional photograph taken with an electron microscope (SEM).
  • SEM electron microscope
  • Table 3 below shows the porosity (%) of porous bodies A to R.
  • Table 4 below shows the maximum stress (MPa) of porous bodies A to R.
  • Sample S in a solution state was prepared by the manufacturing method of Example 1 above.
  • the porous body was manufactured in the same manner as in the porous body manufacturing method of Example 1 by adopting the speed.
  • samples E, F, and G were formed into molded products in the same manner as in Example 1, and these components were formed.
  • the mold was applied at a cooling rate of 5 ° CZhr and -10 ° C / hr in Example 1 above.
  • the porous body was manufactured in the same manner as the porous body manufacturing method of
  • Table 6 below shows the average pore size of porous materials manufactured at a cooling rate of 13 ° C Zhr.
  • the average pore size was large when the added water content was 10% or less, and the average pore size varied greatly depending on the added water content.
  • Table 7 shows the average pore size of porous materials produced at a cooling rate of 15 ° C / hr.
  • Table 8 shows the average pore size of porous materials manufactured at a cooling rate of 10 ° C / hr.
  • the average pore size of the porous bodies produced in Examples 1 and 2 was measured as follows.
  • the obtained disc-shaped porous thin film was cut to expose the cross section.
  • the cut surface of the cut porous sample was observed with an electron microscope, and the magnification was set so that about 100 forces could be confirmed per pore size force S1 field of view, and an SEM image was taken. From the obtained SEM images, 10 pores with relatively large pore size and high appearance frequency were selected and analyzed and calculated using image analysis software (NIH image).
  • the maximum stress of a synthetic absorptive anti-adhesive material commercially available was measured, and the measurement results are shown in FIG. From the results shown in Fig. 1, it was found that the gelatinized product of Lactide is a prolatatatone copolymer (Sampnore 0-13 ⁇ 4).
  • the produced porous material is the same as or higher than the non-porous silicone sheet that has a maximum stress compared to the porous material produced from the lactide strength prolataton copolymer solution (samples A, B, C). It has a large maximum stress. Further, the porous body according to the present invention has a maximum stress larger than the maximum stress of a commercially available synthetic absorbent anti-adhesion material used as a comparative example.
  • Porosity of Porous Body The porosity of the porous body produced in Example 1 was measured as follows. The disc-shaped porous body was cut into a 1.5 ⁇ 1.5 cm square shape, and the weight of the test piece was measured. Next, the film thickness of the test piece was measured with a digital microscope (manufactured by Keyence Corporation). From the weight and the film thickness of the obtained test piece, the density of the porous body sample) was determined. Further, the density ( p ) of the film prepared from the lactide force prolatatone copolymer having the same composition as that of the porous body sample was determined by the same method, and the porosity (%) (p) was calculated by the following formula.
  • the porous material produced from the gelled product of the lactide force prolataton copolymer is the same as the porous material produced from the same lactide force prolataton copolymer solution. It can be seen that the porosity decreases remarkably when the amount of the poor solvent water increases.
  • Example 3 Furthermore, by changing the blending amount of water, which is a poor solvent in the gel preparation process, the above small and well-equipped small pore size average characteristics were maintained even if the cooling method of the freeze drying process was rapid cooling or slow cooling. The pore size average itself can be changed. Furthermore, from the test results of Example 1, the porous body produced from the gel of the lactide-strength prolataton copolymer of samples D to R has a maximum stress of 3.4 to 23. l (MPa ), Porosity (%) 0.1-82%, pore size average 9-21 ( ⁇ m).
  • Example 3 Example 3
  • the glucose concentration kit (Glucose CII Test Sakai Co., Ltd., trade name: Wako Pure Chemical Industries, Ltd.) was used to determine the glucose concentration in chambers 1 and 3 by absorbance. The results are shown in FIG. Show.
  • sample A solution: added moisture content 10%
  • Low glucose permeability compared to that of sample A (solution: added moisture content 10%).
  • the glucose permeability is different.
  • the bioabsorbable porous material prepared from the gel obtained according to the present invention has dalcose permeability and can control the genolecose permeability by changing the added water content in the production process. Is possible.
  • the pores of the thin film of the porous lactide force prolataton copolymer have a relatively small size average and a dense structure having a large maximum stress. Therefore, the porous bioabsorbable material of the present invention is As mentioned above, it has a large stress even though it is in the form of a porous thin film, and its pores are comparatively small and suitable for preventing cell invasion. Furthermore, the pores have a uniform pore diameter and are permeable to gnocose. Therefore, it is very useful as an anti-adhesion material, for example, an anti-tendon adhesion material.
  • the porous bioabsorbable material produced by the method for producing a porous bioabsorbable material of the present invention is a dense structure having a small average pore size and a large maximum stress. Therefore, it has a large stress despite being a porous thin film shape, and its pores are comparatively small and suitable for preventing cell entry. Furthermore, the pores have a uniform pore size and glucose permeability. Therefore, it is suitable for permeation of substances such as nutritional supplements, and is extremely useful as a thin-film porous bioabsorbable material, particularly as an anti-adhesion material.

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Abstract

【課題】ポアサイズ平均が小さく、かつ、揃っており、さらに大きな最大応力を有する緻密な構造体である薄膜形状の多孔質生体吸収性材料、特に癒着防止材として極めて有用な多孔質生体吸収性材料の提供。 【解決手段】生体吸収性重合体を相溶性のある該生体吸収性重合体の良溶媒と貧溶媒によりゲル化し、該ゲル化した生体吸収性重合体を凍結乾燥して多孔質化した生体吸収性重合体で構成されたことを特徴とする多孔質生体吸収性材料、および生体吸収性重合体を相溶性のある該生体吸収性重合体の良溶媒と貧溶媒の混合溶媒でゲル化し、該ゲル化したゲル化物を凍結乾燥して多孔質化することを特徴とする多孔質生体吸収性材料の製造方法。

Description

明 細 書
多孔質生体吸収性材料およびその製造方法
技術分野
[0001] 本発明は、多孔質体、特に組織工学や再生医工学を中心とする医療分野において
、有用な多孔質生体吸収性材料およびその製造方法に関する。
背景技術
[0002] 生体内坦植材料に使用される生体吸収性材料は、主に再生医療用足場材料や癒 着防止材に用いられている。前者の再生医療用足場材料は、その内部で細胞を増 殖させるために、多孔質体の利用が望ましい。多孔質体であれば、その孔内に細胞 を播種して増殖させ、これを生体に移植することにより、生体内で組織再生が起こると 共に、足場である生体吸収性材料が徐々に生体内で分解吸収される。このため、細 胞の増殖に利用した足場をそのまま増殖細胞と共に生体に移植することが可能とな る。そして、生体吸収性ポリマーをこの多孔質再生医療用足場材料として用いる場合 には多孔質体内へ細胞を侵入させるために比較的大きな孔サイズの多孔質体が望 まれている。
[0003] 前記多孔質再生医療用足場材料に用いる多孔質体の製造方法としては、例えば以 下の特許文献（1)〜（4)のような凍結乾燥方法が知られている。さらに、本発明者ら はラクチドとカプロラタトンとの共重合体を含むポリマー、前記ポリマーに対して相対 的に溶解度の低い溶媒 (貧溶媒）、および前記ポリマーに対して相対的に溶解度が 高く且つ前記溶解度の低レ、溶媒と相溶性である溶媒（良溶媒)を含む混合溶液を凍 結乾燥処理することにより、前記従来技術の問題点を解決した小さい孔径から大きい 孔径までに亘つて広い範囲で孔径をコントロール可能で、かつその製造工程が簡単 な生体吸収性重合体を多孔質化して生体吸収性材料を製造することを提案している (特許文献 5)。
[0004] 特許文献 1 :特開平 10— 234844号
特許文献 2 :特開 2001—49018号
特許文献 3：特表 2002— 541925号 特許文献 4 :特開平 02— 265935号
特許文献 5：特願 2005— 80059号
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0005] 多孔質生体吸収性材料、特に癒着防止材に用いる多孔質生体吸収性材料は、該材 料に接触する生体組織に栄養成分等を供給するための多孔質構造を有する。しかし ながら同時にその孔内へ細胞が侵入して組織の癒着しないようにするため、そのポ ァサイズは比較的小さいことが必要である。さらには通常、癒着防止材は薄膜形状で 用いられるので、多孔質薄膜形状の生体吸収性材料であっても大きな応力を有する ものが望まれていた。
[0006] ただ現在一般的に用いられている多孔質生体吸収性材料の薄膜製造法では前記 要求を満足する多孔質薄膜を製造することはできなかった。例えば 300 μ m以下の 多孔質生体吸収性材料の薄膜は、その強度が弱すぎるため、縫合できない、破れや すい、孔が開ぐ型から剥離しにくい等の問題が生じる。前記問題を解決するために 、癒着防止材の膜厚を大きくすることが考えられる。しかしながら、癒着防止材を必要 とする治療箇所に揷入し、かつ配置することが困難となるという問題が生じる。したが つて多孔質薄膜でありながら大きな強度特に癒着防止材として必要な強度の多孔質 生体吸収性材料を入手することは困難であった。
[0007] 本発明は多孔質生体吸収性材料、特に細胞の侵入を防止しながら同時に栄養補給 等の物質透過に好適な比較的小さな孔を均一に有し、かつ多孔質体でありながら大 きな最大応力を有する癒着防止材として有用な多孔質生体吸収性材料およびその 製造方法を提供することにある。
課題を解決するための手段
[0008] 本発明者らは、生体吸収性材料が最大応力 3〜23 (MPa)、気孔率 0.：!〜 82 (%)、 およびポアサイズ径（平均）（以下、ポアサイズ平均とも言う） 9〜34 ( x m)であること を特徴とする多孔質生体吸収性材料、および該多孔質生体吸収性材料およびその 製造方法を提供することにより前記技術課題を解決することができた。
[0009] 本発明の多孔質生体吸収性材料は、生体吸収性重合体と該生体吸収性重合体の 互いに相溶性のある良溶媒および貧溶媒でゲル化物を調製する工程、前記ゲル化 物を凍結処理する工程、および前記凍結処理物を減圧乾燥する工程により製造する こと力 Sできる。なお前記良溶媒とは生体吸収性重合体に対する溶解性が相対的に大 きレ、方の溶媒を良溶媒、また貧溶媒とは生体吸収性重合体に対する溶解性が相対 的に小さい方の溶媒を貧溶媒と言う。
[0010] 前記ゲル化物を調製する工程は、少なくとも生体吸収性材料、前記良溶媒および貧 溶媒よりなる混合物の貧溶媒の配合量をコントロールすることによって、前記混合物 を溶媒相とゲル相に相分離させることにより行われるが、前記相分離に要する貧溶媒 の配合量は種々の要件、例えば前記生体吸収性材料を構成するモノマー成分の組 成あるいは組成比、分子量、前記生体吸収性材料と良溶媒と貧溶媒の組合せおよ びその比率、周囲温度等によって変化する。
[0011] 以下、本発明を実施の態様に基づいて詳細に説明する。
1.生体吸収性重合体 本発明における生体吸収性重合体としては、例えばラクチド と力プロラタトンとの共重合体が挙げられる。該共重合体はランダム重合体、ブロック 重合体のいずれであってもよぐその分子量 (重量平均分子量）は特に制限されない 、例えば 5, 000〜2, 000, 000、好ましぐは 10, 000〜1 , 500, 000、より好まし くは 100, 000〜1 , 000, 000である。また、ラクチドとカプロラタトンとのモノレ匕は、 例えば、 90 : 10〜10 : 90の範囲、好ましくは 85 : 15〜20： 80の範囲であり、より好ま しくは 80： 20〜40： 60の範囲である。
[0012] 前記ラクチドとカプロラ外ンとの共重合体の重合方法は、特に制限されず従来公知 の方法が使用できる。例えば出発原料としてラクチドとカプロラタトンとを開環重合に より共重合させてもよいし、乳酸からラクチド（乳酸の環状二量体）を合成して、これを 力プロラタトンと共重合させてもょレ、。
[0013] 前記ラクチドとしては L—ラクチド、 D—ラクチドおよびそれらの混合物（D, L—ラクチ ド）が使用でき、また、乳酸としては、 L—乳酸、 D—乳酸、それらの混合物（D, L- 乳酸)が使用できる。このように出発原料として乳酸を使用した場合、一量体の乳酸 を二量体のラクチドに換算し、換算したラクチドとカプロラタトンとのモル比が前述の 範囲であることが好ましい。また、ラタトンとしては、例えば、 ε—力プロラタトン、 y - プチ口ラタトン、 δ —バレロラタトン等があげられ、中でも ε—力プロラタトンが好ましい
[0014] 前記説明においては、本発明の多孔質化の対象となる生体吸収性重合体として、ラ クチドとカプロラタトンとの共重合体を例にして具体的に説明した力 S、他の生体吸収 性重合体であっても該重合体の良溶媒と貧溶媒で構成される前記溶媒によりゲル化 可能なものであれば、本発明の多孔質化生体吸収性重合体に含まれる。このような 生体吸収性重合体としては、ラクチドとカプロラタトン以外に他の生体吸収性重合体 を構成する共重合成分を構成分として含有するものであってもよぐこのような共重合 成分としてはグリコール酸、トリメチレンカーボネート、 β—ヒドロキシ酪酸、タンパク質 、糖類から誘導される共重合成分が挙げられる。
[0015] 2.ゲル化物
本発明におレ、て使用する前記生体吸収性重合体のゲル化物は、前記生体吸収性 重合体、互いに相溶する該生体吸収性重合体の貧溶媒および良溶媒を有する混合 物にぉレ、て、前記貧溶媒として前記生体吸収性重合体をゲル化するに必要な量を 配合して前記生体吸収性重合体をゲル化状態として相分離させたものを分離して調 製する。また、前記混合物における前記生体吸収性重合体の量は特に制限されな いが、通常、 0.：!〜 24質量％、好ましくは 2〜8質量％、より好ましくは 3〜5質量％ である。
[0016] 3.溶媒
互いに相溶する前記良溶媒と貧溶媒の種類は、例えば使用する生体吸収性重合 体の種類によって決定されるが、前記ラクチドとカプロラ外ンの共重合体を調製する ために必要な貧溶媒としては、水、エタノール、ターシャリーブチルアルコール（tBu OH)等が使用でき、また良溶媒としては、前記貧溶媒に相溶性を示す 1 , 4—ジォキ サン、炭酸ジメチル等の有機溶媒等が使用でき、特に貧溶媒が水であり、良溶媒が 1 , 4 _ジォキサンである組合せが好ましい。
[0017] 前記生体吸収性重合体、貧溶媒および良溶媒を有する混合物において、前記生体 吸収性重合体をゲル化するに要する貧溶媒の配合量は、該混合物を構成する生体 吸収性重合体、貧溶媒あるいは良溶媒の種類等に応じて適宜決定することができる 力 該貧溶媒の配合量が前記混合物をゲル化状態とするために必要な量に不足す るとゲル化状態を形成せず、逆にゲル化状態を形成させるために必要な量を過剰に 超えると、生体吸収性重合体が過剰に凝集して一部がフィルム状態になり凍結乾燥 しても十分に多孔質化できない。したがって、前記混合物をゲル化状態に形成させる ために必要な貧溶媒の量は、採用する生体吸収性重合体、貧溶媒および良溶媒を 有する混合物毎に適宜決定される。また前記ゲル化物を調製可能な範囲で貧溶媒 の配合量を変更することによって、表 3に示すように多孔質生体吸収性重合体の気 孔率、表 4および図 1に示すように多孔質生体吸収性重合体の最大応力、あるいは 表 2、表 6〜8、図 3に示すように多孔質生体吸収性重合体のポアサイズ平均をコント ローノレすることができる。
[0018] 凍結工程 前記ゲル化物の凍結は、公知の凍結工程および凍結装置を使用するこ とができる。また、ゲル化物の凍結温度は該ゲル化物を完全に凍結する共晶点以下 の温度であれば特に制限されないが、前記生体吸収性重合体がラクチドとカプロラタ トン共重合体のゲルィ匕物の場合には好ましくは 3°C以下、より好ましくは 10°C以 下の範囲である。さらにゲル化物の冷却速度を変更させると、得られる多孔質生体吸 収性材料の孔サイズが変化するので、ゲル化物の冷却速度を選択することによって 多孔質生体吸収性材料の孔サイズをコントロールすることができる。
図面の簡単な説明
[0019] [図 1]実施例 1と比較例の多孔質生体吸収性材料の最大応力を示した図である。
[図 2]多孔質生体吸収性材料の最大応力測定の方法を示した図である。
[図 3]多孔質生体吸収性材料のポアサイズ平均を示した図である。
[図 4]多孔質体 Eの電子顕微鏡（SEM)による 300倍の断面写真である。
[図 5]多孔質体 Eの電子顕微鏡（SEM)による 1000倍の表面写真である。
[図 6]添加水分率 0%の多孔質体 Aの電子顕微鏡（SEM)による 100倍の断面写真 である。
[図 7]実施例 3で使用したダルコース透過性試験機を示す図である。
[図 8]実施例 3のグルコース透過性試験結果を示す図である。
符号の説明 [0020] 1 シリコーン栓
2 サンプリングポート
3 チャンバ一（グルコース側）
4 シリコーン膜
5 サンプノレ。、 Eおよび Aから作製した多孔質体薄膜からなる検体膜
6 チャンバ一（RO水側）
7 スターラー
発明を実施するための最良の形態
[0021] 混合溶液中の含水率を変化させて生体吸収性重合体を多孔質化し多孔質生体吸 収性材料を作製した。
実施例 1
[0022] 急冷による多孔質ラクチド一力プロラタトン共重合体の製造 L—ラクチドと ε—力プロ ラタトンの組成比（モル比）が 75： 25であるラクチド一力プロラタトン共重合体（以下、 LA/CL共重合体ともいう）、 1， 4_ジォキサンおよび水を混合し下表 1に示す Α〜 Rの 17種類の混合液 12gを調製した。これらサンプル中、サンプル D〜Rはゲル化し た力 サンプル A〜Cは溶液状態であった。
[0023] 下表 1にサンプル A〜Rの組成を示す。
[表 1]
7 PGT/JP2807/0§5771 日本国特許庁 25。 6.2007
Figure imgf000009_0002
前表の記載を含めて本発明において、 「添加水分率'」 は重量％を意味する。
〔0024〕
前記サンプル D〜Rを相分離させ前記 L—ラクチドー ε力プロラクトン共重合 体のゲル化物を分離した。 この分離したゲル化物をステンレスシャーレにそれ ぞれ供給し、 前記ゲル化物を厚さ 0. 5mmに成型した。 また、 溶液状態のサ
Figure imgf000009_0001
'記ゲル化物あるいは溶液を入れ たシャーレを凍結乾燥機例えば T F 5 - 85 ATANC S (商品名 ：宝製作所
薪獰え ]! 銑（ffi則 26) 日本国特許庁 25. 6.-2(10 製） の一 5 0 °Cに冷却した冷却棚に前記ステンレスシャーレを配置し、 約 1時 間で急速凍結させた。 次に凍結乾燥機内の温度を減圧下に一 5 0 °Cから 2 5 °C まで 1 2時間をかけて上昇させ多孔質体を作製した。 これら多孔質体のポアサ ィズ平均 m)を下表 2およぴ図 3に示し、またその気孔率を下表 3に示す。
〔0 0 2 5〕
下表 2に多孔質体 A〜Rのポアサイズ平均 （ m) を示す。 下表 2において、 添加水分率が 1 0 %以下ではポアサイズ平均が大きく、 また該ポアサイズ平均 は添加水分率によって大きく変動した。 また、 添加水分率が 1 0 %以下では、 ポアサイズ平均の標準偏差が大きく、 得られた多孔体のポアサイズにバラツキ があるのがわかる。一方、添加水分率 1 2 %以上ではポアサイズ平均が小さく、 ポアサイズ平均の標準偏差が非常に小さいことがわかる。 これによつて、 本発 明によれば、 ポアサイズが比較的小さく、
差替え用紙 W126) 8 ョ本国特許庁 25. δ， 2007
そのポアサイズが比較的均一な多孔質体が得られるということがわかる。
〔0 0 2 6〕
〔表 2〕
Figure imgf000011_0001
〔0 0 2 7〕
前記多孔質体 Eの電子顕微鏡 （S EM) による 3 0 0倍の断面写真を撮影し図
4に示す。 また該多孔質体の 1 0 0 0倍の電子顕微鏡 （S EM) による表面写
差替え甩 紙（規則 26) 8/1 Θ本隱庁 25.6.2007
真を撮影し図 5に示す。 これら図から本実施例のゲル化物より得た多孔質体は
そのポアサイズ径がほぼ均一のものである。
〔0028〕
これに対して水を混合しない溶液状態の LAZCL共重合体、 1， 4一ジォキ サンおよび水の混合比率 4 : 96 : 0 (重量％) の混合物 （サンプル Α) を実
施例 1と同様にして急速凍結乾燥して多孔質体を製造した多孔質体を 100倍
の電子顕微鏡 (SEM) による断面写真を撮影し図 6に示す。 図 6で示すよう に多孔質体の孔は局所的に異なる配向性 （例えば横方向や縦方向に配向性） を 有するものであり、 かつポアサイズ径も著しく大きいものから著しく小さいも のまである。
〔0029〕
下表 3に多孔質体 A〜Rの気孔率 （％) を示す。
〔表 3〕
差替え用紙（規則 26) „
9 日本国特許庁 . . ?
Figure imgf000013_0001
〔0030〕
下表 4に多孔質体 A〜Rの最大応力 （MP a) を示す。
〔表 4〕
差替え用 紙（規則 26) l o 日本国特許庁 25. 20υ7
Figure imgf000014_0001
実施例 2
〔0 0 3 1〕
前記サンプル A、 C〜H、 J、 Lおよびこれらサンプルに加えて下表 5に示す
溶液状態のサンプル Sを前記実施例 1の製造方法により調製した。 これらサン
プルを前記実施例 1と同様に成型物とし、 これら成型物を一 3 °C/ h rの冷却
速度を採用して前記実施例 1の多孔質体の製造方法と同様にして多孔質体を製
差替え用紙（規則 26) — . Λ Λ
10/1 曰本国特許庁、 .6.2 07
さらに前記サンプル E、 F、 Gを前記実施例 1と同様に成型物とし、 これら成
型物を一 5°CZh rおよぴー 10°C/h rの冷却速度を採用して前記実施例 1
の多孔質体の製造方法と同様にして多孔質体を製造し、 該製造されたポアサイ
ズ平均 （μπι) を表 7〜 8に示した。
〔0032〕
下表 5にサンプル Sの組成を示す。
差替え S紙（規則 26) 1 1 日本国特許庁 25.6.2007
〔表 5〕
Figure imgf000016_0001
〔0 0 3 3〕
下表 6に一 3°CZh rの冷却速度で製造した多孔質体のポアサイズ平均を示す。
〔表 6〕
Figure imgf000016_0002
前表において、 添加水分率が 1 0 %以下ではポアサイズ平均が大きく、 また該 ポアサイズ平均は添加水分率によって大きく変動した。
〔0 0 3 4〕
下表 7に一 5 °C/h rの冷却速度で製造した多孔質体のポアサイズ平均を示す。
〔表 7〕
差替え用 ！ ¾ W126) 1 1 1 日本国特許庁 25.6.2007
Figure imgf000017_0001
〔0035〕
下表 8に一 10°C/h rの冷却速度で製造した多孔質体のポアサイズ平均を示
す。
〔表 8〕
差替え用 紙 ( ΐϋ2β)
Figure imgf000018_0001
[0036] 前記実施例 1および 2の結果から、ラクチドー力プロラタトン共重合体のゲル化物を凍 結乾燥する場合、実施例 1のように急速冷却する場合に比較して実施例 2のように徐 冷する場合にはポアサイズ平均は幾分大きくなるが急速冷却する場合と同様に徐冷 する場合も小さぐポアサイズ平均の大きさもそろっている。これに対して、ラクチド一 力プロラタトン共重合体の溶液の凍結乾燥を徐冷によって行う場合、前表 6、図 3およ び図 6から分かるようにポアサイズ平均は大きくなり、かつポアサイズ平均も貧溶媒で ある水の配合量によって大きく変化する。
[0037] 前記実施例 1および 2で製造した多孔質体のポアサイズ平均は以下のようにして測 定した。得られた円板状の多孔質体薄膜を切断し断面を露出させた。前記切断した 多孔質体サンプノレの切断面を電子顕微鏡で観察し、ポアサイズ力 S1視野あたり約 30 力 100個程度確認できるように倍率を設定し、 SEM像を撮影した。得られた SEM 像の中で比較的ポアサイズが大きぐ出現頻度の高いポアサイズの孔を 10個選択し 、画像解析ソフト（NIH image)を用いて解析し算出した。
[0038] 多孔質体の最大応力 前記実施例 1で製造した多孔質体の最大応力を以下のよう にして測定した。引張試験機 (商品名オートグラフ：島津製作所製)を使用して図 2に 示すように前記円板状の多孔質体サンプルから 1 X 5cmの短冊状に切断した試験 片を試験時のチャック間距離は 20mm、引張り速度は 50mm/minで引っ張ること によってその最大応力を測定した。その測定結果を図 1に示す。なお、比較例として 市販されている合成吸収性癒着防止材 (ジェンザィム'ジャパン株式会社製、商品名 ：セプラフイルム（登録商標））の最大応力を測定し、その測定結果を図 1に示した。図 1の結果から、ラクチド一力プロラタトン共重合体のゲル化物（サンプノレ0〜1¾から製 造した多孔質体はラクチドー力プロラタトン共重合体の溶液 (サンプル A、 B、 C)から 製造した多孔質体に比べて最大応力が大きぐ非多孔質体であるシリコーンシートと 同程度またはそれ以上の大きな最大応力を有する。また本発明による多孔質体は比 較例として用いた市販の合成吸収性癒着防止材の最大応力よりも大きな最大応力を 有する。
[0039] 多孔質体の気孔率 前記実施例 1で製造した多孔質体の気孔率は以下のようにして 測定した。円板状の多孔質体を 1. 5 X 1. 5cmの正方形状に切断し、試験片の重量 を測定した。次にデジタルマイクロスコープ (キーエンス社製)で試験片の膜厚を測定 した。得られた試験片の重量と膜厚から、多孔質体サンプルの密度 ）を求めた。さ らに該多孔質体サンプルと同一組成のラクチドー力プロラタトン共重合体で作製した フィルムの密度（ p )を同様な方法で求め、気孔率（％) (p)を以下の式で算出した。
0
Ρ = 1— β β
ο
[0040] 前表 3に示す気孔率の試験結果からラクチドー力プロラタトン共重合体のゲル化物か ら製造した多孔質体は、同一のラクチドー力プロラタトン共重合体の溶液から製造し た多孔質体は貧溶媒である水の配合量が増大すると気孔率が著しく小さくなることが 分かる。
[0041] 前記実施例 1および 2の試験結果から、ラクチドー力プロラタトン共重合体のゲル化 物から製造した多孔質体は、同一のラクチドー力プロラタトン共重合体の溶液から製 造した多孔質体に比べて、 （1 )最大応力が極めて大きいこと、（2)気孔率が著しく小 さく緻密な構造体であること、（3)凍結乾燥工程の冷却方法が急冷、あるいは徐冷で あってもポアサイズ平均の変化が少なぐまた孔の大きさが整レ、、かつポアサイズ平 均の小さい多孔質体は貧溶媒が得られる。さらにゲル調製工程の貧溶媒である水の 配合量を変化させることにより、凍結乾燥工程の冷却方法が急冷、あるいは徐冷であ つても前記の小さぐかつ整った小さなポアサイズ平均という特性を維持したまま、ポ ァサイズ平均自体も変化させることができる。さらに前記実施例 1の試験結果からサ ンプル D〜Rのラクチド一力プロラタトン共重合体のゲルィ匕物から製造した多孔質体 は、生体吸収性材料が最大応力 3. 4- 23. l (MPa)、気孔率（％) 0. 1 -82% ,ポ ァサイズ平均 9〜 21 ( μ m)であることが分かる。 実施例 3
[0042] 前記実施例 1の製造方法によって得られたサンプル E (添加水分率 14%、膜厚 150 z m)、 G (添加水分率 15%、膜厚 170 z m)の薄膜について、そのグルコース透過 性について図 7に示す透過試験機を使用して以下のように試験した。また比較例とし てサンプノレ C (添加水分率 10%、膜厚 100 μ m)について同様の検討を行った。
[0043] 直径 14mm X長さ 80mmの容積を有する 2つのチャンバ一（3、 6)の間に、評価サン プル 5とシリコーン膜 4を介して液密に接続 (ネジ止め）した。次に、チャンバ一 3に 25 Omg/dL濃度のグルコース溶液 10mL、チャンバ一 6に R〇水を 10mL充填した。次 に、チャンバ一 3、 6内をスターラー 7にて穏やかに攪拌し、所定時間毎にサンプリン グポートから 20 /i Lを採取して、これを試験検体とした。この試験検体をグルコース定 量キット ( (グルコース CIIテストヮコー (和光純薬工業株式会社製：商品名））を用い、 吸光度にてチャンバ一 3及び 6のグルコース濃度を求めた。その結果を図 8に示す。
[0044] 図 8の結果からサンプル F (ゲル：添加水分率 14%)、 G (ゲル：添加水分率 15%)は 、サンプル A (溶液：添カ卩水分率 10%)のそれと比較して低いもののグルコース透過 性を有する。また、サンプノレ Fとサンプル Gを比較すると、グルコース透過性が相違す る。このように本発明により得られたゲルから調製された生体吸収性多孔質体はダル コース透過性を有するとともに、その製造工程において添加水分率を変化させること で、グノレコース透過能を制御することが可能である。
実施例 4
[0045] 癒着防止材の製造 前記実施例 1の製造方法によって前記ステンレスシャーレ中に サンプル D〜Rのラクチドー力プロラタトン共重合体のゲル化物から膜厚 50〜600 μ m、好ましくは 50〜300 μ ΐηの多孔質ラクチド一力プロラタトン共重合体の薄膜を形 成させ、該薄膜を前記ステンレスシャーレ中から取出した。この際に薄膜を構成する 多孔質ラクチド—力プロラタトン共重合体の最大応力が大きいので、該薄膜に亀裂が 発生することがなレ、。また、前記のように多孔質ラクチドー力プロラタトン共重合体の 薄膜の孔 (ポア）は比較的小さぐそろったサイズ平均を有し、かつ大きな最大応力を 有する緻密な構造体である。したがって、本発明の多孔質の生体吸収性材料は、上 述のように多孔質薄膜形状でありながら大きな応力を有し、かつその孔 (ポア）が比較 的小さく細胞侵入の防止に好適であり、さらに孔 (ポア）の孔径も均質でグノレコース透 過性を有するので栄養補給等の物質透過に好適であるので癒着防止材例えば腱癒 着防止材として極めて有用なものである。
産業上の有用性
本発明の多孔質生体吸収性材料の製造方法によると、図 4に示すように凍結乾燥ェ 程の冷却方法が急冷あるいは徐冷（— 3、 5、—10°C/hr)であっても孔径がそろ レ、、かつ該そろった孔径が比較的
小さい。さらにゲルィ匕物の調製段階における貧溶媒の配合量を変更することにより多 孔質生体吸収性重合体の気孔率、最大応力、あるいはポアサイズ平均をコントロー ルすることができる。また、この本発明の多孔質生体吸収性材料の製造方法で製造 した多孔質生体吸収性材料はポアサイズ平均が小さぐそろっており、かつ大きな最 大応力を有する緻密な構造体である。したがって、多孔質薄膜形状でありながら大き な応力を有し、かつその孔 (ポア）が比較的小さく細胞進入の防止に好適であり、さら に孔 (ポア)の孔径も均質でグルコース透過性を有するので栄養補給等の物質透過 に好適であるので、薄膜形状の多孔質生体吸収性材料、特に癒着防止材として極 めて有用なものである。

Claims

請求の範囲
[1] 生体吸収性材料が最大応力 3〜23 (MPa)、気孔率 0. ：!〜 82 (%)、およびポアサイ ズ平均 9〜34 ( μ m)であることを特徴とする多孔質生体吸収性材料。
[2] 生体吸収性重合体がラクチドとカプロラタトンとの共重合体である請求項 1に記載の 多孔質生体吸収性材料。
[3] 50-600 μ mの薄膜である請求項 1または 2に記載の多孔質生体吸収性材料。
[4] 50〜500 μ mの薄膜の腱癒着防止材である請求項 3に記載の多孔質生体吸収性 材料。
[5] 生体吸収性重合体を相溶性のある該生体吸収性重合体の良溶媒と貧溶媒によりゲ ル化し、該ゲル化した生体吸収性重合体を凍結乾燥して製造したことを特徴とする 請求項:!〜 4のいずれかに記載の多孔質生体吸収性材料。
[6] 生体吸収性重合体を相溶性のある該生体吸収性重合体の良溶媒と貧溶媒の混合 溶媒でゲルィヒし、該ゲルイ匕したゲル化物を凍結乾燥して多孔質化することを特徴と する請求項：!〜 5のいずれかに記載の多孔質生体吸収性材料の製造方法。
[7] 良溶媒がジォキサン、貧溶媒が水の組合せであることを特徴とする請求項 6に記載 の生体吸収性材料の製造方法。
[8] 貧溶媒の配合量が 12〜40重量％である請求項 6または 7に記載の生体吸収性材料 の製造方法。
[9] 前記ゲル化物の冷却速度を変化させることによって多孔質生体吸収性重合体の孔 径をコントロールする請求項 6〜8のいずれかに記載の生体吸収性材料の製造方法
[10] 前記ゲルィ匕物の調製段階における貧溶媒の配合量を変化させることによって、多孔 質生体吸収性重合体の気孔率をコントロールする請求項 6〜9のいずれかに記載の 生体吸収性材料の製造方法。
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