WO2019059437A1 - 덱스트란 기반의 창상 피복재 및 창상 피복재의 제조방법 - Google Patents

덱스트란 기반의 창상 피복재 및 창상 피복재의 제조방법 Download PDF

Info

Publication number
WO2019059437A1
WO2019059437A1 PCT/KR2017/010539 KR2017010539W WO2019059437A1 WO 2019059437 A1 WO2019059437 A1 WO 2019059437A1 KR 2017010539 W KR2017010539 W KR 2017010539W WO 2019059437 A1 WO2019059437 A1 WO 2019059437A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
wound dressing
layer
hydrogel
hydrogel layer
hydrophilic polymer
Prior art date
Application number
PCT/KR2017/010539
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
김재현
홍경식
Original Assignee
김재현
홍경식
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 김재현, 홍경식 filed Critical 김재현
Priority to PCT/KR2017/010539 priority Critical patent/WO2019059437A1/ko
Publication of WO2019059437A1 publication Critical patent/WO2019059437A1/ko

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F13/00—Bandages or dressings; Absorbent pads
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F13/00—Bandages or dressings; Absorbent pads
    • A61F13/02—Adhesive plasters or dressings
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L15/00—Chemical aspects of, or use of materials for, bandages, dressings or absorbent pads
    • A61L15/16—Bandages, dressings or absorbent pads for physiological fluids such as urine or blood, e.g. sanitary towels, tampons
    • A61L15/22—Bandages, dressings or absorbent pads for physiological fluids such as urine or blood, e.g. sanitary towels, tampons containing macromolecular materials
    • A61L15/26—Macromolecular compounds obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds; Derivatives thereof
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L15/00—Chemical aspects of, or use of materials for, bandages, dressings or absorbent pads
    • A61L15/16—Bandages, dressings or absorbent pads for physiological fluids such as urine or blood, e.g. sanitary towels, tampons
    • A61L15/42—Use of materials characterised by their function or physical properties
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L15/00—Chemical aspects of, or use of materials for, bandages, dressings or absorbent pads
    • A61L15/16—Bandages, dressings or absorbent pads for physiological fluids such as urine or blood, e.g. sanitary towels, tampons
    • A61L15/42—Use of materials characterised by their function or physical properties
    • A61L15/44—Medicaments
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L15/00—Chemical aspects of, or use of materials for, bandages, dressings or absorbent pads
    • A61L15/16—Bandages, dressings or absorbent pads for physiological fluids such as urine or blood, e.g. sanitary towels, tampons
    • A61L15/42—Use of materials characterised by their function or physical properties
    • A61L15/60—Liquid-swellable gel-forming materials, e.g. super-absorbents

Definitions

  • the present invention relates to dextran-based wound dressings and methods of making wound dressings.
  • a hydrogel refers to a polymer material having a three-dimensional hydrophilic polymer network structure in which a polymer network forms a three-dimensional structure and contains a large amount of water. Hydrogels have been used in fields of tissue engineering, drug delivery, sensors, protein separation, etc. since they have various forms, physical properties, and chemical properties depending on their constituent components, degree of crosslinking and degree of swelling .
  • Hydrogels can usually be used as wound dressings.
  • the wound dressing may be attached to a flat surface with a wound, but it may be attached to a generally curved surface. When attached to a curved surface, the wound dressing may fall due to repeated motion.
  • the wound dressing material is applied to an image area, it is possible to provide a healing effect by providing a drug instead of providing only a cooling effect. In this case, the release of the drug should not be released at the toxic level and should be released at the minimum effective dose.
  • Another object of the present invention is to provide a wound dressing which is excellent in adhesion to exudates or wound areas with moisture.
  • Another object of the present invention is to provide a wound dressing material having no toxicity when adhering to a wounded area and having no toxicity in the course of its use in a wounded area and thus having excellent biocompatibility.
  • Another object of the present invention is to provide a wound dressing which can effectively heal a wound for a long time without causing pain by keeping the release of the drug between the toxic level and the minimum drug release level.
  • the wound dressing of the present invention is a wound dressing material comprising a hydrogel layer containing a hydrophilic polymer and a crosslinking agent.
  • the wound dressing material may have an elongation of 20% or more, and the hydrophilic polymer may include dextran.
  • the method for manufacturing a wound dressing of the present invention includes the steps of preparing a hydrophilic polymer solution, crosslinking the hydrophilic polymer solution with a crosslinking agent to form a hydrogel layer, swelling and lyophilizing the hydrogel layer; Drying the lyophilized hydrogel layer at a relative humidity of 95% or more for 30 minutes to 3 hours.
  • the present invention Thereby providing a wound dressing having excellent adherence to a bodily body part.
  • the present invention provides a wound dressing excellent in adhesion to exudates or wound areas having moisture.
  • the present invention provides a wound dressing which is not toxic when adhering to a wound area and is not toxic even in the process of using the wound dressing and thus has excellent biocompatibility.
  • the present invention provides a wound dressing that can effectively heal a wound for a long time without causing pain by maintaining the release of the drug between the toxic level and the minimum drug release level.
  • the present invention provides a method of making a wound dressing of the present invention.
  • FIG. 1 is a schematic view of a cross-section of a wound dressing according to another embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a schematic view of a cross-section of a wound dressing according to another embodiment of the present invention.
  • Fig. 3 shows elongation according to Examples and Comparative Examples.
  • Figure 4 shows the cytotoxicity results of the examples.
  • Fig. 5 shows the absorption capacity of the embodiment.
  • the wound dressing is applied to the wound area of the body part.
  • the wound area may be a flat surface, but it may be a curved surface at a joint area such as a knee, an elbow, or a bone area.
  • the wound dressing applied to the curved surface should be well adhered to the body part, and the wound dressing should be well adhered even if there are exudes from the wound area or water such as sweat.
  • the wound dressing since the wound dressing is applied to the body part, it is immediately toxic when applied to the wound dressing material or can not be used as a wound dressing material if toxic in the course of use. Therefore, the wound dressing should be non-toxic during use.
  • the wound dressing since the wound dressing is attached to the wound or the skin, it can not be exposed to moisture continuously so that it can absorb the sweat coming from the wound or the skin with good absorbency.
  • the wound dressing when used in the burn site, the wound dressing should be able to provide the effect of cooling the burn site and the effect of promoting wound healing by including the drug. This requires that the release of the drug from the wound dressing be maintained between the toxic level and the minimum drug release level so that the wound heals effectively for a long time without causing pain.
  • the wound dressing material is composed of a hydrogel layer containing a hydrophilic polymer and a cross-linking agent, and is excellent in biocompatibility due to the presence of dextran as the hydrophilic polymer and can be produced by the method of the present invention And it can be adhered well to the curved surface. Even if exudates come out from the wound area or moisture such as sweat is absorbed, it can be adhered well.
  • drug release can be controlled by toxicity level and minimum drug release Level, it is possible to effectively heal the wound for a long period of time without causing pain, thereby completing the present invention.
  • elongation is measured by the ASTM D3574 method.
  • the wound dressing according to an embodiment of the present invention may be composed of a hydrogel layer including a hydrophilic polymer and a crosslinking agent.
  • the wound dressing may have an elongation of 20% or more. Even if the curved surface such as a knee, an elbow or the like, or a bony area is repeatedly bent in the above range, the wound dressing material may be stuck to the curved surface without being removed.
  • the elongation can be 20% to 60%, 30% to 50%. Even if the curved surface having exudate or moisture in the above range is repeatedly bent at the time of attachment, the wound dressing material may not be removed and adhered well.
  • the hydrogel layer has a porosity of 20% to 45%, and at least some of the pores may contain moisture. Within this range, the elongation range can be ensured and the wound dressing can be prevented from falling off when attached to exudates or moisture-bearing areas. In order to secure the porosity and allow at least a part of the pores to contain moisture, the wound dressing can be produced by the method of manufacturing the wound dressing described below.
  • the hydrogel layer may include a hydrophilic polymer and a crosslinking agent.
  • the hydrogel layer may be formed of a composition for a hydrogel layer containing a hydrophilic polymer and a crosslinking agent.
  • the hydrophilic polymer may include at least 80 wt% of dextran among all the hydrophilic polymers.
  • Dextran has a weight average molecular weight of 500,000 to 1,200,000, such as 500,000, 550,000, 600,000, 650,000, 700,000, 750,000, 800,000, 850,000, 900,000, 1,110,000, 1,150,000 or 1,200,000 can be used. Within the above range, there may be an effect of forming a water-insoluble gel while securing a proper degree of crosslinking at the time of hydrogel layer formation. Dextran can be, but is not limited to, commercially available products.
  • dextran in addition to dextran as a hydrophilic polymer, it may further include at least one of hyaluronic acid, alginic acid, polyvinyl alcohol, and polyethylene glycol. These hydrophilic polymers can act to increase the degree of swelling of the gel when forming the hydrogel layer. These hydrophilic polymers may be contained in an amount of 20 wt% or less in the total hydrophilic polymer.
  • the hydrophilic polymer may be comprised of dextran alone. In this case, the strength of the wound dressing can be improved.
  • the hydrophilic polymer may comprise from 80% to 99% by weight of dextran, from 1% to 20% by weight of one or more of hyaluronic acid, alginic acid, polyvinyl alcohol, polyethylene glycol.
  • the physical properties of the wound dressing can be improved, and by including at least one of hyaluronic acid, alginic acid, polyvinyl alcohol, and polyethylene glycol in the above-mentioned content, the swelling degree is increased and the effect of forming a gel is excellent, have.
  • the hydrophilic polymer comprises from 85% to 95% by weight, more preferably from 90% to 95% by weight of dextran, from 5% to 15% by weight of at least one of hyaluronic acid, alginic acid, polyvinyl alcohol, polyethylene glycol, More preferably from 5% to 10% by weight.
  • the crosslinking agent crosslinks the hydrophilic polymer to form a hydrogel layer.
  • the crosslinking agent is selected from the group consisting of epichlorohydrin, epibromohydrin, butanediol diglycidyl ether, ethylene glycol diglycidyl ether, hexanediol diglycidyl ether, propylene glycol diglycidyl ether, polyethylene glycol diglycidyl ether , Polypropylene glycol diglycidyl ether, polytetramethylene glycol diglycidyl ether, neopentyl glycol diglycidyl ether, polyglycerol polyglycidyl ether, diglycerol polyglycidyl ether, glycerol polyglycidyl Ether, trimethylpropane polyglycidyl ether, bisepoxypropoxyethylene, pentaerythritol polyglycidyl ether, sorbitol
  • the crosslinking agent is used in an amount of 10 parts by weight to 100 parts by weight, preferably 25 parts by weight to 50 parts by weight, more preferably 30 parts by weight to 50 parts by weight, 40 parts by weight to 50 parts by weight, 45 parts by weight To 50 parts by weight. Within this range, there may be an effect of forming gel.
  • the hydrogel layer may have a thickness of 80 ⁇ to 120 ⁇ . Within the above range, the strength of the wound dressing can be ensured and the wound-healing effect can be obtained when applied to a wound site.
  • the hydrogel layer may be punched in the thickness direction by drug release, air passage, exudate, or punching for water permeation.
  • a method for producing a wound dressing comprises the steps of: preparing a hydrophilic polymer solution containing dextran; crosslinking the hydrophilic polymer solution with a crosslinking agent to form a hydrogel layer; swelling and lyophilizing the hydrogel layer; Drying the lyophilized hydrogel layer at a relative humidity of 95% or more for 30 minutes to 3 hours.
  • a hydrophilic polymer containing dextran is added to a predetermined solvent and mixed to prepare a hydrophilic polymer solution.
  • the solvent is not particularly limited, but water can be used in consideration of the use of the wound dressing.
  • the concentration of the hydrophilic polymer in the hydrophilic polymer solution may be 5 wt% to 15 wt%.
  • the hydrophilic polymer solution may further include an electrolyte.
  • the electrolyte can further increase the solubility of dextran and increase the crosslinking rate in the crosslinking reaction by the crosslinking agent.
  • the electrolyte is not particularly limited as long as it can provide at least one of a potassium cation, a calcium cation, and a lithium cation.
  • the electrolyte may include sodium hydroxide, calcium hydroxide, lithium hydroxide, and the like.
  • a crosslinking agent is added to the prepared hydrophilic polymer solution to crosslink the hydrophilic polymer with the crosslinking agent.
  • the crosslinking reaction can be carried out by leaving a hydrophilic polymer solution and a crosslinking agent at 50 ° C to 75 ° C.
  • the crosslinking time is preferably from 1 hour to 5 hours.
  • the hydrophilic polymer can be sufficiently crosslinked to form a hydrogel in the temperature and time range for the crosslinking reaction and the remaining hydrophilic polymer or crosslinking agent can be prevented from remaining.
  • Crosslinked and then dried to form a hydrogel layer. Drying may include leaving the hydrogel layer at 30 ° C to 80 ° C for 3 to 36 hours. Within this range, the hydrogel layer can be sufficiently gelled.
  • the hydrogel layer In the step of swelling and lyophilizing the hydrogel layer, the hydrogel layer is swollen and freeze-dried. When the hydrogel layer is freeze-dried and then swelled, the crosslinking agent remaining in the hydrogel layer may not be completely removed. The remaining cross-linking agent can have a detrimental effect on the wound site when using the wound dressing on the wound site.
  • the hydrogel layer By swelling the hydrogel layer, water is additionally absorbed into the crosslinked and dried hydrogel layer, thereby making the hydrogel layer more flexible, increasing the volume and mass, and facilitating the absorption of drugs and the like.
  • the swelling can be performed by leaving the hydrogel layer prepared in water.
  • the swelling may include 100 parts by weight to 300 parts by weight of water relative to 100 parts by weight of the hydrogel layer, and allowing to stand in water at 20 ° C to 40 ° C for 3 hours to 10 hours.
  • the hydrogel layer can be sufficiently swollen to make the hydrogel layer flexible, and to secure the porosity described above.
  • the swollen hydrogel layer is lyophilized.
  • the lyophilization may comprise allowing the swelled hydrogel layer to remain at -5 DEG C to -30 DEG C for 12 to 36 hours. Within this range, a hydrogel layer having pores in the form of a sponge may be formed.
  • the above-mentioned porosity can be ensured by swelling and lyophilization.
  • the method of manufacturing the wound dressing of the present invention may include allowing the swollen and lyophilized hydrogel layer to stand at a relative humidity of 95% or more for 30 minutes to 3 hours.
  • the hydrogel layer having only a porosity after swelling and lyophilization can not be adhered well when the surface is bent and repeatedly bent when attached to a bent body part.
  • the elongation percentage of the hydrogel layer can be secured to 20% or more, preferably 20% to 60%.
  • the crosslinking agent content is decreased or the crosslinking time is decreased to increase the elongation, the crosslinking of the hydrogel layer is not performed properly, and the strength of the hydrogel layer can not be secured.
  • the hydrogel layer which is freeze-dried and hardened when put into water for a while in order to soften the gel, the hydrogel layer becomes gelled and the strength can not be secured.
  • the hydrogel layer can be left under a constant humidity condition of at least 95% relative humidity.
  • the hydrogel layer is allowed to stand at a temperature of 35 ° C to 40 ° C. Within this temperature range, the elongation can be ensured and the hydrogel layer can be prevented from melting and becoming like water.
  • it may comprise 1 to 3 hours of standing at 95% relative humidity.
  • it may comprise 0.5 to 3 hours of standing at 99% relative humidity.
  • the wound dressing according to this embodiment may include a hydrogel layer containing a hydrophilic polymer and a crosslinking agent, and a protective layer formed on at least one surface of the hydrogel layer. And is substantially the same as the wound dressing according to an embodiment of the present invention, except that a protective layer is further formed on at least one side of the hydrogel layer.
  • the protective layer is formed separately from the hydrogel layer.
  • the protective layer may support the hydrogel layer and protect the hydrogel layer from external shocks or contaminants.
  • the protective layer may comprise conventional films other than materials that do not dissolve the hydrogel layer or contain ingredients that can be absorbed into the hydrogel layer.
  • the protective layer may be a polyurethane film.
  • the protective layer may have a thickness of 15 ⁇ to 25 ⁇ . Within the above range, it is possible to sufficiently alleviate the external impact applied to the hydrogel layer, and to overcome the problem that the wound dressing material is too thick to be practically inferior.
  • the protective layer may be a nonporous nonporous film, but by using a porous film, it is possible to pass through the hydrogel layer, exudate from a wound site, or sweat coming from the body.
  • the protective layer may be a microporous film having a pore size of 100 nm or less.
  • the protective layer may further include an antimicrobial agent to protect the hydrogel layer and the wound site from foreign substances or bacteria.
  • the antimicrobial agent may include one or more of silver sulfadiazine, chlorohexidine, povidone, odin, idocaine, genosalts, vibriolysin, hexachlorophene, chlorotetracycline, neomycin, penicillin, gentamicin, acrinol .
  • the protective layer may adhere the protective layer to the hydrogel layer after the above-mentioned swelling and lyophilized hydrogel layer is allowed to stand at a relative humidity of 95% or more for 30 minutes to 3 hours.
  • the protective layer may be formed in the hydrogel layer after the step of crosslinking the hydrophilic polymer solution with the crosslinking agent to form the hydrogel layer.
  • the wound dressing according to this embodiment includes a hydrogel layer containing a hydrophilic polymer and a crosslinking agent, and the hydrogel layer may include a nonwoven layer in the hydrogel layer.
  • the wound dressing according to an embodiment of the present invention except that it further comprises a nonwoven layer in the hydrogel layer.
  • the nonwoven layer is contained in the hydrogel layer to stabilize the gel layer.
  • the nonwoven layer is formed on the outermost surface of the hydrogel layer.
  • 1 is a cross-sectional view of a wound dressing according to another embodiment of the present invention.
  • the wound dressing 10 includes a hydrogel layer 100 and a nonwoven fabric layer 200 in the hydrogel layer 100.
  • the nonwoven fabric layer 200 is formed inside the hydrogel layer 100 and has a predetermined thickness adjacent to the outermost surface of the hydrogel layer 100. Even if the nonwoven fabric layer is included, the elongation of the wound dressing can be secured to 20% or more.
  • the hydrogel layer according to this embodiment can contain 20% or more, preferably 20% to 60% or 30% to 50% of the elongation percentage of the hydrogel layer by incorporating the nonwoven fabric layer described above.
  • the nonwoven fabric may comprise from 1 wt% to 50 wt%, preferably from 20 wt% to 30 wt%, such as 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 18, 19, 20, 21, 22, 23, 24, 25, 26, 27, 28, 29, 30, 31, 32, 33, 34, 35, 36, 37, 38, 39, 40, 41, 42, 43, 44, 45, 46, 47, 48, 49 or 50 weight percent.
  • the elongation of the present invention can be ensured.
  • the nonwoven fabric layer may include a cellulose-based, polyethylene-based or polypropylene-based nonwoven fabric as a biodegradable material, and may preferably include a cellulose-based nonwoven fabric.
  • the cellulosic nonwoven fabric may comprise a cellulose staple fiber.
  • An airlaid pulp nonwoven fabric made of cellulose-based staple fibers by Airlaid process can be used as the cellulose nonwoven fabric.
  • the nonwoven fabric layer may be formed of a stretchable nonwoven fabric so that the nonwoven fabric layer can be adhered to joints or bony areas.
  • the non-woven layer may be formed of Spunlace (spunlace (hydro-entanglement) nonwoven) crimp staple fiber staple fiber.
  • the non-woven layer may be formed of a dirt-permeable material through which air can pass so that the wound site can be well treated.
  • the nonwoven fabric layer may include pores, and the average diameter of the cross-sectional areas of the pores may be 5 ⁇ ⁇ or less, preferably 0.2 ⁇ ⁇ to 0.5 ⁇ ⁇ .
  • the wound dressing comprises a hydrogel layer comprising a hydrophilic polymer and a crosslinking agent, the hydrogel layer comprising a non-woven layer in the hydrogel layer, the hydrogel layer comprising at least a protective layer on one side , And the protective layer may have a drug application space formed on a surface thereof contacting the hydrogel layer.
  • the hydrogel layer includes a protective layer on at least one side thereof, and the protective layer is the same as the wound dressing material according to another embodiment of the present invention, except that a space for applying a drug is formed on one surface of the protective layer in contact with the hydrogel layer .
  • the wound dressing 20 includes a hydrogel layer 100 and a protective layer 300 and includes a nonwoven fabric layer 200 in the hydrogel layer 100 and a nonwoven fabric layer 200
  • the protective layer 300 is formed adjacent to the outermost surface of the hydrogel layer 100 and includes a drug application space 400.
  • the protective layer is formed in contact with one surface of the hydrogel layer.
  • a drug application space is formed on one side of the protective layer that is in contact with the hydrogel layer.
  • the hydrogel layer contained 100 wt% dextran; Or 100 parts by weight of a hydrophilic polymer containing 80 to 99% by weight of dextran, 1 to 20% by weight of at least one of hyaluronic acid, alginic acid, polyvinyl alcohol and polyethylene glycol, 10 to 100 parts by weight of a crosslinking agent, Preferably 25 parts by weight to 50 parts by weight, is added and crosslinked to maintain the release of the drug between the toxic level and the minimum drug release level, thereby effectively healing wounds for a long time without causing pain.
  • the hydrogel layer and the protective layer may be punched for drug transfer.
  • Drugs showing such drug release levels may include sitosterol including beta-sitosterol, Centella asiatica extract, lidocaine, and the like.
  • the Centella asiatica extract may contain one or more of asiatic acid, ursolic acid, rosmarinic acid, madecassic acid, and madasiatic acid. .
  • the drug application space is formed of a porous structure of Dextran foam.
  • the drug is applied to the foam having such a porous structure, the drug is transferred to the wound in a sustained release form due to the interaction (osmotic action) between the exudate of the wound and the drug.
  • the delivery speed can be controlled through the physical puncture using a micro needle or the like, and the micro needle can use a needle having a thickness of 1 ⁇ to 30 ⁇ . The thicker the needle is used, the faster the drug delivery rate can be controlled.
  • a pressure-sensitive adhesive layer may be formed on the surface of the protective layer other than the space to which the medicament can be applied.
  • the pressure-sensitive adhesive layer can adhere the protective layer to the body part.
  • the pressure-sensitive adhesive layer may be formed of a conventional pressure-sensitive adhesive, for example, an acrylic pressure-sensitive adhesive or a silicone pressure-sensitive adhesive.
  • the protective film coated with the adhesive agent prevents the adhesive agent from being applied to the Dextran foam portion, and the protective film is replaced whenever the drug such as ointment is applied.
  • the Dextran foam portion of the wound portion is not replaced until the wound is cured, It may be devised to apply only the sterilization protective film to the foam.
  • the dextran polymer was added to an aqueous solution of NaOH (1 wt%) and dissolved by stirring.
  • a crosslinking agent BDDE was added and covered with foil to prevent light from entering.
  • crosslinking reaction in a water bath at 50 ⁇ for 4 hours to form a hydrogel film layer.
  • the formed hydrogel film layer was put in distilled water at 25 ⁇ and swelled for 24 hours.
  • the swollen hydrogel layer was left freeze-dried at -50 ° C for 48 hours.
  • the lyophilized hydrogel film layer was allowed to stand for 1 hour at constant temperature and humidity of 95% relative humidity and 37 ° C to form a hydrogel film layer.
  • a hydrogel film layer was formed in the same manner as in Example 1, except that the hydrogel film layer was formed by allowing to stand at a constant humidity of 95% for 2 hours at 37 ° C.
  • a hydrogel film layer was formed in the same manner as in Example 1, except that the hydrogel film layer was formed by allowing it to stand at a constant humidity of 95% for 3 hours at 37 ° C.
  • the hydrogel film layer was formed in the same manner as in Example 1, except that the hydrogel film layer was formed by allowing to stand at a constant humidity of 99% for one hour at 37 ° C for 0.5 hour.
  • a hydrogel film layer was formed in the same manner as in Example 1, except that the hydrogel film layer was formed by allowing to stand at a constant humidity of 99% for 1 hour at 37 ° C.
  • a hydrogel film layer was formed in the same manner as in Example 1, except that the hydrogel film layer was formed by allowing to stand at 99% relative humidity and 37 ° C for 2 hours at constant temperature and humidity.
  • a hydrogel film layer was formed in the same manner as in Example 1, except that the hydrogel film layer was formed by allowing to stand for 3 hours at constant temperature and humidity of 37 ° C at 99% relative humidity.
  • a hydrogel film layer was formed in the same manner as in Example 8 except that 90 parts by weight of dextran polymer and 10 parts by weight of hyaluronic acid were used in place of 95 parts by weight of dextran polymer and 5 parts by weight of hyaluronic acid.
  • the swollen hydrogel layer was left freeze-dried at -50 ° C for 48 hours.
  • the lyophilized hydrogel film layer was allowed to stand for 1 hour at constant temperature and humidity of 95% relative humidity and 37 ° C to form a hydrogel film layer.
  • the hydrogel film layer was formed in the same manner as in Example 1 except that the hydrogel film layer was formed by allowing to stand for 0.5 hour at a constant humidity of 85% relative humidity and 37 ° C.
  • the hydrogel film layer was formed in the same manner as in Example 1, except that the hydrogel film layer was formed by allowing to stand for 1 hour at a constant humidity of 85% relative humidity and 37 ° C.
  • the hydrogel film layer was formed in the same manner as in Example 1, except that the hydrogel film layer was formed by allowing to stand at a constant humidity of 85% for 2 hours at a constant humidity of 37 ° C.
  • the hydrogel film layer was formed in the same manner as in Example 1 except that the hydrogel film layer was formed by allowing to stand for 3 hours at constant temperature and humidity of 85% relative humidity and 37 ° C.
  • a hydrogel film layer was formed in the same manner as in Example 1, except that the film was not allowed to stand for 1 hour at a constant humidity of 95% relative humidity and 37 ° C.
  • a hydrogel film layer was formed in the same manner as in Example 1, except that the hydrogel film layer was formed by allowing to stand for 0.1 hour at constant temperature and humidity of 95% relative humidity and 37 ° C.
  • a hydrogel film layer was formed in the same manner as in Example 1 except that the film was allowed to stand for 4 hours at a constant humidity of 95% relative humidity and 37 ° C.
  • the hydrogel layers prepared in Examples and Comparative Examples were cut into rectangular specimens having a width of x 25 mm x 160 mm.
  • the elongation was measured when the rectangular specimens were mounted on a universal testing machine (UTM) and tensioned at 37 ° C at a tensile rate of 300 mm / min.
  • the measured elongation is shown in Tables 1, 2 and 3 below.
  • Porosity was evaluated for the hydrogel layer prepared in Examples and Comparative Examples. Porosity was measured by porosity instrument (MICROMERITICS INSTRUMENT CORPORATION) method and is shown in Table 1 below.
  • Example Comparative Example 10 One 2 3 4 5 6 7 Elongation (%) 46.9 1.1 1.5 3.0 4.8 1.6 1.29 18 Porosity (%) 42.58 26.529 26.529 26.529 26.529 26.529 26.529 26.529 26.529 26.529 26.529 26.529 26.529 26.529 26.529
  • the wound dressing of the present invention can maintain the elongation of 20% or more while securing the porosity of 20% to 45%.
  • the comparative example 1 which deviates from the standing condition of the present invention, can not secure the elongation of the present invention.
  • the elongation rates of the wound dressings prepared in Examples 1-7 and Comparative Examples 1-4 are shown in FIG. As shown in FIG. 3, the elongation was remarkably increased when the relative humidity was 95% relative to the relative humidity of 85% when the one hour standing time was equally increased for 0.5 hour. Also, when left under the same condition for 0.5 hours, the elongation was significantly increased when the relative humidity was maintained at 99% relative humidity of 85%. However, in the condition of relative humidity of 85%, there was no change in the elongation even when the time for leaving was increased.
  • cytotoxicity of the hydrogel layer was evaluated. Cytotoxicity was assessed using L929 cells. And evaluated by the ISO10993-5 (CCK-8 assay) method. The results are shown in Fig. A hydrogel layer was prepared and evaluated for cytotoxicity in the same manner as in Example 1 (Fig. 4 (b)). A hydrogel layer was prepared in the same manner as in Example 1, except that dextran was replaced by 95 parts by weight of dextran and 5 parts by weight of hyaluronic acid instead of 100 parts by weight of dextran (FIG. 4 (c)). A hydrogel layer was prepared and evaluated for cytotoxicity (Fig.
  • Example 4 except that 90 parts by weight of dextran and 10 parts by weight of hyaluronic acid were used instead of 100 parts by weight of dextran in Example 1.
  • HDPE High density polyethylene
  • Fig. 4 (a) the cytotoxic negative judgment (0 grede The control was more than 100% higher than the control, and when HA was added, it was confirmed that the control was up to 120% of the control.
  • FIG. 5 A hydrogel layer was prepared in the same manner as in Example 1 and the absorption power was evaluated (Fig. 5 (a)).
  • a hydrogel layer was prepared in the same manner as in Example 1, except that dextran was replaced by 95 parts by weight of dextran and 5 parts by weight of hyaluronic acid instead of 100 parts by weight of dextran (FIG. 5 (b)).
  • a hydrogel layer was prepared in the same manner as in Example 1, except that dextran was replaced by 90 parts by weight of dextran and 10 parts by weight of hyaluronic acid instead of 100 parts by weight of dextran (Fig. 5 (c)).
  • the wound dressing comprising the hydrogel layer of the present invention can secure an absorption power of 700% or more.

Abstract

친수성 고분자와 가교제를 포함하는 하이드로겔 층을 포함하는 창상 피복재이고, 상기 친수성 고분자는 덱스트란을 포함하고, 상기 창상 피복재는 신율이 20% 이상인 것인, 창상 피복재 및 이의 제조 방법이 제공된다.

Description

덱스트란 기반의 창상 피복재 및 창상 피복재의 제조방법
본 발명은 덱스트란 기반의 창상 피복재 및 창상 피복재의 제조 방법에 관한 것이다.
하이드로겔은 고분자 망상 구조가 3차원 구조를 형성하며 다량의 수분을 포함하는 3차원의 친수성 고분자 망상 구조를 갖는 고분자 물질을 의미한다. 하이드로겔은 그 구성 성분과 가교도, 팽윤 정도에 따라 다양한 형태와 물리적 성질, 화학적 성질을 보유하고 있기 때문에, 하이드로겔은 개발된 이후 조직공학, 약물전달, 센서, 단백질 분리 등의 분야에서 사용되고 있다.
하이드로겔은 통상 창상 피복재로 사용될 수 있다. 그런데, 창상 피복재는 상처가 있는 편평한 면에 부착될 수도 있으나 일반적으로 굴곡진 면에 부착될 수 있다. 굴곡진 면에 부착될 경우 반복된 동작에 의해 창상 피복재가 떨어질 수 있다. 한편, 창상 피복재는 화상 부위에 적용할 경우 쿨링 효과만 제공하는 것이 아니라 약물을 제공하여 치유 효과를 제공할 수 있다. 이 경우 약물의 방출은 독성 수준으로 방출해서는 안 되며 최소 유효 용량으로 방출되어야 한다.
본 발명의 배경 기술은 한국공개특허 제2017-0093317호 등에 개시되어 있다.
본 발명의 목적은 굴곡이 있는 신체 부위에 대한 부착성이 우수한 창상 피복재를 제공하는 것이다.
본 발명의 다른 목적은 삼출물 또는 수분이 있는 상처 부위에 대한 부착성이 우수한 창상 피복재를 제공하는 것이다.
본 발명의 또 다른 목적은 창상 부위에 부착시 독성이 없고 창상 부위에 사용하는 과정에서도 독성이 없어서 생체 적합성이 우수한 창상 피복재를 제공하는 것이다.
본 발명의 또 다른 목적은 약물의 방출을 독성 수준과 최소 약물 방출 수준 사이에서 유지시켜 줌으로써 동통을 유발하지 않으면서도 창상을 오랫동안 효과적으로 치유할 수 있는 창상 피복재를 제공하는 것이다.
본 발명의 또 다른 목적은 본 발명의 창상 피복재의 제조 방법을 제공하는 것이다.
본 발명의 창상 피복재는 친수성 고분자와 가교제를 포함하는 하이드로겔 층을 포함하는 창상 피복재이고, 상기 창상 피복재는 신율이 20% 이상이고, 상기 친수성 고분자는 덱스트란을 포함할 수 있다.
본 발명의 창상 피복재의 제조 방법은 친수성 고분자 용액을 제조하는 단계, 상기 친수성 고분자 용액을 가교제로 가교시켜 하이드로겔층을 형성하는 단계, 상기 하이드로겔층을 팽윤시키고 동결건조시키는 단계; 상기 동결건조된 하이드로겔층을 95% 이상의 상대습도에서 30분 내지 3시간 동안 방치시키는 단계를 포함할 수 있다.
본 발명은 굴곡이 있는 신체 부위에 대한 부착성이 우수한 창상 피복재를 제공하였다.
본 발명은 삼출물 또는 수분이 있는 상처 부위에 대한 부착성이 우수한 창상 피복재를 제공하였다.
본 발명은 창상 부위에 부착시 독성이 없고 창상 부위에 사용하는 과정에서도 독성이 없어서 생체 적합성이 우수한 창상 피복재를 제공하였다.
본 발명은 약물의 방출을 독성 수준과 최소 약물 방출 수준 사이에서 유지시켜 줌으로써 동통을 유발하지 않으면서도 창상을 오랫동안 효과적으로 치유할 수 있는 창상 피복재를 제공하였다.
본 발명은 본 발명의 창상 피복재의 제조 방법을 제공하였다.
도 1은 본 발명의 다른 실시예에 따른 창상 피복재의 단면의 개략도이다.
도 2는 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 창상 피복재의 단면의 개략도이다.
도 3은 실시예와 비교예에 따른 신율을 나타낸 것이다.
도 4는 실시예의 세포 독성 결과를 나타낸 것이다.
도 5는 실시예의 흡수력 결과를 나타낸 것이다.
창상 피복재는 신체 부위의 상처 부위에 적용된다. 그러나, 상처 부위는 편평한 면이 될 수도 있지만, 무릎, 팔꿈치 등의 관절 부위, 뼈가 있는 부위에서는 굴곡진 면이 될 수도 있다. 이와 같이 굴곡진 면에 적용되는 창상 피복재는 신체 부위에 잘 부착되어야 하며, 상처 부위에서 삼출물이 나오거나 땀 등의 수분이 있는 경우에도 창상 피복재는 잘 부착될 수 있어야 한다. 또한, 창상 피복재는 신체 부위에 적용되므로 창상 피복재에 적용되는 즉시 독성이 있거나 사용되는 과정에서 독성이 나올 경우 창상 피복재로서 사용할 수 없게 된다. 따라서, 창상 피복재는 사용하는 과정에서 독성이 없어야 한다. 또한, 창상 피복재는 상처 부위 또는 피부에 부착되는 관계로 계속해서 수분에 노출될 수 밖에 없어 흡수력이 좋아야 상처 부위나 피부에서 나오는 땀을 잘 흡수할 수 있다.
한편, 창상 피복재를 화상 부위에 사용할 경우 창상 피복재는 화상 부위를 쿨링(cooling)시키는 효과와 더불어 약물을 포함함으로써 상처 치유를 촉진할 수 있는 효과를 제공할 수 있어야 한다. 이를 위해서는 창상 피복재에서 약물의 방출을 독성 수준과 최소 약물 방출 수준 사이에서 유지시켜 줌으로써 동통을 유발하지 않으면서도 창상을 오랫동안 효과적으로 치유할 수 있어야 한다.
이를 위해, 본원발명 발명자는 창상 피복재를 친수성 고분자와 가교제를 포함하는 하이드로겔 층으로 구성하되 상기 친수성 고분자로서 덱스트란을 포함함으로써 독성이 없어서 생체 적합성이 뛰어나고, 하기 상술되는 본 발명의 방법에 따라 제조함으로써 굴곡진 면에 잘 부착될 수 있으며 상처 부위에서 삼출물이 나오거나 땀 등의 수분이 있는 경우에도 흡수력이 좋아서 잘 부착될 수 있으며, 창상 피복재의 가교도를 조절함으로써 약물 방출을 독성 수준과 최소 약물 방출 수준 사이에서 유지시켜 줌으로써 동통을 유발하지 않으면서도 창상을 오랫동안 효과적으로 치유할 수 있음을 발견함으로써 본 발명을 완성하였다.
본 명세서에서 "신율(elongation)"은 ASTM D3574 방법으로 측정한 것이다.
이하, 본 발명의 일 실시예에 따른 창상 피복재에 대해 상세히 설명한다.
본 발명의 일 실시예에 따른 창상 피복재는 친수성 고분자와 가교제를 포함하는 하이드로겔 층으로만 구성될 수 있다. 상기 창상 피복재는 신율이 20% 이상이 될 수 있다. 상기 범위에서 무릎, 팔꿈치 등의 관절 부위, 뼈가 있는 부위 등 굴곡진 면에도 부착시 굴곡 등을 반복하더라도 창상 피복재가 탈리되지 않고 잘 붙어있을 수 있다. 바람직하게는 신율은 20% 내지 60%, 30% 내지 50%가 될 수 있다. 상기 범위에서 삼출물 또는 수분 등이 있는 굴곡진 면에도 부착시 굴곡 등을 반복하더라도 창상 피복재가 탈리되지 않고 잘 붙어있을 수 있다.
하이드로겔층은 기공율이 20% 내지 45%이고, 상기 기공 중 적어도 일부는 수분을 포함할 수 있다. 상기 범위에서, 상기 신율 범위를 확보할 수 있으며 삼출물 또는 수분이 있는 부위에 부착시 창상 피복재가 떨어지지 않게 할 수 있다. 상기 기공율을 확보하고 상기 기공 중 적어도 일부를 수분을 포함하도록 하도록 하기 위해 창상 피복재는 하기 상술되는 창상 피복재의 제조 방법에 의해 제조될 수 있다.
하이드로겔층은 친수성 고분자와 가교제를 포함할 수 있다. 일 구체에에서, 하이드로겔층은 친수성 고분자와 가교제를 포함하는 하이드로겔층용 조성물로 형성될 수 있다. 이때, 친수성 고분자는 전체 친수성 고분자 중 덱스트란을 80중량% 이상으로 포함할 수 있다. 덱스트란을 상기 범위로 포함하는 친수성 고분자로 하이드로겔층을 형성하였을 때 기공율을 확보할 수 있고, 생체 적합성이 우수해서 창상 부위에 적용하거나 창상 부위에 오랫동안 사용시에도 독성이 없을 수 있다.
덱스트란은 중량평균분자량이 50만 내지 120만, 예를 들면 50만, 55만, 60만, 65만, 70만, 75만, 80만, 85만, 90만, 95만, 100만, 105만, 110만, 115만 또는 120만인 것을 사용할 수 있다. 상기 범위에서, 하이드로겔층 형성시 적정 가교도를 확보하면서 수불용성 겔을 형성시키는 효과가 있을 수 있다. 덱스트란은 통상적으로 판매되는 제품을 사용할 수 있지만, 이에 제한되지 않는다.
친수성 고분자로 덱스트란 이외에 히알루론산, 알긴산, 폴리비닐알코올, 폴리에틸렌글리콜 중 하나 이상을 더 포함할 수 있다. 이들 친수성 고분자는 하이드로겔층 형성시 겔의 팽윤도를 증가시키는 역할을 수행할 수 있다. 이들 친수성 고분자는 전체 친수성 고분자 중 20중량% 이하로 포함될 수 있다.
일 구체예에서, 친수성 고분자는 덱스트란만으로 구성될 수 있다. 이러한 경우, 창상 피복재의 강도를 좋게 할 수 있다.
다른 구체예에서, 친수성 고분자는 덱스트란 80중량% 내지 99중량%, 히알루론산, 알긴산, 폴리비닐알코올, 폴리에틸렌글리콜 중 하나 이상 1중량% 내지 20중량%를 포함할 수 있다. 이러한 경우, 창상 피복재의 물성를 좋게 할 수 있고, 히알루론산, 알긴산, 폴리비닐알코올, 폴리에틸렌글리콜 중 하나 이상을 상기 함량으로 포함함으로써 팽윤도가 높아져 겔을 형성시키는 효과가 뛰어나고 흡수력도 개선되는 효과가 있을 수 있다. 가장 바람직하게는 친수성 고분자는 덱스트란 85중량% 내지 95중량%, 더 바람직하게는 90중량% 내지 95중량%, 히알루론산, 알긴산, 폴리비닐알코올, 폴리에틸렌글리콜 중 하나 이상 5중량% 내지 15중량% 더 바람직하게는 5중량% 내지 10중량%를 포함할 수 있다.
가교제는 친수성 고분자를 가교시켜 하이드로겔층을 형성하도록 하는 것이다. 가교제는 에피클로로히드린, 에피브로모히드린, 부탄디올디글리시딜에테르, 에틸렌글리콜디글리시딜에테르, 헥산디올디글리시딜에테르, 프로필렌글리콜디글리시딜에테르, 폴리에틸렌글리콜디글리시딜에테르, 폴리프로필렌글리콜디글리시딜에테르, 폴리테트라메틸렌글리콜디글리시딜에테르, 네오펜틸글리콜디글리시딜에테르, 폴리글리세롤폴리글리시딜에테르, 디글리세롤폴리글리시딜에테르, 글리세롤폴리글리시딜에테르, 트리메틸프로판폴리글리시딜에테르, 비스에폭시프로폭시에틸렌, 펜타에리트리톨폴리글리시딜에테르, 소르비톨폴리글리시딜에테르, BDDE(부탄디올디글리시딜에테르) 중 하나 이상을 포함할 수 있다. 바람직하게는, 가교제로서 BDDE를 사용할 수 있다.
가교제는 친수성 고분자 100중량부에 대해 10중량부 내지 100중량부, 바람직하게는 25중량부 내지 50중량부, 더 바람직하게는 30중량부 내지 50중량부, 40중량부 내지 50중량부, 45중량부 내지 50중량부로 포함될 수 있다. 상기 범위에서, gel을 형성시키는 효과가 있을 수 있다.
하이드로겔층은 두께가 80㎛ 내지 120㎛가 될 수 있다. 상기 범위에서, 창상 피복재의 강도가 확보될 수 있고, 상처 부위에 적용시 창상 회복 효과를 낼 수 있다.
하이드로겔층은 약물 방출, 공기 통과, 삼출물 또는 수분 투과를 위해 펀칭(punching) 가공됨으로써 두께 방향으로 구멍이 형성되어 있을 수도 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 창상 피복재의 제조 방법을 설명한다.
창상 피복재의 제조방법은 덱스트란을 포함하는 친수성 고분자 용액을 제조하는 단계, 상기 친수성 고분자 용액을 가교제로 가교시켜 하이드로겔층을 형성하는 단계, 상기 하이드로겔층을 팽윤시키고 동결건조시키는 단계; 상기 동결건조된 하이드로겔층을 95% 이상의 상대습도에서 30분 내지 3시간 동안 방치시키는 단계를 포함할 수 있다.
덱스트란을 포함하는 친수성 고분자 용액을 제조하는 단계에서는, 덱스트란을 포함하는 친수성 고분자를 소정의 용매에 첨가하고 혼합하여 친수성 고분자 용액을 제조한다. 상기 용매는 특별히 제한되지 않지만, 창상 피복재의 용도를 고려하여 물을 사용할 수 있다. 상기 친수성 고분자 용액 중 친수성 고분자의 농도는 5중량% 내지 15중량%가 될 수 있다.
바람직하게는, 친수성 고분자 용액에 전해질을 더 포함할 수도 있다. 전해질은 덱스트란의 용해도를 보다 높일 수 있고, 추후 가교제에 의한 가교 반응시 가교율을 높일 수 있다. 전해질은 칼륨 양이온, 칼슘 양이온, 리튬 양이온 중 하나 이상을 제공할 수 있는 것이면 특별히 제한되지 않는다. 예를 들면 전해질은 수산화나트륨, 수산화칼슘, 수산화리튬 등을 포함할 수 있다.
친수성 고분자 용액을 가교제로 가교시켜 하이드로겔층을 형성하는 단계에서는, 상기 제조한 친수성 고분자 용액에 가교제를 첨가하여 친수성 고분자를 가교제로 가교시킨다. 가교 반응은 50℃ 내지 75℃에서 친수성 고분자 용액과 가교제를 방치함으로써 수행될 수 있다. 가교 시간은 1시간 내지 5시간이 바람직하다. 상기 가교 반응을 위한 온도 및 시간 범위에서, 친수성 고분자가 충분히 가교되어 하이드로겔을 형성할 수 있고 잔량의 친수성 고분자 또는 가교제가 남아있지 않도록 할 수 있다. 가교시킨 후 건조시킴으로써 하이드로겔층을 형성하게 된다. 건조는 30℃ 내지 80℃에서 3시간 내지 36시간 동안 하이드로겔층을 방치하는 단계를 포함할 수 있다. 상기 범위에서, 하이드로겔층이 충분히 겔화될 수 있다.
하이드로겔층을 팽윤시키고 동결건조시키는 단계에서는 하이드로겔층을 팽윤시킨 다음 동결건조시키게 된다. 하이드로겔층을 동결건조킨 다음 팽윤시킬 경우 하이드로겔층에 남아 있는 가교제가 완전히 제거되지 않을 수 있다. 남아있는 가교제는 창상 피복재를 상처 부위에 사용시 상처 부위에 해로운 영향을 줄 수 있다.
하이드로겔층을 팽윤시킴으로써 가교 및 건조시킨 하이드로겔층에 물을 추가적으로 흡수시킴으로써 하이드로겔층을 보다 유연하게 함과 동시에 부피나 질량을 증가시키고 약물 등의 흡수를 용이하게 할 수 있다. 팽윤은 제조한 하이드로겔층을 물에서 방치함으로써 수행될 수 있다. 팽윤은 하이드로겔층 100중량부 대비 100중량부 내지 300중량부이고 20℃ 내지 40℃의 물에서 3시간 내지 10시간 방치하는 것을 포함할 수 있다. 상기 범위에서, 하이드로겔층이 충분히 팽윤됨으로써 하이드로겔층을 유연하게 하고 하기 상술되는 기공율 확보도 용이하게 할 수 있다.
팽윤된 하이드로겔층을 동결 건조시킨다. 동결 건조는 팽윤된 하이드로겔층을 -5℃ 내지 -30℃에서 12시간 내지 36시간 동안 방치하는 것을 포함할 수 있다. 상기 범위에서, 스폰지 형태로 기공이 형성된 하이드로겔층이 형성될 수 있다.
이와 같이 팽윤과 동결 건조를 거침으로써 상술한 기공율을 확보할 수 있다.
본 발명의 창상 피복재의 제조 방법은 상기 팽윤 및 동결건조된 하이드로겔층을 95% 이상의 상대습도에서 30분 내지 3시간 동안 방치시키는 단계를 포함할 수 있다. 상술한 바와 같이 팽윤과 동결 건조만 거쳐 기공율만 확보한 하이드로겔층은 표면이 딱닥해서 굴곡진 신체 부위에 부착시 반복적인 굴곡을 할 경우 잘 붙어있지 못하게 될 수 있다. 상기 방치시키는 단계를 거침으로써 하이드로겔층의 신율이 20% 이상 바람직하게는 20% 내지 60%를 확보할 수 있게 된다. 그렇다고 신율을 높이기 위해 가교제 함량을 줄이거나 가교 시간을 줄일 경우 하이드로겔층의 가교 자체가 제대로 되지 않아서 하이드로겔층의 강도가 확보될 수 없게 된다. 또한, 동결 건조되어 딱딱하게 된 하이드로겔층을 말랑하게 하기 위해 물에 잠깐 동안 넣을 경우 하이드로겔층이 겔화됨으로써 강도를 확보할 수 없게 된다. 바람직하게는 하이드로겔층을 95% 이상의 상대습도의 항습 조건에서 방치할 수 있다. 바람직하게는 하이드로겔층을 35℃ 내지 40℃의 항온 조건에서 방치할 수 있다. 상기 온도 범위에서, 신율을 확보할 수 있으며, 하이드로겔층이 녹아서 물과 같이 되는 것을 막을 수 있다.
일 구체에에서, 95% 상대습도에서 1시간 내지 3시간 방치를 포함할 수 있다.
일 구체에에서, 99% 상대습도에서 0.5시간 내지 3시간 방치를 포함할 수 있다.
이하, 본 발명의 다른 실시예에 따른 창상 피복재를 설명한다.
본 실시예에 따른 창상 피복재는 친수성 고분자와 가교제를 포함하는 하이드로겔 층 및 상기 하이드로겔 층의 적어도 일면에 형성된 보호층을 포함할 수 있다. 상기 하이드로겔층의 적어도 일면에 보호층이 더 형성된 점을 제외하고는 본 발명의 일 실시예에 따른 창상 피복재와 실질적으로 동일하다.
보호층은 하이드로겔층 대비 별개로 형성되어 있다. 보호층은 하이드로겔층을 지지하고 하이드로겔층을 외부의 충격 또는 오염물로부터 보호할 수 있다. 보호층은 하이드로겔층을 용해시키지 않거나 하이드로겔층에 흡수될 수 있는 성분을 함유한 물질을 제외한 통상의 필름을 포함할 수 있다. 예를 들면, 보호층은 폴리우레탄 필름이 될 수 있다. 보호층은 두께가 15㎛ 내지 25㎛가 될 수 있다. 상기 범위에서, 하이드로겔층에 가해지는 외부 충격을 충분히 완화시킬 수 있고, 창상 피복재가 지나치게 두꺼워서 실용성이 떨어지는 문제점을 해소할 수 있다.
보호층은 다공성이 아닌 비 다공성 필름일 수도 있으나, 다공성인 필름을 사용함으로써 하이드로겔층을 통과하거나 상처 부위의 삼출물 또는 몸에서 나오는 땀 등을 통과를 용이하게 할 수 있다. 예를 들면, 보호층은 기공 크기 100nm 이하의 미세 다공성 필름일 수 있다.
보호층은 항균제를 더 포함함으로써 외부의 이물질 또는 세균으로부터 하이드로겔층, 상처 부위를 보호할 수 있다. 항균제는 실버설퍼다이아진, 클로로헥시딘, 포비돈이오딘, 이도카인, 지노솔트, 비브리오리신, 헥사클로로펜, 클로로테트라사이클린, 네오마이신, 페니실린, 젠타마이신, 아크리놀 중 하나 이상을 포함할 수 있다.
보호층은 상술한 팽윤 및 동결건조된 하이드로겔층을 95% 이상의 상대습도에서 30분 내지 3시간 동안 방치시키는 단계 이후에 하이드로겔층에 보호층을 부착시킬 수 있다. 또는 보호층은 친수성 고분자 용액을 가교제로 가교시켜 하이드로겔층을 형성하는 단계 이후에 하이드로겔층에 형성될 수 있다.
이하, 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 창상 피복재를 설명한다.
본 실시예에 따른 창상 피복재는 친수성 고분자와 가교제를 포함하는 하이드로겔 층을 포함하고, 상기 하이드로겔 층은 상기 하이드로겔층 내에 부직포층을 포함할 수 있다. 하이드로겔 층 내에 부직포층을 더 포함하는 점을 제외하고는 본 발명의 일 실시예에 따른 창상 피복재와 실질적으로 동일하다.
부직포층은 하이드로겔 층 내에 포함되어 겔 층을 안정화시킨다. 일 구체예에서, 부직포층은 하이드로겔 층의 최 외곽면에 형성되어 있다. 도 1은 본 발명의 다른 실시예에 따른 창상 피복재의 단면을 나타낸 것이다. 도 1을 참조하면, 창상 피복재(10)는 하이드로겔 층(100)을 포함하고, 하이드로겔 층(100) 내에 부직포층(200)을 포함하고 있다. 부직포층(200)은 하이드로겔 층(100) 내부에 형성되고, 하이드로겔 층(100) 최 외곽면에 인접하여 소정 두께로 형성되어 있다. 부직포층을 포함하더라도 창상 피복재는 신율이 20% 이상 확보될 수 있다.
본 실시예에 따른 하이드로겔 층은 상술한 부직포층을 하이드로겔 층 내에 포함하고 신율이 20% 이상 바람직하게는 20% 내지 60%, 30% 내지 50%를 확보할 수 있다. 이를 위해, 부직포는 창상 피복재 중 1중량% 내지 50중량%, 바람직하게는 20중량% 내지 30중량%, 예를 들면 1,2,3,4,5,6,7,8,9,10,11,12,13,14,15,16,17,18,19,20,21,22,23,24,25,26,27,28,29,30,31,32,33,34,35,36,37,38,39,40,41,42,43,44,45,46,47,48,49 또는 50중량%로 포함될 수 있다. 상기 범위에서, 본 발명의 신율을 확보할 수 있다.
부직포층은 생분해성 물질로서 셀룰로스계, 폴리에틸렌계, 폴리프로필렌계 부직포를 포함할 수 있고, 바람직하게는 셀룰로스계 부직포를 포함할 수 있다. 예를 들면, 셀룰로스계 부직포는 셀룰로스계 스테이플 섬유(staple fiber)를 포함할 수 있다. 셀룰로스계 부직포로 셀룰로스계 스테이플 섬유를 Airlaid 공정으로 제조한 Airlaid 펄프 부직포를 사용할 수 있다.
부직포층은 관절 부위 또는 뼈가 있는 부위 등에 부착할 수 있도록 신축성이 있는 부직포로 형성될 수 있다. 예를 들면, 부직포층은 스펀 레이스(spun race)(Spunlace(hydro-entanglement) nonwoven) 크림 프스테이플 계열 staple fiber로 제작한 Spunlace등으로 형성될 수 있다.
부직포층은 상처 부위가 잘 치료될 수 있도록 공기가 통과할 수 있는 투기성 재질로 형성될 수 있다. 예를 들면, 부직포층은 기공을 포함하고, 기공의 단면적의 평균 직경은 5㎛ 이하, 바람직하게는 0.2㎛ 내지 0.5㎛일 수 있다.
이하, 본 발명의 또 다른 실시예에 따른 창상 피복재를 설명한다.
본 실시예에 따른 창상 피복재는 친수성 고분자와 가교제를 포함하는 하이드로겔 층을 포함하고, 상기 하이드로겔 층은 상기 하이드로겔층 내에 부직포층을 포함하고, 상기 하이드로겔 층은 적어도 일면에 보호층을 포함하고, 상기 보호층은 상기 하이드로겔 층과 접하는 일면에 약물 적용 가능 공간이 형성되어 있을 수 있다. 하이드로겔 층의 적어도 일면에 보호층을 포함하고, 상기 보호층은 하이드로겔 층과 접하는 일면에 약물 적용 가능 공간이 형성되어 있는 점을 제외하고는 본 발명의 다른 실시예에 따른 창상 피복재와 동일하다.
도 2는 본 실시예에 따른 창상 피복재의 단면을 나타낸 것이다. 도 2를 참조하면, 창상 피복재(20)는 하이드로겔 층(100), 보호층(300)을 포함하고, 하이드로겔 층(100) 내에 부직포층(200)을 포함하고, 부직포층(200)은 하이드로겔 층(100) 최 외곽면에 인접하여 소정 두께로 형성되어 있고, 보호층(300)은 약물 적용 가능 공간(400)을 포함하고 있다.
보호층은 하이드로겔 층 일면에 접하여 형성되어 있다. 보호층 중 하이드로겔 층과 접하는 일면에 약물 적용 가능 공간이 형성되어 있다. 약물 적용 가능 공간에 약물을 적용함으로써 하이드로겔 층을 통과하여 상처 부위에 도달함으로써 약물 효과를 낼 수 있다. 하이드로겔 층은 덱스트란 100중량%; 또는 덱스트란 80중량% 내지 99중량%, 히알루론산, 알긴산, 폴리비닐알코올, 폴리에틸렌글리콜 중 하나 이상 1중량% 내지 20중량%를 포함하는 친수성 고분자 100중량부에 가교제 10중량부 내지 100중량부, 바람직하게는 25중량부 내지 50중량부를 첨가하여 가교시킴으로써 약물의 방출을 독성 수준과 최소 약물 방출 수준 사이에서 유지시켜 줌으로써 동통을 유발하지 않으면서도 창상을 오랫동안 효과적으로 치유할 수 있다.
도 2에서 도시되는 바와 같이, 하이드로겔층과 보호층은 약물 이동을 위해 펀칭 가공될 수도 있다.
이러한 약물 방출 수준을 나타내는 약물로서는 베타-시토스테롤(beta-sitosterol)을 포함하는 시토스테롤(sitosterol), 센텔라 아시아티카 추출물(Centella asiatica extract), 리도카인(lidocaine) 등을 포함할 수 있다. 상기 센텔라 아시아티카 추출물은 아시아틱 산(asiatic acid), 우르솔릭 산(ursolic acid), 로즈마린 산(rosmarinic acid), 마데카식 산(madecassic acid), 마다시아틱 산(madasiatic acid) 중 하나 이상을 포함할 수 있다.
약물 적용 가능 공간은 다공성 구조의 Dextran foam 으로 형성되어 있다. 이와 같은 다공성 구조의 폼에 약물을 도포하면 상처의 삼출물과 약물과의 상호작용(삼투압작용)에 의하여 약물이 상처로 서방형 형태로 전달되게 된다. 약물전달 속도를 높이기 위해서 이 부분에 마이크로니들 등을 이용하여 물리적 타공을 통해 전달속도를 조절할 수 있으며 마이크로 니들은 1㎛~30㎛의 두께의 니들을 사용할 수 있다. 니들의 두께를 두껍게 사용하여 타공할수록 약물전달속도가 빨라지게 조절할 수 있다.
본 실시예에 따른 창상 피복재는 약물 적용 가능 공간 이외의 보호층 면에 점착제층이 형성될 수도 있다. 점착제층은 보호층을 신체 부위에 잘 붙도록 할 수 있다. 점착제층은 통상의 점착제로 형성될 수 있으며, 예를 들면 아크릴계 점착제 또는 실리콘계 점착제로 형성될 수 있다.
점착제가 도포된 보호필름은 Dextran foam 부분에는 점착제가 도포되지 않도록 하여 연고제와 같은 약물을 적용할 때 마다 보호필름만 교체해 주고 상처부분의 Dextran foam은 상처가 완치될 때까지 교체하지 않고 연고제와 같은 약물을 foam 위에 도포 후 멸균 보호필름만 교체해 주면 되도록 고안할 수도 있다.
이하, 본 발명의 바람직한 실시예를 통해 본 발명의 구성 및 작용을 더욱 상세히 설명하기로 한다. 다만, 하기 실시예는 본 발명의 이해를 돕기 위한 것으로, 본 발명의 범위가 하기 실시예에 한정되지는 않는다.
실시예 1
덱스트란 고분자를 NaOH 수용액(1중량%)에 첨가하고 교반하여 용해시켰다. 덱스트란 고분자 100중량부에 대해 가교제 BDDE를 50중량부를 첨가하고, 빛이 들어가지 않도록 호일로 덮었다. 50℃ 수조에서 4시간 동안 가교반응시켜 하이드로겔 필름 층을 형성하였다. 형성된 하이드로겔 필름층을 25℃ 증류수에 넣고 24시간 동안 팽윤시켰다. 팽윤된 하이드로겔층을 -50℃에서 48시간 동안 방치하여 동결 건조시켰다. 동결 건조시킨 하이드로겔 필름층을 95% 상대습도, 37℃의 항온 항습에서 1시간 동안 방치시켜 하이드로겔 필름층을 형성하였다.
실시예 2
실시예 1에서 95% 상대습도, 37℃의 항온 항습에서 2시간 동안 방치시켜 하이드로겔 필름층을 형성한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔 필름층을 형성하였다.
실시예 3
실시예 1에서 95% 상대습도, 37℃의 항온 항습에서 3시간 동안 방치시켜 하이드로겔 필름층을 형성한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔 필름층을 형성하였다.
실시예 4
실시예 1에서 99% 상대습도, 37℃의 항온 항습에서 0.5시간 동안 방치시켜 하이드로겔 필름층을 형성한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔 필름층을 형성하였다.
실시예 5
실시예 1에서 99% 상대습도, 37℃의 항온 항습에서 1시간 동안 방치시켜 하이드로겔 필름층을 형성한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔 필름층을 형성하였다.
실시예 6
실시예 1에서 99% 상대습도, 37℃의 항온 항습에서 2시간 동안 방치시켜 하이드로겔 필름층을 형성한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔 필름층을 형성하였다.
실시예 7
실시예 1에서 99% 상대습도, 37℃의 항온 항습에서 3시간 동안 방치시켜 하이드로겔 필름층을 형성한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔 필름층을 형성하였다.
실시예 8
덱스트란 고분자 90중량부와 히알루론산 10중량부를 NaOH 수용액(1중량%)에 첨가하고 교반하여 용해시켰다. 덱스트란 고분자 90중량부와 히알루론산 10중량부의 총합 100중량부에 대해 가교제 BDDE를 50중량부를 첨가하고, 빛이 들어가지 않도록 호일로 덮었다. 50℃ 수조에서 4시간 동안 가교반응시켜 하이드로겔 필름 층을 형성하였다. 형성된 하이드로겔 필름층을 25℃ 증류수에 넣고 24시간 동안 팽윤시켰다. 팽윤된 하이드로겔층을 -50℃에서 48시간 동안 방치하여 동결 건조시켰다. 동결 건조시킨 하이드로겔 필름층을 95% 상대습도, 37℃의 항온 항습에서 1시간 동안 방치시켜 하이드로겔 필름층을 형성하였다.
실시예 9
실시예 8에서 덱스트란 고분자 90중량부와 히알루론산 10중량부 대신에 덱스트란 고분자 95중량부와 히알루론산 5중량부를 사용한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔 필름층을 형성하였다.
실시예 10
덱스트란 고분자 90중량부와 히알루론산 10중량부를 NaOH 수용액(1중량%)에 첨가하고 교반하여 용해시켰다. 덱스트란 고분자 90중량부와 히알루론산 10중량부의 총합 100중량부에 대해 가교제 BDDE를 50중량부를 통에 첨가하고, 빛이 들어가지 않도록 호일로 덮었다. 이때, 통에 셀룰로스계 부직포를 깔았다. 50℃ 수조에서 4시간 동안 가교반응시켜 하이드로겔 필름 층을 형성하였다. 형성된 하이드로겔 필름층을 25℃ 증류수에 넣고 24시간 동안 팽윤시켰다. 팽윤된 하이드로겔층을 -50℃에서 48시간 동안 방치하여 동결 건조시켰다. 동결 건조시킨 하이드로겔 필름층을 95% 상대습도, 37℃의 항온 항습에서 1시간 동안 방치시켜 하이드로겔 필름층을 형성하였다.
비교예 1
실시예 1에서 85% 상대습도, 37℃의 항온 항습에서 0.5시간 동안 방치시켜 하이드로겔 필름층을 형성한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔 필름층을 형성하였다.
비교예 2
실시예 1에서 85% 상대습도, 37℃의 항온 항습에서 1시간 동안 방치시켜 하이드로겔 필름층을 형성한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔 필름층을 형성하였다.
비교예 3
실시예 1에서 85% 상대습도, 37℃의 항온 항습에서 2시간 동안 방치시켜 하이드로겔 필름층을 형성한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔 필름층을 형성하였다.
비교예 4
실시예 1에서 85% 상대습도, 37℃의 항온 항습에서 3시간 동안 방치시켜 하이드로겔 필름층을 형성한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔 필름층을 형성하였다.
비교예 5
실시예 1에서 95% 상대습도, 37℃의 항온 항습에서 1시간 동안 방치하지 않은 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔 필름층을 형성하였다.
비교예 6
실시예 1에서 95% 상대습도, 37℃의 항온 항습에서 0.1시간 동안 방치시켜 하이드로겔 필름층을 형성한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔 필름층을 형성하였다.
비교예 7
실시예 1에서 95% 상대습도, 37℃의 항온 항습에서 4시간 동안 방치한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔 필름층을 형성하였다.
실시예와 비교예에서 제조한 하이드로겔 층을 폭 x 길이 25mm x 160mm의 직사각형 시편으로 절단하였다. 직사각형 시편을 만능 시험기[universal testing machine](UTM)에 장착하고 인장 속도 300mm/분으로 37℃에서 인장시켰을 때의 신율을 측정하였다. 측정한 신율을 하기 표 1, 표 2, 도 3에 나타내었다.
실시예와 비교에에서 제조한 하이드로겔 층에 대해 기공율을 평가하였다. 기공율은 porosity 장비로 측정(MICROMERITICS INSTRUMENT CORPORATION) 방법으로 평가하고 하기 표 1에 나타내었다.
실시예
1 2 3 4 5 6 7 8 9
신율(%) 31.2 36.6 46.9 46.3 45.8 39.2 41.6 46.1 39.2
기공율(%) 26.529 26.529 26.529 26.529 26.529 26.529 26.529 42.58 41.51
실시예 비교예
10 1 2 3 4 5 6 7
신율(%) 46.9 1.1 1.5 3.0 4.8 1.6 1.29 18
기공율(%) 42.58 26.529 26.529 26.529 26.529 26.529 26.529 26.529
상기 표 1, 표 2에서와 같이, 본 발명의 창상 피복재는 기공율 20% 내지 45%를 확보하면서 신율을 20% 이상으로 확보할 수 있다.
반면에, 본 발명의 방치 조건을 벗어나는 비교예 1 내 비교에 7은 본 발명의 신율을 확보할 수 없었다.
또한, 실시예 1-7와 비교예 1-4에서 제조한 창상 피복재의 신율을 그래프화하여 도 3에 나타내었다. 도 3에서와 같이, 0.5 시간 방치 조건에서 1시간 방치 시간을 동일하게 늘렸을 때 상대습도 85% 대비 상대습도 95% 방치하였을 때 신율이 현저하게 증가하였다. 또한, 0.5시간 동일 조건에서 방치하였을 때 상대습도 85% 대비 상대습도 99% 방치하였을 때 신율이 현저하게 증가하였다. 그러나, 상대습도 85% 조건에서는 방치 시간을 늘리더라도 신율에 변화가 없었다.
하이드로겔층에 대해 세포 독성을 평가하였다. 세포 독성은 L929 세포를 사용해서 평가하였다. ISO10993-5(CCK-8 assay) 방법으로 평가하였다. 그 결과를 도 4에 나타내었다. 실시예 1과 동일한 방법으로 하이드로겔층을 제조하고 세포 독성을 평가하였다(도 4에서 (b)). 실시예 1에서 덱스트란 100중량부 대신에 덱스트란 95중량부와 히알루론산 5중량부를 사용한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔층을 제조하고 세포 독성을 평가하였다(도 4에서 (c). 실시예 1에서 덱스트란 100중량부 대신에 덱스트란 90중량부와 히알루론산 10중량부를 사용한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔층을 제조하고 세포 독성을 평가하였다(도 4에서 (d)). 대조군으로 HDPE(고밀도 폴리에틸렌)을 사용하여 세포 독성을 평가하였다(도 4에서 (a)). 도 4에서와 같이 세포독성 음성판정(0 grede(control 대비 세포생존율 94%이상))이 나왔으며 세포생존율이 오히려 컨트롤보다 더 높게 나와 100%이상 나오는 경우가 많았으며 HA를 첨가하였을 때는 컨트롤 대비 Max 120%까지 나오는 것을 확인하였다.
실시예와 비교예에서 제조한 하이드로겔층에 대해 흡수력을 평가하였다. 흡수력은 EN13726-1 방법으로 평가하였다. 그 결과를 도 5에 나타내었다. 실시예 1과 동일한 방법으로 하이드로겔층을 제조하고 흡수력을 평가하였다(도 5에서 (a)). 실시예 1에서 덱스트란 100중량부 대신에 덱스트란 95중량부와 히알루론산 5중량부를 사용한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔층을 제조하고 흡수력을 평가하였다(도 5에서 (b)). 실시예 1에서 덱스트란 100중량부 대신에 덱스트란 90중량부와 히알루론산 10중량부를 사용한 것을 제외하고는 동일한 방법으로 하이드로겔층을 제조하고 흡수력을 평가하였다(도 5에서 (c)). 도 5에서와 같이 본 발명의 하이드로겔층을 포함하는 창상 피복재는 흡수력이 700% 이상을 확보할 수 있다.
본 발명의 단순한 변형 내지 변경은 이 분야의 통상의 지식을 가진 자에 의하여 용이하게 실시될 수 있으며, 이러한 변형이나 변경은 모두 본 발명의 영역에 포함되는 것으로 볼 수 있다.

Claims (14)

  1. 친수성 고분자와 가교제를 포함하는 하이드로겔 층을 포함하는 창상 피복재이고, 상기 친수성 고분자는 덱스트란을 포함하고, 상기 창상 피복재는 신율이 20% 이상인 것인, 창상 피복재.
  2. 제1항에 있어서, 상기 친수성 고분자는 상기 덱스트란 80중량% 내지 99중량%, 히알루론산, 알긴산, 폴리비닐알코올, 폴리에틸렌글리콜 중 하나 이상 1중량% 내지 20중량%를 포함하는 것인, 창상 피복재.
  3. 제1항에 있어서, 상기 가교제는 에피클로로히드린, 에피브로모히드린, 부탄디올디글리시딜에테르, 에틸렌글리콜디글리시딜에테르, 헥산디올디글리시딜에테르, 프로필렌글리콜디글리시딜에테르, 폴리에틸렌글리콜디글리시딜에테르, 폴리프로필렌글리콜디글리시딜에테르, 폴리테트라메틸렌글리콜디글리시딜에테르, 네오펜틸글리콜디글리시딜에테르, 폴리글리세롤폴리글리시딜에테르, 디글리세롤폴리글리시딜에테르, 글리세롤폴리글리시딜에테르, 트리메틸프로판폴리글리시딜에테르, 비스에폭시프로폭시에틸렌, 펜타에리트리톨폴리글리시딜에테르, 소르비톨폴리글리시딜에테르, BDDE 중 하나 이상을 포함하는 것인, 창상 피복재.
  4. 제1항에 있어서, 상기 가교제는 상기 친수성 고분자 100중량부에 대해 10중량부 내지 100중량부로 포함되는 것인, 창상 피복재.
  5. 제1항에 있어서, 상기 하이드로겔층은 기공율이 20% 내지 45%인 것인, 창상 피복재.
  6. 제1항에 있어서, 상기 하이드로겔 층의 적어도 일면에 형성된 보호층을 더 포함하는 것인, 창상 피복재.
  7. 제6항에 있어서, 상기 보호층은 폴리우레탄 필름을 포함하는 것인, 창상 피복재.
  8. 제1항에 있어서, 상기 하이드로겔 층은 상기 하이드로겔층 내에 부직포층을 더 포함하는 것인, 창상 피복재.
  9. 제8항에 있어서, 상기 부직포층은 셀룰로스계, 폴리에틸렌계, 폴리프로필렌계, 알지네이트 부직포 중 하나 이상을 포함하는 것인, 창상 피복재.
  10. 제8항에 있어서, 상기 보호층은 상기 하이드로겔 층과 접하는 일면에 약물 적용 가능 공간이 더 형성된 것인, 창상 피복재.
  11. 제10항에 있어서, 상기 약물 적용 가능 공간은 약물로서는 시토스테롤(sitosterol), 센텔라 아시아티카 추출물(Centella asiatica extract), 리도카인(lidocaine) 중 하나 이상을 포함하는 것인, 창상 피복재.
  12. 제8항에 있어서, 상기 창상 피복재는 상기 약물 적용 가능 공간 이외의 보호층 면에 점착제층이 더 형성된 것인, 창상 피복재.
  13. 친수성 고분자 용액을 제조하는 단계,
    상기 친수성 고분자 용액을 가교제로 가교시켜 하이드로겔층을 형성하는 단계,
    상기 하이드로겔층을 팽윤시키고 동결건조시키는 단계;
    상기 동결건조된 하이드로겔층을 95% 이상의 상대습도에서 30분 내지 3시간
    동안 방치시키는 단계를 포함하는 것인, 창상 피복재의 제조방법.
  14. 제13항에 있어서, 상기 친수성 고분자는 덱스트란; 또는 덱스트란 80중량% 내지 99중량%, 및 히알루론산, 알긴산, 폴리비닐알코올, 폴리에틸렌글리콜 중 하나 이상 1중량% 내지 20중량%의 혼합물을 포함하는 것인, 창상 피복재의 제조방법.
PCT/KR2017/010539 2017-09-25 2017-09-25 덱스트란 기반의 창상 피복재 및 창상 피복재의 제조방법 WO2019059437A1 (ko)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/KR2017/010539 WO2019059437A1 (ko) 2017-09-25 2017-09-25 덱스트란 기반의 창상 피복재 및 창상 피복재의 제조방법

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/KR2017/010539 WO2019059437A1 (ko) 2017-09-25 2017-09-25 덱스트란 기반의 창상 피복재 및 창상 피복재의 제조방법

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2019059437A1 true WO2019059437A1 (ko) 2019-03-28

Family

ID=65809730

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/KR2017/010539 WO2019059437A1 (ko) 2017-09-25 2017-09-25 덱스트란 기반의 창상 피복재 및 창상 피복재의 제조방법

Country Status (1)

Country Link
WO (1) WO2019059437A1 (ko)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113679880A (zh) * 2021-08-25 2021-11-23 西北大学 一种裸藻多糖水凝胶敷料及其制备方法和应用

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH11319066A (ja) * 1998-05-11 1999-11-24 Mitsubishi Chemical Corp 創傷被覆材
KR100792533B1 (ko) * 2000-09-14 2008-01-09 소니 가부시끼 가이샤 생분해성 수지 조성물의 탄성율 향상방법
US20100055184A1 (en) * 2008-09-04 2010-03-04 Zeitels Steven M Hydrogels for vocal cord and soft tissue augmentation and repair
KR20120092494A (ko) * 2010-12-23 2012-08-21 닥터. 수버랙 스킨＆ 헬쓰 케어 아게 분해 안정화된, 생체 적합성 콜라겐 매트릭스
KR101468287B1 (ko) * 2013-02-06 2014-12-02 주식회사 제네웰 고분자 조성물 및 이로부터 탄성 창상피복재의 제조방법
US20160074553A1 (en) * 2012-11-13 2016-03-17 Consejo Superior De Investigaciones Cientificas (Csic) Dressing for compromised wound healing
WO2016192760A1 (en) * 2015-05-29 2016-12-08 Galderma S.A. Mixed hydrogels of hyaluronic acid and dextran
KR20170026377A (ko) * 2014-05-29 2017-03-08 갈데르마 소시에떼아노님 덱스트란과 그래프트된 가교된 히알루론산

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH11319066A (ja) * 1998-05-11 1999-11-24 Mitsubishi Chemical Corp 創傷被覆材
KR100792533B1 (ko) * 2000-09-14 2008-01-09 소니 가부시끼 가이샤 생분해성 수지 조성물의 탄성율 향상방법
US20100055184A1 (en) * 2008-09-04 2010-03-04 Zeitels Steven M Hydrogels for vocal cord and soft tissue augmentation and repair
KR20120092494A (ko) * 2010-12-23 2012-08-21 닥터. 수버랙 스킨＆ 헬쓰 케어 아게 분해 안정화된, 생체 적합성 콜라겐 매트릭스
US20160074553A1 (en) * 2012-11-13 2016-03-17 Consejo Superior De Investigaciones Cientificas (Csic) Dressing for compromised wound healing
KR101468287B1 (ko) * 2013-02-06 2014-12-02 주식회사 제네웰 고분자 조성물 및 이로부터 탄성 창상피복재의 제조방법
KR20170026377A (ko) * 2014-05-29 2017-03-08 갈데르마 소시에떼아노님 덱스트란과 그래프트된 가교된 히알루론산
WO2016192760A1 (en) * 2015-05-29 2016-12-08 Galderma S.A. Mixed hydrogels of hyaluronic acid and dextran

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113679880A (zh) * 2021-08-25 2021-11-23 西北大学 一种裸藻多糖水凝胶敷料及其制备方法和应用

Similar Documents

Publication Publication Date Title
AU643058B2 (en) Wound-covering materials
Gupta et al. Textile-based smart wound dressings
US3419006A (en) Novel dressing and use thereof
AU2002365662B2 (en) Wound dressings
KR100859339B1 (ko) 드레싱재용 실리콘 조성물 및 이를 이용한 드레싱재와 그제조방법
US20050181027A1 (en) Chitosan-containing wound dressings
JPH082370B2 (ja) 接着剤面を有する多孔性吸収シート
NO317266B1 (no) Steril ikke klebende kompress
CN1579559A (zh) 含药物、壳聚糖的聚乙烯醇水凝胶敷料及其制备方法
US6706058B2 (en) Resorbable, synthetic, medical coating material, method for its manufacture and its use in medicine
EP2228078A1 (en) Chitosan and polyurethane foam based medication, production process thereof and use thereof in the wound management
WO2019203556A1 (ko) 키토산 섬유성 스폰지 구조의 의료용 드레싱재 및 그 제조 방법
WO2019088331A1 (ko) 콜라겐을 이용하여 제조된 의료용 재료 및 그 제조방법
WO2015099282A1 (ko) 복합 부직포 및 이의 제조 방법
CN112807475A (zh) 一种高透气性可降解的载药皮肤创伤敷料及其制备方法
WO2019059437A1 (ko) 덱스트란 기반의 창상 피복재 및 창상 피복재의 제조방법
KR200422370Y1 (ko) 창상피복재
WO2016195152A1 (ko) 자외선을 이용한 콜라겐 필름의 제조방법, 이를 이용하여 제조된 콜라겐 필름 및 콜라겐 필름을 이용하여 제조된 생체재료
CN111701069A (zh) 一种创伤辅料及其制备方法
WO2005065604A1 (en) Wound dressing
WO2018079899A1 (ko) 건습식형 창상피복재의 제조방법 및 이에 의해 제조된 창상피복재
CN112891062B (zh) 一种多功能纳米纤维基复合止血贴及其制备方法
KR100631108B1 (ko) 창상피복용 드레싱재
KR20180075812A (ko) 항균성 폴리우레탄 폼 드레싱재 및 이의 제조방법
CN112998953A (zh) 一种医用聚乳酸敷料的制备方法

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 17925810

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 17925810

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1