JP3483753B2 - 生体内分解吸収性可塑性粘着物 - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、従来の医療分野に
は存在しなかった新しい生体材料、即ち、ヒトの皮膚の
温度から体温（約３０℃〜４０℃）で粘着性、可塑性お
よび形状保持性をもち、体温以上で流動性を増してより
自在に形状を付与できる性質のある生体内分解吸収性可
塑性粘着物と、この新しい可塑性粘着物を用いた止血
材、生体組織の粘接着材、組織再建用の補綴材、薬剤徐
放システム（DDS： Drug Delivery System）の担体（Ca
rrier）、塞栓材、癒着防止材、細胞工学（Tissue Engin
eering）用の足場（Scaffold）のための材料等に関す
る。
は存在しなかった新しい生体材料、即ち、ヒトの皮膚の
温度から体温（約３０℃〜４０℃）で粘着性、可塑性お
よび形状保持性をもち、体温以上で流動性を増してより
自在に形状を付与できる性質のある生体内分解吸収性可
塑性粘着物と、この新しい可塑性粘着物を用いた止血
材、生体組織の粘接着材、組織再建用の補綴材、薬剤徐
放システム（DDS： Drug Delivery System）の担体（Ca
rrier）、塞栓材、癒着防止材、細胞工学（Tissue Engin
eering）用の足場（Scaffold）のための材料等に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】生体内分解吸収性材料の研究は近年極め
て活発になり、手術用の縫合糸を始めとして、各種の骨
接合材、あるいは薬物徐放システムのための担体、更に
は細胞工学における生体再建のための足場や充填材（Fi
ller）、補綴材（Prosthesis）としても実用あるいは試
用されている。
て活発になり、手術用の縫合糸を始めとして、各種の骨
接合材、あるいは薬物徐放システムのための担体、更に
は細胞工学における生体再建のための足場や充填材（Fi
ller）、補綴材（Prosthesis）としても実用あるいは試
用されている。
【０００３】これらの多くの目的に用いる代表的なポリ
マーには、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ乳酸（Ｐ
ＬＡ）、ＰＬＡ／ＰＧＡ共重合体、ポリジオキサノン
（ＰＤＳ）、ポリ-ε-カプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリ
トリメチレンカーボネート（ＰＴＭＣ）、ポリ-Ｄ，Ｌ-
ラクチド（Ｐ-Ｄ，Ｌ-ＬＡ）および、これらを構成する
モノマーを用いた他の共重合体など、多岐にわたる用途
に見合った多種類のものがある。
マーには、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリ乳酸（Ｐ
ＬＡ）、ＰＬＡ／ＰＧＡ共重合体、ポリジオキサノン
（ＰＤＳ）、ポリ-ε-カプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリ
トリメチレンカーボネート（ＰＴＭＣ）、ポリ-Ｄ，Ｌ-
ラクチド（Ｐ-Ｄ，Ｌ-ＬＡ）および、これらを構成する
モノマーを用いた他の共重合体など、多岐にわたる用途
に見合った多種類のものがある。
【０００４】それらは数百程度の低分子量域のものか
ら、百万を越える高分子量域までの多種の分子量のもの
が合成され、用途に見合ってその適否が検討されてい
る。例えば、低分子量で非晶質のポリマーは、強度を要
しない用途であるＤＤＳの担体や生体再建用の足場とし
て多く試みられ、また、比較的高分子量で結晶性のポリ
マーは、強度を要する縫合糸や骨接合材などに実使用さ
れている。
ら、百万を越える高分子量域までの多種の分子量のもの
が合成され、用途に見合ってその適否が検討されてい
る。例えば、低分子量で非晶質のポリマーは、強度を要
しない用途であるＤＤＳの担体や生体再建用の足場とし
て多く試みられ、また、比較的高分子量で結晶性のポリ
マーは、強度を要する縫合糸や骨接合材などに実使用さ
れている。
【０００５】しかし、これらの物質形体は、微かな粉
体、顆粒体、フィルム、シート、多孔体、繊維、フィラ
メント（糸）、ロッド、プレート、スクリューなどに見
られるように、何等かのある形状が設定されている。こ
れらの形状は精々、使用に際して切断により用途に適合
した形状に変えて使う程度に変更できるだけであり、使
用直前に三次元方向に任意の形状に賦形することにより
目的に合った形状に変更して使うことのできる材料では
ない。
体、顆粒体、フィルム、シート、多孔体、繊維、フィラ
メント（糸）、ロッド、プレート、スクリューなどに見
られるように、何等かのある形状が設定されている。こ
れらの形状は精々、使用に際して切断により用途に適合
した形状に変えて使う程度に変更できるだけであり、使
用直前に三次元方向に任意の形状に賦形することにより
目的に合った形状に変更して使うことのできる材料では
ない。
【０００６】けれども、手術現場で生体内に埋入する止
血材、接着材、塞栓材、癒着防止材、生体再建用の補綴
材や足場の材料、ＤＤＳの担体などは、手術現場で手術
の部位に適合した形に簡単に自在に変更して使用できる
材料であって、しかも生体内で分解吸収され、最終的に
体外に排出される過程で、その材料が留置されていた部
位（resion）に生体が徐々に侵入して置換し、元の状態
に形状も組織も再建、復元されるものであるならば、生
体材料として取扱上も機能上も理想的である。残念なが
ら、現在までのところ斯かる要求を満たす生体材料は見
当たらない。
血材、接着材、塞栓材、癒着防止材、生体再建用の補綴
材や足場の材料、ＤＤＳの担体などは、手術現場で手術
の部位に適合した形に簡単に自在に変更して使用できる
材料であって、しかも生体内で分解吸収され、最終的に
体外に排出される過程で、その材料が留置されていた部
位（resion）に生体が徐々に侵入して置換し、元の状態
に形状も組織も再建、復元されるものであるならば、生
体材料として取扱上も機能上も理想的である。残念なが
ら、現在までのところ斯かる要求を満たす生体材料は見
当たらない。
【０００７】以下、個々の従来例を記す。
【０００８】［止血材］止血材のうちで、骨髄からの出
血を迎える止血材として従来より使用されているボーン
ワックス（Bone Wax） は、天然材料であるミツロウを
主成分とし、これにインプロピルパルミテートとサリチ
ル酸を混合したものである。この止血材は、整形外科、
形成外科などの骨の治療を行う領域でよく使われてい
る。
血を迎える止血材として従来より使用されているボーン
ワックス（Bone Wax） は、天然材料であるミツロウを
主成分とし、これにインプロピルパルミテートとサリチ
ル酸を混合したものである。この止血材は、整形外科、
形成外科などの骨の治療を行う領域でよく使われてい
る。
【０００９】しかし、これは生体適合性に劣り、生体親
和性に乏しく、生体内分解性でないために、異物として
生体内に長期に残存し、時として生体内を移動するの
で、皮膚に近い表在疾患に使用した場合は皮膚を通して
排出されたり、体内での異物反応による感染や炎症を惹
起することが少なからずある。
和性に乏しく、生体内分解性でないために、異物として
生体内に長期に残存し、時として生体内を移動するの
で、皮膚に近い表在疾患に使用した場合は皮膚を通して
排出されたり、体内での異物反応による感染や炎症を惹
起することが少なからずある。
【００１０】［接着材］医療用接着材に属するものに
は、（Ａ）軟組織を接着するものと、（Ｂ）硬組織（骨
や歯など）を接着するものとがある。
は、（Ａ）軟組織を接着するものと、（Ｂ）硬組織（骨
や歯など）を接着するものとがある。
【００１１】（Ａ）軟組織を接着するものには、シア
ノアクリレート系、フィブリン糊、ゼラチン糊、
ポリウレタン系などがある。しかし、は硬化物が生体
を刺激し、分解生成物の代謝に問題が残されている。ま
た、は接着強度が低く、物質の免疫性に問題があり、
更に、は接着強度が低く、架橋剤であるフォルマリン
やグルタルアルデヒドの毒性が問題である。そして、
は原料のイソシアネートの安全生が問題である。
ノアクリレート系、フィブリン糊、ゼラチン糊、
ポリウレタン系などがある。しかし、は硬化物が生体
を刺激し、分解生成物の代謝に問題が残されている。ま
た、は接着強度が低く、物質の免疫性に問題があり、
更に、は接着強度が低く、架橋剤であるフォルマリン
やグルタルアルデヒドの毒性が問題である。そして、
は原料のイソシアネートの安全生が問題である。
【００１２】一方、（Ｂ）硬組織（骨や歯など）を接着
するものには、ポリメチルメタアクリレート（ＰＭＭ
Ａ）などのモノマー（ＭＭＡ）にハイドロキシアパタイ
トなどの生体活性なセラミックス粉末を混合して、重合
硬化時に周囲の硬組織を接着修復する骨セメント（Bone
Cement） が頻繁に応用されている。これは重合時に発
熱してかなり高い温度になるので周囲組織を熱により痛
めたり、モノマーに毒性があること、あるいはセメント
に靱性が欠けているので長期にセメント破壊（Cement F
racture） が生じたり、界面破壊により剥離するといっ
た問題を抱えている。
するものには、ポリメチルメタアクリレート（ＰＭＭ
Ａ）などのモノマー（ＭＭＡ）にハイドロキシアパタイ
トなどの生体活性なセラミックス粉末を混合して、重合
硬化時に周囲の硬組織を接着修復する骨セメント（Bone
Cement） が頻繁に応用されている。これは重合時に発
熱してかなり高い温度になるので周囲組織を熱により痛
めたり、モノマーに毒性があること、あるいはセメント
に靱性が欠けているので長期にセメント破壊（Cement F
racture） が生じたり、界面破壊により剥離するといっ
た問題を抱えている。
【００１３】軟組織用の接着材の中で有力視されている
フィブリン糊は生体由来の生体材料であり、フィブリン
の組織膠着作用を人工的に利用したものである。即ち、
水溶性の血漿蛋白質であるフィブリノーゲンをトロンビ
ンの酵素作用によりフィブリンに限定分解し、それが分
子会合してゲル化することにより、創傷を膠着させる作
用を利用した生体系接着材である。
フィブリン糊は生体由来の生体材料であり、フィブリン
の組織膠着作用を人工的に利用したものである。即ち、
水溶性の血漿蛋白質であるフィブリノーゲンをトロンビ
ンの酵素作用によりフィブリンに限定分解し、それが分
子会合してゲル化することにより、創傷を膠着させる作
用を利用した生体系接着材である。
【００１４】これは抹消神経の吻合、微小血管の吻合な
どに縫合の代用あるいは補強の目的で血管外科領域や脳
神経外科手術に、また、骨の接合などの整形外科手術や
熱傷患者の止血と植皮片固定のために試用されている。
どに縫合の代用あるいは補強の目的で血管外科領域や脳
神経外科手術に、また、骨の接合などの整形外科手術や
熱傷患者の止血と植皮片固定のために試用されている。
【００１５】このフィブリン糊は、１）生理的機能を応
用した接着材であり、２）血小板や凝固障害に無関係で
あり、３）接着が比較的迅速であり、４）過度の熱およ
び圧力が不必要であり、５）接着部位の水分に影響され
ず、６）組織親和性が高く、適度に吸収される、などの
多くの長所をもつにもかかわらず、接着力が弱く、血液
製剤であるためにウイルス感染の恐れがある、という致
命的な欠点も有するので、これはまた、毛細血管の再生
を促進し、骨化をも促進する作用があることも知られて
いるにもかかわらず、現在のところは専ら止血材として
広く使われているに過ぎない。
用した接着材であり、２）血小板や凝固障害に無関係で
あり、３）接着が比較的迅速であり、４）過度の熱およ
び圧力が不必要であり、５）接着部位の水分に影響され
ず、６）組織親和性が高く、適度に吸収される、などの
多くの長所をもつにもかかわらず、接着力が弱く、血液
製剤であるためにウイルス感染の恐れがある、という致
命的な欠点も有するので、これはまた、毛細血管の再生
を促進し、骨化をも促進する作用があることも知られて
いるにもかかわらず、現在のところは専ら止血材として
広く使われているに過ぎない。
【００１６】ゼラチン（コラーゲン）の硬化による接着
も、あまり接着強度を要しない部位への応用に期待が寄
せられているが、実際は硬化剤の毒性と硬化したゼラチ
ンの異物反応と物理的特性の不満足さのためにあまり実
用されていない。
も、あまり接着強度を要しない部位への応用に期待が寄
せられているが、実際は硬化剤の毒性と硬化したゼラチ
ンの異物反応と物理的特性の不満足さのためにあまり実
用されていない。
【００１７】［再建保護材、塞栓材、癒着防止材、補綴
材、充填材、再建のための足場、薬材放出のための担
体］これらの生体材料は治療の一時的補助のために体内
に一時的に存在して、最終的に吸収されて体外に排出さ
れるのがよいので、これらを構成する材料は原則的に吸
収性であることが望ましい。
材、充填材、再建のための足場、薬材放出のための担
体］これらの生体材料は治療の一時的補助のために体内
に一時的に存在して、最終的に吸収されて体外に排出さ
れるのがよいので、これらを構成する材料は原則的に吸
収性であることが望ましい。
【００１８】再建保護材の例として歯周病治療や抹消神
経再結合用の膜が検討されている。これらは生体組織の
再生する場所を確保するとともに、組織への栄養やサイ
トカイン（薬物）の補給路を絶やさず組織の修復、再建
を積極的に援助することを目的としている。再建用の保
護膜には、非吸収性の微多孔質のテフロン［ゴアテック
ス（登録商標）］や吸収性のポリ−Ｌ−乳酸、Ｌ−乳酸
とグリコール酸の共重合体、Ｌ−乳酸とε−カプロラク
トンの共重合体がある。
経再結合用の膜が検討されている。これらは生体組織の
再生する場所を確保するとともに、組織への栄養やサイ
トカイン（薬物）の補給路を絶やさず組織の修復、再建
を積極的に援助することを目的としている。再建用の保
護膜には、非吸収性の微多孔質のテフロン［ゴアテック
ス（登録商標）］や吸収性のポリ−Ｌ−乳酸、Ｌ−乳酸
とグリコール酸の共重合体、Ｌ−乳酸とε−カプロラク
トンの共重合体がある。
【００１９】癒着防止膜にも同様の多孔質、非多孔質の
フィルムまたはシートが検討されている。
フィルムまたはシートが検討されている。
【００２０】充填材には、低分子量のポリ−Ｌ−乳酸、
ポリ−Ｄ，Ｌ−乳酸、Ｄ，Ｌ−乳酸とε−カプロラクト
ンの共重合体、グリコール酸とε−カプロラクトンの共
重合体などの単独、またはハイドロキシアパタイト、α
又はβ−トリカルシウムホスフェートなどの粉体との混
合物が検討されている。
ポリ−Ｄ，Ｌ−乳酸、Ｄ，Ｌ−乳酸とε−カプロラクト
ンの共重合体、グリコール酸とε−カプロラクトンの共
重合体などの単独、またはハイドロキシアパタイト、α
又はβ−トリカルシウムホスフェートなどの粉体との混
合物が検討されている。
【００２１】また、薬物放出のための担体には、上記の
共重合体の非多孔質、多孔質のフィルム、シート（プレ
ート）、顆粒体（粉体）などが検討されている。
共重合体の非多孔質、多孔質のフィルム、シート（プレ
ート）、顆粒体（粉体）などが検討されている。
【００２２】
【発明が解決しようとする課題】既述したように、生体
内で用いる医療用接着材は被着体が生体であることから
工業用のそれとは別の難しい条件（特に生体に対して安
全であるという条件）が課せられているので、これらの
条件を完全に満たすことは容易ではない。上記したフィ
ブリン糊の臨床応用例の中には本質的に高い接着力を要
しない適用例も多々あり、それらは一時的に仮止めを目
的とした弱い接着に使われ、その後は自己修復により自
然接合が完結される。損傷した生体組織が自己修復でき
るためには、被着接合面に接着材がいつまでも存在して
いて、新生してくる生体組織間の接触を妨げるようでは
いけない。また、この接着材は毒性や為害性のない生体
適合性のある物質でなければならないのは当然である。
そして、これらは何等かの方法によって滅菌できなけれ
ばならない。
内で用いる医療用接着材は被着体が生体であることから
工業用のそれとは別の難しい条件（特に生体に対して安
全であるという条件）が課せられているので、これらの
条件を完全に満たすことは容易ではない。上記したフィ
ブリン糊の臨床応用例の中には本質的に高い接着力を要
しない適用例も多々あり、それらは一時的に仮止めを目
的とした弱い接着に使われ、その後は自己修復により自
然接合が完結される。損傷した生体組織が自己修復でき
るためには、被着接合面に接着材がいつまでも存在して
いて、新生してくる生体組織間の接触を妨げるようでは
いけない。また、この接着材は毒性や為害性のない生体
適合性のある物質でなければならないのは当然である。
そして、これらは何等かの方法によって滅菌できなけれ
ばならない。
【００２３】塞栓、癒着防止、補綴、充填を目的とする
材料は、生体の修復・再建の部位に単に形状をもった仮
の詰物として存在するという機能だけではなく、欠損部
に従来の形状を復元させるという形状再現の機能と積極
的な治療の契機を同時に付与できるならば、より理想に
近づいた生体材料となろう。即ち、修復すべき生体の部
位の三次元形状を手術時に任意に賦形でき、その界面で
周囲組織と粘接着することができるうえに、自らは生体
内で徐々に分解して吸収され、体外に排出される過程で
生体の周囲組織をその場に誘導、侵入させて、生体を形
状的にも機能的にも復元することができるならばより理
想的な生体材料となろう。
材料は、生体の修復・再建の部位に単に形状をもった仮
の詰物として存在するという機能だけではなく、欠損部
に従来の形状を復元させるという形状再現の機能と積極
的な治療の契機を同時に付与できるならば、より理想に
近づいた生体材料となろう。即ち、修復すべき生体の部
位の三次元形状を手術時に任意に賦形でき、その界面で
周囲組織と粘接着することができるうえに、自らは生体
内で徐々に分解して吸収され、体外に排出される過程で
生体の周囲組織をその場に誘導、侵入させて、生体を形
状的にも機能的にも復元することができるならばより理
想的な生体材料となろう。
【００２４】しかしながら、術者が触れることのできる
体温よりもあまり高くない温度で流動化して塑性変形が
自在であり、生体との粘接着性をもち、ホルモンや骨片
などの生体由来の物質や薬物などを熱により変性させる
ことなく手術の場で容易に調合、混合でき、且つ自ら生
体内分解吸収性で治療後の比較的早期に消失する生体材
料は未だ開発されていない。
体温よりもあまり高くない温度で流動化して塑性変形が
自在であり、生体との粘接着性をもち、ホルモンや骨片
などの生体由来の物質や薬物などを熱により変性させる
ことなく手術の場で容易に調合、混合でき、且つ自ら生
体内分解吸収性で治療後の比較的早期に消失する生体材
料は未だ開発されていない。
【００２５】本発明は、そのような材料を創意工夫して
実用の場に供することを課題としたもので、抗原抗体反
応が懸念される生体由来の物質ではなく、酵素非特異的
生分解をする加水分解型の合成系の生体内分解吸収性ポ
リマーを調整・合成することよって、この課題を解決し
たものである。
実用の場に供することを課題としたもので、抗原抗体反
応が懸念される生体由来の物質ではなく、酵素非特異的
生分解をする加水分解型の合成系の生体内分解吸収性ポ
リマーを調整・合成することよって、この課題を解決し
たものである。
【００２６】
【課題を解決するための手段】即ち、上記課題を解決す
る本発明の生体内分解吸収性可塑性粘着物は、生体内分
解吸収性の２種以上の単量体からなる共重合体であっ
て、ヒトの皮膚温度から体温（約３０℃〜４０℃）で粘
着性、可塑性および形状保持性をもち、体温以上のあま
り高温でない温度で更に流動性を増して自在に形状を付
与することができることを特徴とするものである。
る本発明の生体内分解吸収性可塑性粘着物は、生体内分
解吸収性の２種以上の単量体からなる共重合体であっ
て、ヒトの皮膚温度から体温（約３０℃〜４０℃）で粘
着性、可塑性および形状保持性をもち、体温以上のあま
り高温でない温度で更に流動性を増して自在に形状を付
与することができることを特徴とするものである。
【００２７】具体的には、ｐ−ジオキサノンと他の生体
内分解吸収性の単量体との共重合体であって、２，００
０〜１００，０００の重量平均分子量を有するものから
なる可塑性粘着物であり、好適なものは、２，０００〜
４０，０００の重量平均分子量を有するｐ−ジオキサノ
ンとＤ−乳酸との共重合体、２，０００〜４０，０００
の重量平均分子量を有するｐ−ジオキサノンとＬ−乳酸
との共重合体、３，０００〜５０，０００の重量平均分
子量を有するｐ−ジオキサノンとＤ，Ｌ−乳酸との共重
合体、８，０００〜５０，０００の重量平均分子量を有
するｐ−ジオキサノンとトリメチレンカーボネートとの
共重合体、１０，０００〜１００，０００の重量平均分
子量を有するｐ−ジオキサノンとε−カプロラクトンと
の共重合体のいずれか、又はこれらの２種以上を混合し
たものからなる生体内分解吸収性可塑性粘着物である。
そして、グリセリン、ポリグリセリン、ペンタエリスリ
トール、星形ポリエチレングリコールなどの多官能アル
コールを混合して合成された、上記の共重合体を分岐鎖
に持つ星形共重合体からなる可塑性粘着物もまた好適で
ある。これらの可塑性粘着物はいずれも、共重合体中の
ｐ−ジオキサノンの占める割合が５〜９５モル％であ
る。
内分解吸収性の単量体との共重合体であって、２，００
０〜１００，０００の重量平均分子量を有するものから
なる可塑性粘着物であり、好適なものは、２，０００〜
４０，０００の重量平均分子量を有するｐ−ジオキサノ
ンとＤ−乳酸との共重合体、２，０００〜４０，０００
の重量平均分子量を有するｐ−ジオキサノンとＬ−乳酸
との共重合体、３，０００〜５０，０００の重量平均分
子量を有するｐ−ジオキサノンとＤ，Ｌ−乳酸との共重
合体、８，０００〜５０，０００の重量平均分子量を有
するｐ−ジオキサノンとトリメチレンカーボネートとの
共重合体、１０，０００〜１００，０００の重量平均分
子量を有するｐ−ジオキサノンとε−カプロラクトンと
の共重合体のいずれか、又はこれらの２種以上を混合し
たものからなる生体内分解吸収性可塑性粘着物である。
そして、グリセリン、ポリグリセリン、ペンタエリスリ
トール、星形ポリエチレングリコールなどの多官能アル
コールを混合して合成された、上記の共重合体を分岐鎖
に持つ星形共重合体からなる可塑性粘着物もまた好適で
ある。これらの可塑性粘着物はいずれも、共重合体中の
ｐ−ジオキサノンの占める割合が５〜９５モル％であ
る。
【００２８】上記の共重合体からなる可塑性粘着物は、
ヒトの皮膚温度に近い３０℃以上、体温（４０℃）以下
の温度域において、生体と接触して仮止めできる程度の
粘着性（Pressure Sensitive Adhesion） をもち、例え
ばＪＩＳ Ｚ ０２３７−１９９１の９０°引剥がし法
の試験方法による３７℃での粘着力は３００〜１５００
ｇ程度（但し、試料の幅は１／２インチ、引張り速度は
３００ｍｍ／ｍｉｎ）である。
ヒトの皮膚温度に近い３０℃以上、体温（４０℃）以下
の温度域において、生体と接触して仮止めできる程度の
粘着性（Pressure Sensitive Adhesion） をもち、例え
ばＪＩＳ Ｚ ０２３７−１９９１の９０°引剥がし法
の試験方法による３７℃での粘着力は３００〜１５００
ｇ程度（但し、試料の幅は１／２インチ、引張り速度は
３００ｍｍ／ｍｉｎ）である。
【００２９】また、この可塑性粘着物は、概して３０℃
より低い温度域では粘着性がないか、粘着性をもつ比較
的硬い固体（時としてゴム状あるいは固体ワックス様）
であるが、ヒトの皮膚温度である約３０℃以上の温度で
は軟化して可塑性を発現するため、指圧等で容易に変形
できて任意の形状に賦形できるものであり、しかも、ヒ
トの体温である約４０℃以下では自重により流動変形し
ない程度の形状保持性をもち、体温以上で流動性を増し
て水飴状、糊状、ゼリー状などの粘稠な物質に変わる一
種のホットメルトタイプの可塑性の粘着物である。ちな
みに、この可塑性粘着物は、３７℃で０〜７０のショア
ー硬度を有する程度にまで軟化する。
より低い温度域では粘着性がないか、粘着性をもつ比較
的硬い固体（時としてゴム状あるいは固体ワックス様）
であるが、ヒトの皮膚温度である約３０℃以上の温度で
は軟化して可塑性を発現するため、指圧等で容易に変形
できて任意の形状に賦形できるものであり、しかも、ヒ
トの体温である約４０℃以下では自重により流動変形し
ない程度の形状保持性をもち、体温以上で流動性を増し
て水飴状、糊状、ゼリー状などの粘稠な物質に変わる一
種のホットメルトタイプの可塑性の粘着物である。ちな
みに、この可塑性粘着物は、３７℃で０〜７０のショア
ー硬度を有する程度にまで軟化する。
【００３０】更に、この可塑性粘着物は既述したように
比較的低分子量の生体内分解吸収性共重合体であるか
ら、その分解吸収速度が適度であり、後述するように生
体内で体液と接触することにより速い場合は２〜３週
間、遅い場合でも２〜３ケ月間で顕著に分解する。そし
て、速い場合は２〜３ケ月、遅い場合でも６〜１２ケ月
で生体内に吸収され体外へ排出されて消失する。但し、
その速さは埋入部位や埋入量などに依存するのは当然で
ある。
比較的低分子量の生体内分解吸収性共重合体であるか
ら、その分解吸収速度が適度であり、後述するように生
体内で体液と接触することにより速い場合は２〜３週
間、遅い場合でも２〜３ケ月間で顕著に分解する。そし
て、速い場合は２〜３ケ月、遅い場合でも６〜１２ケ月
で生体内に吸収され体外へ排出されて消失する。但し、
その速さは埋入部位や埋入量などに依存するのは当然で
ある。
【００３１】ところで、本発明の共重合体を形成するモ
ノマーの組合せと同じ組合せ（比率が異なるものもあ
る）のｐ−ジオキサノンの共重合体に関する従来例とし
ては、ｐ−ジオキサノンとＬ−乳酸との共重合体で縫
合糸を目的としたもの、ｐ−ジオキサノンとε−カプ
ロラクトンとの共重合体で縫合糸を目的としたもの、
ｐ−ジオキサノンとアルキレンカーボネートとの共重合
体で縫合糸を目的としたもの、ｐ−ジオキサノンとグ
リコリドとの共重合体で分解性の糸を目的としたもの、
等がある。しかし、これらはポリジオキサノンの物性を
他のモノマーを用いて改質したり、相手のモノマーから
なるポリマーの物性をｐ−ジオキサノンで改質すること
を目的とした比較的分子量の高い縫合糸に関するもので
あり、本発明のような可塑性粘着物に関するものでは全
くない。
ノマーの組合せと同じ組合せ（比率が異なるものもあ
る）のｐ−ジオキサノンの共重合体に関する従来例とし
ては、ｐ−ジオキサノンとＬ−乳酸との共重合体で縫
合糸を目的としたもの、ｐ−ジオキサノンとε−カプ
ロラクトンとの共重合体で縫合糸を目的としたもの、
ｐ−ジオキサノンとアルキレンカーボネートとの共重合
体で縫合糸を目的としたもの、ｐ−ジオキサノンとグ
リコリドとの共重合体で分解性の糸を目的としたもの、
等がある。しかし、これらはポリジオキサノンの物性を
他のモノマーを用いて改質したり、相手のモノマーから
なるポリマーの物性をｐ−ジオキサノンで改質すること
を目的とした比較的分子量の高い縫合糸に関するもので
あり、本発明のような可塑性粘着物に関するものでは全
くない。
【００３２】次に、前述した比較的低分子量の共重合体
が、既述の温度域において本発明の目的に見合った粘着
性と可塑性を有する理由について説明する。
が、既述の温度域において本発明の目的に見合った粘着
性と可塑性を有する理由について説明する。
【００３３】周知のように、感圧性接着剤として使われ
ている有機高分子化合物から成る粘着剤は、それ自体が
実質的に液体とみなせるような粘弾性体であり、そのガ
ラス転移温度（Ｔｇ）は−２０〜−５０℃、室温付近で
の弾性率は１０5 〜１０7 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 という低い
値をもつ物質である。無定形（非晶質）高分子は分子配
列に遠距離周期性がないので、一般にＴｇ以上ではゴム
状または溶融状態の液体であり、分子量の低いものはＴ
ｇを境にしてガラス状態から粘い液体の溶融状態に変わ
る。そして準静的なゴム状態では、弾性率は１０6 〜１
０7 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 である。溶融状態の粘い流動性の
ある液体はそれよりも小さい弾性率をもつ。斯かる非晶
質の高分子が粘性液（流）体から弾性固体に変わる状態
変化（ゾル→ゲル）をゲル化という。そして、このゲル
化の時点で粘着性を示すものは粘着剤（物）として利用
することができる。
ている有機高分子化合物から成る粘着剤は、それ自体が
実質的に液体とみなせるような粘弾性体であり、そのガ
ラス転移温度（Ｔｇ）は−２０〜−５０℃、室温付近で
の弾性率は１０5 〜１０7 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 という低い
値をもつ物質である。無定形（非晶質）高分子は分子配
列に遠距離周期性がないので、一般にＴｇ以上ではゴム
状または溶融状態の液体であり、分子量の低いものはＴ
ｇを境にしてガラス状態から粘い液体の溶融状態に変わ
る。そして準静的なゴム状態では、弾性率は１０6 〜１
０7 ｄｙｎｅ／ｃｍ2 である。溶融状態の粘い流動性の
ある液体はそれよりも小さい弾性率をもつ。斯かる非晶
質の高分子が粘性液（流）体から弾性固体に変わる状態
変化（ゾル→ゲル）をゲル化という。そして、このゲル
化の時点で粘着性を示すものは粘着剤（物）として利用
することができる。
【００３４】そこで粘着剤（物）を得るために、室温で
液状である分子を比較的低分子量の高分子に重合した
り、それを緩く架橋するゲル化の方法が用いられる。
液状である分子を比較的低分子量の高分子に重合した
り、それを緩く架橋するゲル化の方法が用いられる。
【００３５】天然の水溶性多糖類は一般にガムと呼ば
れ、水を含むと一種の粘着性のあるヒドロゲルとなる。
また、アクリル系ポリマーにも多くの粘着性のあるヒド
ロゲルがある。しかし、これらを生体内に埋植して使う
インプラントとしての粘着剤（物）として用いるには、
毒性があり、安全性に欠け、また生体内での分解吸収性
が欠如しているので不適当である。
れ、水を含むと一種の粘着性のあるヒドロゲルとなる。
また、アクリル系ポリマーにも多くの粘着性のあるヒド
ロゲルがある。しかし、これらを生体内に埋植して使う
インプラントとしての粘着剤（物）として用いるには、
毒性があり、安全性に欠け、また生体内での分解吸収性
が欠如しているので不適当である。
【００３６】再述するが、粘着剤（物）を得るには、常
温で液状であるモノマーやその低重合体であるオリゴマ
ーを鎖延長して固体化する直前のゲル化の時点で粘着性
を発現するものをつくるのが有力な方法であるが、粘着
剤（物）は柔軟であって被着体に対して初期粘着力（タ
ック力）、剥離（粘着）強度およびそれ自体の凝集力が
適度に備わっていなければならない。即ち、粘着剤
（物）としての三要素である初期粘着力（tackness）、
粘接着力（adhesion）および凝集力（cohesion）のすべ
てを満足するものでなければならない。
温で液状であるモノマーやその低重合体であるオリゴマ
ーを鎖延長して固体化する直前のゲル化の時点で粘着性
を発現するものをつくるのが有力な方法であるが、粘着
剤（物）は柔軟であって被着体に対して初期粘着力（タ
ック力）、剥離（粘着）強度およびそれ自体の凝集力が
適度に備わっていなければならない。即ち、粘着剤
（物）としての三要素である初期粘着力（tackness）、
粘接着力（adhesion）および凝集力（cohesion）のすべ
てを満足するものでなければならない。
【００３７】それに加えて、本発明が要求する粘着物は
約３０℃以下で比較的硬い固体であり、約３０〜４０℃
で粘着性、可塑性および形状保持性をもち、４０℃以上
で容易に流動変形するという性質を完全あるいは大旨満
たすものでなければならない。すなわち、約３０〜４０
℃に粘着性を発現するゲル化点をもつ熱可塑性の生体内
分解吸収性ポリマーでなければならない。熱可塑性の粘
着性ポリマーは本質的に分子鎖が三次元網目構造を形成
したものでなく（これは流動性、可塑性を失う）、二次
元に鎖延長した直鎖状（分枝鎖をもっていてもよい）の
構造をもっていなければならない。
約３０℃以下で比較的硬い固体であり、約３０〜４０℃
で粘着性、可塑性および形状保持性をもち、４０℃以上
で容易に流動変形するという性質を完全あるいは大旨満
たすものでなければならない。すなわち、約３０〜４０
℃に粘着性を発現するゲル化点をもつ熱可塑性の生体内
分解吸収性ポリマーでなければならない。熱可塑性の粘
着性ポリマーは本質的に分子鎖が三次元網目構造を形成
したものでなく（これは流動性、可塑性を失う）、二次
元に鎖延長した直鎖状（分枝鎖をもっていてもよい）の
構造をもっていなければならない。
【００３８】上記の如き多くの条件を満たすポリマーの
設計は、共重合体を構成する単量体の種類と数、その配
列、および分子量とその分布などの多くの要因の充足と
組合わせなどが満たされることによって、ようやく達成
できるという難解なものである。
設計は、共重合体を構成する単量体の種類と数、その配
列、および分子量とその分布などの多くの要因の充足と
組合わせなどが満たされることによって、ようやく達成
できるという難解なものである。
【００３９】更に本発明の分子設計について記述を進め
る。
る。
【００４０】分子内、分子間凝集力が強くて、分子鎖内
の近距離はもちろん、遠距離周期性のある分子構造を有
する結晶性のポリマーの場合は、一般的な粘着剤（物）
としての物性を満たすものは得られない。即ち、生体内
分解吸収性ポリマーのうちで結晶性であり、分子間凝集
力が強くて生体骨と同等以上の強度をもつものさえつく
ることができるポリグリコール酸やポリ乳酸の分子量の
増大に伴って現れるゲル化時点における低分子量域のホ
モポリマーから、本発明が欲するような可塑性粘着物と
しての諸特性を満たすような物質をつくり上げることは
困難である。そのためには分子構造に乱れのある周期性
の乏しい生体内分解吸収性のモノマーで構成された共重
合体をつくり出す必要がある。
の近距離はもちろん、遠距離周期性のある分子構造を有
する結晶性のポリマーの場合は、一般的な粘着剤（物）
としての物性を満たすものは得られない。即ち、生体内
分解吸収性ポリマーのうちで結晶性であり、分子間凝集
力が強くて生体骨と同等以上の強度をもつものさえつく
ることができるポリグリコール酸やポリ乳酸の分子量の
増大に伴って現れるゲル化時点における低分子量域のホ
モポリマーから、本発明が欲するような可塑性粘着物と
しての諸特性を満たすような物質をつくり上げることは
困難である。そのためには分子構造に乱れのある周期性
の乏しい生体内分解吸収性のモノマーで構成された共重
合体をつくり出す必要がある。
【００４１】合成系の生体内分解吸収性コポリマーの一
成分を構成できる、臨床使用を認められているモノマー
には、グリコール酸（グリコリド）、Ｌ−、Ｄ−、Ｄ，
Ｌ−乳酸（ラクチド）、ｐ−ジオキサノン、ε−カプロ
ラクトン、トリメチレンカーボネートなどがあり、その
種類はあまり多くない。しかし、これらのモノマーを組
み合わせることで、二元、三元あるいはそれ以上の多元
共重合体をつくることは出来る。そして、これらの共重
合体が比較的低分子量域で粘着性のあるゲル状態を示す
ならば、その中から本発明の目的に合った可塑性粘着物
としての適性を満たし、且つ適度の生体内分解吸収性を
もつものを選択できると予想できる。本発明は斯かる考
えに基づき達成されたものである。
成分を構成できる、臨床使用を認められているモノマー
には、グリコール酸（グリコリド）、Ｌ−、Ｄ−、Ｄ，
Ｌ−乳酸（ラクチド）、ｐ−ジオキサノン、ε−カプロ
ラクトン、トリメチレンカーボネートなどがあり、その
種類はあまり多くない。しかし、これらのモノマーを組
み合わせることで、二元、三元あるいはそれ以上の多元
共重合体をつくることは出来る。そして、これらの共重
合体が比較的低分子量域で粘着性のあるゲル状態を示す
ならば、その中から本発明の目的に合った可塑性粘着物
としての適性を満たし、且つ適度の生体内分解吸収性を
もつものを選択できると予想できる。本発明は斯かる考
えに基づき達成されたものである。
【００４２】さて、ポリグリコール酸と乳酸の共重合体
では、両者は分子構造上、分子内あるいは分子間凝集力
が大きすぎるので、低分子から高分子に分子量が増大す
る領域において比較的硬い固体であり、加熱して少し軟
化させたとしても、それ自体で粘着剤（物）となる性状
を示さない。同様にグリコール酸を構成主成分として含
む他の共重合体、あるいはＬ−、Ｄ−乳酸を構成主成分
として含む他の共重合体もまた凝集力が大きく、柔軟性
がないのでそれ自体で本発明の主旨にかなう可塑性粘着
剤（物）とならない。
では、両者は分子構造上、分子内あるいは分子間凝集力
が大きすぎるので、低分子から高分子に分子量が増大す
る領域において比較的硬い固体であり、加熱して少し軟
化させたとしても、それ自体で粘着剤（物）となる性状
を示さない。同様にグリコール酸を構成主成分として含
む他の共重合体、あるいはＬ−、Ｄ−乳酸を構成主成分
として含む他の共重合体もまた凝集力が大きく、柔軟性
がないのでそれ自体で本発明の主旨にかなう可塑性粘着
剤（物）とならない。
【００４３】然るに、パラジオキサノン（ｐ−ＤＯＸ）
は、グリコール酸とエチレングリコールの縮合環化物で
あり、これを開環重合して得られるポリパラジオキサノ
ンは、凝集力の非常に大きいグリコール酸が比較的凝集
力の低いエチレングリコールによって配列を交互（頭−
尾重合のとき）あるいはランダム（頭−頭，尾−尾重合
と頭−尾重合が混在）に乱された、交互あるいはランダ
ム共重合体であるために、ポリグリコール酸とポリエチ
レングリコールは結晶性の硬いホモポリマーであるのに
反して、比較的高分子量においてさえもゴム様の軟質の
固体ポリマーである。また、低分子量のカプロラクトン
は、固体に変わる大きさの分子量域ではワックス様の固
体ポリマーである。同様に、トリメチレンカーボネート
はワックスないしゴム様の軟質固体ポリマーを形成す
る。これらが各々独自のホモポリマーで軟質ポリマーを
形成する理由は、モノマー自体の分子構造による分子内
凝集力とそのポリマー分子間の分子間凝集力が結晶性ポ
リマーのように強くないためである。けれども、これら
はゲル化時点の比較的低分子量域の高分子化合物であっ
ても、やはり残念ながら可塑性粘着剤（物）となるほど
の十分な条件を備えてはいない。
は、グリコール酸とエチレングリコールの縮合環化物で
あり、これを開環重合して得られるポリパラジオキサノ
ンは、凝集力の非常に大きいグリコール酸が比較的凝集
力の低いエチレングリコールによって配列を交互（頭−
尾重合のとき）あるいはランダム（頭−頭，尾−尾重合
と頭−尾重合が混在）に乱された、交互あるいはランダ
ム共重合体であるために、ポリグリコール酸とポリエチ
レングリコールは結晶性の硬いホモポリマーであるのに
反して、比較的高分子量においてさえもゴム様の軟質の
固体ポリマーである。また、低分子量のカプロラクトン
は、固体に変わる大きさの分子量域ではワックス様の固
体ポリマーである。同様に、トリメチレンカーボネート
はワックスないしゴム様の軟質固体ポリマーを形成す
る。これらが各々独自のホモポリマーで軟質ポリマーを
形成する理由は、モノマー自体の分子構造による分子内
凝集力とそのポリマー分子間の分子間凝集力が結晶性ポ
リマーのように強くないためである。けれども、これら
はゲル化時点の比較的低分子量域の高分子化合物であっ
ても、やはり残念ながら可塑性粘着剤（物）となるほど
の十分な条件を備えてはいない。
【００４４】そこで、粘着剤(物)をつくるために、分子
配列を更に乱した比較的低分子量の上記モノマーで構成
された共重合体を合成するという大いなる工夫が必要で
ある。そして、生体内での使用を目的とする本発明の可
塑性粘着物としての共重合体は、以下の１）〜４）の性
質を具備しているべきである。
配列を更に乱した比較的低分子量の上記モノマーで構成
された共重合体を合成するという大いなる工夫が必要で
ある。そして、生体内での使用を目的とする本発明の可
塑性粘着物としての共重合体は、以下の１）〜４）の性
質を具備しているべきである。
【００４５】１） 生体（体液によってぬれた状態にあ
る軟組織や生体骨）によく「ねれ」てよく密着するこ
と。粘接着力はできるだけ大きいほうがよいが、再剥離
可能なこと。
る軟組織や生体骨）によく「ねれ」てよく密着するこ
と。粘接着力はできるだけ大きいほうがよいが、再剥離
可能なこと。
【００４６】２） 適度の親和性をもつが、親水性と疎
水性の調和がとれており、体液に容易に溶解して流れ去
ることがないこと（適当に両親媒性であること）。
水性の調和がとれており、体液に容易に溶解して流れ去
ることがないこと（適当に両親媒性であること）。
【００４７】３） 皮膚温から体温にて塑性変形できる
が、粘着面から流動、流出しない程度の形状を保持でき
るだけの粘性があること。常温では固体であるが、加熱
により流動してより強い粘着性を発現するホットメルト
タイプであってもよい。
が、粘着面から流動、流出しない程度の形状を保持でき
るだけの粘性があること。常温では固体であるが、加熱
により流動してより強い粘着性を発現するホットメルト
タイプであってもよい。
【００４８】４） 生体内での分解速度が適当であっ
て、患部が治癒されるまでの期間は粘接着力が維持され
ているが、治癒後は比較的速やかに分解吸収されて消失
すること（治癒後の分解吸収過程で粘着性を消失してい
てもよいが、分子量の低下により粘着力は維持されると
考えられる）。速い場合は２〜３週間後までに顕著な分
解があり、２〜３ヶ月で吸収されて消失し、体外に排出
される。遅い場合でも２〜３ヶ月後までに顕著な分解が
あって、６〜１２ヶ月で吸収されて消失し、体外に排出
されることが望ましい。
て、患部が治癒されるまでの期間は粘接着力が維持され
ているが、治癒後は比較的速やかに分解吸収されて消失
すること（治癒後の分解吸収過程で粘着性を消失してい
てもよいが、分子量の低下により粘着力は維持されると
考えられる）。速い場合は２〜３週間後までに顕著な分
解があり、２〜３ヶ月で吸収されて消失し、体外に排出
される。遅い場合でも２〜３ヶ月後までに顕著な分解が
あって、６〜１２ヶ月で吸収されて消失し、体外に排出
されることが望ましい。
【００４９】本発明は、以上の条件を満たす可塑性粘着
物を得るために、上記の生体内分解吸収性モノマーを組
合わせた種々の共重合体を合成して適性を調べることに
より、ｐ−ジオキサノンを共重合体の一成分にもつ低重
合度化合物（重量平均分子量が２，０００〜１００，０
００の範囲にあるもの）、特に、２，０００〜４０，０
００の重量平均分子量を有するｐ−ジオキサノンとＤ−
乳酸との共重合体、２，０００〜４０，０００の重量平
均分子量を有するｐ−ジオキサノンとＬ−乳酸との共重
合体、３，０００〜５０，０００の重量平均分子量を有
するｐ−ジオキサノンとＤ，Ｌ−乳酸との共重合体、
８，０００〜５０，０００の重量平均分子量を有するｐ
−ジオキサノンとトリメチレンカーボネートとの共重合
体、１０，０００〜１００，０００の重量平均分子量を
有するｐ−ジオキサノンとε−カプロラクトンとの共重
合体のいずれか、あるいは多官能のアルコールを混合し
た上記共重合体を分枝鎖に持つ星形共重合体が、本発明
の主旨に沿う可塑性粘着物であることを見出したもので
ある。
物を得るために、上記の生体内分解吸収性モノマーを組
合わせた種々の共重合体を合成して適性を調べることに
より、ｐ−ジオキサノンを共重合体の一成分にもつ低重
合度化合物（重量平均分子量が２，０００〜１００，０
００の範囲にあるもの）、特に、２，０００〜４０，０
００の重量平均分子量を有するｐ−ジオキサノンとＤ−
乳酸との共重合体、２，０００〜４０，０００の重量平
均分子量を有するｐ−ジオキサノンとＬ−乳酸との共重
合体、３，０００〜５０，０００の重量平均分子量を有
するｐ−ジオキサノンとＤ，Ｌ−乳酸との共重合体、
８，０００〜５０，０００の重量平均分子量を有するｐ
−ジオキサノンとトリメチレンカーボネートとの共重合
体、１０，０００〜１００，０００の重量平均分子量を
有するｐ−ジオキサノンとε−カプロラクトンとの共重
合体のいずれか、あるいは多官能のアルコールを混合し
た上記共重合体を分枝鎖に持つ星形共重合体が、本発明
の主旨に沿う可塑性粘着物であることを見出したもので
ある。
【００５０】これらの共重合体は、ｐ−ジオキサノンが
グリコール酸とエチレングリコールの脱水縮合物である
から、本質的に三元共重合体である。ｐ−ジオキサノン
とＤ−、Ｌ−又はＤ，Ｌ−乳酸の共重合体の構造式は下
記の［化１］に示す通りであり、ｐ−ジオキサノンとト
リメチレンカーボネートの共重合体の構造式は下記の
［化２］に示す通りであり、ｐ−ジオキサノンとε−カ
プロラクトンの共重合体の構造式は下記の［化３］に示
す通りである。これらの共重合体はブロックあるいはラ
ンダム配列のどちらであってもよい。なお、［化１］の
共重合体は、Ｄ体とＬ体が光学異性体のモノマーとして
混在している場合は四元の共重合体とみなせる。
グリコール酸とエチレングリコールの脱水縮合物である
から、本質的に三元共重合体である。ｐ−ジオキサノン
とＤ−、Ｌ−又はＤ，Ｌ−乳酸の共重合体の構造式は下
記の［化１］に示す通りであり、ｐ−ジオキサノンとト
リメチレンカーボネートの共重合体の構造式は下記の
［化２］に示す通りであり、ｐ−ジオキサノンとε−カ
プロラクトンの共重合体の構造式は下記の［化３］に示
す通りである。これらの共重合体はブロックあるいはラ
ンダム配列のどちらであってもよい。なお、［化１］の
共重合体は、Ｄ体とＬ体が光学異性体のモノマーとして
混在している場合は四元の共重合体とみなせる。
【化１】
【化２】
【化３】
【００５１】このようにグリコール酸とエチレングリコ
ールの縮合物であるｐ−ジオキサノンを主たる成分と
し、これにＤ−，Ｌ−，Ｄ，Ｌ−乳酸、又はトリメチレ
ンカーボネート、又はε−カプロラクトンを共重合させ
て得られた共重合体は、分子配列が乱されており、凝集
力があまり大きくない２，０００〜１００，０００程度
の比較的小さな重量平均分子量を有する本質的に三元あ
るいはそれ以上の共重合体であるために、ヒトの皮膚の
温度に近い３０℃以上、体温に近い４０℃以下の温度域
において柔軟で自在な可塑変形性があるので、生体組織
を粘接着して仮止めできる程度の粘着性を有し、指圧等
で容易に自在に変形して任意の形状に賦形することがで
きる。また、これらの共重合体は４０℃以上では流動性
を増した粘稠なポリマーに変わるので、生体の欠損部な
どに注入する操作が容易にできるなど、便利である。
ールの縮合物であるｐ−ジオキサノンを主たる成分と
し、これにＤ−，Ｌ−，Ｄ，Ｌ−乳酸、又はトリメチレ
ンカーボネート、又はε−カプロラクトンを共重合させ
て得られた共重合体は、分子配列が乱されており、凝集
力があまり大きくない２，０００〜１００，０００程度
の比較的小さな重量平均分子量を有する本質的に三元あ
るいはそれ以上の共重合体であるために、ヒトの皮膚の
温度に近い３０℃以上、体温に近い４０℃以下の温度域
において柔軟で自在な可塑変形性があるので、生体組織
を粘接着して仮止めできる程度の粘着性を有し、指圧等
で容易に自在に変形して任意の形状に賦形することがで
きる。また、これらの共重合体は４０℃以上では流動性
を増した粘稠なポリマーに変わるので、生体の欠損部な
どに注入する操作が容易にできるなど、便利である。
【００５２】ここで、何故に本発明の共重合体の一成分
にパラジオキサノン（ｐ−ＤＯＸ）モノマーが必須成分
であり、他のモノマーとの共重合体が本発明の可塑性粘
着質物体として必要であるかの理由についてより詳しく
記述する。
にパラジオキサノン（ｐ−ＤＯＸ）モノマーが必須成分
であり、他のモノマーとの共重合体が本発明の可塑性粘
着質物体として必要であるかの理由についてより詳しく
記述する。
【００５３】パラジオキサノン（ｐ−ＤＯＸ）は先述の
如く、グリコール酸とエチレングリコールの脱水縮合物
であり、これを開環重合することによってポリパラジオ
キサノンが合成できる。これは共重合体（交互あるいは
ランダム共重合体）であるが故に、周期的な分子配列が
乱され、グリコール酸のみのポリグリコール酸よりも、
分子内、分子間の凝集力は低くなる。というのも、ポリ
グリコール酸（ＰＧＡ）の方がポリエチレングリコール
（ＰＥＧ）よりも構成分子の凝集力が大きいからであ
る。すなわち、ＰＧＡを構成する−ＣＨ2 −，−ＣＯ−
Ｏ−の各々の凝集エネルギーは、０．６８ｋｃａｌ／ｍ
ｏｌ，２．９ｋｃａｌ／ｍｏｌであり、ＰＥＧの−ＣＨ
2 −と−Ｏ−のそれは各々０．６８ｋｃａｌ／ｍｏｌ，
１．０ｋｃａｌ／ｍｏｌである。再述すると、ＰＧＡ単
一重合体の凝集力がＥＧを介在した共重合体となること
で、配列を乱され、ポリマーの分子内の凝集力と分子間
の凝集力がＥＧによって低下させられる。しかしなが
ら、ポリパラジオキサノンは、それが低分子量物であっ
ても、本発明の目的とする粘着物質となるにはその凝集
力が未だ高過ぎる。
如く、グリコール酸とエチレングリコールの脱水縮合物
であり、これを開環重合することによってポリパラジオ
キサノンが合成できる。これは共重合体（交互あるいは
ランダム共重合体）であるが故に、周期的な分子配列が
乱され、グリコール酸のみのポリグリコール酸よりも、
分子内、分子間の凝集力は低くなる。というのも、ポリ
グリコール酸（ＰＧＡ）の方がポリエチレングリコール
（ＰＥＧ）よりも構成分子の凝集力が大きいからであ
る。すなわち、ＰＧＡを構成する−ＣＨ2 −，−ＣＯ−
Ｏ−の各々の凝集エネルギーは、０．６８ｋｃａｌ／ｍ
ｏｌ，２．９ｋｃａｌ／ｍｏｌであり、ＰＥＧの−ＣＨ
2 −と−Ｏ−のそれは各々０．６８ｋｃａｌ／ｍｏｌ，
１．０ｋｃａｌ／ｍｏｌである。再述すると、ＰＧＡ単
一重合体の凝集力がＥＧを介在した共重合体となること
で、配列を乱され、ポリマーの分子内の凝集力と分子間
の凝集力がＥＧによって低下させられる。しかしなが
ら、ポリパラジオキサノンは、それが低分子量物であっ
ても、本発明の目的とする粘着物質となるにはその凝集
力が未だ高過ぎる。
【００５４】モノマーであるパラジオキサノンの融点
（ｍｐ）は９４〜９６℃であるから常温で固体である。
融点以上で重合して得られるポリパラジオキサノン（単
一重合体）は比較的低分子量（数千まで）であっても固
体であり、５０℃程度の低温でホットメルトして粘着物
となるような軟質物ではない。この事実はパラジオキサ
ノンの凝集力が高きに過ぎて、低分子量域で粘着物を得
るのに適していないことを裏付けている。一方、グリコ
ライド（ｍｐ：８３〜８５℃）を重合して得られるポリ
グリコール酸は、ポリパラジオキサノンより凝集力が大
きく、低分子量域においてさえも粘着軟質物とならな
い。
（ｍｐ）は９４〜９６℃であるから常温で固体である。
融点以上で重合して得られるポリパラジオキサノン（単
一重合体）は比較的低分子量（数千まで）であっても固
体であり、５０℃程度の低温でホットメルトして粘着物
となるような軟質物ではない。この事実はパラジオキサ
ノンの凝集力が高きに過ぎて、低分子量域で粘着物を得
るのに適していないことを裏付けている。一方、グリコ
ライド（ｍｐ：８３〜８５℃）を重合して得られるポリ
グリコール酸は、ポリパラジオキサノンより凝集力が大
きく、低分子量域においてさえも粘着軟質物とならな
い。
【００５５】ポリグリコール酸と同様にポリパラジオキ
サノンは生体内で分解、吸収されて排出される生体適合
性に優れたポリマーであることは、周知の事実である。
ポリパラジオキサノンはポリグリコール酸よりも分解は
遅いが、ポリ−Ｄ，Ｌ−乳酸よりも速く、Ｌ−乳酸やＤ
−乳酸よりもかなり速いことは知られている。生体内で
２，３ケ月で殆どが分解され半年程度で完全に吸収、消
失する本発明の粘着物を設計する場合、パラジオキサノ
ンの共重合体を合成して検討することはそれ故に根拠の
あることである。この場合、共重合体の他のモノマーは
分子配列を単に乱すのみならず、分子内、分子間に適当
な凝集力をもたらし、比較的低分子量の非晶状態におい
て、本発明が目的とする粘着物としての物性を付与する
ものでなければならない。また、生体内での分解吸収速
度も適当な範囲にとどめる効果をもたなければならな
い。
サノンは生体内で分解、吸収されて排出される生体適合
性に優れたポリマーであることは、周知の事実である。
ポリパラジオキサノンはポリグリコール酸よりも分解は
遅いが、ポリ−Ｄ，Ｌ−乳酸よりも速く、Ｌ−乳酸やＤ
−乳酸よりもかなり速いことは知られている。生体内で
２，３ケ月で殆どが分解され半年程度で完全に吸収、消
失する本発明の粘着物を設計する場合、パラジオキサノ
ンの共重合体を合成して検討することはそれ故に根拠の
あることである。この場合、共重合体の他のモノマーは
分子配列を単に乱すのみならず、分子内、分子間に適当
な凝集力をもたらし、比較的低分子量の非晶状態におい
て、本発明が目的とする粘着物としての物性を付与する
ものでなければならない。また、生体内での分解吸収速
度も適当な範囲にとどめる効果をもたなければならな
い。
【００５６】斯かる考えに基づいて、パラジオキサノン
にＬ−乳酸、Ｄ−乳酸、Ｄ，Ｌ−乳酸（Ｄ体とＬ体の混
合物）、トリメチレンカーボネート（ＴＭＣ）、ε−カ
プロラクトン（ε−ＣＬ）などの生体内埋入材料として
実用経験のあるモノマーを共重合した結果、先記した分
子量の範囲において本発明の目的とする生体内分解吸収
性の可塑性粘着物を得るに至った。そして、それらの凝
集力の大きさを裏付ける体温（３７℃）付近の共重合体
の粘着力の大きさは、略、Ｌ−乳酸，Ｄ−乳酸＞Ｄ，Ｌ
−乳酸＞ＴＭＣ＞ε−ＣＬの順であることがわかった。
乳酸のセグメントは、側鎖に−ＣＨ3 があるので分子間
力を低下し、より適度な粘着性を付与するのに効果的で
あり、エステル結合は、共重合により乱された配列の分
子内、分子間の凝集力の低下を適度に保持するのに有効
であるから、目的に合った可塑性粘着物を得るのに最も
有効なモノマーである。
にＬ−乳酸、Ｄ−乳酸、Ｄ，Ｌ−乳酸（Ｄ体とＬ体の混
合物）、トリメチレンカーボネート（ＴＭＣ）、ε−カ
プロラクトン（ε−ＣＬ）などの生体内埋入材料として
実用経験のあるモノマーを共重合した結果、先記した分
子量の範囲において本発明の目的とする生体内分解吸収
性の可塑性粘着物を得るに至った。そして、それらの凝
集力の大きさを裏付ける体温（３７℃）付近の共重合体
の粘着力の大きさは、略、Ｌ−乳酸，Ｄ−乳酸＞Ｄ，Ｌ
−乳酸＞ＴＭＣ＞ε−ＣＬの順であることがわかった。
乳酸のセグメントは、側鎖に−ＣＨ3 があるので分子間
力を低下し、より適度な粘着性を付与するのに効果的で
あり、エステル結合は、共重合により乱された配列の分
子内、分子間の凝集力の低下を適度に保持するのに有効
であるから、目的に合った可塑性粘着物を得るのに最も
有効なモノマーである。
【００５７】この場合、Ｌ体（Ｄ体）は−ＣＨ3 の方向
が一定であるので、Ｄ，Ｌ−のように−ＣＨ3 の方向が
乱れた場合よりも高い凝集力が得られるから、一般に高
い粘着力と硬度および形状保持性を示す。
が一定であるので、Ｄ，Ｌ−のように−ＣＨ3 の方向が
乱れた場合よりも高い凝集力が得られるから、一般に高
い粘着力と硬度および形状保持性を示す。
【００５８】トリメチレンカーボネート（ＴＭＣ）は主
鎖に−ＣＨ2 −を３個有し、その効果により、よりパラ
フィン様の性質を示すので、乳酸群より高い粘着物は得
られない。また、カーボネート結合はエステル結合ほど
に加水分解され難いので、これを含む共重合体の分解速
度は乳酸群のそれよりも遅い。
鎖に−ＣＨ2 −を３個有し、その効果により、よりパラ
フィン様の性質を示すので、乳酸群より高い粘着物は得
られない。また、カーボネート結合はエステル結合ほど
に加水分解され難いので、これを含む共重合体の分解速
度は乳酸群のそれよりも遅い。
【００５９】ε−カプロラクトン（ε−ＣＬ）は低凝集
エネルギーの−ＣＨ2 −を５個有するので、分子鎖の動
きが容易であり、かなり柔軟（flexible）である。従っ
て、これを含有する共重合体は、高い分子量（Ｍｗ：１
０万）においても、共重合比率によっては可塑性粘着物
である。しかし、非極性である−ＣＨ2 −の疎水効果に
より、−ＣＯ−とのバランスからすると親油性となるの
で、水分を含んでいる生体との濡れ性は良くない。但
し、充填材や塞栓材など、あまり粘着力を要せず、分解
の遅い可塑性粘質物が必要な用途に有効である。
エネルギーの−ＣＨ2 −を５個有するので、分子鎖の動
きが容易であり、かなり柔軟（flexible）である。従っ
て、これを含有する共重合体は、高い分子量（Ｍｗ：１
０万）においても、共重合比率によっては可塑性粘着物
である。しかし、非極性である−ＣＨ2 −の疎水効果に
より、−ＣＯ−とのバランスからすると親油性となるの
で、水分を含んでいる生体との濡れ性は良くない。但
し、充填材や塞栓材など、あまり粘着力を要せず、分解
の遅い可塑性粘質物が必要な用途に有効である。
【００６０】因みに、本発明者等は生体内分解吸収性の
合成高分子を構成するモノマーとして実績のあるパラジ
オキサノン（ｐ−ＤＯＸ）以外のトリメチレンカーボネ
ート（ＴＭＣ、ｍｐ：４７〜４９℃）、Ｌ−乳酸（Ｄ−
乳酸）（Ｌ−Lactide，Ｄ−Lactide、ｍｐ：９５〜９７
℃）、Ｄ，Ｌ−乳酸（Ｄ，Ｌ−Lactide、メソ−Lactid
e、ｍｐ：１２４〜１２６℃）、グリコール酸（Glycoli
d、ｍｐ：８３〜８５℃）、ε−カプロラクトン（ε−C
aprolactone、ｍｐ：−６〜−４℃）を各々組み合わせ
た共重合体を種々合成した。例えば、トリメチレンカー
ボネート／Ｄ，Ｌ−乳酸、トリメチレンカーボネート／
Ｌ−乳酸、トリメチレンカーボネート／ε−カプロラク
トン、グリコール酸／Ｌ−乳酸、グリコール酸／Ｄ，Ｌ
−乳酸、グリコール酸／トリメチレンカーボネート、グ
リコール酸／ε−カプロラクトン、Ｄ，Ｌ−乳酸／ε−
カプロラクトン、Ｌ−乳酸／ε−カプロラクトンであ
る。また、これらのモノマーの低分子量（数百〜数千）
域のポリマーも合成した（高分子量物は可塑性粘着物と
ならないので、合成は無意味である）。しかし、本発明
が要求するような物理的化学的な物性を備えており、適
当な速さの生体内分解吸収性を持つようなポリマーは得
られなかった。この事実はｐ−ＤＯＸを共重合体の一成
分にもつ本発明の分子設計の考え方が正当であることを
裏付けるものである。
合成高分子を構成するモノマーとして実績のあるパラジ
オキサノン（ｐ−ＤＯＸ）以外のトリメチレンカーボネ
ート（ＴＭＣ、ｍｐ：４７〜４９℃）、Ｌ−乳酸（Ｄ−
乳酸）（Ｌ−Lactide，Ｄ−Lactide、ｍｐ：９５〜９７
℃）、Ｄ，Ｌ−乳酸（Ｄ，Ｌ−Lactide、メソ−Lactid
e、ｍｐ：１２４〜１２６℃）、グリコール酸（Glycoli
d、ｍｐ：８３〜８５℃）、ε−カプロラクトン（ε−C
aprolactone、ｍｐ：−６〜−４℃）を各々組み合わせ
た共重合体を種々合成した。例えば、トリメチレンカー
ボネート／Ｄ，Ｌ−乳酸、トリメチレンカーボネート／
Ｌ−乳酸、トリメチレンカーボネート／ε−カプロラク
トン、グリコール酸／Ｌ−乳酸、グリコール酸／Ｄ，Ｌ
−乳酸、グリコール酸／トリメチレンカーボネート、グ
リコール酸／ε−カプロラクトン、Ｄ，Ｌ−乳酸／ε−
カプロラクトン、Ｌ−乳酸／ε−カプロラクトンであ
る。また、これらのモノマーの低分子量（数百〜数千）
域のポリマーも合成した（高分子量物は可塑性粘着物と
ならないので、合成は無意味である）。しかし、本発明
が要求するような物理的化学的な物性を備えており、適
当な速さの生体内分解吸収性を持つようなポリマーは得
られなかった。この事実はｐ−ＤＯＸを共重合体の一成
分にもつ本発明の分子設計の考え方が正当であることを
裏付けるものである。
【００６１】共重合体中のｐ−ジオキサノンの占める割
合は、既述したように５〜９５モル％である。ｐ−ジオ
キサノンの占める割合が９５モル％を越えると、共重合
体の粘着性やその他の物性が実質的にｐ−ジオキサノン
のホモポリマーの物性と変わらなくなり、逆に５モル％
を下回ると、共重合体の物性が実質的に他の共重合成分
のホモポリマーの物性と変わらなくなるので、本発明の
目的にかなう粘着物にはなり得ない。
合は、既述したように５〜９５モル％である。ｐ−ジオ
キサノンの占める割合が９５モル％を越えると、共重合
体の粘着性やその他の物性が実質的にｐ−ジオキサノン
のホモポリマーの物性と変わらなくなり、逆に５モル％
を下回ると、共重合体の物性が実質的に他の共重合成分
のホモポリマーの物性と変わらなくなるので、本発明の
目的にかなう粘着物にはなり得ない。
【００６２】また、共重合体の重量平均分子量は、既述
したように２，０００〜１００，０００の範囲内であ
り、１００，０００を越えると、３０℃以上の温度域で
も柔軟性を欠き、粘着性および可塑性が低下するといっ
た不都合を生じる。そして、生体内での分解吸収に要す
る期間も長くなる。一方、重量平均分子量が２０００を
下回ると、共重合体が液体に近づき、過度のべとつきが
あり、曳糸性がひどく、形状保形性がなくなり、自然に
自重によって流動して元の形状を失うといった不都合を
生じる。但し、上記の分子量の範囲は共重合体単体の範
囲であってもよく、またこの範囲を逸脱したより大きい
分子量あるいは、同時により小さい分子量を混在する共
重合体の集まりであってもよいが、その平均分子量の範
囲が経験的に２，０００〜１００，０００程度であれば
よいということである。そして、各々の共重合体の分子
量の範囲は既述したした通りである。
したように２，０００〜１００，０００の範囲内であ
り、１００，０００を越えると、３０℃以上の温度域で
も柔軟性を欠き、粘着性および可塑性が低下するといっ
た不都合を生じる。そして、生体内での分解吸収に要す
る期間も長くなる。一方、重量平均分子量が２０００を
下回ると、共重合体が液体に近づき、過度のべとつきが
あり、曳糸性がひどく、形状保形性がなくなり、自然に
自重によって流動して元の形状を失うといった不都合を
生じる。但し、上記の分子量の範囲は共重合体単体の範
囲であってもよく、またこの範囲を逸脱したより大きい
分子量あるいは、同時により小さい分子量を混在する共
重合体の集まりであってもよいが、その平均分子量の範
囲が経験的に２，０００〜１００，０００程度であれば
よいということである。そして、各々の共重合体の分子
量の範囲は既述したした通りである。
【００６３】上記の共重合体よりなる本発明の可塑性粘
着物には、共重合体の重量平均分子量より大きい重量平
均分子量を有するポリ−ｐ−ジオキサノンを更に混合し
てもよい。このようにｐ−ジオキサノンのホモポリマー
を混合すると、粘着物の形状保持性が改良されて、体温
で流動して形状を失い体内を移行（マイグレーション）
するという問題を回避できる。また、全体の分解速度を
少し遅らすこともできる。
着物には、共重合体の重量平均分子量より大きい重量平
均分子量を有するポリ−ｐ−ジオキサノンを更に混合し
てもよい。このようにｐ−ジオキサノンのホモポリマー
を混合すると、粘着物の形状保持性が改良されて、体温
で流動して形状を失い体内を移行（マイグレーション）
するという問題を回避できる。また、全体の分解速度を
少し遅らすこともできる。
【００６４】混合するポリ−ｐ−ジオキサノンは、大略
１０万以下の重量平均分子量を有するものが適当であ
り、これより高分子量のポリ−ｐ−ジオキサノンを混合
すると、分解と吸収に必要以上の長時間を要するという
不都合を生じる。
１０万以下の重量平均分子量を有するものが適当であ
り、これより高分子量のポリ−ｐ−ジオキサノンを混合
すると、分解と吸収に必要以上の長時間を要するという
不都合を生じる。
【００６５】このポリ−ｐ−ジオキサノンの混合率は、
５〜３０重量％の範囲とするのが好ましい。３０重量％
より多量に混合すると、上記の分解、吸収過程の不都合
と、粘着性と可塑変形性が悪くなり、５重量％より少な
く混合すると、混合の効果が実質的に得られない。
５〜３０重量％の範囲とするのが好ましい。３０重量％
より多量に混合すると、上記の分解、吸収過程の不都合
と、粘着性と可塑変形性が悪くなり、５重量％より少な
く混合すると、混合の効果が実質的に得られない。
【００６６】また、本発明の可塑性粘着物は、無数の気
泡を含ませて多孔質体としてもよい。このように気泡を
含ませると、生体内で使用したときに体液が気泡を通じ
て可塑性粘着物の内部まで侵入しやすくなるため、可塑
性粘着物の加水分解が速くなり、しかも周囲の組織細胞
が体液と共に可塑性粘着物の内部まで誘導されて成長す
るため、速やかに組織を再建できる利点がある。
泡を含ませて多孔質体としてもよい。このように気泡を
含ませると、生体内で使用したときに体液が気泡を通じ
て可塑性粘着物の内部まで侵入しやすくなるため、可塑
性粘着物の加水分解が速くなり、しかも周囲の組織細胞
が体液と共に可塑性粘着物の内部まで誘導されて成長す
るため、速やかに組織を再建できる利点がある。
【００６７】気泡を含ませる最も簡便な方法は、可塑性
粘着物を指先でよくこねて空気をかませる方法である。
その他としては、例えば粘着物を溶剤に溶かして、非溶
剤中で沈殿させ、次いで溶剤を揮散させることにより、
気泡を介在させる方法がある。また多孔質のバイオセラ
ミックスの粉体を混合するのも一つの方法である。
粘着物を指先でよくこねて空気をかませる方法である。
その他としては、例えば粘着物を溶剤に溶かして、非溶
剤中で沈殿させ、次いで溶剤を揮散させることにより、
気泡を介在させる方法がある。また多孔質のバイオセラ
ミックスの粉体を混合するのも一つの方法である。
【００６８】上述したように、本発明の生体内分解吸収
性可塑性粘着物は、３０℃〜４０℃の温度域において、
生体組織に対する適度な粘着性と、指圧で容易に且つ自
在に変形し得る可塑変形性を有するものであるから、次
のような種々の用途に用いることができる。
性可塑性粘着物は、３０℃〜４０℃の温度域において、
生体組織に対する適度な粘着性と、指圧で容易に且つ自
在に変形し得る可塑変形性を有するものであるから、次
のような種々の用途に用いることができる。
【００６９】第一に、従来のボーンワックスに代えて、
この粘着物を骨髄に付着させることにより、骨髄からの
出血を止める止血材として用いることができる。また、
生体の軟組織の出血部位などにこの粘着物をねり込むこ
とにより、軟組織の止血材として用いることもできる。
この粘着物を骨髄に付着させることにより、骨髄からの
出血を止める止血材として用いることができる。また、
生体の軟組織の出血部位などにこの粘着物をねり込むこ
とにより、軟組織の止血材として用いることもできる。
【００７０】このように止血材として用いる場合は、適
量の止血に有効に作用する血液凝固因子、薬物、酸化セ
ルロース繊維、ゼラチンスポンジ、微繊維性コラーゲン
等のいずれか一種又は二種以上を粘着物に含有させるこ
とも一つの方法である。これらは予め本粘着物に含有さ
せておいてもよいが、使用直前に術者が指先で本粘着物
をこねながら含有させることで、硬さや粘着性、形状保
持性を調整する方がより簡便である。尚、これらの含有
量は特に限定されないが、あまり多量に含有させると粘
着物の粘着性や柔軟性が損なわれるので、含有量は５０
重量％以下とするのが適当である。
量の止血に有効に作用する血液凝固因子、薬物、酸化セ
ルロース繊維、ゼラチンスポンジ、微繊維性コラーゲン
等のいずれか一種又は二種以上を粘着物に含有させるこ
とも一つの方法である。これらは予め本粘着物に含有さ
せておいてもよいが、使用直前に術者が指先で本粘着物
をこねながら含有させることで、硬さや粘着性、形状保
持性を調整する方がより簡便である。尚、これらの含有
量は特に限定されないが、あまり多量に含有させると粘
着物の粘着性や柔軟性が損なわれるので、含有量は５０
重量％以下とするのが適当である。
【００７１】第二に、この生体内分解吸収性可塑性粘着
物は、人工の骨接合用のプレートやスクリュー等を用い
て骨を接合する場合に、骨と骨との接合面に該粘着物を
挟み込むことにより、仮止め用の粘接着材として用いる
ことができる。また、筋肉や皮膚などの軟組織の切開部
位を縫合糸等で縫合する場合に、この粘着物を切開部位
に挟み込んだり、軟組織の接合や重なり部分などの仮止
め用の粘接着材として用いることもできる。
物は、人工の骨接合用のプレートやスクリュー等を用い
て骨を接合する場合に、骨と骨との接合面に該粘着物を
挟み込むことにより、仮止め用の粘接着材として用いる
ことができる。また、筋肉や皮膚などの軟組織の切開部
位を縫合糸等で縫合する場合に、この粘着物を切開部位
に挟み込んだり、軟組織の接合や重なり部分などの仮止
め用の粘接着材として用いることもできる。
【００７２】このように硬組織又は軟組織の粘接着材と
して用いる場合は、生体活性なバイオセラミックス粉
体、各種のサイトカイン、キチンもしくはキトサンの誘
導体、各種の薬物やホルモン、他の生体内分解吸収性ポ
リマーのいずれか一種又は二種以上を本粘着物に含有さ
せることも大いに有意義である。バイオセラミックス粉
体を含有させて硬組織に用いると、バイオセラミックス
の骨伝導能によって、表面に沈着したリン酸カルシウム
を介して粘着物と骨が強く結合する。また、粘着物の加
水分解も促進されることがある。そして、骨の増殖因子
であるＢＭＰやキチンもしくはキトサンの誘導体とバイ
オセラミックスを含有させると、粘着物内部での骨芽細
胞の増殖、骨組織の成長が促進されて、より短期間で骨
の接合が達成できる利点がある。
して用いる場合は、生体活性なバイオセラミックス粉
体、各種のサイトカイン、キチンもしくはキトサンの誘
導体、各種の薬物やホルモン、他の生体内分解吸収性ポ
リマーのいずれか一種又は二種以上を本粘着物に含有さ
せることも大いに有意義である。バイオセラミックス粉
体を含有させて硬組織に用いると、バイオセラミックス
の骨伝導能によって、表面に沈着したリン酸カルシウム
を介して粘着物と骨が強く結合する。また、粘着物の加
水分解も促進されることがある。そして、骨の増殖因子
であるＢＭＰやキチンもしくはキトサンの誘導体とバイ
オセラミックスを含有させると、粘着物内部での骨芽細
胞の増殖、骨組織の成長が促進されて、より短期間で骨
の接合が達成できる利点がある。
【００７３】バイオセラミックス粉体としては、例えば
焼結ハイドロキシアパタイト、バイオガラス、セラバイ
タル、アパタイトウォラストガラスセラミックス、湿式
（未焼成の）ハイドロキシアパタイト、トリカルシウム
ホスフェート、テトラカルシウムホスフェート、ジカル
シウムホスフェート、カルサイトなどの生体活性である
ものが使用され、サイトカインとしては、例えばＴＧＦ
−β（トランスフォーミング成長因子−β）、ＥＧＦ
（上皮増殖因子）、ＦＧＦ（繊維芽細胞増殖因子）、Ｉ
ＦＮs （各種のインターフェロン）、ＬＡＦs （各種の
インターロイキン）、ＢＨＰs （各種の骨増殖因子）な
どが使用される。また、含有させる薬物としては、次の
ようなものが挙げられる。なお、これらの含有量は、周
知の効果的な含有量と比率（％）を選んで用いるのがよ
い。
焼結ハイドロキシアパタイト、バイオガラス、セラバイ
タル、アパタイトウォラストガラスセラミックス、湿式
（未焼成の）ハイドロキシアパタイト、トリカルシウム
ホスフェート、テトラカルシウムホスフェート、ジカル
シウムホスフェート、カルサイトなどの生体活性である
ものが使用され、サイトカインとしては、例えばＴＧＦ
−β（トランスフォーミング成長因子−β）、ＥＧＦ
（上皮増殖因子）、ＦＧＦ（繊維芽細胞増殖因子）、Ｉ
ＦＮs （各種のインターフェロン）、ＬＡＦs （各種の
インターロイキン）、ＢＨＰs （各種の骨増殖因子）な
どが使用される。また、含有させる薬物としては、次の
ようなものが挙げられる。なお、これらの含有量は、周
知の効果的な含有量と比率（％）を選んで用いるのがよ
い。
【００７４】リュウマチ治療薬として、抗リュウマチ
薬、ステロイド薬、免疫抑制薬などが用いられ、骨粗し
ょう症の治療薬として、カルシウム製剤、活性ビタミン
Ｄ（誘導体）、ビタミンＫ2 、カルシトニン、イプリフ
ラボン、エストロゲン、ジホスホン酸誘導体、副甲状腺
ホルモン、新規ステロイド誘導体、骨形成タンパクなど
が用いられ、抗癌剤として、アドリアマイシン、シスプ
ラチン、マイトマイシン、５−フルオロウラシルなどが
用いられる。その他、抗菌薬や抗生物質なども含有され
る。
薬、ステロイド薬、免疫抑制薬などが用いられ、骨粗し
ょう症の治療薬として、カルシウム製剤、活性ビタミン
Ｄ（誘導体）、ビタミンＫ2 、カルシトニン、イプリフ
ラボン、エストロゲン、ジホスホン酸誘導体、副甲状腺
ホルモン、新規ステロイド誘導体、骨形成タンパクなど
が用いられ、抗癌剤として、アドリアマイシン、シスプ
ラチン、マイトマイシン、５−フルオロウラシルなどが
用いられる。その他、抗菌薬や抗生物質なども含有され
る。
【００７５】第三に、この可塑性粘着物は、金属、セラ
ミックス、高分子材料などで造られたインプラント材料
同士を仮固定するための粘接着材として、或は、該イン
プラント材料と生体組織を仮固定するための粘接着材と
して使用することもできる。すなわち、プレートとスク
リューの間や、プレートと骨の間のわずかな隙間を埋め
て固定をよくするために使用できる。この隙間を埋める
物質がないと、プレートと骨の間の非接触部分が骨の動
きを契機としてより大きな「ゆるみ」を生じ、脱離や破
損の原因となるが、本粘着物の充填によりそれを免れる
ことができる。
ミックス、高分子材料などで造られたインプラント材料
同士を仮固定するための粘接着材として、或は、該イン
プラント材料と生体組織を仮固定するための粘接着材と
して使用することもできる。すなわち、プレートとスク
リューの間や、プレートと骨の間のわずかな隙間を埋め
て固定をよくするために使用できる。この隙間を埋める
物質がないと、プレートと骨の間の非接触部分が骨の動
きを契機としてより大きな「ゆるみ」を生じ、脱離や破
損の原因となるが、本粘着物の充填によりそれを免れる
ことができる。
【００７６】第四に、この粘着物はヒトの皮膚温に近い
３０℃から体温（４０℃）以下で自在に三次元方向に可
塑変形ができるため、生体組織の立体的欠損部（Defec
t）の形状に完全に合致した形状に本粘着物を変形して
該立体的欠損部に当てはめて粘着固定することにより、
組織再建用の補綴材として、或は、充填材として用いる
ことができる。即ち、立体的欠損部にこの粘着物を当て
はめて粘着固定すると、該粘着物が体液との接触によっ
て加水分解し、成長してくる生体組織と置き代わりつつ
消滅して、立体的欠損部の組織が元の形状を復元して完
全に再建される。
３０℃から体温（４０℃）以下で自在に三次元方向に可
塑変形ができるため、生体組織の立体的欠損部（Defec
t）の形状に完全に合致した形状に本粘着物を変形して
該立体的欠損部に当てはめて粘着固定することにより、
組織再建用の補綴材として、或は、充填材として用いる
ことができる。即ち、立体的欠損部にこの粘着物を当て
はめて粘着固定すると、該粘着物が体液との接触によっ
て加水分解し、成長してくる生体組織と置き代わりつつ
消滅して、立体的欠損部の組織が元の形状を復元して完
全に再建される。
【００７７】このように組織再建用の補綴材や充填材と
して用いる場合は、生体活性なバイオセラミックス粉
体、サイトカイン、キチンもしくはキトサンの誘導体、
ある種の薬物、各種の生体増殖因子、生体骨細片、生体
軟骨細片、生体の軟組織、生体内分解吸収性ポリマーの
いずれか一種又は二種以上を本粘着物に含有させてもよ
い。バイオセラミックス粉体、キチンもしくはキトサン
の誘導体、骨の増殖因子、薬物を含有させた場合の利点
は前述した通りであるが、サイトカインもまた、目的と
する軟組織の増殖、復元に有効である。更に、生体骨細
片や生体軟骨細片などの生体由来の細片を含有させた場
合は、生体骨の欠損部や生体軟骨の欠損部、あるいは生
体軟組織の欠損部をより速やかに再建できる利点があ
る。
して用いる場合は、生体活性なバイオセラミックス粉
体、サイトカイン、キチンもしくはキトサンの誘導体、
ある種の薬物、各種の生体増殖因子、生体骨細片、生体
軟骨細片、生体の軟組織、生体内分解吸収性ポリマーの
いずれか一種又は二種以上を本粘着物に含有させてもよ
い。バイオセラミックス粉体、キチンもしくはキトサン
の誘導体、骨の増殖因子、薬物を含有させた場合の利点
は前述した通りであるが、サイトカインもまた、目的と
する軟組織の増殖、復元に有効である。更に、生体骨細
片や生体軟骨細片などの生体由来の細片を含有させた場
合は、生体骨の欠損部や生体軟骨の欠損部、あるいは生
体軟組織の欠損部をより速やかに再建できる利点があ
る。
【００７８】第五に、この可塑性粘着物には、混合のた
めの溶剤を使わなくても体温程度の若干の加熱を行って
練込むのみで、上記の治療や再建のための物質を混合で
きるので、溶剤や熱により容易に変性や変質をするよう
な生体由来の薬物（サイトカイン、ホルモンなど）や合
成薬物（抗癌剤、制癌剤）を手術の現場において、要求
にあった任意の割合で容易に安定な状態で混合、調製で
きるため、自らが分解して薬剤を徐々に放出できるよう
な徐放性製剤を自在に随意に調合できる薬剤徐放システ
ム（ＤＤＳ）の担体として用いることができる。
めの溶剤を使わなくても体温程度の若干の加熱を行って
練込むのみで、上記の治療や再建のための物質を混合で
きるので、溶剤や熱により容易に変性や変質をするよう
な生体由来の薬物（サイトカイン、ホルモンなど）や合
成薬物（抗癌剤、制癌剤）を手術の現場において、要求
にあった任意の割合で容易に安定な状態で混合、調製で
きるため、自らが分解して薬剤を徐々に放出できるよう
な徐放性製剤を自在に随意に調合できる薬剤徐放システ
ム（ＤＤＳ）の担体として用いることができる。
【００７９】第六に、この可塑性粘着物は、生体から取
り出した細胞を体外で増殖して、再び生体にもどし、失
われた生体の再建を計る場合のような細胞工学用の一時
的な足場（scaffold）のための材料として使用すること
ができる。
り出した細胞を体外で増殖して、再び生体にもどし、失
われた生体の再建を計る場合のような細胞工学用の一時
的な足場（scaffold）のための材料として使用すること
ができる。
【００８０】第七に、この可塑性粘着物は、体温よりか
け離れてあまり高くない温度である４０℃〜５０℃で流
動性が良い場合は注射器などに充填してこの温度に加熱
し、骨の欠損部やひび割れ部分に圧入することで徐々に
生体骨に置き代わる塞栓材として用いることができる。
け離れてあまり高くない温度である４０℃〜５０℃で流
動性が良い場合は注射器などに充填してこの温度に加熱
し、骨の欠損部やひび割れ部分に圧入することで徐々に
生体骨に置き代わる塞栓材として用いることができる。
【００８１】第八に、この可塑性粘着物は、加熱して指
圧により圧延して数十μｍのフィルム状から数百μｍ以
上のシート状に変形して、患部に接置することにより、
生体の癒着防止材として用いることができる。
圧により圧延して数十μｍのフィルム状から数百μｍ以
上のシート状に変形して、患部に接置することにより、
生体の癒着防止材として用いることができる。
【００８２】次に、本発明の更に具体的な実施例を説明
する。
する。
【００８３】［実施例１］ ｐ−ＤＯＸ／ＴＭＣ共重合
体の合成 １０．２ｇ（０．１ｍｏｌ）のｐ−ジオキサノン（ｐ−
ＤＯＸ）と１０．２ｇ（０．１ｍｏｌ）のトリメチレン
カーボネート（ＴＭＣ）をガラス容器に入れ、開始剤と
してラウリルアルコール３００ｐｐｍ、触媒として２−
エチルヘキサン錫１００ｐｐｍをトルエンに分散させて
添加した後、真空ポンプでトルエンを除去し、さらに２
０時間減圧乾燥した。そして、Ｎ2 パージし、再減圧後
ガラス容器を封止した。
体の合成 １０．２ｇ（０．１ｍｏｌ）のｐ−ジオキサノン（ｐ−
ＤＯＸ）と１０．２ｇ（０．１ｍｏｌ）のトリメチレン
カーボネート（ＴＭＣ）をガラス容器に入れ、開始剤と
してラウリルアルコール３００ｐｐｍ、触媒として２−
エチルヘキサン錫１００ｐｐｍをトルエンに分散させて
添加した後、真空ポンプでトルエンを除去し、さらに２
０時間減圧乾燥した。そして、Ｎ2 パージし、再減圧後
ガラス容器を封止した。
【００８４】これを１４０℃のオイル浴中で内部を撹拌
しながら共重合を進め、２時間反応させた後、重合容器
を取出して反応を停止させた。そして、この反応物をア
セトンに溶解後、エタノール中に沈殿させる操作を数回
繰返して精製し、ｐ−ＤＯＸ／ＴＭＣ共重合体（Ｎｏ．
１）を得た。
しながら共重合を進め、２時間反応させた後、重合容器
を取出して反応を停止させた。そして、この反応物をア
セトンに溶解後、エタノール中に沈殿させる操作を数回
繰返して精製し、ｐ−ＤＯＸ／ＴＭＣ共重合体（Ｎｏ．
１）を得た。
【００８５】更に、反応時間をそれぞれ８時間、１２時
間、１６時間に変更した以外は上記と同様にして、ｐ−
ＤＯＸ／ＴＭＣ共重合体（Ｎｏ．２〜Ｎｏ．４）を得
た。
間、１６時間に変更した以外は上記と同様にして、ｐ−
ＤＯＸ／ＴＭＣ共重合体（Ｎｏ．２〜Ｎｏ．４）を得
た。
【００８６】これらＮｏ．１〜Ｎｏ．４のｐ−ＤＯＸ／
ＴＭＣ共重合体についての反応時間、重量平均分子量、
性状、３７℃でのショアー硬度を下記の［表１］に示
す。
ＴＭＣ共重合体についての反応時間、重量平均分子量、
性状、３７℃でのショアー硬度を下記の［表１］に示
す。
【表１】
【００８７】［実施例２］ ｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸
共重合体の合成 １０．２ｇ（０．１ｍｏｌ）のｐ−ジオキサノン（ｐ−
ＤＯＸ）と１４．４ｇ（０．１ｍｏｌ）のＤ，Ｌ−乳酸
をガラス容器に入れ、開始剤としてラウリルアルコール
３００ｐｐｍ、触媒として２−エチルヘキサン錫１００
ｐｐｍをトルエンに分散させて添加した後、真空ポンプ
でトルエンを除去し、さらに２０時間減圧乾燥した。そ
して、Ｎ2 パージし、再減圧後ガラス容器を封止した。
共重合体の合成 １０．２ｇ（０．１ｍｏｌ）のｐ−ジオキサノン（ｐ−
ＤＯＸ）と１４．４ｇ（０．１ｍｏｌ）のＤ，Ｌ−乳酸
をガラス容器に入れ、開始剤としてラウリルアルコール
３００ｐｐｍ、触媒として２−エチルヘキサン錫１００
ｐｐｍをトルエンに分散させて添加した後、真空ポンプ
でトルエンを除去し、さらに２０時間減圧乾燥した。そ
して、Ｎ2 パージし、再減圧後ガラス容器を封止した。
【００８８】これを１５０℃のオイル浴中で内部を撹拌
しながら共重合を進め、２時間反応させた後、重合容器
を取出して反応を停止させた。そして、この反応物をア
セトンに溶解後、エタノール中に沈殿させる操作を数回
繰返して精製し、ｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体
（Ｎｏ．５）を得た。
しながら共重合を進め、２時間反応させた後、重合容器
を取出して反応を停止させた。そして、この反応物をア
セトンに溶解後、エタノール中に沈殿させる操作を数回
繰返して精製し、ｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体
（Ｎｏ．５）を得た。
【００８９】さらに、反応時間をそれぞれ３時間、７時
間に変更した以外は上記と同様にして、ｐ−ＤＯＸ／
Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体（Ｎｏ．６、Ｎｏ．７）を得た。
また、反応時間を７時間に変更し、ｐ−ＤＯＸとＤ，Ｌ
−乳酸の配合モル比をそれぞれ２：１、３：１に変更し
た以外は上記と同様にして、ｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸
共重合体（Ｎｏ．８、Ｎｏ．９）を得た。
間に変更した以外は上記と同様にして、ｐ−ＤＯＸ／
Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体（Ｎｏ．６、Ｎｏ．７）を得た。
また、反応時間を７時間に変更し、ｐ−ＤＯＸとＤ，Ｌ
−乳酸の配合モル比をそれぞれ２：１、３：１に変更し
た以外は上記と同様にして、ｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸
共重合体（Ｎｏ．８、Ｎｏ．９）を得た。
【００９０】これらＮｏ．５〜Ｎｏ．９のｐ−ＤＯＸ／
Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体についての反応時間、ｐ−ＤＯＸ
とＤ，Ｌ−乳酸の配合モル比、重量平均分子量、性状、
３７℃でのショアー硬度を下記の［表２］に示す。
Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体についての反応時間、ｐ−ＤＯＸ
とＤ，Ｌ−乳酸の配合モル比、重量平均分子量、性状、
３７℃でのショアー硬度を下記の［表２］に示す。
【表２】
【００９１】［実施例３］ ｐ−ＤＯＸ／ε−ＣＬ共重
合体の合成 １０．２ｇ（０．１ｍｏｌ）のｐ−ジオキサノン（ｐ−
ＤＯＸ）と１１．４ｇ（０．１ｍｏｌ）のε−カプロラ
クトン（ε−ＣＬ）をガラス容器に入れ、開始剤として
ラウリルアルコール３００ｐｐｍ、触媒として２−エチ
ルヘキサン錫１００ｐｐｍをトルエンに分散させて添加
した後、真空ポンプでトルエンを除去し、さらに２０時
間減圧乾燥した。そして、Ｎ2 パージし、再減圧後ガラ
ス容器を封止した。
合体の合成 １０．２ｇ（０．１ｍｏｌ）のｐ−ジオキサノン（ｐ−
ＤＯＸ）と１１．４ｇ（０．１ｍｏｌ）のε−カプロラ
クトン（ε−ＣＬ）をガラス容器に入れ、開始剤として
ラウリルアルコール３００ｐｐｍ、触媒として２−エチ
ルヘキサン錫１００ｐｐｍをトルエンに分散させて添加
した後、真空ポンプでトルエンを除去し、さらに２０時
間減圧乾燥した。そして、Ｎ2 パージし、再減圧後ガラ
ス容器を封止した。
【００９２】これを１５０℃のオイル浴中で内部を撹拌
しながら共重合を進め、２時間反応させた後、重合容器
を取出して反応を停止させた。そして、この反応物をア
セトンに溶解後、エタノール中に沈殿させる操作を数回
繰返して精製し、ｐ−ＤＯＸ／ε−ＣＬ共重合体（Ｎ
ｏ．１０）を得た。
しながら共重合を進め、２時間反応させた後、重合容器
を取出して反応を停止させた。そして、この反応物をア
セトンに溶解後、エタノール中に沈殿させる操作を数回
繰返して精製し、ｐ−ＤＯＸ／ε−ＣＬ共重合体（Ｎ
ｏ．１０）を得た。
【００９３】さらに、反応時間をそれぞれ３時間、７時
間に変更した以外は上記と同様にして、ｐ−ＤＯＸ／ε
−ＣＬ共重合体（Ｎｏ．１１、Ｎｏ．１２）を得た。
間に変更した以外は上記と同様にして、ｐ−ＤＯＸ／ε
−ＣＬ共重合体（Ｎｏ．１１、Ｎｏ．１２）を得た。
【００９４】これらＮｏ．１０〜Ｎｏ．１２のｐ−ＤＯ
Ｘ／ε−ＣＬ共重合体についての反応時間、重量平均分
子量、性状、３７℃でのショアー硬度を下記の［表３］
に示す。
Ｘ／ε−ＣＬ共重合体についての反応時間、重量平均分
子量、性状、３７℃でのショアー硬度を下記の［表３］
に示す。
【表３】
【００９５】［実施例４］ ｐ−ＤＯＸ／Ｌ−乳酸共重
合体の合成 ｐ−ジオキサノン（ｐ−ＤＯＸ）とＬ−乳酸を、１：１
の配合モル比でガラス容器に入れ、開始剤としてラウリ
ルアルコール３００ｐｐｍ、触媒として２−エチルヘキ
サン錫１００ｐｐｍをトルエンに分散させて添加した
後、真空ポンプでトルエンを除去し、さらに２０時間減
圧乾燥した。そして、Ｎ2 パージし、再減圧後ガラス容
器を封止した。
合体の合成 ｐ−ジオキサノン（ｐ−ＤＯＸ）とＬ−乳酸を、１：１
の配合モル比でガラス容器に入れ、開始剤としてラウリ
ルアルコール３００ｐｐｍ、触媒として２−エチルヘキ
サン錫１００ｐｐｍをトルエンに分散させて添加した
後、真空ポンプでトルエンを除去し、さらに２０時間減
圧乾燥した。そして、Ｎ2 パージし、再減圧後ガラス容
器を封止した。
【００９６】これを１５０℃のオイル浴中で内部を撹拌
しながら共重合を進め、７時間反応させた後、重合容器
を取出して反応を停止させた。そして、この反応物をア
セトンに溶解後、エタノール中に沈殿させる操作を数回
繰返して精製し、ｐ−ＤＯＸ／Ｌ−乳酸共重合体（Ｎ
ｏ．１３）を得た。
しながら共重合を進め、７時間反応させた後、重合容器
を取出して反応を停止させた。そして、この反応物をア
セトンに溶解後、エタノール中に沈殿させる操作を数回
繰返して精製し、ｐ−ＤＯＸ／Ｌ−乳酸共重合体（Ｎ
ｏ．１３）を得た。
【００９７】さらに、ｐ−ＤＯＸとＬ−乳酸の配合モル
比をそれぞれ２：１、３：１に変更した以外は上記と同
様にして、ｐ−ＤＯＸ／Ｌ−乳酸共重合体（Ｎｏ．１
４、Ｎｏ．１５）を得た。
比をそれぞれ２：１、３：１に変更した以外は上記と同
様にして、ｐ−ＤＯＸ／Ｌ−乳酸共重合体（Ｎｏ．１
４、Ｎｏ．１５）を得た。
【００９８】これらＮｏ．１３〜Ｎｏ．１５のｐ−ＤＯ
Ｘ／Ｌ−乳酸共重合体についての反応時間、ｐ−ＤＯＸ
とＬ−乳酸の配合モル比、重量平均分子量、性状、３７
℃でのショアー硬度を下記の［表４］に示す。
Ｘ／Ｌ−乳酸共重合体についての反応時間、ｐ−ＤＯＸ
とＬ−乳酸の配合モル比、重量平均分子量、性状、３７
℃でのショアー硬度を下記の［表４］に示す。
【表４】
【００９９】［実施例５］ 星形共重合体の合成
ｐ−ジオキサノン（ｐ−ＤＯＸ）とトリメチレンカーボ
ネート（ＴＭＣ）を、１：１の配合モル比でガラス容器
に入れ、ペンタエリスリトールを０．００１ｍｏｌ％加
えると共に、開始剤としてラウリルアルコール３００ｐ
ｐｍ、触媒として２−エチルヘキサン錫１００ｐｐｍを
トルエンに分散させて添加した後、真空ポンプでトルエ
ンを除去し、さらに２０時間減圧乾燥した。そして、Ｎ
2 パージし、再減圧後ガラス容器を封止した。
ネート（ＴＭＣ）を、１：１の配合モル比でガラス容器
に入れ、ペンタエリスリトールを０．００１ｍｏｌ％加
えると共に、開始剤としてラウリルアルコール３００ｐ
ｐｍ、触媒として２−エチルヘキサン錫１００ｐｐｍを
トルエンに分散させて添加した後、真空ポンプでトルエ
ンを除去し、さらに２０時間減圧乾燥した。そして、Ｎ
2 パージし、再減圧後ガラス容器を封止した。
【０１００】これを１４０℃のオイル浴中で内部を撹拌
しながら共重合を進め、７時間反応させた後、重合容器
を取出して反応を停止させた。そして、この反応物をア
セトンに溶解後、エタノール中に沈殿させる操作を数回
繰返して精製し、星形のｐ−ＤＯＸ／ＴＭＣ共重合体
（Ｎｏ．１６）を得た。
しながら共重合を進め、７時間反応させた後、重合容器
を取出して反応を停止させた。そして、この反応物をア
セトンに溶解後、エタノール中に沈殿させる操作を数回
繰返して精製し、星形のｐ−ＤＯＸ／ＴＭＣ共重合体
（Ｎｏ．１６）を得た。
【０１０１】また、ｐ−ＤＯＸとＴＭＣの配合モル比を
２：１に変更した以外は上記と同様にして、星形のｐ−
ＤＯＸ／ＴＭＣ共重合体（Ｎｏ．１７）を得た。
２：１に変更した以外は上記と同様にして、星形のｐ−
ＤＯＸ／ＴＭＣ共重合体（Ｎｏ．１７）を得た。
【０１０２】次に、ｐ−ジオキサノン（ｐ−ＤＯＸ）と
Ｄ，Ｌ−乳酸を１：１の配合モル比でガラス容器に入
れ、オイル浴の温度を１５０℃に変更した以外は上記と
同様にして、星形のｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体
（Ｎｏ．１８）を得た。そして更に、ｐ−ジオキサノン
（ｐ−ＤＯＸ）とＤ，Ｌ−乳酸の配合モル比を２：１に
変更して、星形のｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体
（Ｎｏ．１９）を得た。
Ｄ，Ｌ−乳酸を１：１の配合モル比でガラス容器に入
れ、オイル浴の温度を１５０℃に変更した以外は上記と
同様にして、星形のｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体
（Ｎｏ．１８）を得た。そして更に、ｐ−ジオキサノン
（ｐ−ＤＯＸ）とＤ，Ｌ−乳酸の配合モル比を２：１に
変更して、星形のｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体
（Ｎｏ．１９）を得た。
【０１０３】これらＮｏ．１６〜Ｎｏ．１９の星形共重
合体についての反応時間、配合モル比、重量平均分子
量、性状、３７℃でのショアー硬度、粘着力を下記の
［表５］に示す。なお、粘着力は、ＪＩＳ Ｚ ０２３
７−１９９１の９０°引剥がし法の試験方法によって３
７℃の雰囲気下で測定した値（但し、試料の幅は１／２
インチ、引張り速度は３００ｍｍ／ｍｉｎ）である。
合体についての反応時間、配合モル比、重量平均分子
量、性状、３７℃でのショアー硬度、粘着力を下記の
［表５］に示す。なお、粘着力は、ＪＩＳ Ｚ ０２３
７−１９９１の９０°引剥がし法の試験方法によって３
７℃の雰囲気下で測定した値（但し、試料の幅は１／２
インチ、引張り速度は３００ｍｍ／ｍｉｎ）である。
【表５】
【０１０４】［実施例６］実施例２と同様にしてｐ−ジ
オキサン（ｐ−ＤＯＸ）とＤ，Ｌ−乳酸を３：１の配合
モル比で７時間反応させ、重量平均分子量が２８１００
であるｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体を得た。
オキサン（ｐ−ＤＯＸ）とＤ，Ｌ−乳酸を３：１の配合
モル比で７時間反応させ、重量平均分子量が２８１００
であるｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体を得た。
【０１０５】この共重合体に、平均粒径が５μｍのハイ
ドロキシアパタイト（ＨＡ）をそれぞれ２５重量％、５
０重量％となるように練り合わせて混合物ａ，ｂを得
た。
ドロキシアパタイト（ＨＡ）をそれぞれ２５重量％、５
０重量％となるように練り合わせて混合物ａ，ｂを得
た。
【０１０６】上記の共重合体および混合物ａ，ｂについ
ての性状、３７℃でのショアー硬度等を下記の［表６］
に示す。
ての性状、３７℃でのショアー硬度等を下記の［表６］
に示す。
【表６】
【０１０７】［実施例７］実施例６で得た重量平均分子
量が２８１００のｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体
に、カルボキシメチルキチン（ＣＭキチン）の粉体をそ
れぞれ２５重量％、５０重量％となるように練り合わせ
て混合物ｃ，ｄを得た。
量が２８１００のｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体
に、カルボキシメチルキチン（ＣＭキチン）の粉体をそ
れぞれ２５重量％、５０重量％となるように練り合わせ
て混合物ｃ，ｄを得た。
【０１０８】上記共重合体および混合物ｃ，ｄについて
の性状、３７℃でのショアー硬度、膨潤率等を下記の
［表７］に示す。
の性状、３７℃でのショアー硬度、膨潤率等を下記の
［表７］に示す。
【表７】
【０１０９】表７から判るように、ＣＭキチンを混合す
ることで、本粘着物質に水による膨潤性を付与すること
ができる。そのため、例えば骨欠損部に充填する際にＢ
ＭＰ（Bone Morphogenic Protein）などの増殖因子を添
加すると、骨孔内で膨潤して骨壁と接触するように充填
されるので、効率よく骨の形成置換が行われる。
ることで、本粘着物質に水による膨潤性を付与すること
ができる。そのため、例えば骨欠損部に充填する際にＢ
ＭＰ（Bone Morphogenic Protein）などの増殖因子を添
加すると、骨孔内で膨潤して骨壁と接触するように充填
されるので、効率よく骨の形成置換が行われる。
【０１１０】［実施例８］実施例６で得た重量平均分子
量が２８１００のｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体
に、ポリ−ｐ−ジオキサノン（重量平均分子量１８６０
０、融点１１０．７℃）をそれぞれ２５重量％、５０重
量％となるように混合し、１１５℃に加熱して混合物
ｅ，ｆを得た。
量が２８１００のｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体
に、ポリ−ｐ−ジオキサノン（重量平均分子量１８６０
０、融点１１０．７℃）をそれぞれ２５重量％、５０重
量％となるように混合し、１１５℃に加熱して混合物
ｅ，ｆを得た。
【０１１１】上記共重合体および混合物ｅ，ｆについて
の性状、３７℃でのショアー硬度等を下記の［表８］に
示す。
の性状、３７℃でのショアー硬度等を下記の［表８］に
示す。
【表８】
【０１１２】［実施例９］実施例２で得た重量平均分子
量が２１２００のｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体
（Ｎｏ．７）を選択し、これを約５０℃に加熱した。す
ると自在な可塑変形性を発現し、任意の複雑な三次元の
形状に賦形することができた。
量が２１２００のｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体
（Ｎｏ．７）を選択し、これを約５０℃に加熱した。す
ると自在な可塑変形性を発現し、任意の複雑な三次元の
形状に賦形することができた。
【０１１３】［実施例１０］ｐ−ＤＯＸとＤ，Ｌ−乳酸
を、それぞれ１：１、２：１、３：１の配合モル比で反
応させて、重量平均分子量がそれぞれ３．１万、２．４
万、２．０万であるｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体
を得た。
を、それぞれ１：１、２：１、３：１の配合モル比で反
応させて、重量平均分子量がそれぞれ３．１万、２．４
万、２．０万であるｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体
を得た。
【０１１４】これらの共重合体を、３７℃、ｐＨ７．
４、０．２Ｍリン酸緩衝液中に浸し、所定の時間経過後
に取り出して乾燥させた。その後、ＧＰＣにより重量平
均分子量を測定した。いずれの共重合体も、加水分解に
よって４週後には重量平均分子量が約５０００に減少
し、１０〜１２週後には約１０００以下となった。
４、０．２Ｍリン酸緩衝液中に浸し、所定の時間経過後
に取り出して乾燥させた。その後、ＧＰＣにより重量平
均分子量を測定した。いずれの共重合体も、加水分解に
よって４週後には重量平均分子量が約５０００に減少
し、１０〜１２週後には約１０００以下となった。
【０１１５】配合モル比が１：１の共重合体の分解に伴
う分子量の低下の様子を図１に示す。この共重合体は、
埋入量や部位により異なるが、約３〜４ケ月で完全に吸
収されると考えられる。
う分子量の低下の様子を図１に示す。この共重合体は、
埋入量や部位により異なるが、約３〜４ケ月で完全に吸
収されると考えられる。
【０１１６】［実施例１１］ｐ−ＤＯＸとＤ，Ｌ−乳酸
のモル比が１：１、重量平均分子量が２．１万であるｐ
−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体を加温して柔らかくし
ておき、抗癌剤のアドレアマイシン（ＡＤＲ）を１０重
量％練り込んで共重合体と混合した。これを３７℃に調
整したｐＨ７．４、０．２Ｍリン酸緩衝液中に浸し、所
定の時間が経過した時点で、共重合体の分解に伴う薬剤
の放出量を定量した。
のモル比が１：１、重量平均分子量が２．１万であるｐ
−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ−乳酸共重合体を加温して柔らかくし
ておき、抗癌剤のアドレアマイシン（ＡＤＲ）を１０重
量％練り込んで共重合体と混合した。これを３７℃に調
整したｐＨ７．４、０．２Ｍリン酸緩衝液中に浸し、所
定の時間が経過した時点で、共重合体の分解に伴う薬剤
の放出量を定量した。
【０１１７】その結果、図２に示すように一定速度で薬
剤の放出が見られ、４週後には最初に混合したＡＤＲの
８０％が放出されることが確認できた。このことから、
この共重合体はＤＤＳの担体として優れていることが判
った。
剤の放出が見られ、４週後には最初に混合したＡＤＲの
８０％が放出されることが確認できた。このことから、
この共重合体はＤＤＳの担体として優れていることが判
った。
【０１１８】
【発明の効果】以上の説明から明らかなように、本発明
の生体内分解吸収性可塑性粘着物は、皮膚温から体温
（約３０℃〜４０℃）においてパテ状、ペースト状ある
いはガム状の物質であり、適度の粘着性（感圧性の接着
力）をもつが、固体（粉体）でなく、ワックス状でもな
く、過度にべとつかず、また、変形自在な可塑性をもつ
が液状となって流動して自重変形することもなく、体温
（３７℃〜４０℃）以上において流動して糊状、シロッ
プ状、ゼリー状にホットメルトして被着体を粘接着でき
る性質をも兼ね備えており、生体内で比較的早期に分解
吸収されて排出される。
の生体内分解吸収性可塑性粘着物は、皮膚温から体温
（約３０℃〜４０℃）においてパテ状、ペースト状ある
いはガム状の物質であり、適度の粘着性（感圧性の接着
力）をもつが、固体（粉体）でなく、ワックス状でもな
く、過度にべとつかず、また、変形自在な可塑性をもつ
が液状となって流動して自重変形することもなく、体温
（３７℃〜４０℃）以上において流動して糊状、シロッ
プ状、ゼリー状にホットメルトして被着体を粘接着でき
る性質をも兼ね備えており、生体内で比較的早期に分解
吸収されて排出される。
【０１１９】そして、薬物、バイオセラミックス粉体そ
の他の添加物の混合も、製造時に行う必要は必ずしもな
く、手術の場で患者の病状や患部の大きさ、状況を見計
らって自在に適宜その量や形状を調整して行えるもので
あるから、極めて便利で生体適合性に優れた実用的な材
料である。
の他の添加物の混合も、製造時に行う必要は必ずしもな
く、手術の場で患者の病状や患部の大きさ、状況を見計
らって自在に適宜その量や形状を調整して行えるもので
あるから、極めて便利で生体適合性に優れた実用的な材
料である。
【０１２０】従って、上記のような多くの優れた性質を
利用して、本発明の可塑性粘着物は単独であるいは薬物
その他の添加材と混合して、止血材、生体組織の粘接着
材、組織再建用の補綴材や足場、薬剤徐放システムの担
体、塞栓材、充填材、癒着防止材などとして好適に使用
できるものである。
利用して、本発明の可塑性粘着物は単独であるいは薬物
その他の添加材と混合して、止血材、生体組織の粘接着
材、組織再建用の補綴材や足場、薬剤徐放システムの担
体、塞栓材、充填材、癒着防止材などとして好適に使用
できるものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施例に係るｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ乳酸
共重合体を３７℃のリン酸緩衝溶液に浸漬したときの、
加水分解による重量平均分子量の経時変化を示すグラフ
である。
共重合体を３７℃のリン酸緩衝溶液に浸漬したときの、
加水分解による重量平均分子量の経時変化を示すグラフ
である。
【図２】本発明の実施例に係るｐ−ＤＯＸ／Ｄ，Ｌ乳酸
共重合体に薬物（ＡＤＲ）を混練したものを３７℃のリ
ン酸緩衝溶液に浸漬したときの、加水分解による薬物放
出量の経時変化を示すグラフである。
共重合体に薬物（ＡＤＲ）を混練したものを３７℃のリ
ン酸緩衝溶液に浸漬したときの、加水分解による薬物放
出量の経時変化を示すグラフである。
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ
Ｃ０８Ｇ 63/12 Ａ６１Ｌ 15/04
// Ｃ１２Ｍ 1/00 25/00 Ａ
(56)参考文献 特開 平８−295730（ＪＰ，Ａ)
特開 平９−132639（ＪＰ，Ａ)
特開 昭59−46963（ＪＰ，Ａ)
特開 平３−103429（ＪＰ，Ａ)
特開 昭63−255068（ＪＰ，Ａ)
特開 平６−343689（ＪＰ，Ａ)
特表 平４−500013（ＪＰ，Ａ)
欧州特許出願公開693294（ＥＰ，Ａ
２)
ＲＯＬＬＥＲ，Ｍ．Ｂ．ｅｔ ａ
ｌ．，Ｌｉｑｕｉｄ ａｎｄ ｌｏｗ
ｍｅｌｔ ａｂｓｏｒｂａｂｌｅ ｃｏ
ｐｏｌｙｍｅｒｓ ａｎｄ ｔｈｅｉｒ
ｂｌｅｎｄｓ，Ａｎｎｕ． Ｔｅｃ
ｈ． Ｃｏｎｆ． − Ｓｏｃｉｅｔｙ
Ｐｌａｓｔ． Ｅｎｇｌｉｓｈ，1996
年，54ｔｈ， Ｖｏｌ．３，ｐ．2848−
2851
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61L 15/00 - 33/18
C08G 63/00 - 64/42
C12M 1/00
A61K 9/70
ＣＡ／ＭＥＤＬＩＮＥ／ＲＥＧＩＳＴＲＹ
（ＳＴＮ)
Claims (5)
- 【請求項１】 二次元に鎖延長した直鎖状（分枝鎖をも
っていてもよい）の構造を有する、主成分のｐ−ジオキ
サノンと他の単量体との生体内分解吸収性の共重合体
に、生体活性なバイオセラミックス粉体が含有された生
体内分解吸収性可塑性粘着物であって、上記の共重合体
は、２，０００〜４０，０００の重量平均分子量を有す
るｐ−ジオキサノンとＤ−乳酸との共重合体、２，００
０〜４０，０００の重量平均分子量を有するｐ−ジオキ
サノンとＬ−乳酸との共重合体、３，０００〜５０，０
００の重量平均分子量を有するｐ−ジオキサノンとＤ，
Ｌ−乳酸との共重合体のいずれか、又はこれらの２種以
上を混合したものからなり、３０℃より低い温度域では
比較的硬い固体であるが、ヒトの皮膚温度から体温（約
３０℃〜４０℃）で粘着性、可塑性および形状保持性を
もち、体温以上で流動性を増して自在に形状を付与する
ことができる生体内分解吸収性可塑性粘着物。 - 【請求項２】 共重合体中のｐ−ジオキサノンの占める
割合が５０〜９５モル％である請求項１に記載の可塑性
粘着物。 - 【請求項３】 バイオセラミックス粉体が湿式ハイドロ
キシアパタイトである請求項１又は請求項２に記載の可
塑性粘着物。 - 【請求項４】 請求項１又は請求項２に記載された可塑
性粘着物より成る、金属、セラミックス、高分子材料な
どで造られたインプラント材料をそれら同士、あるいは
それらと生体を仮固定するための粘接着材。 - 【請求項５】 請求項１又は請求項２に記載された可塑
性粘着物より成る細胞工学用の足場のための材料。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP36758497A JP3483753B2 (ja) | 1997-12-29 | 1997-12-29 | 生体内分解吸収性可塑性粘着物 |
| CA002269381A CA2269381A1 (en) | 1997-12-29 | 1999-04-15 | Bioresorbable polymeric clayey and sticky substance |
| EP99106277A EP1044693A1 (en) | 1997-12-29 | 1999-04-16 | Bioresorbable polymeric clayey and sticky substance |
| US09/292,744 US6387391B1 (en) | 1997-12-29 | 1999-04-16 | Bioresorbable polymeric clayey and sticky substance |
Applications Claiming Priority (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP36758497A JP3483753B2 (ja) | 1997-12-29 | 1997-12-29 | 生体内分解吸収性可塑性粘着物 |
| CA002269381A CA2269381A1 (en) | 1997-12-29 | 1999-04-15 | Bioresorbable polymeric clayey and sticky substance |
| AU23828/99A AU782328B2 (en) | 1999-04-16 | 1999-04-16 | Bioresorbable polymeric clayey and sticky substance |
| EP99106277A EP1044693A1 (en) | 1997-12-29 | 1999-04-16 | Bioresorbable polymeric clayey and sticky substance |
| US09/292,744 US6387391B1 (en) | 1997-12-29 | 1999-04-16 | Bioresorbable polymeric clayey and sticky substance |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11192299A JPH11192299A (ja) | 1999-07-21 |
| JP3483753B2 true JP3483753B2 (ja) | 2004-01-06 |
Family
ID=32097083
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP36758497A Expired - Fee Related JP3483753B2 (ja) | 1997-12-29 | 1997-12-29 | 生体内分解吸収性可塑性粘着物 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6387391B1 (ja) |
| EP (1) | EP1044693A1 (ja) |
| JP (1) | JP3483753B2 (ja) |
| CA (1) | CA2269381A1 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2013146999A1 (ja) | 2012-03-28 | 2013-10-03 | 東レ株式会社 | 生分解性材料及び生分解性材料の製造方法 |
| WO2013146998A1 (ja) | 2012-03-28 | 2013-10-03 | 東レ株式会社 | 生分解性材料及び生分解性材料の製造方法 |
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