JP4484988B2

JP4484988B2 - Medical patch and method for producing the same

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Publication number: JP4484988B2
Application number: JP29042199A
Authority: JP
Inventors: 康行佐々木; 良和田中; 英生佐藤; 哲次杉井
Original assignee: Nitto Denko Corp
Current assignee: Nitto Denko Corp
Priority date: 1999-10-13
Filing date: 1999-10-13
Publication date: 2010-06-16
Anticipated expiration: 2019-10-13
Also published as: JP2001104467A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は医療衛生分野で外用用途に使用される医療用貼付材およびその製造方法に関するものであり、詳しくは救急絆創膏や大型絆創膏、ドレッシング材、ドレープ材などに好適に使用される医療用貼付材を提供するものである。
【０００２】
【従来の技術】
医療用貼付材は通常、基材フィルムの片面に感圧性接着剤層を設けてなるものであり、該接着剤層を介して適用すべき皮膚面に貼着使用される。
【０００３】
このような医療用貼付材における感圧性接着剤層は、一般に皮膚面に対して強固に接着固定する必要があるので、剥離時に皮膚刺激性が生じる可能性があり、また、長時間の貼付では皮膚に痒みを生じ、時には炎症を起こすこともある。
【０００４】
さらに、皮膚面は不規則かつ複雑な表面形状を有しているので、該接着剤層は適用する皮膚面に完全に密着（接着）することができず、特に、長期間にわたる医療用貼付材の貼付においては接着剤層の内部凝集力と皮膚接着力との微妙なバランスが要求されるのである。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は上記従来技術の問題点を解決するためになされたものであって、特定の組成からなるゲル分率が実質的に０重量％の共重合体を主体とする感圧性接着剤層を用いることによって、優れた皮膚接着性と内部凝集性を有する医療用貼付材が得られることを見い出し、本発明を完成するに至った。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
即ち、本発明は基材フィルムの片面に電離性放射線が照射されていない感圧性接着剤層を設けてなる貼付材であって、前記感圧性接着剤層がアクリル酸アルキルエステル単量体４０〜８０重量％、アルコキシ基含有エチレン性不飽和単量体１０〜５０重量％、カルボキシル基含有エチレン性不飽和単量体１〜１０重量％からなる単量体混合物を共重合して得られる実質的にゲル分率が０重量％で、重量平均分子量が１００万以上の共重合体を主体として形成されていることを特徴とする医療用貼付材を提供するものである。
【０００７】
さらに、本発明はアクリル酸アルキルエステル単量体４０〜８０重量％、アルコキシ基含有エチレン性不飽和単量体１０〜５０重量％、カルボキシル基含有エチレン性不飽和単量体１〜１０重量％からなる単量体混合物を、酢酸エチルを重合溶媒とし、アゾビスイソブチロニトリルの存在下で、共重合反応初期の単量体の濃度を５０〜７０重量％に調整して共重合反応を行うことによって、実質的にゲル分率が０重量％で重量平均分子量が１００万以上の共重合体を得、これを主体としてなる感圧性接着剤層を電離性放射線を照射せずに基材フィルムの片面に設けてなることを特徴とする医療用貼付材の製造方法を提供するものである
【０００８】
特に、共重合体の重量平均分子量は１００万〜２５０万となるように調整することが好ましい。
【０００９】
【発明の実施の形態】
本発明の医療用貼付材は、図１に示すように、基材フィルム１の片面に感圧性接着剤層２を設けたものである。
【００１０】
本発明における基材フィルムとしては、ポリエーテルウレタンやポリエステルウレタンなどのウレタン系ポリマー、ポリエーテルポリアミドブロックポリマーなどのアミド系ポリマー、ポリアクリレートなどのアクリル系ポリマー、ポリエチレンやポリプロピレン、エチレン／酢酸ビニル共重合体などのポリオレフィン系ポリマー、ポリエーテルポリエステルなどのポリエステル系ポリマーなどの材料から得ることができる。また、これらの基材フィルムは皮膚面への貼付時にムレや白化などを生じないようにするために、水蒸気透過性を有する材質から選択することが好ましく、例えばウレタン系やアミド系のフィルムを用いることが好適である。なお、基材フィルムは上記材料のうちの何れか一種からなるものであってもよいし、任意の材料からなるフィルムを複数枚積層した積層フィルムであってもよい。
【００１１】
上記基材フィルムは皮膚面に貼付した際に、違和感を生じないようにするために、その厚みを１０〜１００μｍ、好ましくは２０〜４０μｍ程度にすることがよい。また、皮膚面に貼付した際の皮膚追従性を良好にするためには、引張強度を１００〜９００ｋｇ／ｃｍ²、１００％モジュラスを１０〜１００ｋｇ／ｃｍ²程度に調整することが好ましい。この範囲に調整した基材フィルムを用いると、関節部位のような動きの大きい皮膚面に貼付した際に効果的である。
【００１２】
上記基材フィルムは無孔フィルムだけでなく、水蒸気透過性であって非透水性である多孔性フィルムを用いることも、貼付中のムレの防止の点から効果的である。このようなフィルムの場合には、材質には特に制限はされず、公知の多孔化技術を施すことによって簡単に得ることができる。無孔性フィルムの場合にはフィルム厚が大きくなるほど水蒸気透過性は低下する傾向が顕著に現れるが、多孔性フィルムの場合には厚みに比例して水蒸気透過性の低下が顕著に現れないので有用である。
【００１３】
本発明の医療用貼付材は救急絆創膏や大型絆創膏、ドレッシング材、ドレープ材などに好適に用いることができるが、その用途に応じて、例えば厚みが比較的大きいとされる絆創膏（厚みは通常、１００μｍ程度）には多孔性フィルムを用いることが好適である。多孔性フィルムに好適な基材フィルムとしては、ポリオレフィン系樹脂からなる多孔質プラスチックフィルムが好適であり、例えばポリエチレン、ポリプロピレン、エチレン−酢酸ビニル共重合体などの樹脂を用いることができる。特に、線状低密度ポリエチレン樹脂を使用することが、生産性や加工性の点から好ましいものである。線状低密度ポリエチレン樹脂とは、エチレンとα−オレフィンとの共重合体であり、α−オレフィンとしては、ブテンやヘキセン、オクテンなどが挙げられる。
【００１４】
一方、本発明における感圧性接着剤層は、アクリル酸アルキルエステル単量体４０〜９０重量％、アルコキシ基含有エチレン性不飽和単量体１０〜６０重量％からなる共重合体を主体とするものであって、共重合体のゲル分率は実質的に０重量％であることを特徴とするものである。
【００１５】
アクリル酸アルキルエステル単量体は、感圧性接着剤層に粘着性、皮膚接着性を付与する成分であり、特にアルキル基の炭素数が６以上、特に６〜１８の長鎖アルキルエステルを用いると効果的である。また、アクリル酸アルキルエステル単量体は、皮膚に対する刺激性が比較的少なく、長期間の使用によっても粘着性の低下が起こりにくいという利点を有するものである。
【００１６】
このようなアクリル酸アルキルエステルの具体例としては、アクリル酸のブチルエステル、プロピルエステル、オクチルエステル、ノニルエステル、デシルエステル、ドデシルエステル、ラウリルエステルなどを一種もしくは二種以上併用して用いることができる。なお、これらのアルキルエステル鎖は直鎖であっても、分岐鎖であってもよいことはいうまでもない。
【００１７】
上記アクリル酸アルキルエステルは、後述する不飽和単量体と共重合することによって粘着性ポリマーを形成するが、本発明においては４０〜９０重量％、好ましくは５０〜７５重量％の範囲で共重合することが望ましい。アクリル酸アルキルエステルの共重合量が４０重量％に満たない場合には、得られた粘着性ポリマーに充分な皮膚接着性が付与されず、また、９０重量％を超える量の共重合量では凝集力の低下が見られ、皮膚面からの剥離除去時に糊残り現象を生じることがある。
【００１８】
上記アクリル酸アルキルエステルと共重合するアルコキシ基含有エチレン性不飽和単量体は、得られる共重合体に水蒸気透過性を付与する成分である。従って、共重合体中１０〜６０重量％、好ましくは２５〜５０重量％の範囲で共重合することが望ましい。このような不飽和単量体としては、メトキシポリエチレングリコールアクリレート、エトキシジエチレングリコールアクリレート、ブトキシジエチレングリコールアクリレート、メトキシエチルアクリレート、エトキシエチルアクリレート、ブトキエチルアクリレートなどの炭素数が１〜４のアルコキシ基を有するアルコキシアルキルアクリレートを用いることが好ましい。
【００１９】
また、本発明では上記アルコキシ基含有不飽和単量体と共にカルボキシル基含有エチレン性不飽和単量体を共重合することが好ましい。該カルボキシル基含有エチレン性不飽和単量体を共重合することによって、得られる共重合体の凝集力が向上するので、感圧性接着剤を調製する上では重要な単量体となる。しかしながら、該単量体は多量に共重合すると凝集力の向上は期待できるが、皮膚刺激性が次第に強くなる。従って、本発明では該単量体を共重合する場合、１〜１０重量％、好ましくは３〜７重量％程度の共重合率とすることが望ましい。このような単量体の代表例としては、アクリル酸、イタコン酸、クロトン酸、フマール酸、（無水）マレイン酸などが挙げられる。これらのうち、共重合性や取扱性などの点で好ましい単量体としては、アクリル酸が挙げられる。
【００２０】
なお、本発明の感圧性接着剤中に含有させる共重合体としては、上記各単量体の共重合体を用いることができるが、親水性の付与などの各種改質を行うための改質用単量体として、スチレンや酢酸ビニル、Ｎ−ビニル−２−ピロリドンなどの単量体を必要に応じて適宜共重合してもよいものである。
【００２１】
本発明の医療用貼付材における上記共重合体は、ガラス転移温度が２５０°Ｋ以下とすることが好ましい。つまり、ガラス転移温度を２５０°Ｋ以下にすることによって、貼付材として重要な皮膚接着力を充分に発現するようになるのである。
【００２２】
また、共重合体の重量平均分子量を１００万以上、好ましくは１００万〜２５０万、さらに好ましくは１３０万〜１９０万程度に調整することが望ましい。つまり、本発明の医療用貼付材は電子線やγ線、Ｘ線などの電離性放射線を照射せずとも適度な内部凝集力を有するようにするために、重量平均分子量を高めに設定することが好ましく、１００万以上とすることがよい。なお、重量平均分子量があまりに高すぎると、凝集力は高まるが感圧性接着剤層が硬くなりすぎて、貼付使用中に貼付材端部の剥がれ現象が生じ、場合によっては脱落を起こすこともあるので、２３０万以下の重量平均分子量に抑えることがよい。
【００２４】
さらに、このような共重合体を主体とし、必要に応じて可塑剤や軟化剤、充填剤、粘着付与剤などの各種添加剤を配合してなる感圧性接着剤は、前記基材フィルムの片面に層状に形成され、感圧性接着剤層となる。このときの感圧性接着剤層のゲル分率、即ち溶剤不溶分の含有率は実質的には略０重量％である。なお、本発明において略０重量％とは、０．数重量％程度の値も含むものである。
【００２５】
なお、本発明におけるゲル分率は、乾燥したサンプルを酢酸エチル中に常温で１０日間浸漬し、平均孔径０．２μｍのポリテトラフルオロエチレン膜（日東電工社製、ＮＴＦ膜）にて不溶分を濾別、乾燥して浸漬前の乾燥サンプル重量との比率で算出した。
【００２６】
上記のようにして得られる感圧性接着剤層の厚みは、１０〜６０μｍ程度とすることが好ましい。厚みが１０μｍに満たない場合には、皮膚に貼付する際に充分な皮膚接着性を発揮できない場合があり、また、６０μｍを超えた厚みでは、貼付材全体として充分な水蒸気透過性を得ることができず、長期間の貼付で皮膚刺激性を発現する場合がある。
【００２７】
本発明の医療用貼付材は上記のような構成からなり、水蒸気透過性を有することが好ましいが、貼付材全体としての透湿度は少なくとも３００ｇ／ｍ²・２４ｈｒ・４０℃・３０％Ｒ．Ｈ．、好ましくは３００〜２０００ｇ／ｍ²・２４ｈｒ・４０℃・３０％Ｒ．Ｈ．の範囲に設定する。人の皮膚面に貼付材を貼付した場合、個人差や貼付部位によっても異なるが、最低限３００ｇ／ｍ²・２４ｈｒ・４０℃・３０％Ｒ．Ｈ．の透湿度を有するようにしないと、発汗量が多い部位などに貼付した場合には、充分な透湿性を発揮できずムレの原因となってしまう。
【００２８】
本発明の医療用貼付材は上記構成からなるものであるが、通常、感圧性接着剤層の露出表面には、表面にシリコーン処理などの剥離処理を施した剥離シートを仮着しておくことが一般的である。
【００２９】
以上のようにして得られる本発明の医療用貼付材は、図２に示すように腕や他の患部に感圧性接着剤層を貼着することによって使用することができ、貼付部位の伸縮動作に追従して貼付材も伸縮し、皮膚面からの汗は水蒸気３となって体外に発散するのである。
【００３０】
本発明の医療用貼付材の製造方法の一実例について、以下に簡単に記載する。
【００３１】
まず、前記したアクリル酸アルキルエステル単量体４０〜９０重量％、アルコキシ基含有エチレン性不飽和単量体１０〜６０重量％を含む単量体混合物、好ましくはアクリル酸アルキルエステル単量体４０〜８０重量％、アルコキシ基含有エチレン性不飽和単量体１０〜５０重量％、カルボキシル基含有エチレン性不飽和単量体１〜１０重量％かなる単量体混合物を、重合溶媒としての酢酸エチルに均一に溶解する。
【００３２】
重合溶媒としては、溶液重合の場合では単量体混合物を溶解できるものであればよいのでトルエンやベンゼン、アセトン、テトラヒドロフラン、ヘキサン、シクロヘキサン、酢酸エチルなどの有機溶剤を用いることも可能であるが、重合反応を安全に行うために高沸点溶剤を用いることが好ましく、また高分子量の共重合体を得るためには活性水素に引き抜きが少ない有機溶剤を用いることが好ましい。このような有機溶剤としては酢酸エチルが好適である。
【００３３】
次に、重合開始剤としてのアゾビスイソブチロニトリルを配合し、反応温度を５０〜６５℃程度に制御しながら共重合反応を行う。共重合反応を行うにあたって、反応初期の単量体総量の濃度を５０〜７０重量％、好ましくは５５〜６５重量％に調整する。濃度が低い場合には重合反応が希釈され、得られる共重合体の重量平均分子量が１００万に満たないものが得られる恐れがあるので、できるだけ濃度を高く設定することが好ましい。但し、濃度が余りに高すぎると、共重合反応時に発生する反応熱の制御が難しくなると共に、得られる共重合体がゲル化する恐れもあり、５０〜７０重量％程度に設定することが効果的である。
【００３４】
以上のようにして得られる共重合体は、実質的にゲル分率が０重量％のものであり、本発明ではこの共重合体を主体とし、必要に応じて可塑剤や軟化剤、充填剤、粘着付与剤などの各種添加剤、酢酸エチルなどの希釈溶剤を配合して感圧性接着剤用の溶液を調製し、これを基材フィルムの片面に直接塗布、乾燥して感圧接着剤層を形成し、本発明の医療用貼付材を作製する。または、上記感圧接着剤用の溶液を表面にシリコーン処理などの剥離処理を施した剥離シートの剥離処理面に塗布、乾燥して感圧性接着剤層を形成したのち、この感圧性接着剤層を基材フィルムの片面に転着して本発明の医療用貼付材を作製することができる。
【００３５】
【発明の効果】
本発明の医療用貼付材は以上のような構成からなるので、皮膚に対して刺激性が少なく、特に長期間の貼付に対して有用である。また、感圧性接着剤層の主体となる共重合体の重量平均分子量を１００万以上の高分子量のものにしているので、ゲル分率が実質的に０重量％であっても、貼付中における端末剥がれや、貼付使用後に剥離した際の糊残りがなく、優れた皮膚接着性と共に凝集性を兼備するものである。従って、本発明の医療用貼付材は、ドレッシング材や絆創膏、救急絆創膏、ドレープ材などの用途に最適な貼付材である。
【００３６】
【実施例】
以下に本発明の実施例を示し、さらに具体的に説明するが、本発明はこれらに限定されるものではなく、本発明の技術的思想を逸脱しない範囲内で種々の応用が可能である。なお、以下の文中で「部」とあるのは「重量部」を意味し、「％」とあるのは「重量％」を意味する。
【００３７】
実施例１
イソノニルアクリレート６２部、２−メトキシエチルアクリレート３５部、アクリル酸３部からなる単量体混合物を、酢酸エチル８０部に均一に溶解混合し、重合開始剤としてのアゾビスイソブチロニトリル０．３部を添加して共重合反応を行った。５０〜６５℃で約１０時間重合を行ったのち、７８℃に昇温してさらに２時間重合（熟成）を行った。得られた共重合体のガラス転移温度は２０７°Ｋであり、ゲル分率は０％、重量平均分子量は１３２万であった。
【００３８】
次に、この共重合体のトルエン溶液を片面にシリコーン処理を施した剥離シートの処理面に、乾燥後の厚みが２５μｍとなるように塗布し、１０５℃で５分間乾燥して感圧性接着剤層を形成した。
【００３９】
次いで、得られた感圧性接着剤層の表面に、片面にコロナ放電処理を施したポリエーテルポリアミドブロックポリマー製のシート（厚み３０μｍ、東レ株式会社製、商品名ＰＥＢＡＸ３５３３）の処理面を貼付圧着して、本発明の医療用貼付材を作製した。
【００４０】
実施例２
２−エチルヘキシルアクリレート７０部、２−エトキシエチルアクリレート２５部、アクリル酸５部からなる単量体混合物を、酢酸エチル４５部に均一に溶解混合した以外は、実施例１と同様にして感圧性接着剤層を形成した。なお、得られた共重合体のガラス転移温度は２１２°Ｋ、ゲル分率は０％、重量平均分子量は１５１万であった。
【００４１】
次に、得られた感圧性接着剤層の表面に、片面にコロナ放電処理を施したポリエーテルポリエステル製のシート（厚み３０μｍ、日本合成化学株式会社製、商品名フレクロンＭタイプ）の処理面を貼付圧着して、本発明の医療用貼付材を作製した。
【００４２】
実施例３
イソノニルアクリレート６５部、２−メトキシエチルアクリレート３５部からなる単量体混合物を、酢酸エチル７０部に均一に溶解混合した以外は、実施例１と同様にして感圧性接着剤層を形成した。なお、得られた共重合体のゲル分率は０．１％、重量平均分子量は１３０万であった。
【００４３】
次に、得られた感圧性接着剤層の表面に、片面にコロナ放電処理を施したポリエーテルポリアミドブロックポリマー製のシート（前記と同じ）の処理面を貼付圧着して、本発明の医療用貼付材を作製した。
【００４４】
実施例４
イソノニルアクリレート６５部、２−メトキシエチルアクリレート３０部、アクリル酸５部からなる単量体混合物を、酢酸エチル４０部に均一に溶解混合した以外は、実施例１と同様にして感圧性接着剤層を形成した。なお、得られた共重合体のゲル分率は０．１％、重量平均分子量は１８７万であった。
【００４５】
次に、得られた感圧性接着剤層の表面に、片面にコロナ放電処理を施したポリエーテルポリアミドブロックポリマー製のシート（前記と同じ）の処理面を貼付圧着して、本発明の医療用貼付材を作製した。
【００４６】
実施例５
イソノニルアクリレート６２部、２−メトキシエチルアクリレート３５部、アクリル酸３部からなる単量体混合物を、酢酸エチル２５部に均一に溶解混合した以外は、実施例１と同様にして感圧性接着剤層を形成した。なお、得られた共重合体のガラス転移温度は２０７°Ｋであり、ゲル分率は０％、重量平均分子量は２２４万であった。
【００４７】
次に、得られた感圧性接着剤層の表面に、片面にコロナ放電処理を施したポリエーテルポリアミドブロックポリマー製のシート（前記と同じ）の処理面を貼付圧着して、本発明の医療用貼付材を作製した。
【００４８】
実施例６
２−エチルヘキシルアクリレート７０部、２−エトキシエチルアクリレート２５部、アクリル酸５部からなる単量体混合物を、酢酸エチル２５部に均一に溶解混合した以外は、実施例１と同様にして感圧性接着剤層を形成した。なお、得られた共重合体のガラス転移温度は２１２°Ｋであり、ゲル分率は０％、重量平均分子量は２０３万であった。
【００４９】
次に、得られた感圧性接着剤層の表面に、片面にコロナ放電処理を施したポリエーテルポリアミドブロックポリマー製のシート（前記と同じ）の処理面を貼付圧着して、本発明の医療用貼付材を作製した。
【００５０】
実施例７
イソノニルアクリレート６２部、２−メトキシエチルアクリレート３５部、アクリル酸３部からなる単量体混合物を、トルエン２５部に均一に溶解混合し、重合開始剤として過酸化ベンゾイル０．３部を添加した以外は、実施例１と同様にして感圧性接着剤層を形成した。なお、得られた共重合体のガラス転移温度は２０７°Ｋであり、ゲル分率は０％、重量平均分子量は１２４万であった。
【００５１】
次に、得られた感圧性接着剤層の表面に、片面にコロナ放電処理を施したポリエーテルポリアミドブロックポリマー製のシート（前記と同じ）の処理面を貼付圧着して、本発明の医療用貼付材を作製した。
【００５２】
比較例１
実施例３において酢酸エチルをトルエンに代えた以外は、実施例３と同様にして医療用貼付材を作製した。共重合体のゲル分率は０％であり、重量平均分子量は８２万であった。
【００５３】
比較例２
実施例２において酢酸エチルの量を１２０部とした以外は、実施例２と同様にして医療用貼付材を作製した。共重合体のガラス転移温度は２１２°Ｋであり、ゲル分率は０％、重量平均分子量は９２．４万であった。
【００５４】
比較例３
実施例５において酢酸エチルをトルエンに代え、その量を８０部とした以外は、実施例２と同様にして医療用貼付材を作製した。共重合体のガラス転移温度は２０７°Ｋであり、ゲル分率は０％、重量平均分子量は４８．８万であった。
【００５５】
比較例４
実施例４において重合開始剤をアゾビスイソブチロニトリルから過酸化ベンゾイル０．３部に変更した以外は、実施例４と同様にして医療用貼付材を作製した。共重合体のゲル分率は４６．９％、重量平均分子量は１４８万であり、ゲル分率は大きかった。
【００５６】
比較例５
実施例４において重合溶媒である酢酸エチルをトルエンに変更した以外は、実施例４と同様にして医療用貼付材を作製した。共重合体のゲル分率は０．１％、重量平均分子量は８１．５万であった。
【００５７】
上記各実施例および比較例にて得られた医療用貼付材について、以下の試験を行い、その結果を表１に示した。
【００５８】
＜ゲル分率＞
所定量の乾燥後のポリマーを酢酸エチル中にて常温で１０日間抽出し、その残渣（不溶分）をポリテトラフルオロエチレン膜（平均孔径０．２μｍ、日東電工社製、ＮＴＦ膜）にて濾別、乾燥して重量法にて求めた。ゲル分率は以下の式にて算出した。
【００５９】
【数１】

【００６０】
＜端末はがれ＞
各医療用貼付材を２０ｍｍ×５０ｍｍの大きさに裁断して試験片とした。男子被験者の胸部をアルコール消毒液で消毒、風乾し、しわや伸びが生じないように注意を払いながら試験片を貼付した。貼付試験中は入浴も可能であるが、タオル等で貼付部位を擦らないように注意した。
【００６１】
貼付後７日目に試験片の貼着状態（端末剥がれ状態）を目視にて観察し、以下の評価基準にて判定した。
【００６２】
〇：端末剥がれが、試験片の面積の２０％未満である。
△：端末剥がれが、試験片の面積の２０％以上、６０％未満である。
×：端末剥がれが、試験片の面積の６０％以上である。
【００６３】
＜糊残り＞
上記端末剥がれ試験を行ったのち、各試験片を剥離し、皮膚面への糊残り状態を目視にて観察し、以下の判定基準にて判定した。
【００６４】
〇：糊残りが、試験片の面積の１０％未満である。
△：糊残りが、試験片の面積の１０％以上、５０％未満である。
×：糊残りが、試験片の面積の５０％以上である。
【００６５】
＜重量平均分子量＞
ゲルパーミエーションクロマトグラフィー（ＧＰＣ）にて、重量平均分子量を測定した。測定サンプルはテトラヒドロフランにて溶解し、０．４５μｍφのメンブレンフィルタを通過する可溶分について行い、ポリスチレン換算にて算出した。
【００６６】
【表１】

【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の医療用貼付材の実例を示す断面図である。
【図２】本発明の医療用貼付材の使用状態を説明する斜視図である。
【符号の説明】
１基材フィルム
２感圧性接着剤層[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a medical patch used for external use in the medical hygiene field and a method for producing the same, and more specifically, a medical patch suitably used for an emergency bandage, a large bandage, a dressing material, a drape material, and the like. Is to provide.
[0002]
[Prior art]
A medical patch is usually formed by providing a pressure-sensitive adhesive layer on one side of a base film, and is used by sticking to the skin surface to be applied through the adhesive layer.
[0003]
The pressure-sensitive adhesive layer in such a medical patch generally needs to be firmly adhered and fixed to the skin surface, so there is a possibility of causing skin irritation at the time of peeling. It causes itching and sometimes inflammation.
[0004]
Furthermore, since the skin surface has an irregular and complicated surface shape, the adhesive layer cannot be completely adhered (adhered) to the skin surface to be applied. In the pasting, a delicate balance between the internal cohesive force of the adhesive layer and the skin adhesive force is required.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
The present invention has been made to solve the above-described problems of the prior art, and a pressure-sensitive adhesive layer mainly composed of a copolymer having a specific composition and a gel fraction of substantially 0% by weight is provided. By using it, it was found that a medical patch having excellent skin adhesiveness and internal cohesiveness was obtained, and the present invention was completed.
[0006]
[Means for Solving the Problems]
That is, the present invention is a patch comprising a pressure-sensitive adhesive layer that is not irradiated with ionizing radiation on one surface of a base film, and the pressure-sensitive adhesive layer is an alkyl acrylate monomer 40 to 40 Substantially obtained by copolymerizing a monomer mixture comprising 80% by weight, 10 to 50% by weight of an alkoxy group-containing ethylenically unsaturated monomer, and 1 to 10% by weight of a carboxyl group-containing ethylenically unsaturated monomer Further, the present invention provides a medical patch characterized in that it is mainly composed of a copolymer having a gel fraction of 0% by weight and a weight average molecular weight of 1 million or more.
[0007]
Furthermore, the present invention relates to an alkyl acrylate monomer of 40 to 80% by weight, an alkoxy group-containing ethylenically unsaturated monomer of 10 to 50% by weight, and a carboxyl group-containing ethylenically unsaturated monomer of 1 to 10% by weight. The monomer mixture is subjected to a copolymerization reaction using ethyl acetate as a polymerization solvent and adjusting the concentration of the monomer at the initial stage of the copolymerization reaction to 50 to 70% by weight in the presence of azobisisobutyronitrile. Thus, a copolymer having a gel fraction of substantially 0% by weight and a weight average molecular weight of 1,000,000 or more was obtained, and the pressure sensitive adhesive layer mainly composed of the copolymer was not irradiated with ionizing radiation. The present invention provides a method for producing a medical patch characterized by being provided on one side of an adhesive.
In particular, the weight average molecular weight of the copolymer is preferably adjusted to be 1 million to 2.5 million.
[0009]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
As shown in FIG. 1, the medical patch of the present invention is one in which a pressure-sensitive adhesive layer 2 is provided on one side of a base film 1.
[0010]
The base film in the present invention includes urethane polymers such as polyether urethane and polyester urethane, amide polymers such as polyether polyamide block polymer, acrylic polymers such as polyacrylate, polyethylene and polypropylene, ethylene / vinyl acetate copolymer It can be obtained from a material such as a polyolefin polymer such as a coalescence or a polyester polymer such as polyether polyester. These base films are preferably selected from materials having water vapor permeability so as not to cause stuffiness or whitening when applied to the skin surface. For example, urethane or amide films are used. Is preferred. The base film may be made of any one of the above materials, or may be a laminated film in which a plurality of films made of any material are laminated.
[0011]
The base film should have a thickness of 10 to 100 [mu] m, preferably about 20 to 40 [mu] m, so as not to cause an uncomfortable feeling when applied to the skin surface. In order to improve the skin followability when applied to the skin surface, it is preferable to adjust the tensile strength to 100 to 900 kg / cm ² and the 100% modulus to about 10 to 100 kg / cm ² . Use of a base film adjusted to this range is effective when applied to a skin surface having a large movement such as a joint part.
[0012]
In addition to the non-porous film, the use of a porous film that is water vapor permeable and water impermeable is also effective in terms of preventing stuffiness during sticking. In the case of such a film, the material is not particularly limited, and can be easily obtained by applying a known porosity technique. In the case of a non-porous film, the tendency for water vapor permeability to decrease as the film thickness increases appears significantly, but in the case of a porous film, the decrease in water vapor permeability does not appear in proportion to the thickness, which is useful. It is.
[0013]
The medical patch of the present invention can be suitably used for an emergency bandage, a large bandage, a dressing material, a drape material, etc., but depending on its use, for example, a bandage with a relatively large thickness (thickness is usually For example, it is preferable to use a porous film. As a base film suitable for the porous film, a porous plastic film made of a polyolefin-based resin is suitable. For example, a resin such as polyethylene, polypropylene, or ethylene-vinyl acetate copolymer can be used. In particular, it is preferable to use a linear low-density polyethylene resin from the viewpoint of productivity and workability. The linear low density polyethylene resin is a copolymer of ethylene and an α-olefin, and examples of the α-olefin include butene, hexene, and octene.
[0014]
On the other hand, the pressure-sensitive adhesive layer in the present invention is mainly composed of a copolymer comprising 40 to 90% by weight of an acrylic acid alkyl ester monomer and 10 to 60% by weight of an alkoxy group-containing ethylenically unsaturated monomer. The gel fraction of the copolymer is substantially 0% by weight.
[0015]
An acrylic acid alkyl ester monomer is a component that imparts tackiness and skin adhesiveness to the pressure-sensitive adhesive layer. Particularly, when a long chain alkyl ester having an alkyl group having 6 or more carbon atoms, particularly 6 to 18 carbon atoms is used. It is effective. Moreover, the acrylic acid alkyl ester monomer has the advantage that it is relatively less irritating to the skin and the adhesiveness is less likely to deteriorate even after long-term use.
[0016]
As specific examples of such alkyl acrylates, butyl ester, propyl ester, octyl ester, nonyl ester, decyl ester, dodecyl ester, lauryl ester, etc. of acrylic acid can be used singly or in combination. . Needless to say, these alkyl ester chains may be linear or branched.
[0017]
The above alkyl acrylate ester forms an adhesive polymer by copolymerizing with an unsaturated monomer described later. In the present invention, it is copolymerized in the range of 40 to 90% by weight, preferably 50 to 75% by weight. It is desirable to do. When the copolymerization amount of the acrylic acid alkyl ester is less than 40% by weight, sufficient adhesiveness to the skin is not imparted to the obtained adhesive polymer, and when the copolymerization amount exceeds 90% by weight, agglomeration occurs. A decrease in force is observed, and an adhesive residue phenomenon may occur when peeling and removing from the skin surface.
[0018]
The alkoxy group-containing ethylenically unsaturated monomer copolymerized with the alkyl acrylate is a component that imparts water vapor permeability to the resulting copolymer. Therefore, it is desirable to copolymerize in the range of 10 to 60% by weight, preferably 25 to 50% by weight in the copolymer. Examples of such unsaturated monomers include alkoxy having 1 to 4 carbon atoms such as methoxypolyethylene glycol acrylate, ethoxydiethylene glycol acrylate, butoxydiethylene glycol acrylate, methoxyethyl acrylate, ethoxyethyl acrylate, and butoxyethyl acrylate. It is preferable to use an alkyl acrylate.
[0019]
In the present invention, it is preferable to copolymerize a carboxyl group-containing ethylenically unsaturated monomer together with the alkoxy group-containing unsaturated monomer. By copolymerizing the carboxyl group-containing ethylenically unsaturated monomer, the cohesive force of the resulting copolymer is improved, so that it becomes an important monomer in preparing a pressure-sensitive adhesive. However, when the monomer is copolymerized in a large amount, an improvement in cohesion can be expected, but skin irritation becomes gradually stronger. Therefore, in the present invention, when the monomer is copolymerized, it is desirable that the copolymerization rate is about 1 to 10% by weight, preferably about 3 to 7% by weight. Representative examples of such monomers include acrylic acid, itaconic acid, crotonic acid, fumaric acid, (anhydrous) maleic acid and the like. Among these, acrylic acid is mentioned as a preferable monomer in terms of copolymerizability and handleability.
[0020]
As the copolymer contained in the pressure-sensitive adhesive of the present invention, a copolymer of each of the above monomers can be used, but modifications for performing various modifications such as imparting hydrophilicity. As the monomer for use, monomers such as styrene, vinyl acetate, N-vinyl-2-pyrrolidone may be appropriately copolymerized as required.
[0021]
The copolymer in the medical patch of the present invention preferably has a glass transition temperature of 250 ° K or lower. That is, by setting the glass transition temperature to 250 ° K or lower, the skin adhesive force important as a patch is sufficiently developed.
[0022]
Moreover, it is desirable to adjust the weight average molecular weight of the copolymer to 1 million or more, preferably 1 million to 2.5 million, and more preferably about 1.3 million to 1.9 million. That is, the medical patch of the present invention should have a high weight average molecular weight in order to have an appropriate internal cohesion without irradiating with ionizing radiation such as electron beam, γ-ray, and X-ray. Is preferable, and it is good to set it as 1 million or more. If the weight average molecular weight is too high, the cohesive force increases, but the pressure-sensitive adhesive layer becomes too hard, causing a peeling phenomenon at the end of the adhesive material during use, and in some cases dropping off. Therefore, it is preferable to suppress the weight average molecular weight to 2.3 million or less.
[0024]
Further, the pressure-sensitive adhesive comprising such a copolymer as a main component and blending various additives such as a plasticizer, a softener, a filler, and a tackifier as necessary is provided on one side of the base film. To form a pressure-sensitive adhesive layer. At this time, the gel fraction of the pressure-sensitive adhesive layer, that is, the content of the solvent-insoluble matter is substantially 0% by weight. In the present invention, substantially 0% by weight means 0. The value of about several percent by weight is also included.
[0025]
The gel fraction in the present invention is determined by immersing the dried sample in ethyl acetate at room temperature for 10 days, and removing the insoluble matter with a polytetrafluoroethylene membrane (NTF membrane manufactured by Nitto Denko Corporation) having an average pore size of 0.2 μm. It was calculated by the ratio to the weight of the dried sample before filtering and drying and before immersion.
[0026]
The thickness of the pressure-sensitive adhesive layer obtained as described above is preferably about 10 to 60 μm. If the thickness is less than 10 μm, sufficient skin adhesion may not be exhibited when affixing to the skin, and if the thickness exceeds 60 μm, sufficient water vapor permeability can be obtained as a whole patch. It may not be possible and may cause skin irritation when applied for a long time.
[0027]
The medical patch of the present invention has the above-described configuration and preferably has water vapor permeability, but the moisture permeability of the entire patch is at least 300 g / m ² · 24 hr · 40 ° C. · 30% R.D. H. , Preferably 300 to 2000 g / m ² · 24 hr · 40 ° C · 30% R.V. H. Set to the range. When a patch is affixed to the human skin surface, it varies depending on individual differences and the site of application, but a minimum of 300 g / m ² · 24 hr · 40 ° C · 30% H. If the moisture permeability is not set, if it is attached to a site where the amount of sweating is large, sufficient moisture permeability cannot be exhibited, resulting in stuffiness.
[0028]
The medical patch of the present invention has the above-mentioned configuration. Usually, a release sheet having a release treatment such as silicone treatment is temporarily attached to the exposed surface of the pressure-sensitive adhesive layer. Is common.
[0029]
The medical patch of the present invention obtained as described above can be used by sticking a pressure-sensitive adhesive layer to the arm or other affected area as shown in FIG. Following this, the patch also expands and contracts, and sweat from the skin surface becomes water vapor 3 and diffuses outside the body.
[0030]
An example of the method for producing the medical patch of the present invention will be briefly described below.
[0031]
First, a monomer mixture containing 40 to 90% by weight of the above-mentioned alkyl acrylate monomer and 10 to 60% by weight of an alkoxy group-containing ethylenically unsaturated monomer, preferably 40 to 40% of the alkyl acrylate monomer. A monomer mixture comprising 80% by weight, 10 to 50% by weight of an alkoxy group-containing ethylenically unsaturated monomer and 1 to 10% by weight of a carboxyl group-containing ethylenically unsaturated monomer was added to ethyl acetate as a polymerization solvent. Dissolves uniformly.
[0032]
As the polymerization solvent, any solvent that can dissolve the monomer mixture in the case of solution polymerization may be used, and an organic solvent such as toluene, benzene, acetone, tetrahydrofuran, hexane, cyclohexane, or ethyl acetate can be used. In order to carry out the polymerization reaction safely, it is preferable to use a high-boiling solvent, and in order to obtain a high molecular weight copolymer, it is preferable to use an organic solvent with little extraction of active hydrogen. As such an organic solvent, ethyl acetate is preferred.
[0033]
Next, azobisisobutyronitrile as a polymerization initiator is blended, and a copolymerization reaction is performed while controlling the reaction temperature at about 50 to 65 ° C. In carrying out the copolymerization reaction, the concentration of the total amount of monomers at the beginning of the reaction is adjusted to 50 to 70% by weight, preferably 55 to 65% by weight. When the concentration is low, the polymerization reaction is diluted, and a copolymer having a weight average molecular weight of less than 1,000,000 may be obtained. Therefore, it is preferable to set the concentration as high as possible. However, if the concentration is too high, it is difficult to control the reaction heat generated during the copolymerization reaction, and the resulting copolymer may be gelled, and it is effective to set it to about 50 to 70% by weight. It is.
[0034]
The copolymer obtained as described above has a gel fraction of substantially 0% by weight. In the present invention, the copolymer is mainly used, and a plasticizer, a softener, and a filler as necessary. , Various additives such as tackifiers, and diluting solvents such as ethyl acetate were prepared to prepare a solution for pressure sensitive adhesive, which was directly applied to one side of the substrate film and dried to form a pressure sensitive adhesive layer And the medical patch of the present invention is produced. Alternatively, the pressure-sensitive adhesive layer is formed by applying the pressure-sensitive adhesive solution onto the release-treated surface of a release sheet having a release treatment such as silicone treatment on the surface and drying to form a pressure-sensitive adhesive layer. Can be transferred to one side of the base film to produce the medical patch of the present invention.
[0035]
【The invention's effect】
Since the medical patch of the present invention is composed as described above, it is less irritating to the skin and is particularly useful for long-term patching. In addition, since the weight-average molecular weight of the copolymer that is the main component of the pressure-sensitive adhesive layer has a high molecular weight of 1 million or more, even if the gel fraction is substantially 0% by weight, There is no terminal peeling or adhesive residue when peeling after use, and it has excellent skin adhesion and cohesion. Therefore, the medical adhesive material of the present invention is an optimal adhesive material for applications such as dressing material, adhesive bandage, emergency adhesive bandage, and drape material.
[0036]
【Example】
Examples of the present invention will be described below and will be described in more detail. However, the present invention is not limited to these examples, and various applications are possible without departing from the technical idea of the present invention. In the following text, “part” means “part by weight”, and “%” means “% by weight”.
[0037]
Example 1
A monomer mixture consisting of 62 parts of isononyl acrylate, 35 parts of 2-methoxyethyl acrylate and 3 parts of acrylic acid was uniformly dissolved and mixed in 80 parts of ethyl acetate, and azobisisobutyronitrile 0. Three parts were added to carry out a copolymerization reaction. After carrying out the polymerization at 50 to 65 ° C. for about 10 hours, the temperature was raised to 78 ° C. and the polymerization (aging) was further carried out for 2 hours. The obtained copolymer had a glass transition temperature of 207 ° K., a gel fraction of 0%, and a weight average molecular weight of 1.32 million.
[0038]
Next, this copolymer toluene solution was applied to the treated surface of a release sheet having a silicone treatment on one side so that the thickness after drying was 25 μm, and dried at 105 ° C. for 5 minutes to form a pressure-sensitive adhesive. A layer was formed.
[0039]
Next, a treated surface of a polyether polyamide block polymer sheet (thickness 30 μm, manufactured by Toray Industries, Inc., trade name PEBAX3533) having a corona discharge treatment on one side is pasted onto the surface of the obtained pressure-sensitive adhesive layer. Thus, the medical patch of the present invention was produced.
[0040]
Example 2
Pressure sensitive adhesive as in Example 1 except that a monomer mixture consisting of 70 parts 2-ethylhexyl acrylate, 25 parts 2-ethoxyethyl acrylate and 5 parts acrylic acid was uniformly dissolved and mixed in 45 parts ethyl acetate. An agent layer was formed. The resulting copolymer had a glass transition temperature of 212 ° K., a gel fraction of 0%, and a weight average molecular weight of 15.1 million.
[0041]
Next, the surface of the obtained pressure-sensitive adhesive layer is treated with a treated surface of a sheet made of polyether polyester (thickness 30 μm, manufactured by Nippon Synthetic Chemical Co., Ltd., trade name: Freclon M type) subjected to corona discharge treatment on one side. The medical patch of the present invention was prepared by pasting and pressing.
[0042]
Example 3
A pressure sensitive adhesive layer was formed in the same manner as in Example 1 except that a monomer mixture composed of 65 parts isononyl acrylate and 35 parts 2-methoxyethyl acrylate was uniformly dissolved and mixed in 70 parts ethyl acetate. In addition, the gel fraction of the obtained copolymer was 0.1%, and the weight average molecular weight was 1.3 million.
[0043]
Next, a treated surface of a sheet made of a polyether polyamide block polymer (same as described above) having a corona discharge treatment on one side is pasted and pressure-bonded to the surface of the obtained pressure-sensitive adhesive layer. A patch was prepared.
[0044]
Example 4
A pressure sensitive adhesive as in Example 1 except that a monomer mixture consisting of 65 parts isononyl acrylate, 30 parts 2-methoxyethyl acrylate and 5 parts acrylic acid was uniformly dissolved and mixed in 40 parts ethyl acetate. A layer was formed. In addition, the gel fraction of the obtained copolymer was 0.1%, and the weight average molecular weight was 1,870,000.
[0045]
Next, a treated surface of a sheet made of a polyether polyamide block polymer (same as described above) having a corona discharge treatment on one side is pasted and pressure-bonded to the surface of the obtained pressure-sensitive adhesive layer. A patch was prepared.
[0046]
Example 5
A pressure sensitive adhesive as in Example 1 except that a monomer mixture consisting of 62 parts isononyl acrylate, 35 parts 2-methoxyethyl acrylate and 3 parts acrylic acid was uniformly dissolved and mixed in 25 parts ethyl acetate. A layer was formed. The obtained copolymer had a glass transition temperature of 207 ° K, a gel fraction of 0%, and a weight average molecular weight of 2,240,000.
[0047]
Next, a treated surface of a sheet made of a polyether polyamide block polymer (same as described above) having a corona discharge treatment on one side is pasted and pressure-bonded to the surface of the obtained pressure-sensitive adhesive layer. A patch was prepared.
[0048]
Example 6
Pressure sensitive adhesive as in Example 1 except that a monomer mixture consisting of 70 parts 2-ethylhexyl acrylate, 25 parts 2-ethoxyethyl acrylate and 5 parts acrylic acid was uniformly dissolved and mixed in 25 parts ethyl acetate. An agent layer was formed. In addition, the glass transition temperature of the obtained copolymer was 212 ° K, the gel fraction was 0%, and the weight average molecular weight was 2,030,000.
[0049]
Next, a treated surface of a sheet made of a polyether polyamide block polymer (same as described above) having a corona discharge treatment on one side is pasted and pressure-bonded to the surface of the obtained pressure-sensitive adhesive layer. A patch was prepared.
[0050]
Example 7
A monomer mixture consisting of 62 parts isononyl acrylate, 35 parts 2-methoxyethyl acrylate and 3 parts acrylic acid was uniformly dissolved and mixed in 25 parts of toluene, and 0.3 part of benzoyl peroxide was added as a polymerization initiator. Except for the above, a pressure-sensitive adhesive layer was formed in the same manner as in Example 1. The obtained copolymer had a glass transition temperature of 207 ° K., a gel fraction of 0%, and a weight average molecular weight of 1,240,000.
[0051]
Next, a treated surface of a sheet made of a polyether polyamide block polymer (same as described above) having a corona discharge treatment on one side is pasted and pressure-bonded to the surface of the obtained pressure-sensitive adhesive layer. A patch was prepared.
[0052]
Comparative Example 1
A medical patch was prepared in the same manner as in Example 3 except that ethyl acetate was replaced with toluene in Example 3. The copolymer had a gel fraction of 0% and a weight average molecular weight of 820,000.
[0053]
Comparative Example 2
A medical patch was prepared in the same manner as in Example 2 except that the amount of ethyl acetate was 120 parts in Example 2. The glass transition temperature of the copolymer was 212 ° K., the gel fraction was 0%, and the weight average molecular weight was 924,000.
[0054]
Comparative Example 3
A medical patch was prepared in the same manner as in Example 2 except that ethyl acetate was replaced with toluene in Example 5 and the amount thereof was changed to 80 parts. The copolymer had a glass transition temperature of 207 ° K, a gel fraction of 0%, and a weight average molecular weight of 488,000.
[0055]
Comparative Example 4
A medical patch was prepared in the same manner as in Example 4 except that the polymerization initiator was changed from azobisisobutyronitrile to 0.3 part of benzoyl peroxide in Example 4. The gel fraction of the copolymer was 46.9%, the weight average molecular weight was 1,480,000, and the gel fraction was large.
[0056]
Comparative Example 5
A medical patch was produced in the same manner as in Example 4 except that ethyl acetate as the polymerization solvent in Example 4 was changed to toluene. The copolymer had a gel fraction of 0.1% and a weight average molecular weight of 815,000.
[0057]
The following tests were conducted on the medical patches obtained in the above Examples and Comparative Examples, and the results are shown in Table 1.
[0058]
<Gel fraction>
A predetermined amount of the dried polymer was extracted in ethyl acetate at room temperature for 10 days, and the residue (insoluble matter) was filtered through a polytetrafluoroethylene membrane (average pore size 0.2 μm, manufactured by Nitto Denko Corporation, NTF membrane). Separately, it dried and calculated | required by the weight method. The gel fraction was calculated by the following formula.
[0059]
[Expression 1]

[0060]
<Terminal peeling>
Each medical patch was cut into a size of 20 mm × 50 mm to obtain a test piece. The breasts of male subjects were disinfected with alcohol disinfectant, air-dried, and test pieces were affixed with care to avoid wrinkling and stretching. Bathing is possible during the sticking test, but care was taken not to rub the sticking part with a towel.
[0061]
On the 7th day after sticking, the state of sticking of the test piece (terminal peeling state) was visually observed and judged according to the following evaluation criteria.
[0062]
◯: The terminal peeling is less than 20% of the area of the test piece.
Δ: Terminal peeling is 20% or more and less than 60% of the area of the test piece.
X: The terminal peeling is 60% or more of the area of the test piece.
[0063]
<Adhesive residue>
After performing the above-mentioned terminal peeling test, each test piece was peeled off, the adhesive remaining state on the skin surface was visually observed, and the following determination criteria were used.
[0064]
A: The adhesive residue is less than 10% of the area of the test piece.
Δ: The adhesive residue is 10% or more and less than 50% of the area of the test piece.
X: The adhesive residue is 50% or more of the area of the test piece.
[0065]
<Weight average molecular weight>
The weight average molecular weight was measured by gel permeation chromatography (GPC). The measurement sample was dissolved in tetrahydrofuran, and the soluble component passing through a 0.45 μmφ membrane filter was measured and calculated in terms of polystyrene.
[0066]
[Table 1]

[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a cross-sectional view showing an example of a medical patch of the present invention.
FIG. 2 is a perspective view illustrating a use state of the medical patch of the present invention.
[Explanation of symbols]
1 Base film 2 Pressure-sensitive adhesive layer

Claims

A patch comprising a pressure-sensitive adhesive layer not irradiated with ionizing radiation on one side of a base film, wherein the pressure-sensitive adhesive layer comprises 40-80% by weight of an acrylic acid alkyl ester monomer, alkoxy The gel fraction obtained by copolymerizing a monomer mixture comprising 10 to 50% by weight of a group-containing ethylenically unsaturated monomer and 1 to 10% by weight of a carboxyl group-containing ethylenically unsaturated monomer A medical patch comprising a copolymer mainly composed of 0% by weight and having a weight average molecular weight of 1,000,000 or more.

The medical patch according to claim 1, wherein the copolymer has a weight average molecular weight of 1,000,000 to 2,500,000.

Monomer mixture comprising 40 to 80% by weight of acrylic acid alkyl ester monomer, 10 to 50% by weight of alkoxy group-containing ethylenically unsaturated monomer, and 1 to 10% by weight of carboxyl group-containing ethylenically unsaturated monomer Substantially adjusting the monomer concentration at the initial stage of the copolymerization reaction to 50 to 70% by weight in the presence of azobisisobutyronitrile using ethyl acetate as a polymerization solvent. A copolymer having a gel fraction of 0% by weight and a weight average molecular weight of 1 million or more was obtained, and a pressure-sensitive adhesive layer mainly composed of the copolymer was provided on one side of the base film without irradiating ionizing radiation. A method for producing a medical patch, comprising:

The method for producing a medical patch according to claim 3 , wherein the copolymer has a weight average molecular weight of 1,000,000 to 2,500,000.