JPH0311786B2 - - Google Patents
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- JPH0311786B2 JPH0311786B2 JP62327316A JP32731687A JPH0311786B2 JP H0311786 B2 JPH0311786 B2 JP H0311786B2 JP 62327316 A JP62327316 A JP 62327316A JP 32731687 A JP32731687 A JP 32731687A JP H0311786 B2 JPH0311786 B2 JP H0311786B2
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- Medicinal Preparation (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
Description
［産業上の利用分野］
本発明は新規な生体適合性材料、これを用いた
医用材料およびマイクロカプセルならびにそれら
の製法に関する。
本発明の生体適合性材料、医用材料およびマイ
クロカプセルは生体由来の物質を原料とするため
生体に無害であり、医療品、化粧品および食品な
どの分野に利用される。
［従来の技術およびその問題点］
従来より医用材料として各種合成高分子が取り
上げられ、生体内・外の器官の機能補助、生体内
への埋入や組織支持等に用いられて来たが、細胞
親和性と抗血栓性の要求を同時に満足する材料は
なかなか得られないため、かねてから生体由来の
材料を用いるとによりこの両者を克服する可能性
のある医用材料を製造する試みがなされて来た。
このうち代表的なものは生体に多量に存在する構
造タンパク質のコラーゲンである。線維化したポ
リメリツクなコラーゲンや線維化しないまでも未
変性である三重鎖ヘリツクスの分子状コラーゲン
は細胞親和性は良いものの血小板の粘着凝集の惹
起物であるため抗血栓性は悪い。その改善策とし
て従来からコラーゲンの化学修飾等電荷状態の改
良が試みられて来たがその効果は必ずしも十分で
はなく、より優れた医用材料が求められていた。
さらに、マイクロカプセルは、ゼラチン−アラ
ビアゴムなどを用いるコアセルベーシヨン法、或
いは、リン脂質を用いるリポソーム法などにより
生成されてきた。このうち、ゼラチン−アラビア
ゴムを用いるマイクロカプセルは、コアセルベー
トとして発見された最初のものであり、且つ物質
をコアセルベート内に取り込む性質が認められた
ために、有効なマイクロカプセルとして早くから
利用されてきたものである。また、これはタンパ
ク質−多糖複合体であるため、生体になじみやす
く、生体に直接関与する医療品などに応用されて
きた。然し乍ら、この種のゼラチンは、動物性タ
ンパク質のコラーゲンを工業的に分解して製造す
るものであり、繊維状のコラーゲンを無作為に切
断しランダムコイル状にしてあるため、抗原基な
どが除去されておらず、また、構造上も不安定な
ために、生体に埋め込む等の操作に必ずしも適す
るものでない。
コラーゲンとムコ多糖類は、元来は皮膚の構成
成分であるため、創傷のカバー材などの素材とし
て利用されている。構造的に剛直なヘリツクス構
造を有するコラーゲンと、ムコ多糖類との混合物
はコンプレツクスなどを作ることが困難であるた
め、架橋剤による架橋の導入により両者の共重合
体を作り、膜状或いはスポンジ状に成形している
ものが殆どである。
アルギン酸は細胞に対しても親和性がよく、ア
ルギン酸のカプセル内でランゲルハハンス小島細
胞や肝細胞を培養することに成功したことが報告
されている〔F.Lim，J.Pharm，Sci.70，351
（1981）〕。ところが、細胞を大量に培養するには
増殖因子をマイクロカプセルに包含させ、それを
徐々に放出させることが必要とされ、アルギン酸
のカプセルではその徐放性を制御することが難し
い。
［問題点を解決するための手段］
本発明は、生体構成成分であるコラーゲンと水
溶性多糖類との混合物がコアセルベート構造を形
成している生体適合性材料を提供することを目的
とする。本発明は、更に、皮膚部位に非常に親和
力がよく、人工被覆膜、軟骨、化粧品に組み込み
易い生体適合性材料、殊にマイクロカプセル製剤
を提供することを目的とする。また、本発明は、
抗原性がなく、体内の治療部位に埋め込んでも使
用でき、生体内で薬剤を徐放でき、製剤材料は生
体内吸収され得る構成成分よりなる生体適合性材
料、殊にマイクロカプセルを提供することを目的
とする。更に、本発明は、製造方法が簡単で確実
にマイクロカプセルが得られるマイクロカプセル
製造方法を提供することを目的とする。本発明
は、更に、薬剤を取り込んだ生体内吸収される成
分よりなるマイクロカプセル提供することを目的
とする。
本発明は上記の目的を達成するため下記の構成
を有する。
１ 変性コラーゲンと水溶性多糖類との混合物か
らなり、コアセルベート構造を形成しているこ
とを特徴とする生体適合性材料。
２ 前記変性コラーゲンは、牛真皮由来のコラー
ゲンを原料とし、抗原基を除去し、それを37〜
90℃の温度範囲で熱変性させた熱変性アテロコ
ラーゲンである第１項記載の生体適合性材料。
３ 前記抗原基の除去は、プロクターゼ又はペプ
シンにより分子末端の抗原基のテロペプチドを
除去してなされたものである第２項記載の生体
適合性材料。
４ 水溶性多糖類がムコ多糖類である第１項記載
の生体適合性材料。
５ ムコ多糖類は酸性ムコ多糖類である第４項記
載の生体適合性材料。
６ 前記酸性ムコ多糖類は、コンドロイチン硫
酸、ヘパラン硫酸、デルマタン硫酸、ヒアルロ
ン酸、ヘパリンからなる群より選択されたもの
である第５項記載の生体適合性材料。
７ 水溶性多糖類がアルギン酸である第１項記載
の生体適合性材料。
８ 生成コアセルベート構造の膜を、ホルマリン
処理、熱脱水処理、反復凍結融解処理から選択
された少なくとも１以上の処理により、補強硬
化させた第１項記載の生体適合性材料。
９ 変性コラーゲン水溶液と水溶性多糖類水溶液
を変性コラーゲン１重量部に対して水溶性多糖
類0.05〜１重量部となるような割合でコラーゲ
ンの変性温度以上の温度で混合し、該混合物の
Hzを3.0〜5.0に調整することを特徴とするコア
セルベート構造を形成している生体適合性材料
の製法。
10 変性コラーゲン水溶液と水溶性多糖類水溶液
を40〜60℃の温度で混合攪拌する第９項記載の
生体適合性材料の製法。
11 変性コラーゲン水溶液および水溶性多糖類水
溶液の濃度がそれぞれ0.1〜１％（ｗ／ｖ）で
ある第９項記載の生体適合性材料の製法。
12 変性コラーゲンと水溶性多糖類との混合物か
らなりコアセルベート構造を形成している生体
適合性材料とそれによつて被覆された担体とか
らなることを特徴とする医用材料。
13 担体が合成高分子の基材である第１２項記載
の医用材料。
14 変性コラーゲン水溶液と水溶性多糖類水溶液
を、基材の存在下に、変性コラーゲン１重量部
に対して水溶性多糖類0.05〜１重量部となるよ
うな割合でコラーゲンの変性温度以上の温度で
混合し、該混合物をHz3.0〜5.0に調整すること
を特徴とする医用材料の製法。
15 変性コラーゲンと水溶性多糖類との混合物か
らなり、コアセルベート構造を形成し、その内
部に担持されるべき物質を取り込んでなること
を特徴とするマイクロカプセル。
16 物質が薬剤である第１５項記載のマイクロカ
プセル。
17 物質が細胞増殖因子である第１５項記載のマ
イクロカプセル。
18 変性コラーゲン水溶液と水溶性多糖類水溶液
を、担持されるべき物質の存在下に、変性コラ
ーゲン１重量部に対して水溶性多糖類0.05〜１
重量部となるような割合でコラーゲンの変性温
度以上の温度で混合し、次いで該混合物のHzを
3.0〜5.0に調整することを特徴とするマイクロ
カプセルの製法。
本発明における変性コラーゲンは牛真皮由来の
コラーゲンをプロクターゼまたはペプシン等の酵
素で消化処理して抗原基テロペプチドを除去して
アテロコラーゲンとし、さらにこれを37〜90℃の
温度に加熱して変性させたものが望ましい。
この熱変性条件がコアセルベート生成の形成に
非常に影響する。
60℃２時間と90℃15時間でコラーゲンを変性し
た変性コラーゲンを用いたときのコアセルベート
の形成する範囲を、調整Hzを縦軸にとり、横軸
に、変性コラーゲンおよびムコ多糖類の総量に対
するムコ多糖類（コンドロイチン−硫酸）の重量
割合をとつたグラフに示したものが、第１図であ
る。第１図において斜線の部分は、60℃で２時間
熱変性した変性コラーゲンを用いて、上記のよう
に操作したときに、コアセルベートが生成する範
囲である。両方の斜線の部分は、90℃で15時間熱
変性したコラーゲンを用いて上記のように操作し
たときに、コアセルベートの生成した範囲であ
る。なお、90℃で24時間熱変性させたコラーゲン
を用いた場合、コアセルベートは生成されなかつ
た。
変性温度と変性処理時間の程度により、コラー
ゲン分子のらせん繊維（ヘリツクス）の巻き戻し
の程度、Hz変化に対する反応性等が異なる。その
ために、変性の程度を調整することにより、水溶
性多糖類希薄水溶液と混合したときに、適切にコ
アセルベートを形成するようにすることができ
る。コラーゲンは、37℃が熱変性温度であり、37
℃以上の温度をかけると、コラーゲン特有の３本
鎖らせん構造を失い、構造が変化する。分子鎖切
断を伴わない立体構造の全面的なランダム化も重
要因子であると思われる。
変性コラーゲンの原料としては、酵素処理コラ
ーゲンが適する。この酵素処理コラーゲンは、市
販のもの、例えば、(株)高研、(株)新田ゼラチン、(株)
ニツピなどから得られる。
水溶性多糖類は多糖類のうち、水によく溶ける
多糖類を意味し、ムコ多糖類、特にコンドロイチ
ン硫酸、ヘパラン硫酸、デルマタン硫酸、ヒアル
ロン酸、ヘパリンのような酸性ムコ多糖類が望ま
しく、アルギン酸も好適に使用される。
アルギン酸は海藻を希薄な炭酸ナトリウムで煮
沸処理してアルギン酸ナトリウムとして得られる
が、本発明においてはこれを陽イオン交換樹脂を
用いて水溶液状でH+型に変換して使用する。
本発明の生体適合性材料は上記熱変性コラーゲ
ンおよび水溶性多糖類をそれぞれ別々に水に溶か
し、0.1〜１％（ｗ／ｖ）の水溶液とし、コラー
ゲンの熱変性以上の温度好ましくは40〜60℃で両
水溶液を混合攪拌し、次いでこの混合物に鉱酸好
ましくは塩酸を加えてHzを3.0〜5.0に調整するこ
とによつて製造される。Hzの値によつて種々の強
度のコアセルベート液滴が得られる。混合の際
に、変性コラーゲンや水溶性多糖類の濃度が上記
のものより高いと混合やHz調整が円滑に行われず
コアセルベート液滴の生成が困難である。コアセ
ルベート液滴の生成領域からみて、Hzの変化によ
りコアセルベート液滴の生成収量が変化する（第
１図および第２図参照）。混合割合は熱変性コラ
ーゲン１重量部に対して多糖類0.05〜１重量部が
好ましい。コアセルベート総重量中の多糖類重量
は５〜50％が好ましい。多糖類の重量が５％以下
の場合はコアセルベートが形成されず、50％以下
の場合はコアセルベートの構造物の性質に変化を
きたす。
コアセルベートの組成と生成の程度は、系の
Hz、温度、濃度などに依存し、また、系中にある
塩類によつても左右される。
本発明の生体適合性材料を製造するには、先
ず、酵素処理コラーゲンを水で膨潤させて、水溶
液を作成し、それを所定時間、所定温度で加熱処
理し、次に、その水溶液に、水溶性多糖類、例え
ば、コンドロイチン硫酸Ｃ（コンドロイチン硫酸
ナトリウム塩）の希薄水溶液を、コラーゲンの変
性温度以上の所定温度で、添加混合し、放冷し、
酸性溶液を添加し、Hzを調整する。Hz3.0〜5.0の
弱酸性にすると、コアセルベートを形成する。コ
アセルベート形成後も、再加熱と放冷を行うと、
コアセルベートが融合、肥大化し又は形成量の増
加をみることがある。
Hz調整は、例えば、1N塩酸水溶液の添加によ
り行う。また、この際、変性コラーゲンと水溶性
多糖類は濃厚水溶液を用いると混合の程度、Hzの
調整時に、物質の不均一を生じ易く、コアセルベ
ートの形成が困難になるので、用いる両者の水溶
液は、希薄溶液がよい。
この調整Hzと、変性コラーゲンと水溶性多糖類
の割合により、コアセルベートの形成する範囲
を、第１図に示す。
原料となるコラーゲンは、前述したように牛真
皮由来のものを酸又はアルカリ処理した後、プロ
クターゼ又はペプシンにより処理し、その分子末
端のテロペプチドを消化除去した酵素処理コラー
ゲンを用いる。この酵素処理コラーゲンを水で膨
張させて酵素処理コラーゲン水溶液とし、これを
加熱することにより熱変性させ、変性処理する。
このコラーゲンの熱変性は、37℃前後を境として
起こるために、40℃以上に加熱し確実に変性させ
ることが好ましい。90℃以上への加熱は水溶液の
沸謄により、コラーゲンに不可逆的な変性が起こ
つて、コアセルベート生成を妨げると考えられる
のでこれを防止するために、避けることが良い。
好適な加熱変性処理は、60℃前後の温度に数時間
保持するものである。
このようにコラーゲンは、そのままではコアセ
ルベーシヨン現象を起こさないので、本発明の生
体適合性材料を生成することはできない。上記の
変性処理を行うことで、初めてコアセルベーシヨ
ン現象、即ち、コアセルベート構造の形成が可能
になる。コアセルベート構造からなる生体適合性
材料は、必要により、常法に従つてホルマリン処
理、熱脱水処理、反復凍結融解処理から選択され
た少なくとも１種以上の処理によりコアセルベー
トの膜を補強硬化することができる。
本発明におけるコアセルベート構造物はそれ自
体医用材料として使用することができるが、適当
な担体に被覆させて人工血管、人工臓器等の医用
材料とすることもできる。
上記医用材料を製造するに際しては、生成した
コアセルベート液滴を自然沈降または遠心分離に
より担体上に被覆させる。コアセルベート層の厚
さは1μm〜100μmの範囲であり、使用目的に応じ
て5μm〜20μmの範囲となるのが好ましい。担体
としてはポリウレタン，ポリエチレン，ポリエス
テル，ポリアミドのような合成高分子が好適に使
用される。
本発明において、コアセルベートの生成の際に
系中に薬物を存在させておくと、コアセルベート
の内部に薬物を取り込んだ100〜200μm程度のマ
イクロカプセルを得ることができる。薬物には特
に制限はなく、例えばハイドロコルチゾン，イン
シユリン，ウロガストロンのような細胞増殖因
子、各種の抗生物質あるいはビタミン（例えばビ
タミンB12）等を適宜選択することができる。
薬物の取り込み量は、仕込み量に依存し、仕込
み量が少ない場合では、仕込み量の約80％も取り
込むことができるが、仕込み量が多くなると、取
り込み量に限界があり、一定の量で飽和してしま
う。
副腎皮質ホルモンであるハイドロコルチゾン
は、生体の器官や組織に対して多様の機能を示
し、例えば、慢性リウマチ患者結合組織の炎症
は、ハイドロコルチゾンの投与が有効であると知
られている。このような場合ハイドロコルチゾン
が徐々に放出されると、長期にわたり有効にでき
る。本発明のマイクロカプセルでは、このような
長期にわたり有効にするために、従来なかつた有
効手段を提供する。
マイクロカプセル膜の硬化を図るための処理方
法としては、ホルマリン処理、熱脱水処理、凍結
と融解を繰り返す反復凍結融解処理が、好適であ
る。本発明では、ホルマリン処理と、熱脱水処理
と、反復凍結融解処理・熱脱水処理の組合せ処理
が、本発明のマイクロカプセルの硬化安定化のた
めに適することが分かつた。これらの安定化処理
において、熱脱水と反復凍結融解処理を組合せた
処理方法では、相乗効果が認められた。凍結融解
の反復処理単独では、マイクロカプセル膜は意外
にも不安定であつたが、これは、膜として融解し
てしまう可能性が高く、液滴の安定化に単独では
寄与しないようである。
本発明のマイクロカプセル膜の安定化処理の効
果を、生理的食塩水、塩基性溶液、酸性溶液に対
する溶出度を経過時間に対して測定した結果を第
２図、第３図、第４図に示す。第２図は、生理的
食塩水に対するホルマリン処理、熱脱水処理、反
復凍結融解と熱脱水の組合せ処理と、未処理のマ
イクロカプセルからタンパク質の溶出度を％で示
したものである。第３図は、同様に、Hz２の塩酸
に対するホルマリン処理、熱脱水処理、反復凍結
融解と熱脱水の組合せ処理と、未処理のマイクロ
カプセルからタンパク質の溶出度を％で示したも
のである。第４図は、Hz12の水酸化ナトリウムに
対するホルマリン処理、熱脱水処理、反復凍結融
解と熱脱水の組合せ処理と、未処理のマイクロカ
プセルからタンパク質の溶出度を％で示したもの
である。経過時間にともない、溶出タンパク質の
溶出度は増加する。然し乍ら、その程度により、
本発明によるマイクロカプセルは、ホルマリン処
理＞熱脱水と反復凍結融解の組合せ処理＞熱脱水
処理＞未処理の順に硬化安定化していることが分
かる。
［実施例］
次に実施例および試験例を示して本発明をさら
に具体的に説明する。
実施例 １
アテロコラーゲンを0.3（ｗ／ｖ）％となるよう
に蒸留水で膨潤させてアテロコラーゲン溶液と
し、この水溶液を室温（24℃位）になじませた後
60℃に保つたオーブン内にて約２時間加熱操作を
行い変性コラーゲンを得る。この変性コラーゲン
は変性温度（37℃）以上に保つておく。なおこの
処理温度時間で得られた変性コラーゲンは冷却後
にヘリツクス構造を一定の割合で再生できる範囲
内のものである。一方、コンドロイチン−６−硫
酸を１（ｗ／ｖ）％となるように蒸留水に溶かし
コンドロイチン−６−硫酸水溶液とする。なおコ
ンドロイチン−６−硫酸として得られているもの
は水に溶解後陽イオン交換樹脂でNa部分をH+型
に置換しておく。それぞれの溶液を0.45μm以下
のフイルターを通過させて夾雑物を除去後、変性
温度以上で混合させる。混合する際、物質総量に
対するコンドロイチン−６−硫酸の仕込み量は５
（ｗ／ｗ）％以上50（ｗ／ｗ）％以下であるが、好
ましい範囲は10（ｗ／ｗ）％以上、30（ｗ／ｗ）％
以下である。この範囲内でコアセルベートの最大
収量を期待できる。混合後１規定のHCを用い
てHz調整をする。Hzの下降状態に応じて白濁を生
じコアセルベート液滴が形成され生体適合性材料
が得られる。第５図は得られたコアセルベートの
電子顕微鏡写真である。
実施例 ２
アテロコラーゲンを３（ｗ／ｖ）％となるよう
に蒸留水で膨潤させてアテロコラーゲン溶液とす
るほかは実施例１の場合と同様に操作する。第６
図はこうして得られたコアセルベートの電子顕微
鏡写真である。実施例１のものに比べ多数のコア
セルベートが密に形成され生体適合性材料が得ら
れる。
実施例 ３
ヘパリンを１（ｗ／ｖ）％となるように蒸留水
に溶かしヘパリン水溶液とし0.45μm以下のフイ
ルター通過後0.3（ｗ／ｖ）％変性アテロコラーゲ
ン溶液と混合するほかは実施例１の場合と同様に
操作して生体適合性材料を得る。
実施例 ４
アテロコラーゲンを３（ｗ／ｖ）％となるよう
に蒸留水で膨潤させてアテロコラーゲン溶液とす
るほかは実施例３の場合と同様に操作して生体適
合性材料を得る。
実施例 ５
実施例２で得られた３（ｗ／ｖ）％の熱変性し
たアテロコラーゲン中に、布状あるいは不織布状
にされた合成高分子（ポリウレタン）を予め浸漬
させておき、しかる後に実施例１で得られたコン
ドロイチン−６−硫酸を混合し、実施例１の手法
に従つてコアセルベートを生起させて医用材料を
得る。合成高分子表面にコアセルベートが層状に
コーテイングされている。第７図は、未処理の合
成高分子不織布表面とコアセルベートがコート処
理された合成高分子不織布表面の電子顕微鏡写真
である。
実施例 ６
実施例３で得られてたヘパリンを混合するほか
は実施例５の場合と同様に操作して医用材料を得
る。
試験例 １
未発明の医用材料のin vitroにおける細胞親和
性試験
合成高分子表面を親水化加工してある市販の細
胞培養用のシヤーレを用意し、変性コラーゲンと
コンドロイチン硫酸の混合物よりなるコアセルベ
ートを表面にコーテイングしたシヤーレを作製す
る。未処理のシヤーレと、このコアセルベートコ
ーテイングシヤーレ上でラツト表皮から分離した
表皮細胞を培養する。栄養培地としてDMFM培
地と10％血清を用い、37℃恒温下で５％CO2、加
湿下で培養を行つた。
その結果、細胞が形成するコロニー（集合体）
の面積は未処理シヤーレに比べてコアセルベート
コーテイングシヤーレは若干程度の向上に留まる
ものの、細胞が二重・三重に重なつて増殖する重
層性はコーテイングシヤーレ上のものの方のみに
見られた。また、個々の細胞形態を細胞染色後に
光学顕微鏡で観察すると、未処理シヤーレ上で培
養した細胞には空胞変性や一部凝固壊死などの障
害が発生しているが、コーテイングシヤーレ上で
は非常に良好な状態で細胞形態が維持されてい
た。
以上の結果を第１表に示す。表中−〜までの
記号は不良から良好までの程度の変化を示し、
の方に向かうに従い良好性が増す。
[Industrial Application Field] The present invention relates to a novel biocompatible material, medical materials and microcapsules using the same, and methods for producing them. Since the biocompatible materials, medical materials, and microcapsules of the present invention are made from biologically derived substances, they are harmless to living organisms, and are used in fields such as medical products, cosmetics, and foods. [Conventional technologies and their problems] Various synthetic polymers have been used as medical materials in the past, and have been used to support the functions of organs inside and outside the body, to be implanted in the body, to support tissues, etc. Since it is difficult to obtain materials that simultaneously satisfy the requirements of cell affinity and antithrombotic properties, attempts have been made for some time to produce medical materials that have the potential to overcome both of these requirements by using materials derived from living organisms. .
A typical example of these is collagen, which is a structural protein that exists in large amounts in living organisms. Although fibrotic polymeric collagen and triple-helix molecular collagen, which is undenatured even if not fibrotic, have good affinity for cells, they have poor antithrombotic properties because they induce adhesive aggregation of platelets. As a countermeasure to this problem, attempts have been made to improve the charge state of collagen, such as chemical modification, but the effects have not always been sufficient, and there has been a need for better medical materials. Furthermore, microcapsules have been produced by a coacervation method using gelatin-gum arabic or the like, or a liposome method using phospholipids. Among these, microcapsules using gelatin-gum arabic were the first to be discovered as coacervates, and because they were recognized to have the property of incorporating substances into coacervates, they were used from an early stage as effective microcapsules. be. Furthermore, since it is a protein-polysaccharide complex, it is easily compatible with living organisms and has been applied to medical products that directly interact with living organisms. However, this type of gelatin is manufactured by industrially decomposing the animal protein collagen, and because the fibrous collagen is randomly cut into random coils, antigenic groups are removed. Furthermore, it is structurally unstable, so it is not necessarily suitable for operations such as implantation into a living body. Collagen and mucopolysaccharides are originally constituent components of the skin, and are therefore used as materials for wound coverings. Since it is difficult to create a complex with a mixture of collagen, which has a structurally rigid helical structure, and mucopolysaccharides, a copolymer of the two is created by introducing crosslinking with a crosslinking agent, and a membrane-like or sponge-like material is created. Most of them are shaped into shapes. Alginic acid also has a good affinity for cells, and it has been reported that Langerhahans islet cells and hepatocytes were successfully cultured in alginic acid capsules [F. Lim, J. Pharm, Sci. 70 ,351
(1981)]. However, in order to culture cells in large quantities, it is necessary to encapsulate growth factors in microcapsules and gradually release them, and it is difficult to control the sustained release properties of alginic acid capsules. [Means for Solving the Problems] An object of the present invention is to provide a biocompatible material in which a mixture of biological components collagen and water-soluble polysaccharide forms a coacervate structure. A further object of the present invention is to provide a biocompatible material, particularly a microcapsule formulation, which has a very good affinity for skin sites and is easy to incorporate into artificial membranes, cartilage, and cosmetics. Moreover, the present invention
We aim to provide a biocompatible material, especially a microcapsule, which is non-antigenic, can be used even when implanted in a treatment site in the body, can release drugs in vivo in a sustained manner, and has components that can be absorbed in the body as a formulation material. purpose. A further object of the present invention is to provide a method for producing microcapsules that is simple and can reliably produce microcapsules. A further object of the present invention is to provide microcapsules comprising a bioabsorbable component incorporating a drug. The present invention has the following configuration to achieve the above object. 1. A biocompatible material consisting of a mixture of denatured collagen and water-soluble polysaccharide, forming a coacervate structure. 2 The denatured collagen is made from collagen derived from bovine dermis, removes antigenic groups, and transforms it into 37-
2. The biocompatible material according to item 1, which is heat-denatured atelocollagen heat-denatured in a temperature range of 90°C. 3. The biocompatible material according to item 2, wherein the removal of the antigenic group is performed by removing a telopeptide of the antigenic group at the terminal of the molecule using protase or pepsin. 4. The biocompatible material according to item 1, wherein the water-soluble polysaccharide is a mucopolysaccharide. 5. The biocompatible material according to item 4, wherein the mucopolysaccharide is an acidic mucopolysaccharide. 6. The biocompatible material according to item 5, wherein the acidic mucopolysaccharide is selected from the group consisting of chondroitin sulfate, heparan sulfate, dermatan sulfate, hyaluronic acid, and heparin. 7. The biocompatible material according to item 1, wherein the water-soluble polysaccharide is alginic acid. 8. The biocompatible material according to item 1, wherein the membrane having a generated coacervate structure is reinforced and hardened by at least one treatment selected from formalin treatment, thermal dehydration treatment, and repeated freeze-thaw treatment. 9. A denatured collagen aqueous solution and a water-soluble polysaccharide aqueous solution are mixed at a temperature equal to or higher than the denaturation temperature of collagen in a ratio such that 1 part by weight of denatured collagen is 0.05 to 1 part by weight of water-soluble polysaccharide;
A method for producing a biocompatible material forming a coacervate structure characterized by adjusting Hz to 3.0 to 5.0. 10. The method for producing a biocompatible material according to item 9, wherein the denatured collagen aqueous solution and the water-soluble polysaccharide aqueous solution are mixed and stirred at a temperature of 40 to 60°C. 11. The method for producing a biocompatible material according to item 9, wherein the concentrations of the denatured collagen aqueous solution and the water-soluble polysaccharide aqueous solution are each 0.1 to 1% (w/v). 12. A medical material comprising a biocompatible material comprising a mixture of denatured collagen and a water-soluble polysaccharide forming a coacervate structure, and a carrier coated with the biocompatible material. 13. The medical material according to item 12, wherein the carrier is a synthetic polymer base material. 14 A denatured collagen aqueous solution and a water-soluble polysaccharide aqueous solution are mixed in the presence of a base material at a temperature above the denaturation temperature of collagen in a ratio such that 0.05 to 1 part by weight of the water-soluble polysaccharide per 1 part by weight of denatured collagen. A method for producing a medical material, which comprises mixing and adjusting the mixture to Hz3.0 to 5.0. 15 Microcapsules are characterized by being made of a mixture of denatured collagen and water-soluble polysaccharides, forming a coacervate structure, and incorporating the substance to be carried inside the coacervate structure. 16. The microcapsule according to item 15, wherein the substance is a drug. 17. The microcapsule according to item 15, wherein the substance is a cell growth factor. 18 A denatured collagen aqueous solution and a water-soluble polysaccharide aqueous solution are mixed in the presence of the substance to be supported, and 0.05 to 1 part of the water-soluble polysaccharide is added to 1 part by weight of the denatured collagen.
Parts by weight are mixed at a temperature above the denaturation temperature of collagen, and then the Hz of the mixture is
A method for producing microcapsules, which is characterized by adjusting the microcapsules to 3.0 to 5.0. The denatured collagen in the present invention is obtained by digesting collagen derived from bovine dermis with enzymes such as proctase or pepsin to remove antigenic telopeptides to obtain atelocollagen, which is then heated to a temperature of 37 to 90°C to denature it. Something is desirable. This thermal denaturation condition greatly influences the formation of coacervate products. The range of coacervate formation when using denatured collagen obtained by denaturing collagen at 60°C for 2 hours and 90°C for 15 hours is plotted with the adjustment Hz on the vertical axis and the mucopolysaccharide relative to the total amount of denatured collagen and mucopolysaccharides on the horizontal axis. FIG. 1 is a graph showing the weight ratio of sugars (chondroitin-sulfuric acid). The shaded area in FIG. 1 is the range in which coacervate is produced when the above procedure is performed using denatured collagen heat-denatured at 60° C. for 2 hours. Both shaded areas are the range in which coacervates were formed when the above procedure was performed using collagen heat-denatured at 90°C for 15 hours. Note that when collagen heat-denatured at 90°C for 24 hours was used, no coacervate was produced. Depending on the degree of denaturation temperature and denaturation treatment time, the degree of unwinding of the helical fibers (helices) of collagen molecules, the reactivity to Hz changes, etc. differ. Therefore, by adjusting the degree of denaturation, it is possible to appropriately form a coacervate when mixed with a dilute aqueous solution of a water-soluble polysaccharide. Collagen has a thermal denaturation temperature of 37°C, and 37
When a temperature higher than ℃ is applied, the three-stranded helical structure unique to collagen is lost and the structure changes. Complete randomization of the three-dimensional structure without chain scission also appears to be an important factor. Enzyme-treated collagen is suitable as a raw material for denatured collagen. This enzyme-treated collagen is commercially available, such as Kouken Co., Ltd., Nitta Gelatin Co., Ltd., and Koken Co., Ltd.
Obtained from plants such as Nitsupi. Water-soluble polysaccharides refer to polysaccharides that dissolve well in water, and mucopolysaccharides, particularly acidic mucopolysaccharides such as chondroitin sulfate, heparan sulfate, dermatan sulfate, hyaluronic acid, and heparin, are preferred, and alginic acid is also preferred. Preferably used. Alginic acid is obtained as sodium alginate by boiling seaweed with dilute sodium carbonate, but in the present invention, this is used after being converted into the H + form in an aqueous solution using a cation exchange resin. The biocompatible material of the present invention is prepared by separately dissolving the heat-denatured collagen and the water-soluble polysaccharide in water to form a 0.1-1% (w/v) aqueous solution at a temperature higher than the heat-denaturation of collagen, preferably 40-60°C. It is produced by mixing and stirring both aqueous solutions at °C, then adding a mineral acid, preferably hydrochloric acid, to the mixture and adjusting the Hz to 3.0 to 5.0. Coacervate droplets of various intensities are obtained depending on the value of Hz. During mixing, if the concentration of denatured collagen or water-soluble polysaccharide is higher than the above, mixing and Hz adjustment will not be performed smoothly, making it difficult to generate coacervate droplets. From the perspective of the coacervate droplet generation region, the production yield of coacervate droplets changes depending on the change in Hz (see FIGS. 1 and 2). The mixing ratio is preferably 0.05 to 1 part by weight of polysaccharide to 1 part by weight of heat-denatured collagen. The weight of polysaccharide in the total weight of coacervate is preferably 5 to 50%. When the weight of polysaccharide is less than 5%, no coacervate is formed, and when it is less than 50%, the properties of the coacervate structure change. The composition and extent of coacervate formation depend on the system.
It depends on Hz, temperature, concentration, etc., and also on the salts present in the system. To produce the biocompatible material of the present invention, first, enzyme-treated collagen is swollen with water to create an aqueous solution, which is then heat-treated at a predetermined temperature for a predetermined time. A dilute aqueous solution of a polysaccharide such as chondroitin sulfate C (sodium chondroitin sulfate) is added and mixed at a predetermined temperature higher than the denaturation temperature of collagen, and allowed to cool.
Add acidic solution and adjust Hz. When made weakly acidic at Hz3.0-5.0, it forms coacervate. Even after coacervate formation, if reheating and cooling are performed,
Coacervates may be fused, enlarged, or formed in an increased amount. The Hz adjustment is performed, for example, by adding a 1N aqueous hydrochloric acid solution. In addition, in this case, if a concentrated aqueous solution of denatured collagen and water-soluble polysaccharide is used, it is easy to cause non-uniformity of the substances when adjusting the degree of mixing and Hz, making it difficult to form a coacervate. A dilute solution is better. The range in which coacervate is formed is shown in FIG. 1 based on this adjusted Hz and the ratio of denatured collagen and water-soluble polysaccharide. The raw material used is enzyme-treated collagen, which is derived from bovine dermis and treated with acid or alkali as described above, and then treated with protase or pepsin to digest and remove the telopeptide at the molecular end. This enzyme-treated collagen is expanded with water to obtain an enzyme-treated collagen aqueous solution, which is then heated to undergo thermal denaturation treatment.
This thermal denaturation of collagen occurs around 37°C, so it is preferable to heat it to 40°C or higher to ensure denaturation. Heating to 90° C. or higher is thought to cause irreversible denaturation of collagen due to boiling of the aqueous solution and impede coacervate production, so it is best to avoid this in order to prevent this.
A suitable heat denaturation treatment is to maintain the temperature at around 60° C. for several hours. As described above, since collagen does not cause the coacervation phenomenon as it is, the biocompatible material of the present invention cannot be produced. By carrying out the above modification treatment, the coacervation phenomenon, that is, the formation of a coacervate structure becomes possible for the first time. In the biocompatible material having a coacervate structure, the coacervate film can be reinforced and hardened by at least one treatment selected from formalin treatment, thermal dehydration treatment, and repeated freeze-thaw treatment according to a conventional method, if necessary. . The coacervate structure of the present invention can be used as a medical material per se, but it can also be coated with a suitable carrier to be used as a medical material for artificial blood vessels, artificial organs, and the like. When producing the above-mentioned medical material, the generated coacervate droplets are coated on a carrier by natural sedimentation or centrifugation. The thickness of the coacervate layer is in the range of 1 μm to 100 μm, preferably in the range of 5 μm to 20 μm depending on the intended use. As the carrier, synthetic polymers such as polyurethane, polyethylene, polyester, and polyamide are preferably used. In the present invention, if a drug is present in the system during the production of coacervate, microcapsules of approximately 100 to 200 μm in size can be obtained in which the drug is incorporated into the coacervate. There are no particular restrictions on the drug, and for example, cell growth factors such as hydrocortisone, insulin, and urogastrone, various antibiotics, or vitamins (eg, vitamin B 12 ) can be selected as appropriate. The amount of drug taken up depends on the amount of preparation; if the amount of preparation is small, about 80% of the amount of drug can be taken in, but when the amount of preparation is large, there is a limit to the amount of drug taken up, and it becomes saturated at a certain amount. Resulting in. Hydrocortisone, an adrenocortical hormone, exhibits various functions for organs and tissues of the living body. For example, administration of hydrocortisone is known to be effective in treating inflammation of connective tissues of patients with chronic rheumatism. In such cases, hydrocortisone can be released slowly and be effective over a long period of time. The microcapsules of the present invention provide an unprecedented effective means for maintaining efficacy over such a long period of time. Suitable treatment methods for hardening the microcapsule membrane include formalin treatment, thermal dehydration treatment, and repeated freeze-thaw treatment in which freezing and thawing are repeated. In the present invention, it has been found that a combination treatment of formalin treatment, thermal dehydration treatment, repeated freeze-thaw treatment and thermal dehydration treatment is suitable for stabilizing the microcapsules of the present invention. In these stabilization treatments, a synergistic effect was observed in a treatment method that combined thermal dehydration and repeated freeze-thaw treatments. The microcapsule membrane was unexpectedly unstable under repeated freezing and thawing treatments alone, but this alone does not seem to contribute to the stabilization of the droplets, as it is likely to melt as a membrane. The effect of the stabilization treatment of the microcapsule membrane of the present invention is shown in Figures 2, 3, and 4, which show the results of measuring the degree of dissolution in physiological saline, basic solution, and acidic solution versus elapsed time. show. FIG. 2 shows the degree of elution of protein from microcapsules treated with formalin, heat dehydration, repeated freeze-thaw and heat dehydration for physiological saline, and untreated microcapsules in percentages. FIG. 3 similarly shows the degree of elution of protein from microcapsules treated with formalin in hydrochloric acid at Hz2, heat dehydration, repeated freeze-thaw and heat dehydration, and untreated microcapsules in %. FIG. 4 shows the elution degree of protein from microcapsules treated with formalin at Hz12 using sodium hydroxide, heat dehydration, repeated freeze-thaw and heat dehydration, and untreated microcapsules in %. As time elapses, the degree of elution of the eluted protein increases. However, depending on the degree,
It can be seen that the microcapsules according to the present invention are hardened and stabilized in the following order: formalin treatment > combination treatment of thermal dehydration and repeated freezing and thawing > thermal dehydration treatment > untreated. [Example] Next, the present invention will be explained in more detail by showing Examples and Test Examples. Example 1 Atelocollagen was swollen with distilled water to a concentration of 0.3 (w/v)% to obtain an atelocollagen solution, and this aqueous solution was allowed to warm to room temperature (approximately 24°C).
A heating operation is performed for about 2 hours in an oven kept at 60°C to obtain denatured collagen. This denatured collagen is kept above the denaturation temperature (37°C). Note that the denatured collagen obtained at this treatment temperature and time is within the range in which the helical structure can be regenerated at a constant rate after cooling. On the other hand, chondroitin-6-sulfuric acid is dissolved in distilled water to a concentration of 1 (w/v)% to obtain a chondroitin-6-sulfuric acid aqueous solution. In addition, what is obtained as chondroitin-6-sulfuric acid is dissolved in water, and then the Na portion is replaced with H + type using a cation exchange resin. Each solution is passed through a filter of 0.45 μm or less to remove impurities, and then mixed at a temperature above the denaturation temperature. When mixing, the amount of chondroitin-6-sulfate added to the total amount of substances is 5
(w/w)% or more and 50 (w/w)% or less, but the preferred range is 10 (w/w)% or more and 30 (w/w)%
It is as follows. Maximum yield of coacervate can be expected within this range. After mixing, adjust the Hz using a standard HC. As the Hz decreases, white turbidity occurs, coacervate droplets are formed, and a biocompatible material is obtained. FIG. 5 is an electron micrograph of the obtained coacervate. Example 2 The procedure in Example 1 was repeated except that atelocollagen was swollen with distilled water to a concentration of 3 (w/v)% to obtain an atelocollagen solution. 6th
The figure is an electron micrograph of the coacervate thus obtained. A larger number of coacervates are densely formed than in Example 1, and a biocompatible material is obtained. Example 3 Same as Example 1 except that heparin is dissolved in distilled water to a concentration of 1 (w/v)% to make a heparin aqueous solution, passed through a filter of 0.45 μm or less, and then mixed with a 0.3 (w/v)% denatured atelocollagen solution. A biocompatible material is obtained by the same procedure as above. Example 4 A biocompatible material is obtained in the same manner as in Example 3, except that atelocollagen is swollen with distilled water to a concentration of 3 (w/v)% to obtain an atelocollagen solution. Example 5 A synthetic polymer (polyurethane) in the form of a cloth or non-woven fabric was immersed in advance in 3 (w/v)% heat-denatured atelocollagen obtained in Example 2, and then the mixture was prepared in Example 2. The chondroitin-6-sulfate obtained in Example 1 is mixed and coacervate is generated according to the method of Example 1 to obtain a medical material. The surface of the synthetic polymer is coated with a layer of coacervate. FIG. 7 is an electron micrograph of the surface of an untreated synthetic polymer nonwoven fabric and the surface of a synthetic polymer nonwoven fabric coated with coacervate. Example 6 A medical material was obtained in the same manner as in Example 5 except that the heparin obtained in Example 3 was mixed. Test Example 1 In vitro cell affinity test of an uninvented medical material A commercially available cell culture shear dish with a hydrophilized synthetic polymer surface was prepared, and a coacervate made of a mixture of denatured collagen and chondroitin sulfate was coated on the surface. A coated sheet is prepared. Epidermal cells isolated from rat epidermis are cultured on untreated shears and on this coacervate coated shears. Using DMFM medium and 10% serum as a nutrient medium, culture was carried out at a constant temperature of 37° C. under 5% CO 2 and humidification. As a result, colonies (aggregates) formed by cells
Although the area of the coacervate coated shear was only slightly improved compared to the untreated shear, multilayered properties in which cells multiplied in double or triple layers were observed only on the coated shear. In addition, when observing the morphology of individual cells with an optical microscope after cell staining, it was found that cells cultured on untreated shear plates had defects such as vacuolar degeneration and some coagulation necrosis, but cells cultured on coated shear plates showed no signs of damage. The cell morphology was maintained in good condition. The above results are shown in Table 1. The symbols from - to in the table indicate the degree of change from poor to good.
The quality increases as you move toward .
【表】
この試験結果から、本発明の医用材料の細胞親
和性が非常に優れたものであると判断された。
試験例 ２
コアセルベートをコーテイングした合成高分子
不織布上でのin vitro血小板拡張能試験
実施例５のようにして得られたコアセルベート
コーテイング合成高分子不織布の血小板拡張能を
試験例１の手法で調べた。曲面のため付着血小板
の計数は不可能であるが、電子顕微鏡下で未処理
の基材とコーテイング処理基材の間に第８図の様
な明確な差異を生じた。未コートの基材（第８図
Ａ）では多数の付着血小板を認めるのに対し、コ
ーテイング基材（第８図Ｂ）では血小板の付着を
全く認めない。
実施例 ７
マイクロカプセルの製造
酵素処理コラーゲン〔商品名：酵素処理コラー
ゲン，パウダー状、高研(株)製〕を0.3（ｗ／ｖ）％
に維持しながら蒸留水（或には脱イオン水）で１
昼夜４℃の温度下で膨潤させ酵素処理コラーゲン
水溶液を得る。この水溶液を、次の加熱処理に対
して速やかに反応できるように、一旦室温（24
℃）に１〜２時間放置する。その後、60℃に保持
したオーブン内に置き、これを加熱処理にかける
と、このコラーゲンは、周知のように、性質上、
37℃前後を境に、それ以上の温度では、粘性が急
速に低下し変性コラーゲンになる。この60℃のオ
ーブン内に約２時間保持する。この熱処理により
コラーゲンが変性されるが、変性されたコラーゲ
ンは、次の混合操作にかけられるまで、変性温度
以上に保持しておく。
一方、ムコ多糖類の１種であるコンドロイチン
−６−硫酸（薬品名：コンドロイチン硫酸Ｃ）の
H+型のものを用意する。コンドロイチン−６−
硫酸は通常コンドロイチン−６−硫酸ナトリウム
としてNa+型で市販されていることが多いが、こ
れを陽イオン交換樹脂を用いて溶液状でH+型に
置換し、１（ｗ／ｖ）％のコンドロイチン−６−
硫酸水溶液を得る。
次に、このよにして得た変性コラーゲン水溶液
とコンドロイチン−６−硫酸水溶液は、各々
0.45μmのフイルターを通過させて夾雑物を取り
除いた後に、この両者を変性温度以上で混合させ
る。この際、0.3（ｗ／ｖ）％変性コラーゲン水溶
液1000容量部に、0.1（ｗ／ｖ）％コンドロイチン
−６−硫酸水溶液75容量部を混合し、コンドロイ
チン−６−硫酸の総量に対する割合を、20重量％
となるようにしておく。この混合物を充分に混合
した後に、１規定のHCを用いてHzを調整す
る。この混合水溶液のHzが4.0程度に低下させ、
撹拌混合すると、白濁し、コアセルベートが形成
する。このコアセルベートを顕微鏡で観察する
と、第９図に示す写真のような構造のものであ
る。
実施例 ８
マイクロカプセルの製造
実施例７のコラーゲンの熱処理の温度を、90℃
まで上げたオーブン内に保持して、15時間と延長
させた時間オーブン内に放置すると、やはり、コ
アセルベーシヨンが得られた。ただし、90℃保持
のオーブン内に24時間放置した場合では、もは
や、コアセルベーシヨンの形成は観測されなかつ
た。90℃に24時間放置すると、変性コラーゲンは
再生ヘリツクス構造を回復しないためと思われ
る。
また、90℃で15時間処理したものは、第１図に
示すように、コアセルベーシヨン形成領域は、60
℃での処理に比べ狭い範囲になる。
以上のような現象を検討すると、本発明による
変性コラーゲンとムコ多糖類との混合によるコア
セルベーシヨン構造の製造、即ち、本発明のマイ
クロカプセルの生成には、加熱変性処理、混合水
溶液のHz、変性コラーゲンとムコ多糖類との割合
などの因子により決まるマイクロカプセル生成領
域が存在することが分かる。
実施例 ９
生成マイクロカプセルの安定化方法
実施例７で得たコアセルベーシヨン構造のマイ
クロカプセルを種々の処理により安定化すること
を行つた。ホルマリン処理（ホルマール化）、熱
脱水処理、熱脱水処理と反復凍結融解処理の併用
などを行い、マイクロカプセルを硬化安定化でき
る。
本発明のマイクロカプセルは未処理でもマイク
ロカプセルとしてその侭で使用可能であるが、硬
化させた方が安定して望ましいものである。
ホルマリン処理は、25％ホルマリンを１ml添加
して処理するものである。
熱脱水処理は、真空下で110℃の温度で24時間
静置するものである。
反復凍結融解処理は、−20℃で凍結させ、次に
24℃で融解させることを３回繰り返すもので、こ
れらの処理条件は、生成マイクロカプセルの形
状、製造工程、製造条件などに応じて適宜に変更
して行うことが好適である。
第２，３，４図は、それぞれの硬化処理により
処理したマイクロカプセルの各種の溶液に対する
溶解性を比較して示した各グラフである。
第２図は、生理食塩水に対する各々の処理で硬
化処理したマイクロカプセルの溶出度を示す。縦
軸に溶出度を百分率でとり、横軸に経過時間をと
つたものである。
第３図は、酸溶液に対する各々の処理で硬化処
理したマイクロカプセルの溶出度を示す。縦軸に
溶出度を百分率でとり、横軸に経過時間をとつた
ものである。
第４図は、塩基溶液に各々の処理で硬化処理し
たマイクロカプセルの溶出度を示す。縦軸に溶出
度を百分率でとり、横軸に経過時間をとつたもの
である。
本発明によるコアセルベート構造のマイクロカ
プセルは、溶出度の低い程、安定であることを示
す。以上のグラフから安定化処理としては、ホル
マリン処理＞熱脱水処理と反復凍結融解処理の併
用＞熱脱水処理＞未処理の順に安定化しているこ
とが分かる。
こうして安定化して得たコアセルベート構造の
マイクロカプセルの電子顕微鏡写真を第１０図に
示す。右下の白線が10μmの長さを示す。
実施例 10
薬剤を取り込んだ本発明のマイクロカプセルの
応用例
変性コラーゲンとコンドロイチン−６−硫酸に
よる本発明のマイクロカプセルのコアセルベート
に対する物質吸収性を調べた。
60℃で２時間の加熱処理で変性したコラーゲン
に、含有すべき試薬、ビタミンB12を、変性コラ
ーゲン：ビタミンB12＝９：１の割合で混合した
後、コンドロイチン−６−硫酸水溶液を添加し混
合撹拌し、コアセルベート化した。このコアセル
ベート化した後のコアセルベート溶液を遠心分離
し、上澄液の吸光度を測定した。このビタミン
B12は、361nmに吸収ピークを有するために、こ
の吸収ピーク点で吸光度を測定した。それによ
り、取り込み率を求めた。
取り込み率＝〔（仕込ビタミンB12の吸光度）−（遠
心分離上澄液の吸光度）〕／（仕込みビタミンB12の吸
光度）
この取り込み率を100分率で表わした。
この試験では、ビタミンB12の取り込み率は最
大で31.1％を示した。
実施例 11
インシユリン取り込みマイクロカプセル
市販されている酵素処理コラーゲン〔商品名：
アテロコラーゲン（パウダー状）、高研(株)製〕を
蒸留水（或には脱イオン水）中に膨潤させる。こ
の際、酵素処理コラーゲンの濃度は、0.1〜0.5重
量％程度の稀薄な水溶液にすると、コアセルベー
シヨンの生成に好適であり、より好適には、0.3
重量％前後である。得られた酵素処理コラーゲン
水溶液をオーブン内に入れ、加熱処理し、熱変性
させる。予め所定の温度に設定したオーブン内に
一定時間保持するが、コアセルベート生成に、最
も適している処理温度は、60℃程度である。処理
時間は、約２時間〜数時間の範囲である。この熱
処理によりコラーゲンが変性されるが、変性され
たコラーゲンは、次の混合操作にかけられるま
で、変性温度以上に保持しておく。
一方、ポリカチオンとしての変性コラーゲンに
対応するものとして、ポリアニオンであるコンド
ロイチン−６−硫酸〔薬品名：コンドロイチン硫
酸Ｃ：和光純薬(株)製〕のH+のものを用意する。
コンドロイチン−６−硫酸は通常コンドロイチン
−６−硫酸ナトリウムとしてNa+型で市販されて
いることが多いが、これを陽イオン交換樹脂を用
いて溶液状でH+型に置換して用いる。得られた
変性コラーゲン水溶液とコンドロイチン−６−硫
酸水溶液は、各々0.45μmのフイルターを通過さ
せて夾雑物を取り除いた。
インシユリンは40単位／mlの等張インシユリン
水溶液を用意する。
次に、このようにして得た３種の水溶液を変性
温度以上で混合させる。この際の混合割合は、混
合水溶液中に含まれるコンドロイチン−６−硫酸
の重量が変性コラーゲンとコンドロイチン−６−
硫酸の総重量の10〜30重量％となるようにする。
仕込むインシユリン量は、必要に応じて変え、所
望の取り込みインシユリン量を得るようにでき
る。即ち、第１１図は、インシユリンの仕込み量
に対するマイクロカプセル中への取り込み量を示
すグラフである。このグラフから取り込ます所望
量を得るようにインシユリンの仕込み量を決め、
その量のインシユリンを混合物に入れる。
この混合物を充分に混合した後に、１規定の
HCを用いてHzを調整する。この混合水溶液の
Hzが３〜６程度の弱酸性にHzを低下させ、撹拌混
合すると、白濁し、コアセルベーシヨン現象が起
こり、インシユリンを取り込んだコアセルベート
が析出する。このコアセルベートをホルマリン処
理などのコアセルベート膜の硬化処理法によりコ
アセルベートを安定化して、インシユリン取り込
みマイクロカプセルを得た。
尚、第１１図のグラフにおいて、このインシユ
リンのマイクロカプセルへの取り込み量は、100
分率で表わし、縦軸に示し、横軸には、インシユ
リンの混合水溶液への仕込み量をμg／mlで示す。
実施例 12
ハイドロコルチゾン取り込みマイクロカプセル
実施例11において、インシユリンの代わりにハイ
ドロコルチゾンを置き替えると、ハイドロコルチ
ゾン取り込みマイクロカプセルを製造できる。
ハイドロコルチゾンは水に不溶なために、ハイ
ドロコルチゾンを含むエタノール溶液を用意す
る。この溶液濃度は、0.05重量％程度が望ましい
が、ハイドロコルチゾンの含有量は、要に応じて
任意に変えることができ、即ち、仕込み量に応じ
て取り込みハイドロコルチゾン量が決定すること
ができる。第１２図は、ハイドロコルチゾンの仕
込み量に対するマイクロカプセル中への取り込み
量を示すグラフである。このグラフから、ハイド
ロコルチゾンのマイクロカプセルへの取り込み量
を票要に応じて決定すればよい。このハイドロコ
ルチゾンのマイクロカプセルへの取り込み量は、
100分率で表わし、縦軸に示し、横軸には、ハイ
ドロコルチゾンの仕込み量（μg／ml）を示す。
試験例 ３
本発明によるマイクロカプセルの徐放性の試験
実施例12により作成したハイドロコルチゾン含
有マイクロカプセル20mlを60mmシヤーレに入れ、
クリーンベンチ内で風乾する。その乾燥ハイドロ
コルチゾン含有マイクロカプセルの膜（ハイドロ
コルチゾン含有量10μg／ml）を60mmシヤーレに
入れ、生理的食塩水20mlを添加する。このシヤー
レを室温に保持し、時間経過に対して、この溶液
を経時的にサンプルを採取して、ハイドロコルチ
ゾン含有量を定量した。その結果を第１３図に示
す。
本発明によるハイドロコルチゾン取り込みマイ
クロカプセルは、長期にわたり薬剤を放出でき、
長い期間にわたり薬効を持続できるものであるこ
とが分かつた。
実施例 13
酵素可溶化コラーゲン（アテロコラーゲン）を
0.3（ｗ／ｖ）％に保ちながら蒸留水で一昼夜４℃
下で膨潤させアテロコラーゲン水溶液を得る。こ
の水溶液を加熱による昇温に速やかに反応させる
ため、一旦室温（24℃）で１〜２時間放置する。
その後60℃に保つた恒温槽内にて加熱操作を行う
と、コラーゲンはその既知の性質上37℃前後を境
として、それ以上の温度で粘性が急低下した熱変
性コラーゲンとなる。そのまま60℃の恒温槽で約
２時間撹拌する。この熱変性コラーゲンは混合操
作時まで変性温度以上にしておく。
一方、アルギン酸は通常アルギン酸ナトリウム
としてNa型で市販されているものが多いが、こ
れを陽イオン交換樹脂を用いて水溶液状でＨ型に
置換する。こうして１（ｗ／ｖ）％のアルギン酸
水溶液を得る。熱変性コラーゲンとアルギン酸の
水溶液は変性温度以上で混合する。この際、変性
コラーゲン1000容に対してアルギン酸37容混合し
〔重量比（変性コラーゲン）／（アルギン酸）＝
90／10〕、アルギン酸の総量に対する割合を10
（ｗ／ｗ）％になるようにしておく。充分混合後
に１規定のHCを用いてHzを調整する。Hzが3.0
〜5.0範囲内では白濁を生じ、コアセルベート液
滴が得られる。Hz値とコアセルベート液滴の収率
との関係を第１４図に示す。
実施例 14
実施例13の操作中、熱変性コラーゲン1000容に
対して、アルギン酸75容混合し、アルギン酸の総
量に対する割合を20（ｗ／ｖ）％となるようにし
ておく。充分混合後に、１規定のHCを用いて
Hzを調整する。Hzが3.0〜4.5範囲では白濁を生
じ、コアセルベート液滴が得られる。Hz値とコア
セルベート液滴の収率との関係を第１５図に示
す。
実施例 15
実施例14の操作中、熱変性コラーゲンとアルギ
ン酸を添加する際に、0.05％のカルボキシフロー
レツセインを加えて混合する。充分混合後に、１
規定のHCを用いてHzを4.20に調整してコアセ
ルベート液滴が得られる。更に遠心分離
（15000r.p.m.20分）すると、コアセルベート液滴
は相分離し、下層に沈む。仕込んだカルボキシフ
ローレツセンに対して、上澄みに残存したカルキ
シフローレツセン量を定量すると、コアセルベー
ト液滴に取り込まれたカルボキシフローレツセン
は28.9％であつた。
［発明の効果］
本発明の生体適合性材料は、生体成分であるコ
ラーゲンおよび水溶性多糖類の混合物からなるこ
とから生体、特に皮膚部位に優れた親和性を有す
る。コラーゲンとしてアテロコラーゲンを使用す
る場合は、コラーゲンの抗原性が除去される。さ
らに本発明は上記混合物がコアセルベートを形成
していることからコラーゲンの難点である血液凝
固作用が抑制される。従つて本発明の生体適合性
材料は医薬、化粧品、食品の担体、増量剤等の補
助剤として、有用である。
さらに本発明の生体適合性材料を適当な担体に
被覆させた医用材料は、人工血管、人工心臓等の
人工臓器あるいは生体内に埋め込む医療具の材料
として有用である。
さらに本発明の生体適合性材料に薬物を含有さ
せたマイクロカプセルは、薬物を徐々に放出する
ので細胞の培養基質や創傷治療材料として好適で
ある。
本発明によればさらに上記生体適合性材料およ
びこれを用いた医用材料、マイクロカプセルを有
利に製造することができる。[Table] From the test results, it was determined that the medical material of the present invention had very excellent cell affinity. Test Example 2 In vitro platelet expansion ability test on coacervate-coated synthetic polymer nonwoven fabric The platelet expansion ability of the coacervate-coated synthetic polymer nonwoven fabric obtained as in Example 5 was examined using the method of Test Example 1. Although it was impossible to count the adhered platelets due to the curved surface, a clear difference as shown in FIG. 8 was observed between the untreated substrate and the coated substrate under an electron microscope. On the uncoated substrate (FIG. 8A), a large number of attached platelets are observed, whereas on the coated substrate (FIG. 8B), no platelets are observed at all. Example 7 Production of microcapsules 0.3 (w/v)% of enzyme-treated collagen [trade name: enzyme-treated collagen, powder form, manufactured by Kouken Co., Ltd.]
1 with distilled water (or deionized water) while maintaining
The enzyme-treated collagen aqueous solution is obtained by swelling at a temperature of 4° C. day and night. This aqueous solution was temporarily stored at room temperature (24
℃) for 1 to 2 hours. After that, when placed in an oven maintained at 60°C and subjected to heat treatment, this collagen, as is well known, is
At temperatures above 37°C, the viscosity rapidly decreases and the collagen becomes denatured. Keep in this 60°C oven for about 2 hours. This heat treatment denatures the collagen, but the denatured collagen is kept at a temperature above the denaturation temperature until it is subjected to the next mixing operation. On the other hand, chondroitin-6-sulfate (drug name: chondroitin sulfate C), a type of mucopolysaccharide,
Prepare an H + type. chondroitin-6-
Sulfuric acid is usually commercially available in the Na + form as sodium chondroitin-6-sulfate, but this is replaced with the H + form in solution using a cation exchange resin, resulting in a concentration of 1 (w/v)%. chondroitin-6-
Obtain an aqueous sulfuric acid solution. Next, the denatured collagen aqueous solution and chondroitin-6-sulfuric acid aqueous solution obtained in this way were each
After passing through a 0.45 μm filter to remove impurities, the two are mixed at a temperature above the denaturation temperature. At this time, 75 parts by volume of 0.1 (w/v)% chondroitin-6-sulfuric acid aqueous solution was mixed with 1000 parts by volume of 0.3 (w/v)% denatured collagen aqueous solution, and the proportion of chondroitin-6-sulfuric acid to the total amount was adjusted to 20 parts by volume. weight%
Set it so that After thoroughly mixing this mixture, adjust the Hz using 1N HC. The Hz of this mixed aqueous solution is lowered to about 4.0,
When stirred and mixed, the mixture becomes cloudy and coacervate is formed. When this coacervate is observed under a microscope, it has a structure as shown in the photograph shown in FIG. Example 8 Production of microcapsules The temperature of the heat treatment of collagen in Example 7 was set to 90°C.
Coacervation was also obtained when the sample was kept in the oven for an extended period of 15 hours. However, when the sample was left in an oven maintained at 90°C for 24 hours, no coacervation formation was observed. This seems to be because the denatured collagen does not recover the regenerated helix structure when left at 90°C for 24 hours. In addition, as shown in Figure 1, in the case of 15 hours of treatment at 90°C, the core cell formation area was 60°C.
The range is narrower than that when treated at °C. Considering the above-mentioned phenomena, it is clear that in order to produce a coacelvation structure by mixing denatured collagen and mucopolysaccharide according to the present invention, that is, to produce microcapsules according to the present invention, thermal denaturation treatment and Hz of the mixed aqueous solution are required. , it can be seen that there is a microcapsule production region determined by factors such as the ratio of denatured collagen and mucopolysaccharide. Example 9 Method for stabilizing produced microcapsules The microcapsules having a coacervation structure obtained in Example 7 were stabilized by various treatments. Microcapsules can be hardened and stabilized by formalin treatment (formalization), thermal dehydration treatment, or a combination of thermal dehydration treatment and repeated freeze-thaw treatment. Although the microcapsules of the present invention can be used as microcapsules without treatment, it is more stable and desirable to cure them. Formalin treatment is performed by adding 1 ml of 25% formalin. Thermal dehydration treatment involves leaving the sample at a temperature of 110°C under vacuum for 24 hours. Repeated freeze-thaw treatment involves freezing at −20 °C and then
Melting at 24° C. is repeated three times, and these treatment conditions are preferably changed as appropriate depending on the shape of the microcapsules produced, the manufacturing process, the manufacturing conditions, etc. Figures 2, 3, and 4 are graphs comparing the solubility of microcapsules treated with each curing treatment in various solutions. FIG. 2 shows the degree of dissolution of microcapsules cured by each treatment in physiological saline. The vertical axis shows the degree of dissolution as a percentage, and the horizontal axis shows the elapsed time. FIG. 3 shows the degree of dissolution of microcapsules cured by each treatment with an acid solution. The vertical axis shows the degree of dissolution as a percentage, and the horizontal axis shows the elapsed time. FIG. 4 shows the degree of dissolution of microcapsules cured by each treatment in a base solution. The vertical axis shows the degree of dissolution as a percentage, and the horizontal axis shows the elapsed time. The lower the dissolution degree of the microcapsules having a coacervate structure according to the present invention, the more stable they are. From the above graph, it can be seen that stabilization occurs in the following order: formalin treatment > combination of thermal dehydration treatment and repeated freeze-thaw treatment > thermal dehydration treatment > no treatment. FIG. 10 shows an electron micrograph of the thus stabilized microcapsules having a coacervate structure. The white line at the bottom right indicates the length of 10 μm. Example 10 Application Example of Microcapsules of the Invention Loaded with Drugs The substance absorption ability of the microcapsules of the invention containing denatured collagen and chondroitin-6-sulfate to coacervate was investigated. Collagen denatured by heat treatment at 60°C for 2 hours was mixed with the reagent to be contained, vitamin B 12 , in a ratio of denatured collagen:vitamin B 12 =9:1, and then chondroitin-6-sulfuric acid aqueous solution was added. The mixture was mixed and stirred to form a coacervate. The coacervate solution after coacervation was centrifuged, and the absorbance of the supernatant was measured. this vitamin
Since B 12 has an absorption peak at 361 nm, the absorbance was measured at this absorption peak point. Thereby, the uptake rate was determined. Uptake rate = [(Absorbance of charged vitamin B 12 ) - (Absorbance of centrifuged supernatant)]/(Absorbance of charged vitamin B 12 ) This uptake rate was expressed as a percentage of 100. In this study, the uptake rate of vitamin B12 was up to 31.1%. Example 11 Microcapsules incorporating insulin Commercially available enzyme-treated collagen [Product name:
Swell atelocollagen (powder form, manufactured by Koken Co., Ltd.) in distilled water (or deionized water). At this time, the concentration of the enzyme-treated collagen is preferably 0.1 to 0.5% by weight, which is suitable for the generation of coacelvation, and more preferably 0.3 to 0.5% by weight.
It is around % by weight. The resulting enzyme-treated collagen aqueous solution is placed in an oven and heat-treated to denature it. The sample is kept in an oven set at a predetermined temperature for a certain period of time, and the most suitable treatment temperature for coacervate production is about 60°C. Processing times range from about 2 hours to several hours. This heat treatment denatures the collagen, but the denatured collagen is kept at a temperature above the denaturation temperature until it is subjected to the next mixing operation. On the other hand, as a material corresponding to denatured collagen as a polycation, an H + version of chondroitin-6-sulfate (chemical name: chondroitin sulfate C, manufactured by Wako Pure Chemical Industries, Ltd.), which is a polyanion, is prepared.
Chondroitin-6-sulfate is usually commercially available as sodium chondroitin-6-sulfate in the Na + form, but it is used by replacing it with the H + form in a solution using a cation exchange resin. The obtained denatured collagen aqueous solution and chondroitin-6-sulfuric acid aqueous solution were each passed through a 0.45 μm filter to remove impurities. Prepare an isotonic insulin aqueous solution of 40 units/ml. Next, the three types of aqueous solutions obtained in this way are mixed at a temperature above the denaturation temperature. The mixing ratio at this time is such that the weight of chondroitin-6-sulfate contained in the mixed aqueous solution is equal to that of denatured collagen and chondroitin-6-sulfate.
The amount should be 10-30% by weight of the total weight of sulfuric acid.
The amount of insulin charged can be changed as necessary to obtain the desired amount of insulin taken up. That is, FIG. 11 is a graph showing the amount of insulin taken into the microcapsules with respect to the amount of insulin charged. From this graph, determine the amount of insulin to be added to obtain the desired amount,
Put that amount of insulin into the mixture. After thoroughly mixing this mixture, 1N
Adjust Hz using HC. This mixed aqueous solution
When the Hz is lowered to a weak acidity of about 3 to 6 Hz and the mixture is stirred and mixed, it becomes cloudy, a coacervation phenomenon occurs, and coacervate incorporating insulin is precipitated. This coacervate was stabilized by a coacervate film hardening treatment such as formalin treatment to obtain insulin-incorporated microcapsules. In addition, in the graph of Figure 11, the amount of insulin taken into the microcapsules is 100
It is expressed as a fraction and is shown on the vertical axis, and the horizontal axis shows the amount of insulin added to the mixed aqueous solution in μg/ml. Example 12 Hydrocortisone-loaded microcapsules Hydrocortisone-loaded microcapsules can be produced by replacing insulin with hydrocortisone in Example 11. Since hydrocortisone is insoluble in water, an ethanol solution containing hydrocortisone is prepared. The concentration of this solution is desirably about 0.05% by weight, but the content of hydrocortisone can be arbitrarily changed as required, that is, the amount of hydrocortisone taken up can be determined depending on the amount of preparation. FIG. 12 is a graph showing the amount of hydrocortisone incorporated into the microcapsules with respect to the amount of charged hydrocortisone. From this graph, the amount of hydrocortisone taken into the microcapsules can be determined depending on the requirements. The amount of hydrocortisone taken into the microcapsules is
It is expressed as a percentage and is shown on the vertical axis, and the horizontal axis shows the amount of hydrocortisone (μg/ml). Test Example 3 Test of sustained release properties of microcapsules according to the present invention 20 ml of hydrocortisone-containing microcapsules prepared according to Example 12 were placed in a 60 mm shear dish.
Air dry in a clean bench. The membrane of the dried hydrocortisone-containing microcapsules (hydrocortisone content: 10 μg/ml) is placed in a 60 mm jar, and 20 ml of physiological saline is added. The shear dish was kept at room temperature, and samples of the solution were taken over time to quantify the hydrocortisone content. The results are shown in FIG. The hydrocortisone-loaded microcapsules according to the present invention are capable of releasing drug over a long period of time;
It was found that the medicinal effect can be sustained over a long period of time. Example 13 Enzyme-solubilized collagen (atelocollagen)
Maintaining the concentration at 0.3 (w/v)% with distilled water at 4℃ overnight.
The atelocollagen aqueous solution is obtained by swelling under the following conditions. In order to cause this aqueous solution to react rapidly to the temperature increase caused by heating, it is once left at room temperature (24° C.) for 1 to 2 hours.
After that, heating is performed in a constant temperature bath kept at 60°C, and due to the known properties of collagen, it becomes heat-denatured collagen whose viscosity drops sharply at temperatures above 37°C. Stir in a constant temperature bath at 60°C for about 2 hours. This heat-denatured collagen is kept at a temperature above the denaturation temperature until the mixing operation. On the other hand, alginic acid is usually commercially available in Na form as sodium alginate, but this is replaced with H form in an aqueous solution using a cation exchange resin. In this way, a 1 (w/v)% alginic acid aqueous solution is obtained. The aqueous solution of heat-denatured collagen and alginic acid is mixed at a temperature above the denaturation temperature. At this time, 37 volumes of alginic acid were mixed with 1000 volumes of denatured collagen [weight ratio (denatured collagen)/(alginic acid) =
90/10], the ratio of alginic acid to the total amount is 10
(w/w)%. After thorough mixing, adjust the Hz using 1N HC. Hz is 3.0
In the range of ~5.0, cloudiness occurs and coacervate droplets are obtained. FIG. 14 shows the relationship between the Hz value and the yield of coacervate droplets. Example 14 During the operation of Example 13, 75 volumes of alginic acid were mixed with 1000 volumes of heat-denatured collagen so that the ratio of alginic acid to the total amount was 20 (w/v)%. After thorough mixing, use 1N HC.
Adjust Hz. In the Hz range of 3.0 to 4.5, cloudiness occurs and coacervate droplets are obtained. FIG. 15 shows the relationship between the Hz value and the yield of coacervate droplets. Example 15 During the procedure of Example 14, when adding heat-denatured collagen and alginic acid, 0.05% carboxyflorescein is added and mixed. After thorough mixing, 1
Coacervate droplets are obtained by adjusting the Hz to 4.20 using the prescribed HC. Further centrifugation (15000rpm for 20 minutes) causes the coacervate droplets to undergo phase separation and sink to the bottom layer. When the amount of carboxyfluorescen remaining in the supernatant was quantified with respect to the charged carboxyfluorescen, the amount of carboxyflorescen incorporated into the coacervate droplets was 28.9%. [Effects of the Invention] The biocompatible material of the present invention is composed of a mixture of collagen and water-soluble polysaccharide, which are biological components, and therefore has excellent affinity for living organisms, particularly skin sites. When atelocollagen is used as collagen, the antigenicity of collagen is removed. Furthermore, in the present invention, since the above-mentioned mixture forms a coacervate, the blood coagulation effect, which is a disadvantage of collagen, is suppressed. Therefore, the biocompatible material of the present invention is useful as a carrier for medicines, cosmetics, and foods, and as an adjuvant for fillers and the like. Further, a medical material obtained by coating a suitable carrier with the biocompatible material of the present invention is useful as a material for an artificial organ such as an artificial blood vessel or an artificial heart, or a medical device to be implanted in a living body. Furthermore, the microcapsules containing a drug in the biocompatible material of the present invention gradually release the drug, and are therefore suitable as a cell culture substrate or a wound treatment material. According to the present invention, the above-mentioned biocompatible material, medical materials using the same, and microcapsules can be advantageously produced.
第１図はHzと変性コラーゲンと水溶性多糖類の
割合によりコアセルベートの形成する範囲を示
す。第２ないし第４図はマイクロカプセル膜の安
定化処理の効果を示すグラフである。第２ないし
第４図において、□−□はホルマリン処理、△−
△は反復凍結融解＋熱脱水処理、×−×は熱脱水
処理、〇−〇は未処理のマイクロカプセル膜の安
定性を示す。第５図および第６図はそれぞれ実施
例１および実施例２で得られたコアセルベートの
電子顕微鏡写真でり、共に本発明の生体適合性材
料の粒子構造を示す。第７図ＡおよびＢは実施例
５で得られた医用材料の電子顕微鏡写真であり、
本発明の医用材料の繊維の形状を示す。第７図Ａ
は未処理、第７図Ｂはコアセルベートで処理され
た合成高分子不織布表面の写真である。第８図Ａ
およびＢは試験例２で得られた医用材料の電子顕
微鏡写真であり、本発明の医用材料の繊維の形状
を示す。第８図Ａは未処理、第８図Ｂはコアセル
ベートで処理された合成高分子不織布表面の写真
である。第９図は実施例７で得られたマイクロカ
プセルの電子顕微鏡写真であり、本発明のマイク
ロカプセルの粒子構造を示す。第１０図は実施例
９で得られたマイクロカプセルの電子顕微鏡写真
であり、本発明のマイクロカプセルの粒子構造を
示す。第１１図および第１２図はそれぞれ実施例
11および12のマイクロカプセルにおける薬剤の仕
込み量と取り込み量の関係を表わすグラフであ
る。第１３図は試験例３におけるマイクロカプセ
ルの徐放性を示すグラフである。第１４図および
第１５図はそれぞれ実施例13および14における
pH値とコアセルベート液滴の収率との関係を示
すグラフである。
Figure 1 shows the range of coacervate formation depending on Hz and the ratio of denatured collagen and water-soluble polysaccharide. FIGS. 2 to 4 are graphs showing the effects of stabilization treatment on microcapsule membranes. In Figures 2 to 4, □-□ is formalin treatment, △-
Δ indicates repeated freeze-thaw + thermal dehydration treatment, ×-× indicates thermal dehydration treatment, and 〇-〇 indicates stability of untreated microcapsule membrane. FIGS. 5 and 6 are electron micrographs of the coacervates obtained in Example 1 and Example 2, respectively, and both show the particle structure of the biocompatible material of the present invention. FIGS. 7A and 7B are electron micrographs of the medical material obtained in Example 5,
1 shows the shape of fibers of the medical material of the present invention. Figure 7A
is an untreated surface, and FIG. 7B is a photograph of the surface of a synthetic polymer nonwoven fabric treated with coacervate. Figure 8A
and B are electron micrographs of the medical material obtained in Test Example 2, showing the shape of the fibers of the medical material of the present invention. FIG. 8A is a photograph of the surface of an untreated synthetic polymer nonwoven fabric, and FIG. 8B is a photograph of the surface of a synthetic polymer nonwoven fabric treated with coacervate. FIG. 9 is an electron micrograph of the microcapsules obtained in Example 7, showing the particle structure of the microcapsules of the present invention. FIG. 10 is an electron micrograph of the microcapsules obtained in Example 9, showing the particle structure of the microcapsules of the present invention. Figures 11 and 12 are examples, respectively.
FIG. 2 is a graph showing the relationship between the amount of drug loaded and the amount taken up in microcapsules No. 11 and 12. FIG. FIG. 13 is a graph showing sustained release properties of microcapsules in Test Example 3. Figures 14 and 15 show examples 13 and 14, respectively.
It is a graph showing the relationship between pH value and yield of coacervate droplets.
Claims (1)
らなり、コアセルベート構造を形成していること
を特徴とする生体適合性材料。 ２ 前記変性コラーゲンは、牛真皮由来のコラー
ゲンを原料とし、抗原基を除去し、それを37〜90
℃の温度範囲で熱変性させた熱変性アテロコラー
ゲンである特許請求の範囲第１項記載の生体適合
性材料。 ３ 前記抗原基の除去は、プロクターゼ又はペプ
シンにより分子末端の抗原基のテロペプチドを除
去してなされたものである特許請求の範囲第２項
記載の生体適合性材料。 ４ 水溶性多糖類がムコ多糖類である特許請求の
範囲第１項記載の生体適合性材料。 ５ ムコ多糖類は酸性ムコ多糖類である特許請求
の範囲第４項記載の生体適合性材料。 ６ 前記酸性ムコ多糖類は、コンドロイチン硫
酸、ヘパラン硫酸、デルマタン硫酸、ヒアルロン
酸、ヘパリンからなる群より選択されたものであ
る特許請求の範囲第５項記載の生体適合性材料。 ７ 水溶性多糖類がアルギン酸である特許請求の
範囲第１項記載の生体適合性材料。 ８ 生成コアセルベート構造の膜を、ホルマリン
処理、熱脱水処理、反復凍結融解処理から選択さ
れた少なくとも１以上の処理により、補強硬化さ
せた特許請求の範囲第１項記載の生体適合性材
料。 ９ 変性コラーゲン水溶液と水溶性多糖類水溶液
を変性コラーゲン１重量部に対して水溶性多糖類
0.05〜１重量部となるような割合でコラーゲンの
変性温度以上の温度で混合し、次いで該混合物の
Hzを3.0〜5.0に調整することを特徴とするコアセ
ルベート構造を形成している生体適合性材料の製
法。 １０ 変性コラーゲン水溶液と水溶性多糖類水溶
液とを40〜60℃の温度で混合攪拌する特許請求の
範囲第９項記載の生体適合性材料の製法。 １１ 変性コラーゲン水溶液および水溶性多糖類
水溶液の濃度がそれぞれ0.1〜１％（ｗ／ｖ）で
ある特許請求の範囲第９項記載の生体適合性材料
の製法。 １２ 変性コラーゲンと水溶性多糖類との混合物
からなりコアセルベート構造を形成している生体
適合性材料とそれによつて被覆された担体とから
なることを特徴とする医用材料。 １３ 担体が合成高分子の基材である特許請求の
範囲第１２項記載の医用材料。 １４ 変性コラーゲン水溶液と水溶性多糖類水溶
液を、基材の存在下に、変性コラーゲン１重量部
に対して水溶性多糖類0.05〜１重量部となるよう
な割合でコラーゲンの変性温度以上の温度で混合
し、次いで該混合物のHzを3.0〜5.0に調整するこ
とを特徴とする医用材料の製法。 １５ 変性コラーゲンと水溶性多糖類との混合物
からなり、コアセルベート構造を形成し、その内
部に担持されるべき物質を取り込んでなることを
特徴とするマイクロカプセル。 １６ 物質が薬剤である特許請求の範囲第１５項
記載のマイクロカプセル。 １７ 物質が細胞増殖因子である特許請求の範囲
第１５項記載のマイクロカプセル。 １８ 変性コラーゲン水溶液と水溶性多糖類水溶
液を、担持されるべき物質の存在下に、変性コラ
ーゲン１重量部に対して水溶性多糖類0.05〜１重
量部となるような割合でコラーゲンの変性温度以
上の温度で混合し、次いで該混合物のHzを3.0〜
5.0に調整することを特徴とするマイクロカプセ
ルの製法。[Scope of Claims] 1. A biocompatible material comprising a mixture of denatured collagen and water-soluble polysaccharide and forming a coacervate structure. 2 The above-mentioned denatured collagen is made from collagen derived from bovine dermis, and after removing antigenic groups, it is
The biocompatible material according to claim 1, which is heat-denatured atelocollagen that has been thermally denatured in the temperature range of .degree. 3. The biocompatible material according to claim 2, wherein the removal of the antigenic group is performed by removing the telopeptide of the antigenic group at the terminal of the molecule using protase or pepsin. 4. The biocompatible material according to claim 1, wherein the water-soluble polysaccharide is a mucopolysaccharide. 5. The biocompatible material according to claim 4, wherein the mucopolysaccharide is an acidic mucopolysaccharide. 6. The biocompatible material according to claim 5, wherein the acidic mucopolysaccharide is selected from the group consisting of chondroitin sulfate, heparan sulfate, dermatan sulfate, hyaluronic acid, and heparin. 7. The biocompatible material according to claim 1, wherein the water-soluble polysaccharide is alginic acid. 8. The biocompatible material according to claim 1, wherein the membrane having a generated coacervate structure is reinforced and hardened by at least one treatment selected from formalin treatment, thermal dehydration treatment, and repeated freeze-thaw treatment. 9 Add denatured collagen aqueous solution and water-soluble polysaccharide aqueous solution to 1 part by weight of denatured collagen.
The mixture is mixed at a temperature above the denaturation temperature of collagen in a proportion of 0.05 to 1 part by weight, and then the mixture is
A method for producing a biocompatible material forming a coacervate structure characterized by adjusting Hz to 3.0 to 5.0. 10. The method for producing a biocompatible material according to claim 9, wherein the denatured collagen aqueous solution and the water-soluble polysaccharide aqueous solution are mixed and stirred at a temperature of 40 to 60°C. 11. The method for producing a biocompatible material according to claim 9, wherein the concentrations of the denatured collagen aqueous solution and the water-soluble polysaccharide aqueous solution are each 0.1 to 1% (w/v). 12. A medical material comprising a biocompatible material comprising a mixture of denatured collagen and a water-soluble polysaccharide and forming a coacervate structure, and a carrier coated with the biocompatible material. 13. The medical material according to claim 12, wherein the carrier is a synthetic polymer base material. 14 A denatured collagen aqueous solution and a water-soluble polysaccharide aqueous solution are mixed in the presence of a base material at a temperature above the denaturation temperature of collagen in a ratio such that 0.05 to 1 part by weight of the water-soluble polysaccharide per 1 part by weight of denatured collagen. A method for producing a medical material, which comprises mixing and then adjusting the Hz of the mixture to 3.0 to 5.0. 15. A microcapsule comprising a mixture of denatured collagen and a water-soluble polysaccharide, forming a coacervate structure, and incorporating a substance to be carried therein. 16. The microcapsule according to claim 15, wherein the substance is a drug. 17. The microcapsule according to claim 15, wherein the substance is a cell growth factor. 18 A denatured collagen aqueous solution and a water-soluble polysaccharide aqueous solution are heated above the denaturation temperature of collagen in the presence of the substance to be supported at a ratio such that 0.05 to 1 part by weight of the water-soluble polysaccharide per 1 part by weight of denatured collagen. and then the Hz of the mixture is 3.0~
A method for producing microcapsules, which is characterized by adjusting to 5.0.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62327316A JPH021287A (en) | 1986-12-25 | 1987-12-25 | Bio-compatible material, medical material and microcapsule using the same and preparation thereof |
Applications Claiming Priority (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61-309729 | 1986-12-25 | ||
| JP61-309728 | 1986-12-25 | ||
| JP30972886 | 1986-12-25 | ||
| JP62-281126 | 1987-11-09 | ||
| JP62327316A JPH021287A (en) | 1986-12-25 | 1987-12-25 | Bio-compatible material, medical material and microcapsule using the same and preparation thereof |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH021287A JPH021287A (en) | 1990-01-05 |
| JPH0311786B2 true JPH0311786B2 (en) | 1991-02-18 |
Family
ID=26566059
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62327316A Granted JPH021287A (en) | 1986-12-25 | 1987-12-25 | Bio-compatible material, medical material and microcapsule using the same and preparation thereof |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH021287A (en) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5605938A (en) | 1991-05-31 | 1997-02-25 | Gliatech, Inc. | Methods and compositions for inhibition of cell invasion and fibrosis using dextran sulfate |
| US5916790A (en) * | 1995-03-03 | 1999-06-29 | Metabolex, Inc. | Encapsulation compositions, and methods |
| CA2217134A1 (en) * | 1996-10-09 | 1998-04-09 | Sumitomo Pharmaceuticals Co., Ltd. | Sustained release formulation |
-
1987
- 1987-12-25 JP JP62327316A patent/JPH021287A/en active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH021287A (en) | 1990-01-05 |
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