JPH06500802A - コラーゲンフィルムによるタンパクのドラッグ・デリバリー - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 コラーゲンフィルムによるタンパクのドラッグ・デリバリ−発明の背景 本発明は、１９９１年６月１４日の“コラーゲンフィルムによるタンパクのドラ ッグ・デリバリ−”米国特許出願番号０７１０５、１６５からの一部継続出願で ある。本発明は単層及び多層のコラーゲンフィルムからなり、医薬の放出維持性 に改良を加えた、優れた性質を持つものに関連する。

コラーゲンを含む多種の膜が先行技術に於いて使用されている。＾ｂｂｅｏｈｓ ｓｔ他が（Ｓｕｎｇ、Ｆｏｒａｍ　１６：　４７７−４７８　、　１９６５）　 ２〜３薗厚のコラーゲンフィルムをウシ皮より抽出したコラーゲンを加熱脱水す ることによって得たものを発表している。また、Ｃ１ｚ＋は非化学的架橋コラー ゲンを圧縮生成することによって得た医薬放出性維持に優れたコラーゲン移植を 開示している［　１９８６年７月９日公開の欧州特許出願１８７０１４．１９８ ６年７月１５日発行の米国特許４．６００．５３３、米国特許４，６５５．９８ ０　１９８７年４月７日発行、米国特許４．６８９．３９９　１９８７年４月２ ５日発行、ＰＣＴ特許出願Ｗ　０９０１０００６０１９８９年６月２８日公開］ 。Ｃ１ｏｃ１［米国特許４，４１２．９４７　１９８３年１１月１日発行］は本 質的に純粋なコラーゲンシートを有機酸へのコラーゲン分散液の凍結乾燥により 作成し、開示した。Ｋｏ＋Ｏｙ＊ｎＢ＊ｉ他［欧州特許出願１６７、８２８１９ ８４年１月１５日公開、米国特許４，６４２．１１８　１９８７年２月１０日発 行］はコラーゲン及びポリα−アミノ酸の２層から構成される人工皮膚を開示し た。Ｓｕｎｇ他［米国特許出願４，８４１．９６２　１９８９年６月２７日発行 ］は接着層、架橋コラーゲン基質、多層高分子フィルムの３層から構成される創 傷被覆材を開示した。Ｈｏｌｍａｎ（米国特許４，９５０．６９９　１９９０年 ８月２１日発行）はアクリル系粘着剤に１０％未滴のコラーゲンを含有させてな る創傷被覆材を開示した。

Ｃ１ｏｃ＊他（英国特許１，３４７．５８２）はコラーゲン基質の高分子分散液 の凍結乾燥により得られるコラーゲン創傷被覆材を開示した。５ｌｅｆ［ｇｎ他 （欧州特許０６９２６０　１９８３年１月１２日公開）は天然の純度の高いコラ ーゲンからなるコラーゲン差込み物を開示した。２＋ｍｍｅ＋ｍｓｎ他（米国特 許４，４５３．９３９　１９８４年６月１２日発行）はフィブリノーゲン、ｊｌ ｌ！８凝固因子、及び／またはトロンビンをコーティングしたコラーゲンを含む 創傷治療組成材を開示した。

Ｌｅｉｂｏｗｉｃｈ他（米国特許４，８０８．４０２　１９８９年２月発行）は コラーゲン、生分解性高分子、腫瘍壊死因子を含んでなる創傷治療組成を開示し た。Ｙｌｌｌｌｌ！＋及びＢｉｒｋｅ　［１，８ｉｏｉｅｄ、Ｍａｔ、Ｒｅ＋１ ４　：　６８−１１１（ｌＨＯ）　］はコラーゲンを含有する数例より、人工皮 膚の概念を述べている。Ｃｈｙ＊ｐ目他のＩｎｋ　Ｒｅｙ、Ｃｏｎｎｅｃｌコラ ーゲンの利用法の報告の中に医薬放出媒体としての利用があった。

さらに、付は加えるならば、コラーゲンは医薬含有スポンジの構成として利用さ れている［＾ｒｊｓａｄｉ　ｓ米国特許３．１５７．５２４ンを医薬含有の軟膏 の構成として利用する［ＰＣＴ特許出願Ｗ０８６１０３１２２　１９８６年６月 ５日公開］報告もある。

コラーゲンはまた感電創傷の治療にも利用されている（米国特許４，９３７．３ ２３　１９９０年６月２６日発行）。

先行のコラーゲン含有フィルムの利用技術によって、いくつかの放出維持特性が 報告されているが、それらは決して最上の安定性をもたず、そればかりか、治療 用薬剤の放出時間にも持続性がなかった。

本発明は創傷被覆材に要求される多くの改善をはかり、安定性及び治療用薬剤の 放出時間に持続性を与えるものである。

発明の要約 本発明は、まず速度制御層及び１層またはそれ以上の医薬貯蔵層とからなるコラ ーゲンフィルムに関するものであり、ここで言う層とは互いに接触し、積層形態 を形成し、速度制御層は積層物の片側の末端に存在する。

この条件においては速度制御層は片面のみ他層と接触しており、その他層が医薬 貯蔵層となる。速度制御層には活性成分を含まないことが好ましく、より好まし くは１〜５層の医薬貯蔵層を有する。

好ましくは、医薬貯蔵層及び／または速度制御層の肉厚は約０．１）１〜約１ｍ ａ＋であり、より好ましくは約０．０’５〜約０．５ｍの肉厚を有し、最も好ま しくは約０．０１〜約０．０２−の肉厚を有する。

本発明のもう一つの主題としては、１層またはそれ以上の医薬貯蔵層からなるコ ラーゲンフィルムであり、ここで言う層とは互いに接触しており積層形態をなす 医薬貯蔵層である。

好ましくは、速度制御及び／または医薬貯蔵層には、さらに可塑剤及び／または 安定剤及び／または乾燥促進剤及び／または緩衝剤を含む。活性成分は好ましく は次に列挙する群より選ばれる。ＰＤＧＦ、ＥＧＦ、ＦＧＦ、ＰＤＥＧＦ。

ＰＤ−ＥＣＧＦ、ＫＧＦ、ＩＧＦ−１，ＩＧＦ−２，ＴＮＦ。

Ｂ　Ｄ　Ｎ　Ｆ　、　ＣＮ　Ｔ　Ｆ　、　Ｎ　Ｔ　３゜より好ましくは、活性成 分はＰＤＧＦかＰＤ−ＥＣＧＦのいづれかが選ばれる。

本発明のもう一つの主題としては、第二の速度制御層をさらに有するコラーゲン フィルムであり、ここで言う第二速度制御層とは第一速度制御層のある側と反対 側の積層末端に位置するものである。

本発明のもう一つの主題としては、本発明のコラーゲンフィルムを介して創傷治 療に有効量の活性成分を投与し上皮創傷の治療を促進する方法である。

本発明のもう一つの主題としては、積層体の向い合った両末端に二つの速度制御 層を有するコラーゲンフィルムを介して創傷の治療に効果的な量の活性成分を投 与することによって内部の創傷の治療を促進する方法である。

図の説明 図１は例ＩＢに記述した通り不溶性コラーゲン繊維より作成した単層コラーゲン フィルム（肉厚０．１ｍ）からのＰＤＧＦの放出速度挙動を示している。

図２は例ＩＢに記述した通り不溶性コラーゲン繊維より作成した単層コラーゲン フィルム（肉厚０．３６ｍ）からのＰＤＧＦの放出速度挙動を示している。

図３は例ＩＢに記述した通り不溶性コラーゲン繊維より作成した単層コラーゲン フィルム（肉厚０．４８ｍ）からのＰＤＧＦの放出速度挙動を示している。

図４は例２に記述した通り可溶性コラーゲンより作成した二層積層コラーゲンフ ィルム（肉厚ｔ１．０１−３．０１）からのＰＤＧＦの放出速度挙動を示してい る。

図５は例３に記述した通り可溶性コラーゲンより作成した四層積層コラーゲンフ ィルム（肉厚０．０１−３．０＋ｍ　）からのＰＤＧＦの放出速度挙動を示して いる。

図６は例ＩＡに記述した通り、可溶性コラーゲンより作成した単層コラーゲンフ ィルム（肉厚０．０１−３．０ｍ）からの多種の活性成分の放出速度挙動を示し ている。

図７はＣｏｒｔｓｒ　Ｔｒ！ｏｓｖｅｌｌ　Ｃｅ１ｌ試料中のタンパク濃度の測 定値であり、次の異なる３つの方法で測定した。

ＥＬＩＳＡ法（黒塗り印）、　１２５ｒラベルＰＤＧＦ　（白日角印）、３Ｈ− トリミジン取り込み分析法（黒四角印）。

図８は創傷の治癒進行端部における肉芽組織の最大値（明棒線では単位は■）及 び新生肉芽組織のおおよその面積と体積の計算測定値である（暗棒線で単位は− ）。ただし、これらは創傷が同心円的に治癒が進み収縮しないと仮定して行なっ た。

図９は動物の胃部位に付けた線形状創傷の引き裂強度においてＰＤＧＦの影響を 無治療の動物と比較した結果である。

発明の詳細な説明 本発明は一つまたは、二つの速度制御層と一つまたはそれ以上の医薬貯蔵層とか らなるコラーゲンフィルムに関するものであり、ここで言う層とは積層状態とな り互いに接触している。

ここで速度制御層は積層体の片側または両側の末端に存在し、その片側の面のみ が他層と接触しているものを言い、その他の層を医薬貯蔵層と言う。好ましくは 、積層体の片末端に、唯一の速度制御層を持ったものが良い。

速度制御層は可溶性コラーゲンの溶液から生成することができる。

溶性コラーゲンは平均分子量が４００．０００未満のコラーゲンであり、好まし くは約３００．０００の分子量を持つものである。

特に適合する可溶性コラーゲンはＳｅｍｅｘ　Ｓ（ＳｅｍｅｘＭｅｄｉｃｘｌＣ ｏ、、　１ｌｓｌｔｅｒｎ、Ｐｓ＋＋Ｂ１ｗｘｎ口）である。この特別な可溶性 コラーゲンはさらに次の利点がある。

この可溶性コラーゲンはアテロペプチド型コラーゲンであり、精製コラーゲンの 末端部に位置し抗原性に大きく関係するテロペプチドを除去したコラーゲンであ る。テロペプチド型コラーゲン溶液は有機酸を用いて加水分解することでアテロ ペプチド型コラーゲン溶液とすることができる。可溶性コラーゲンのもう一つの 好ましい性質としては、架橋度が極めて低いことが上げられる。例えばそれは、 ０．５％またはそれ未満である。

可溶性コラーゲンは適当な溶媒例えば水に溶解することができ、コラーゲン重量 で約０．５〜約１０％の溶液を調製できる。好ましい濃度としてはコラーゲン重 量で約１〜約５％であり、より好ましくは、重量で約２％である。

速度制御層はコラーゲン繊維を懸濁させた分散液からも生成することができる。

市販されているコラーゲン繊維（ＶｉＨｐｈｏｒｅ　Ｃｏ、、　Ｍｅｎｌ。

Ｐｉｃｋ、　Ｃｘ１ｉ！ｏｔａ口）は適当な溶媒例えば水に分散させること力く でき、コラーゲン重量で約０．１〜約１０％のコラーゲン懸濁液を生成できる。

好ましい濃度としてはコラーゲン重量で約１〜約２％である。コラーゲン繊維の 懸濁液中での分散を助長するためには、適当な希酸を溶媒中に存在させることが できる。特；こ適当な酸は約５％濃度の酢酸である。

可溶性コラーゲン溶液または、コラーゲン繊維が懸濁した分散液は溶媒キャスト 法を用いてフィルムにできる。

典型としては、コラーゲン溶液を型の中に流し込み、乾燥させるわけである。型 としては、乾燥させたコラーゲンフィルムが型表面に粘着してしまわない様に非 粘着性の性質を有してし）ることが好ましい。特別に適当な型表面は、テフロン ＴＭである。

適当な条件としては、流延した溶液が乾燥するの（二適当な温度、適当な時間が 含まれる。一般的に、乾燥温度を上げた場合、乾燥時間は短かくする必要がある 。

とりわけ、適性温度とは約１５℃〜３５℃であり、好ましく（ヨ室温である。ま た適性乾燥時間とは、周辺部における溶媒含量の損失量が本賞的にゼロとなるの に十分な時間である。（例えｉ１乾燥時間は約１時間〜約１０日、好ましくは約 １日〜約５日である。） 活性成分の放出速度に作用する最も大切な因子としてフィルムの肉厚がある。ま た可塑剤の速度制御層中の存在の有無／存在量も同様である。なぜならば、それ らは乾燥フィルムの肉厚を適当なものとするのに重大であるからである。それら 速度制御層の特に適当な肉厚は約０，０１〜約１閣、好ましくは約Ｏ，ＯＳ〜約 ０５閣、最もこのしくは約Ｏ１１〜約０．２ａｍ＋である。

本願のコラーゲンフィルムに要求される特性を最大限１；発揮するために各種添 加物を選び、コラーゲン溶液、フィルムＩこ含有させても良い。それら要求され る特性とは、柔軟性、安定性、乾燥促進性、そして活性成分と適合するｐＨが含 まれる。柔軟性を改善するためには適当な可塑性を使用できる。適当な可塑剤と はポリエチレングリコール及びグリセリンであり、好ましくはグリセリンである 。これら可塑剤はコラーゲン存在量の重量に対してθ〜約１００％相当量まで添 加可能であり、好ましくはコラーゲン重量に対して約１０〜約３０％、最も好ま しく（よコラーゲン重量に対して約２０％相当量添加する。

活性成分の安定性を改善するために、適当な安定剤がフィルム中に使用可能であ る。適当な安定剤としては糖類、好ましくはマンニトール、ラクトース、グルコ ースであり、より好ましくはマンニトールである。これら安定剤はコラーゲン重 量に対して０〜約５％添加可能であり、好ましくは、コラーゲン重量に対して約 １％の添加である。

フィルムの乾燥を促進するために、乾燥促進剤が使用できる。

適当な乾燥促進剤としては、アルコールが含まれ、好ましくは、エタノール、メ タノール、イソプロピルアルコールであり、より好ましくはエタノールである。

これら乾燥促進剤は溶液または懸濁液の総重量に対してＯ〜約５０％相当量が添 加可能であり、好ましくは溶液または懸濁液の総重量に対して約ｌＧ〜約３０％ 相当量、より好ましくは、溶液または懸濁液の総重量に対して約２０％相当量を 添加する。

使用する特定の活性成分に適切なｐＨを得るために、適当な緩衝剤がフィルム中 に使用可能である。適当な緩衝剤とは、一般に知られ利用されている生物学的緩 衝剤のほとんどが含まれ、好ましくは酢酸塩、リン酸塩、クエン酸塩、より好ま しくは酢酸塩及びリン酸塩である。これら緩衝剤はコラーゲン重量に対して約Ｑ 、０１〜約２％相当量が添加可能である。適当なｐＨとは活性成分の安定性を維 持し、それらの治療効果を最大とし、それらの分解を保護するｐＨ値をとる。適 当なｐＨは一般には約３〜約８で、好ましくは約５〜約８、最も好ましくは、ｐ Ｈ約７．０〜７．５の中性である。　、 通常、活性成分は速度制御層に存在しないが、本発明では意図的に次の様な具体 例を試みた。その結果活性成分の速度制御層への処方が開発できた。

しかしながら、速度Ｍｉｌ１層中に存在できる濃度としては、いかなる活性成分 においても、医薬貯蔵層中の活性成分濃度よりも低いことが好ましい。

医薬貯蔵層は速度制御層と同じ手法で作成する。活性成分を含む速度制御層であ れば活性成分を追加する手法で、活性成分を含まない速度制御層であれば活性成 分を存在させて作成するわけである。好ましい活性成分としては、次の様な生物 学的薬剤がある。創傷治癒促進剤または神経組織再生促進剤、特に組み換えタン パク質である。それら好ましい活性成分とは、血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ） 　、上皮細胞成長因子（ＥＧＦ）、繊維芽細胞成長因子（ＦＧＦ）、血小板由来 上皮細胞因子（ＰＤＥＧＦ）　、血小板由来血管内皮細胞成長因子（ＰＤ−ＥＣ ＧＦ）　、ケラチン細胞成長因子（ＫＧＦ）　、インシュリン様成長因子１及び 同２　（ＩＧＦ−１及びＩＧＦ−２）、腫瘍壊死因子（ＴＮＦ）　、脳由来向神 経因子（ＢＤＮＦ）　、毛様体向神経因子（ＣＮＴＦ）　、ユニ一口トロフィン −３（ＮＴ３）を含み、好ましい活性成分はＰＤＧＦまたはＰＤ−ＥＣＧＦであ り、最も好ましくは、ＰＤＧＦである。これら活性成分の存在量としては、例え ば創傷治癒効能成分の場合、創傷治癒を促進するのに有効な量を存在させる。実 際の活性成分の量は臨床医の処置で決定されるであろう。この際には様々な因子 によって決定されるであろう、たとえば創傷の疼肩程度、患者のコンディション 、患者の年令、並びにいくつかの副損傷害、患者の創傷と別に所有する医学上の 病気などがある。一般的には、活性成分の総量としては約１１１９／ａｔ〜５■ ／ａｌの範囲であろう。

医薬貯蔵層の特に適当な肉厚は約０．０１〜約ＩＩ！Ｉａであり、好ましくは約 ０．０５〜約０．５ｍ、最も好ましくは約０．１〜約０２圓である。

いくつかの方法を用いることで様々な層が互いに接触する。

それら方法の一つとしては、各層どうしが互に隣合う様に置き、外部より圧力を 加え、層どうしを一体化させる方法がある。他の一方法としては各層を積層する 前に互いの層表面を溶媒（たとえば水）と接触させることで互いの層表面をコー トし、各層の薄い表面部でタンパク質を溶かし、その後接触させることで接着さ せる方法である。他の一方法としては、少なくとも一つの接触面に公知の接着剤 を使用する方法である。その接着剤とは、層からの活性成分の放出を妨害しない ことが好ましい。

各層を接触させて行く好ましい方法は均等な圧力を作用させ、各層どうしを接触 する方法である。

医薬貯蔵層の数は要求される放出特性によって決定する。一般には、暦数を増や すことによって活性成分の放出の安定性及び持続性を向上させることができる。

好ましくは医薬貯蔵層数としては１〜１Ｇ、より好ましくは１〜５、そして最も 好ましくは１〜３である。活性成分の濃度は異層間で異なることも可能であり、 また異層間において肉厚も同一である必要はない。

速度制御層は積層体の片側または両側末端にあれば良い。片側末端のみに速度制 御層を有する積層体は、特に表皮への活性成分の供給に適している。両側末端に 速度制御層を有す積層体は特に、内部創傷または外科切開の様な二面対向創傷へ の活性成分の供給に適している。積層体の片側末端にのみ速度制御層を有する場 合、もう一方の積層体末端層には、裏材層を選択して設けても良い。これら裏材 層としては慣例に知られるものであれば何でも良い。一般的には、裏材層はポリ ウレタン製である。

本発明のコラーゲンフィルムは、その接触した細胞または組織に活性成分を選択 的に供給する手段として有用なものである。

例えば、火傷または他の皮膚外傷の治療において、速度制御層を一つ、裏材層を 一つ有するコラーゲンフィルムを創傷部へ貼ることによって適当な活性成分を外 傷を追った部分のみに選択的に供給できる。この様な利用において、ＰＤＧＦは 特に適当な活性成分である。積層体の両側末端に速度制御層を有するコラーゲン フィルムは外科的創傷の治癒促進に使用できる。その様な用途に使用する際には 外科切開部位にフィルムを入れ、二つの外科的創傷面が重なり合う間にフィルム がくる様に縫い合わせる。コラーゲンフィルムはまた向神経性因子の選択的供給 にも利用できる。その様な利用法の場合、コラーゲンフィルムを神経組織と直接 または、その隣近部に接触させることで向神経因子で処理することができる。

例 次に列挙する例は特別な具体例を示す意図で例示するものであり、本発明はこの 範囲に限定されるものではない。

可溶性コラーゲン溶液の溶媒キャスト法により様々な成長因子を含有するコラー ゲンフィルムを調製した。可溶性コラーゲンは、　５ｅｏｅｘ社（Ｆ＋ａｚｅｒ 、Ｐｅｎｎ＋７１ｖｓｎ日）より購入した。

このコラーゲンはウシ由来であり、９９％の１型コラーゲンと１％の■型コラー ゲンとから成っている。コラーゲンの分子量は３０１１にダルトンであり、密度 は０．０４４　ｇ　／　ｃｃである。コラーゲンよりテロペプチドが除去されて いるためコラーゲンの抗原性は最小限となっている。

まず、可溶性コラーゲンを０〜５％の酢酸溶液に１８〜７０℃下において溶解し 約１〜８％のコラーゲン溶液を調製した。可塑剤グリセリン（コラーゲン乾燥重 量に対して約２０％相当量）を添加後、溶媒の蒸発を促進するためにエタノール を添加した。

アルコール量は溶液の総重量の約２０％である。ここで、非溶解物質を除去する ため、溶液を遠心した。

成長因子溶液（放射性物質を含む、または含まない）をコラーゲン溶液に加えた 。テフロン１表面に溶液を流延し、室温下においてフィルムの重量が一定となる まで（約１〜３日間）乾燥した。こうして様々な成長因子濃度をもったコラーゲ ンフィルムを得た。表Ｉに異なる濃度のコラーゲン溶液より調製したフィルムの 肉厚を示す。

図６にコラーゲンフィルムからのＰＤＧＦの放出挙動として例４の方法により得 た様々な単層フィルムからの放出挙動を示コラーゲンフィルムの肉厚 Ａ、４％コラーゲン溶液 容器の直径　コラーゲン溶液量　フィルムの肉厚３、５０１１　１５ｍｌ　１． ８ｚｉ　１７．５ｒｒｒＪＩＯｍｉ１ ５、　ＯＱ！１　３．２ｍｌ　１．８ｍ１１３．６ｍｌ　２ｍｌ ９．４ｍｌ　３ｍ１ｌ Ｂ、８％コラーゲン溶液 不溶性コラーゲン繊維よりウェハーを作成しＰＤＧＦの放出速度を測定した。２ ｇの不溶性コラーゲン繊維（ＶｉＮｐｈｏｒｅＣｏ、、　Ｍｅｎｌｏ　Ｐｘｒｋ 、　Ｃｇｌ百ａｒｌｌ’ｓ　）を釣用ｆ１ｍｌの０．２ｍｌグリセリンを含有す る５％酢酸溶液に分散させた。その溶液に　１２５　■でラベルしたＰＤＧＦを 痕跡量含有するＰＤＧＦ溶液（７８２４／ｍｌ）を約１０ｍ１加えた。５ｍｌの アルコールを溶媒蒸発を促進するために加えた。三種類の異なる肉厚フィルムを 得るため、混合液を三つ流延した。それぞれのフィルムを切削し数個のウェハー を得た。フィルムの平均肉厚は、０．１Ｇ、　０．３６．０．４８ｍａ＋であり 、それぞれフィルム−Ａ、フィルム−Ｂ、フィルム−Ｃとした。各ウェハーから のＰＤＧＦの放出速度はＦｒ５ｎｔ散乱セル（Ｃｒｏｗｎ　Ｇ１１ｌｌ　ＣＧ、 、Ｓｏｍｍｅｒマ１ｌｌｅ、　Ｎｅｗ　Ｊｚｒ＋ｅ７）を用いて測定した（絆創 膏からの医薬放出速度を決定する時に一般的に用いられる測定法）　、Ｆｒｘｎ ｘ散乱セルを使用することで、理論的に完全な降下状況が得られた。一枚のＤａ ｒ＊ｐｏｒｅ膜（Ｍｉｌｌｉｐｏ＋ｅＣｏ、、Ｂｅｄｌｏｒｄ、　ｉｌｘｓｓｍ ｃｉ＋ｗｉｅｊｌｓ）　（ポアサイズ５１Ｍ）を用いて受液よりコラーゲンウェ ハーを分離した。

図１にフィルム−Ａ（肉厚０．１■）より切削したウェハーからのＰＤＧＦ放出 挙動を示した。２４時間内にほとんどのＰＤＧＦが放出されていた。図２にフィ ルム−Ｂ（肉厚Ｏｊ６ｍｍ）より切削したウェハーからのＰＤＧＦ放出挙動を示 した。９６時間の内に約７７％のＰＤＧＦが放出されていた。

図３にフィルム−Ｃ（肉厚０．４８閣）より切削したウェハーからのＰＤＧＦ放 出挙動を示した。約７３％のＰＤＧＦが放出された。図１．２．３に示したデー ターより、ＰＤＧＦ放出の持続性は１日〜１週以上制御できる可能性が示唆され る。

例２：二層コラーゲンフィルム試料 二層コラーゲンフィルムは、創傷被覆材として生成、利用された。その創傷被覆 材は長期間（１２時間以上）創傷部位に対して成長因子をほぼ一定速度で選択的 供給できるものであった。

−例を上げると、一つ目のコラーゲン層（膜Ａ）を可溶性コラーゲン（４％コラ ーゲンのｌｈＭ酢酸緩衝液（ｐ　Ｈ４）　、０．８５％塩化ナトリウム溶液）、 グリセリン（重量比でコラーゲンの２０％量）、並びにエタノール（溶液の２０ ％量）からなる水溶液による溶媒キャスト法により調製した。二つ目のフィルム （膜Ｂ）はＰＤＧＦをフィルム中に２０１１９７ａｊ含むことを除けば一つ目の フィルムとほぼ同一の肉厚ｃｏ、ｏｔ〜３　ａｍ）でかつ同一の組成である。

この二つのフィルムを均等な圧力の作用によりお互いに付は一枚に結合させた。

例４より得られるＩｎ　ｙｉｌｒｏでの放出速度検討によれば成長因子の放出は １２時間以上一定速度でなされてい三層または四層フィルムは長時間、成長因子 を放出する装置として調製された。−例として、四層フィルムを次の手法で調製 した。例ＩＡの様にして、四層の異なるフィルムをキャスト法にて得、均等な圧 力の作用のもとてそれぞれを付着させて一枚のフィルムに結合させた。それぞれ の層の肉厚は近似していたが、異なった肉厚の厚を用いても良い。皮膚と接触す ることになる箪−コラーゲン層にはＰＤＧＦは含まれていない。第二、第三、第 四層にはそれぞれ００７％、０．１５％、０．３０％の濃度でＰＤＧＦを含んで いる。

続く、放出性検討において、はぼ一定した成長因子の放出が１００時間以上維持 された（図５）。その時、成長因子のおおよそ９０％が放出されていた。

例４：放放出度の測定 活性成分のコラーゲンフィルムからの放出速度はＣｏ＋ｊｅｒＴ＋ｔｎ＋ｔｅｌ ｌ　Ｃｅ１ｌｓ　（’Ｃｅ１ｌ’）　（Ｃｏ＋ｊｘ＋　Ｃｏ、、Ｃａｍｂｒｉｄ ｇｅ　。

Ｍｘｘｓｇｃｈｕｓｅｔｔ＋　）を次の様に使用することで導びき出せる。コラ ーゲンフィルムは例１，２．及び３に記述した様に生成した。

またウェハー（１，６ｃｍ直径）はフィルムを切削して生成した０各ウエハーは Ｃｏ＋＋ｅｒ　Ｔｒ！ｎ５ｖＣＩｔ　Ｃａ１ｌに移し、ポリカーボネート製膜の 上に乗せた。２５ｍ１の展開溶液（水及び１％ウシ血清アルブミン、または水及 び０．２５％ヒト血清アルブミン）をＣｅ１ｌホルダー中に入れた。各Ｃｅ１ｌ も溶液の中にセットして放出性検討を開始した。

特定の時間において、２０ｔＩｉの展開溶液を分取しそれと同量の新鮮液を展開 溶液に戻した。試料分取は２０ｕ！の試料を得るごとに同じ手続を繰り返した。

試料の放射能はガンマカウンター（Ｂ＋ｃｋａ＋＊ｖ　ｌｎｓＨｕｍｅｎ＋ｉ、 ｃ＋、、Ｉｒｔｉｎｅ、Ｃｚｌｉ！ｏｒｎｉｚ　）にて測定した。展開溶液中の タンパク賀濃度は随時放射能に基づいて計算し他方法、例えば、ＥＬ　Ｉ　ＳＡ 法及び３Ｈ−トリミジン取り込みバイオアッセイ法により確認した。この分析よ り得られる結果は例１，２．及び３の様々な積層と肉厚の結果に示した（図１〜 ６）。図７は様々な方法でタンパク質濃度を測定した結果が測定法によらず一致 していることを示している。

フィルムが標準的条件下において生成され、溶媒が同一条件下において完全に蒸 発した場合、拡散係数はフィルムの肉厚に依存しないはずである。一般に、単層 コラーゲンフィルムからのＰＤＧＦの放出挙動は、次の式で説明できる。

ここで　Ｆは時間Ｔにおける医薬放出のフラクションＤは膨潤したフィルム中の ＰＤＧＦの拡散係数りは膨潤したフィルムの肉厚 である。

式からＦ対時間の平方根は一次関数で比例することがわかる。

Ｆ対時間の平方根プロットより、ＰＤＧＦの放出量と時間の平方根の間には線型 関係があることがわかる。

拡散係数（Ｄ）はプロットの傾き、及び式中に用いたコラーゲンフィルムの乾燥 時の肉厚より計算できる。フィルムの肉厚を０．０５ｍｍとして計算した場合、 拡散係数は３　Ｘ　１Ｏ−１９ｄ／　Ｉｅｃとなる。この値は、ゲル膜中におけ るＰＤＧＦの拡散係数の値よりもかなり小さい。

膨潤したコラーゲンフィルムの測定は実測が難しいので、次の様に見掛けの拡散 係数（Ｄａ）を定義する。

Ｄ　ａ　＝　Ｄ　（Ｌ　ｏ　／　Ｌ　）　２ここでＤ及びＬは先の様に定義し、 かつＬｏ乾燥フィルムの肉厚である。見掛けの拡散係数（Ｄａ）は次式によるＦ 対時間平方根プロットの傾きよりめられる。

Ｆ　＝２．２６ｘ　（Ｄ　ａ　１／２／　Ｌ　ｏ）　Ｔ　１／２図６に活性成分 の放出速度の様々な比較検討結果を示した。この放出速度測定法を用いれば、フ ィルム肉厚がＰＤＧＦ放出速度に及ぼす影響を調査できる。フィルムを標準条件 下で生成し、同一条件下で溶媒を完全に除去したとすれば拡散係数は肉厚に依存 しないはずである。先に示した三番目の式からＦ対Ｔ１／２プロットの傾きはフ ィルムの肉厚値と逆比例することがうかがえる。

キャストフィルム形成法の限界を調べるため、同一コラーゲン溶液より、乾燥条 件を同じくして四種属のフィルムを生成した。どのフィルム属においても、それ ぞれの個体は類似の肉厚に生成できた（Ａ属：　０．０７６１ｍ　、Ｂ属：　０ ．１２ｍｍ、Ｃ属：　０．１６ｍｍ。

Ｄ属：　Ｑ、　２９Ｉ１ｍ）。

予想通り、成長因子の放出速度はフィルムの厚みの増加により低下した。このデ ーターより計算したコラーゲンフィルム中におけるＰＤＧＦの見掛けの拡散係数 は、Ａ、Ｂ、Ｃ及びＤ属のフィルムで、それぞれ２．　Ｓ、２．４．　２．５． 及び７．６（全て×１０”　ａ！／　ｓｅｅ、　）であった。理論的には拡散係 数はフィルムの肉厚にかかわらず同一のはずである。この結果より、流延フィル ムキャスト法は少なくともフィルム肉厚が０．１６ｍｍまでは非常に信頼性の高 いフィルムが得られることがわかる。

０、２９ｍｍにおける拡散係数が高い値となったのは、溶媒の蒸発が不完全であ ったために厚めのフィルム中に溶媒が残存していたことによると思われる。この ことは厚いフィルムの作成には乾燥時間の延長またはより高い温度が必要である ことから裏付けられ９る。

さらに、ＰＤＧＦの初期濃度がその放出挙動に与える影響を検討するために、７ 種のフィルムを作成した。全てのフィルムは近似の肉厚（約０．０５ｍｍ）でＰ ＤＧＦの濃度のみが異なる様に作成した。７種の全てのフィルムにおいて、非常 に類似した放出挙動が観察された。

さらに表２Ｉ；７種のフィルムのそれぞれの見掛けの拡散係数ＰＤＧＦ濃度の影 響 フィルム　濃度　Ｄ　ａ　ｘ　１０１０（ａＩＰ／　ｓｅｃ　）平や　１．７７ 土０．２８ 例５　：　Ｂｌｏｏｄ−Ｂｕｎｄｌｅ　モデルによる組織３０個体のルイスラッ ト（１２５〜１５０ｇ）において、左脛骨後部及び大腿部の動静脈血管束を足首 部より鼠径部靭帯部まで切開した。直径１．６ｃｍの二枚のコラーゲンディスク を用いて血管束をはさみ込み、さらにその中にスプーン形状をしたシリコンゴム を入れた。１５個体のラットには、２５６層の組み換えＢＢ−ＰＤＧＦ　（ＰＤ ＧＦ二量体、米国特許出願４５４．７９４　及び６２４，４５１　それぞれ１９ ８９年１２月１９日、　１９９０年１２月１３日出願）を含有するコラーゲンデ ィスク残り１５個体は対照として成長因子を含まないコラーゲンディスクを用い た。対照及び実験用動物を５個体づつ５．１０．及び１５日目に解剖した。シリ コンゴムの大きさを肉眼、並びに計数比コンピューター及び組織形態測量的三次 元復元によって評価し、発生組織量を決定した。

結果を表３に示した。

表３ 組織発生量（−十標準偏差） 時間（日）　対照　ＰＤＧＦ ５　１２．６±１０．１　３１．８立１５．０１０　１５、３±９．８　１６５ ．９±２１，４１５　１７．１ｔｈ１０．７　２０９．０±２３．５例６：ウサ ギ耳部モデルを用いた創傷治癒測定この例は、外科的手法によってウサギ耳部位 に与えた直径６■の皮膚潰瘍の治癒速度に対してコラーゲンフィルム中の成長因 子が及ぼす影響を測定したものである。この切削創傷モデルによって全層皮膚創 傷（例えばヒト脚部潰瘍）に関する治癒パラメーター（例えば、わずかな創傷の 収縮、肉芽新組織の発生、上皮被覆）を模写することができる。創傷の収縮によ る変化量を無視すれば、先の全層創傷モデルによって上皮被覆及び肉芽組織形成 の両方を組織学的に定量することができた。さらに付は加えるならば、軟骨が無 血野であるが故に、軟骨膜を外科摘出した時にも、肉芽新組織及び新しい上皮が 創傷周縁部より単独で成育する。この外科手術においてはＰＤＧＦを投与した。

Ａ９手術前準備 筺個体が約３．０〜３．５ｋｇの若成齢ニューシーラントシロウサギ（Ｍ＆Ｋ　 Ｒｔｂｂｉｔｒ７．Ｂｅｎ１ｏｎｆｔｂ＋１ｋｅｎ、Ａ＋ｋａａｓ＊ｓ　）に対 してＲｏｉｐＩ１ｍ■（Ｆｘ＋ｈｅ山ｂ＋１ｋｅｎ、ＢＢｅ＋、Ｗｅｓｔ　Ｇｅ ＋ｍｚｏ７　）を鎮静剤として使用後（１０分後）、ケタミン（６０Ｂ／　ｋｇ ）及びキシライン（５ｍｇ／　ｋｇ）の両方を筋肉内投与して麻酔をほどこした 。小さな綿またはガーゼ栓を全てのウサギの両耳に入れた後、両耳の内面及び外 端縁部をアニマルクリツバー（＃４Ｇブレード）を用いて剃った。市販の脱毛ク リームＮｅｅｔ■を各ウサギ耳内面部に塗り、１０分後に乾燥ガーゼにて拭き取 った。

耳内面を塩溶液含浸ガーゼに拭き、続いて７Ｇ％アルコール溶液で拭いた。全て のウサギの片方の耳内面皮膚繊維層に３０ゲージ針を用いて１　：　１０ＧＧの 割合で１０００相当のエピネフリンを含有する２％キシロカイン溶液を浸漬によ り浸透させた。（１，５〜３．０ｍが必要）。次にこの浸透部位を３回１１ｅＨ ｄｉｃｅによりこすり洗いし続けて７０％アルコール溶液を用いて行なった。必 要ならばここで耳栓を乾燥した栓と交換した。

次にウサギを無菌外科手術室へ移し、浸透させた側の耳をブレラキシガラス製“ イヤーボード”　（Ｗｉｔｈｉｎ（ｔｏｎ　Ｕｎｉｖｅｒｓｉ１７Ｍｅｄｉｃｓ ｌ　Ｃｅ１ｔｒ、Ｄｉｖｉｓｉｏｎ　ｏｆ　Ｔｅｃｈｎｉｅｘｌ　Ｓｅｒｔｉｅ ｅｌｌＳＩＬｏｕｉｇ。

Ｍｉｓｓｏａｒｉ）上に固定した。この時、パークランプを二つ利用し、一つは 先端、もう一つは耳の付は根に、血流を妨またけない様にウサギの耳を固定した 。動物を滅菌した布で包み込み、術計（ここでは、露出させた耳の内表面）にＢ ｅｊｓｄｉｎｅを噴き付け、３〜５分間乾燥した。

Ｂ、創傷処理 創傷処理行程は首尾無菌的手法で行なった。顕微外科機器、６■冠状ノコギリ、 （トレフィン）、及び両眼顕微鏡（ＩＯＸ。

ｚｅ口Ｉ）を用いて各ウサギの耳内面部を静かに切り刻み、６■のバイオプシー 穴とした。

続いて、そのバイオプシー部位より全ての組織及び繊維（骨膜をも含む）を軟骨 が露出する深さまで摘出した。この時、顕微外科鉗子、鍵切すバサミ、２■鈍エ ツジレンパート骨膜エレベータ−を用い、無菌綿チップを当てがった。軟骨膜及 び付加組織を解離し除去した。バイオプシー穴より軟骨を完全に切削することは 実験の目的上必要ないことである。しかしながら、部分的な厚みで軟骨を切り刻 むことは避けがたい。

軟骨中の全ての刻み目又は自然穴の位置を注意深く観察し記録した（評価時の対 照のため）。

創傷部位が過血状態とならない様に無菌的に綿チップを当てがってバイオプシー 部位より血液を除去した。各々の完成バイオプシーは小さな塩溶液含浸ガーゼに て包んだ。各々の創傷耳に四つの成熟した６■潰瘍バイオプシーが正中線（ボー ド上に固定した耳を折りたたむことによって定義される）に対して両側に二つづ つできた。

５つ以上のバイオプシー部位を付けた耳は一つもなかった。

それぞれのバイオプシー部位は最低でもｌｃ＋ｅは離した。処理が完了した耳は 塩溶液含浸ガーゼにて包みテープにて包囲しＰＤＧＦの投与まで湿潤状態を保っ た。次にもう一方の耳を、こすり洗いし、固定した後、先の耳と同様に創傷を付 けた。各々の耳のバイオプシー部位より血液を除去し完成した各々のバイオプシ ー部位を小さな塩溶液含浸ガーゼで包んだ。処理が完了したもう一方の耳につい ても、ＰＤＧＦ投与の時まで塩溶液湿濁ガーゼにて包んだ。創傷処理実験中のこ こまでの時点で明らかに麻酔が切れたと思われるウサギについては、２５ｍｇ／ 　ｋｇのケタミンを筋肉内投与し、再度麻酔をかけた。

Ｃ１創傷への活性薬剤投与 可溶性コラーゲンよりウェハー当りに５．９埒のＰＤＧＦを含むコラーゲンウェ ハー（直径０．５ｃ鳳）を作成した。

外科的調査、観察のもとてウサギを麻酔よりさました。覚せいに当って、プラス チック性ネックカラー（Ｃｉｎｉａｅ　Ｃｅ１ｅｒ。

Ｈ，Ｌｏａｉ＋、Ｍｉｓ＋ａａ＋ｉ　）をウサギの首まわりにウサギが創傷また は被覆物を壊さないように巻いた。ここでネックカラーは広げると約１５〜２５ ｅｉになる。ウサギは評価を行なう時まで個別のカゴに入れた。評価の時までに ネックカラーがはずれてしまったウサギの創傷及び何らかの原因でＴｅ（！ｄｅ ｒｉｏが壊れた時の創傷については、発覚後すみやかに再評価し、創傷にダメー ジが見られる場合分析用母体より放棄した。

Ｄ、結果 ウサギを解剖する際、手術前準備に記述した方法と°同様に麻酔した。各々のウ サギは体重を測定し記録した（各々の創傷は写真撮影した）。また創傷状態の質 的説明を記録した。この時特にＴｅｇｘｄｅｒｍ■の有無、被覆材下の過度の分 泌物の有無に注意した。ウサギは心臓内への５０ｄ／ｋｇの空気注入により空気 閉塞させ落した。ナイフハンドルに＃１５サージカルブレードを取り付け、これ を用いてウサギの両耳を体より切断した。各々のバイオプシー（Ｔｅｇ山＋−に は手をつけず、約５■周辺の組織もろとも）を耳より切開し、正中線より正確に 二分するためにバイオプシー部位を測定した。ここでは、創傷処理を行なった日 の記録を参照し軟骨中の自然穴または切り刻み跡を避けた。バイオプシーは片刃 カミソリを用いて注意深く二分した。この時、創傷定位を破壊しない様に一回の みの振切り動作で二分した。

二分したバイオプシーは即時、ウサギと同番号をラベルしたカセットに移し、１ ０％のホルマリン緩衝液で固定し、組織学的評価へまわした。

Ｅ０組組織学的評価析 予備実験では、組織学的分析方法によって創傷処理を行なわない時より、創傷処 理後３，５．７．１Ｇ、及び１４日まで確認した。３日目において上皮被覆は見 られなかった。

１００日目び１４４日目は全ての創傷が全面、上皮被覆された。

その結果、５日目及び７日目についてさらに分析を行なった。

注意深く二分した面より５１の位置の創傷断面を包理、切断、ヘマトキシリンー イオシン染色した。

創傷の真中心部の断面を得るために、切断面の凹凸を最小限にした。上皮被覆面 と創傷面とのギャップ（ＥＧ）、肉芽組織の創傷端縁から高さの最大値（ＭＨ） 　、及び肉芽組織面の創傷面とのギャップ（ＧＴＧ）を目盛り付きレンズ装着マ イクロメーターにて測定し、単位をミリメーター（ｍｍ）に換算した。測定に際 しては二人の個別の測定者によりスライドの番号を知らせることなく行なった。

測定終了後（スライド番号公開後）両測定者の測定値の平均を計算し、統計学的 に分析した。両測定者の測定値は全般的に５％範囲の相違におさまっていた。

創傷直後の創傷の組織学的分析により、ＥＧ及びＧＴＧが、それぞれ５３８及び ２４（平均＝標準偏差６個体）と得られた。これらは予想通りの値であった。こ こで外科的創傷方法、創傷二分手法について確認を行ない、次の組織学的分析へ 回した。

新肉芽組織（ＮＧＴ）の発生は創傷を負わした日のＧＴＧ値（５，３８ｍｍ）よ り、創傷後日の測定日のＧＴＧ値より差し引いて計算した。創傷は同心円的に周 縁より治癒し、収縮がないと言う仮定のもとで、おおよその祈肉芽組織の面積及 び体積を計算した。計算にあたっては、評価日の創傷面積（ＧＴＧ値より計算し た）を創傷を負わせた日の面積（２２，７Ｊ）より差し引いてめた。創傷を負わ せた日には、創傷周辺部にインディアインクを入れ墨し、治癒中の収縮の程度を 評価した。７日後、創傷の直径に変化はなかった。感染が見られる創傷（５％未 満）または乾燥した創傷（５％未満）については、測定対象より除外した。

臨床的に感染が見られなかった創傷について培養を行なったが、病原体の生育は 見られなかった。

ＳＡＳソフトウェア−を用いて無周期変数及び周期変数統計分析を行なった結果 を表４に示す。同様の実験を、ＰＤＥＣＧＦを含有するコラーゲンウェハーを用 いて行なった。ＭＨ値及び新肉芽組織の計算値を図８に示す。

Ｍｌｌ　６６、１±８．７４　７４Ｊ±１３．３　８５．９±９．５　１１６． ６±７，８ＧＴＧ　４４４　”ニー５１．７５　４５１１　＋６７．５　４４４ 　”４ｇ、２　４１０．１：５２．５Ｎｅｗ　ＧＴＧ　１２４．７±５１．５２ 　１１８．５±６７．９　１２２．６±４７．８　１５１９±６０．４ＥＧ　１ １７．１±９７．１　１５２．４±１５４．５　１４３．５±９４．９　１［１ １，１±１４０．７例７：ウサギ胃の引張モデルによる創傷治療測定Ａｎｉｓ１ １　Ｃｔｒａ　ｉｃｄ　Ｕｓｅ　Ｃｏｍｍ１Ｎｅｔ規定の条約承認のものとで、 胃中央部線状創傷モデルを動物において実行した。２．７〜３．５ｋｇのニュー シーラントシロウサギ（Ｄｏｅ　Ｖ＊ｌ１７　ＦａｒｆｆｌＩ。

Ｂｅ１ｏａｒｉｌｌｅ、　Ａｒｋｓ＋＋５ｚｓ）をアテロビン（０，１ｍｇ／　 ｋｇ）及びアセプロマシン（０，７５ｍｇ／　ｋｇ）を皮下注射し、予備麻酔を 行ない１０分後に、ケタミン（０，７５＋ａｇ／　ｋｇ）及びキシラジン（５０ ｇ／　ｋｇ）により麻酔した。ウサギ腹部を＃４Ｇブレードにより剃り、無菌的 に外科手術の準備をした。正中線１０Ｃ１こわたり開腹し、盲腸をよけ、球状嚢 及び約２０ｃｍの盲腸を露出した。球状嚢より遠位にある膨起二つを選び、対と し、３ｃｍの線状切刻を盲腸の長さ方向と平行に入れ、さらにＩＨ度反対側にも 入れた。最初の二切刻末端よりも遠位から、さらに二つの膨起を選び、同じ様に ２〜３ｅａの切刻を入れた。再現性のある外科手術水準とするために、切刻を入 れるのは漿膜及び石層に徹底し盲腸粘膜層には手をつけなかった。

次にコラーゲン細片を創傷内に粘膜石板に対して平となる様に入れた。切刻は５ −０ポリプロピレン縫合糸（ＥｔｈｉｅｏｎＣｏｔｐ、、　Ｓａｍｅｒマ１ｌｌ ｅ、Ｎｅｗ　Ｉｅ＋＋ｅ７　）により縫い合せた。この時−センチメーター当り に５針の割合で創傷縁端より２ミリメーターの部位より縫合した。縫合糸は漿膜 、筋、副筋層を通し、各層を引き寄せ、コラーゲン細片を粘膜石板と縫合した。

最後の一針の縫合時に、対照用創傷では結び目を切り、実験用創傷においては、 そのままにしておいた。このため評価時においてのあらゆるミス要因が除去でき るわけである。四ケ所の創傷において、治療実験処理とビヒクル単独処理（対照 ）を注意して行なった。開腹切開部は標準的手法で縫合した。ウサギは標準飼料 （Ｔｅｋｌ■ｄ　Ｒｘｈｂｉｔ　Ｃｈｏｖ、　ｌ１ｌｉｎｏｉｓ）によって飼育 し、水は随時与えた。また制御された環境下で独部屋に入れ飼育した。

予定日に、ウサギ耳端静脈よりベンドパルビタール（１５０ｍｇ　７ｋｇ）を静 注し、大意的安楽死をさせた。盲腸の創傷切片を摘出し、含有物を徹底的に洗浄 した。

各々の創傷より縫合糸を無血的に抜糸し、８■と規格した細片をＰｕｎｅｈｔｅ ｍｐｌｔＨ（Ｗｘｓｈｉｎｇｊｏｎ　Ｕｎｉｙｅ＋＋ｉ＋７１ｔｃｈｉｎｅ　５ ｈｏｐ）を用いて３本づつ各々の切刻に対して直交する様に切り取った。

組織学試料は創傷細片間の部位より採取した。各々の切刻より採取した３本の細 片（実験用６個体、対照６個体）において、張力計（Ｔｅｎｘｏｉｅ＋ｅｒ１０ ．Ｍｏ＋＋ｘｎｔｏ、５ＩＬｏｕｉｓ、Ｍｉｓ＋ｏｕｒｉ　）を用いてｇ／一単 位レベルで創傷破損強度を測定した。明らかな感染、血腫が見られる試料、また は接着度が明らかに低い試料は無視した（分析対象から無視した創傷は全体の２ ％未満であった。）張力計試験は電気的鉤爪クランプを用いて２０ａ＋ｍ／ｗｉ ｎの速度で全ての創傷について行なった。これは創傷部位でのみ破損が−（基本 組織、洞組織、及び盲腸組織）に分けて行ない、各々別にデーター報告した。組 織学的解析は、各母体より適合した試料について行なった。試料をマイクロカセ ットに縫い込み、ホルマリン中に保管し、後日へマトキシリンーイオシン染色し た。ここで組織学的試料の肉厚、肉芽組織量、及び壊死兆候を評価し、結果を記 録した。

盲腸組織における結果を図９に示す。

’ｆ’Ｄ（ｒＦ　オメ歩、−１（プ、）ｆ’ＤｃｙＦ　方５１１１　（ゾ、） ＰりＧ−Ｆ　書ｙ−：Ａｔ　＜−ｉφンＦＤ６Ｆ　鉢ム（＜　４ｇ　） ７’Ｄ（ｒＦ　’古づｔａｕ　（”／、ンｆｖｃｒＦ　＃：Ａｔ　ｔ・ｌ・〕 ＰＩ）（ｒＦ　３３Ｘ　（ｐ３／ｒｎＬ）ｉ　（ｍｍ３） Ｉｔｔ弧ｍｌｕ輝 口■ りＵブ１ｈ燵抹ルジを乙　（９） フロントページの続き （７２）発明者　ピアス、グレン・エフアメリカ合衆国、カリフォルニア・９１ ３６０、サウザンド・オークス、リンウッド・ストリート・６４５ （７２）発明者　ビット、コリン・ジ−アメリカ合衆国、カリフォルニア・９１ ３６１、ウェストレイク・ビレツジ、リーワード・サークル・２３７９

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．第一速度制御層及び少なくとも一つ以上の医薬貯蔵層からなるコラーゲンフ ィルムであって、各層が互いに接触して積層体を形成し、該積層体の片側末端に 速度制御層が位置し、かつ速度制御層が他層の内の一層のみと接触し、該他層が 医薬貯蔵層であるコラーゲンフィルム。 ２．速度制御層がコラーゲン及び活性成分からなる請求項１記載のコラーゲンフ ィルム。 ３．速度制御層にいかなる活性成分をも含まない請求項２記載のコラーゲンフィ ルム。 ４．各医薬貯蔵層がコラーゲン及び活性成分からなる請求項３記載のコラーゲン フィルム。 ５．医薬貯蔵層の数が１〜５である請求項４記載のコラーゲンフィルム。 ６．医薬貯蔵層の数が１〜３である請求項５記載のコラーゲンフィルム。 ７．医薬貯蔵層の数が３である請求項６記載のコラーゲンフィルム。 ８．速度制御層及び各医薬貯蔵層の肉厚が、それぞれ独立して約０．０１ｍｍ〜 約１ｍｍである請求項７記載のコラーゲンフィルム。 ９．速度制御層及び各医薬貯蔵層の肉厚が、それぞれ独立して約０．０５〜約０ ．５ｍｍである請求項８記載のコラーゲンフィルム。 １０．速度制御層及び各医薬貯蔵層の肉厚が、それぞれ独立して約０．０１〜約 ０．２ｍｍである請求項９記載のコラーゲンフィルム。 １１．速度制御層がさらに可塑剤をも含んでなる請求項１０記載のコラーゲンフ ィルム。 １２．医薬貯蔵層がさらに可塑剤をも含んでなる請求項１１記載のコラーゲンフ ィルム。 １３．速度制御層がさらに安定剤をも含んでなる請求項１２記載のコラーゲンフ ィルム。 １４．医薬貯蔵層ふさらに安定剤をも含んでなる請求項１３記載のコラーゲンフ ィルム。 １５．速度制御層がさらに乾燥促進剤をも含んでなる請求項１４記載のコラーゲ ンフィルム。 １６．医薬貯蔵層がさらに乾燥促進剤をも含んでなる請求項１５記載のコラーゲ ンフィルム。 １７．速度制御層がさらに緩衝剤をも含んでなる請求項１６記載のコラーゲンフ ィルム。 １８．医薬貯蔵層がさらに緩衝剤をも含んでなる請求項１７記載のコラーゲンフ ィルム。 １９．活性成分がＰＤＧＦ，ＥＧＦ，ＦＧＦ，ＰＤＥＧＦ，ＰＤ−ＥＣＧＦ，Ｋ ＧＦ，ＩＧＦ−１，ＩＧＦ−２，ＴＮＦ，ＢＤＮＦ，ＣＮＴＦ，及びＮＴ−３か らなる群より選ばれる請求項１８記載のコラーゲンフィルム。 ２０．活性成分がＰＤＧＦである請求項１９記載のコラーゲンフィルム。 ２１．請求項１記載のコラーゲンフィルムを介して、創傷治癒に有効な量の活性 成分を投与する上皮創傷治癒促進方法。 ２２．第二速度制御層を、積層体において第一速度制御層の位置する末端と逆側 の末端に、含んでなる請求項１記載のコラーゲンフィルム。 ２３．各速度制御層がコラーゲン及び活性成分からなる請求項２２記載のコラー ゲンフィルム。 ２４．速度制御層がいかなる活性成分をも含まない請求項２３記載のコラーゲン フィルム。 ２５．医薬貯蔵層がコラーゲン及び活性成分からなる請求項２４記載のコラーゲ ンフィルム。 ２６．医薬貯蔵層の数が１〜５である請求項２５記載のコラーゲンフィルム。 ２７．医薬貯蔵層の数が１〜３である請求項２６記載のコラーゲンフィルム。 ２８．医薬貯蔵層の数が、３である請求項２７記載のコラーゲンフイルム。 ２９．各速度制御層及び各医薬貯蔵層の肉厚が、それぞれ独立して約０．０１〜 約１ｍｍである請求項２８記載のコラーゲンフィルム。 ３０．各速度制御層及び各医薬貯蔵層の肉厚が、それぞれ独立して約０．０５〜 約０．５ｍｍである請求項２９記載のコラーゲンフィルム。 ３１．各速度制御層及び各医薬貯蔵層の肉厚が、それぞれ独立して約０．０１〜 約０．２ｍｍである請求項３０記載のコラーゲンフィルム。 ３２．速度制御層がさらに、可塑剤をも含んでなる請求項３１記載のコラーゲン フィルム。 ３３．医薬貯蔵層がさらに可塑剤をも含んでなる請求項３２記載のコラーゲンフ ィルム。 ３４．速度制御層がさらに安定剤をも含んでなる請求項３３記載のコラーゲンフ ィルム。 ３５．医薬貯蔵層がさらに安定剤をも含んでなる請求項３４記載のコラーゲンフ ィルム。 ３６．速度制御層がさらに乾燥促進剤をも含んでなる請求項３４記載のコラーゲ ンフィルム。 ３７．医薬貯蔵層がさらに乾燥促進剤をも含んでなる請求項３５記載のコラーゲ ンフィルム。 ３８．速度制御層がさらに緩衝剤をも含んでなる請求項３６記載のコラーゲンフ ィルム。 ３９．医薬貯蔵層がさらに緩衝剤をも含んでなる請求項３７記載のコラーゲンフ ィルム。 ４０．活性成分がＰＤＧＦ，ＥＧＦ，ＦＧＦ，ＰＤＥＧＦ，ＰＤ−ＥＣＧＦ，Ｋ ＧＦ，ＩＧＦ−１，ＩＧＦ−２，及びＴＮＦからなる群より選はれる請求項３８ 記載コラーゲンフィルム。 ４１．活性成分がＰＤＧＦである請求項３９記載のコラーゲンフィルム。 ４２．請求項２２記載のコラーゲンフィルムを介して創傷治癒に有効量の活性成 分を投与する内部創傷治癒の促進方法。 ４３．少なくとも一つ以上の医薬貯蔵層からなり、該医薬貯蔵層が互いに接触し 、積層体を形成してなるコラーゲンフィルム。 ４４．請求項４２記載のコラーゲンフィルムを介して創傷治癒に有効量の活性成 分を投与する上皮創傷治癒の促進方法。 ４５．請求項４２記載のコラーゲンフィルムを介して創傷治癒に有効量の活性成 分を投与する内部創傷治癒の促進方法。