JP2013523296A - 止血スポンジ - Google Patents

Abstract

本発明は、ｉ）生体材料のマトリックス、及びｉｉ）反応基を含む１つの親水性ポリマー成分を含み、ｉ）とｉｉ）が、上記ポリマー成分の反応性が保持されるように互いに関連付けられた、止血性多孔質複合スポンジを提供する。ここで、関連付けられるとは、−上記ポリマー成分が生体材料の上記マトリックスの表面にコーティングされること、又は−上記マトリックスが上記ポリマー材料で含浸されること、又はその両方を意味する。更に別の一態様は、止血性多孔質複合スポンジを傷害部位に施す工程を含む、傷害を処置する方法に関する。

Description

本発明は、止血スポンジ、止血スポンジを製造する方法、及びその様々な使用法の分野に関する。

ヒト又は動物起源の凝固因子に基づく生物学的糊が長年知られている。フィブリノーゲン及び第ＸＩＩＩ因子に基づく組織接着剤を製造するための方法が、特許文献１、特許文献２及び特許文献３に記載されている。組織接着剤は、通常、トロンビンを含む別個の成分と一緒に適用される。トロンビンは、フィブリノーゲンに対して酵素的に作用してフィブリンを形成し、第ＸＩＩＩ因子に作用して活性第ＸＩＩＩａ因子を形成する。活性第ＸＩＩＩａ因子は、フィブリンを架橋して安定なフィブリン凝塊を生成する。

コラーゲンパッドは、創傷治癒を改善するのに、又は止血に、長年使用されてきた。止血におけるその作用機序は、血小板の凝集及び活性化、活性化された血小板表面のトロンビン形成、並びにフィブリノーゲンに対するトロンビンの触媒作用による止血性フィブリン凝塊の形成に基づく。コラーゲンパッド又はシートの止血作用を改善するために、かかるパッド内に止血の因子を含めることが示唆された。

特許文献４には、フィブリノーゲン及び第ＸＩＩＩ因子と組み合わせたコラーゲンに基づく組織接着剤が記載されている。この材料は、すぐに使用できる凍結乾燥形態で提供される。フィブリノーゲン及び第ＸＩＩＩ因子は、平坦なコラーゲン材料にフィブリノーゲンと第ＸＩＩＩ因子を含む溶液を含浸させ、上記材料を凍結乾燥させることによって、コラーゲンと組み合わせられる。

特許文献５は、止血スポンジに均一に分布したコラーゲン及び血液凝固の活性化因子又はプロアクチベータに基づく止血スポンジを開示している。このスポンジは、風乾又は凍結乾燥させることができる乾燥形態で提供される。しかし、それでも、少なくとも２％の含水量を有する。

特許文献６は、多官能的に活性化された合成親水性ポリマーを使用した架橋コラーゲンを含む生体接着性組成物、ならびにかかる組成物を使用して第１の表面と第２の表面との間を接着する方法を論じている。第１と第２の表面の少なくとも一方は天然の組織表面とすることができる。

特許文献７は、合成コラーゲン又はゼラチン及び求電子架橋剤で構成された組織シーラントを記載している。これらは、乾燥状態で提供される。この組成物を適切なｐＨにおいて湿らせると、２成分間の反応が起こり、封鎖性を有するゲルが形成される。かかるシーラントは、現在の技術水準において知られている、又は市場で入手可能である（例えば、Ｃｏｓｅａｌ（商標））、（複数の求電子基を有する試薬と複数の求核基を有する試薬で構成された）他の公知の２成分シーラントと本質的に同様に作用する。この発明の特別な一実施形態においては、シーラントの２成分（求電子架橋剤と合成コラーゲン／ゼラチン）は生体材料上にコーティングされる。

機械的に破壊されてその物性が変化したコラーゲン含有組成物が特許文献８、特許文献９及び特許文献１０に記載されている。これらの特許は、一般に、線維性及び不溶性コラーゲンに関する。注射用コラーゲン組成物が特許文献１１に記載されている。注射用骨／軟骨組成物が特許文献１２に記載されている。水中に懸濁させることができ、特定の表面電荷密度を有する、サイズ範囲５μｍから８５０μｍの乾燥粒子を含むコラーゲンベースの送達マトリックスが、特許文献１３に記載されている。創傷包帯（ｗｏｕｎｄ ｄｒｅｓｓｉｎｇ）を形成するエアロゾル噴霧剤として有用である粒径１μｍから５０μｍのコラーゲン調製物が特許文献１４に記載されている。コラーゲン組成物を記載している別の特許としては、特許文献１５及び特許文献１６が挙げられる。

米国特許第４，３６２，５６７号明細書 米国特許第４，２９８，５９８号明細書 米国特許第４，３７７，５７２号明細書 米国特許第４，６００，５７４号明細書 国際公開第９７／３７６９４号 米国特許第５，６１４，５８７号明細書 国際公開第２００４／０２８４０４号 米国特許第５，４２８，０２４号明細書 米国特許第５，３５２，７１５号明細書 米国特許第５，２０４，３８２号明細書 米国特許第４，８０３，０７５号明細書 米国特許第５，５１６，５３２号明細書 国際公開第９６／３９１５９号 米国特許第５，１９６，１８５号明細書 米国特許第５，６７２，３３６号明細書 米国特許第５，３５６，６１４号明細書

本発明の主題は、
ｉ）生体材料のマトリックス、及び
ｉｉ）反応基を含む１つの親水性ポリマー成分
を含み、ｉ）とｉｉ）が、上記ポリマー成分の反応性が保持されるように互いに関連付けられた、止血性多孔質複合スポンジである。ここで、関連付けられるとは、
−上記ポリマー成分が生体材料の上記マトリックスの表面にコーティングされること、又は
−上記マトリックスが上記ポリマー材料で含浸されること、又は
−その両方
を意味する。

創傷治癒用の以前の繊維状生体材料のパッド、特にコラーゲンパッドは、止血の困難な状態（例えば、ヘパリン処置後）では、止血の誘導に失敗することが見いだされた。本発明によるスポンジは、止血を改善する。さらに、本発明によるスポンジは、創傷に適用すると組織に対して強い粘着性を示す。さらに、本発明のスポンジは、創傷に適用後、改善された膨潤挙動、すなわち低膨潤を示す。

更に別の一態様は、止血性多孔質複合スポンジを傷害部位に施す工程を含む、傷害を処置する方法に関する。

本明細書に開示するスポンジとバッファー溶液とを含む創傷被覆材（ｗｏｕｎｄ ｃｏｖｅｒａｇｅ）を調製するためのキットも提供する。このキット及びその成分は、特に、傷害の処置のための医用スポンジの製造用である。

以下に開示する好ましい実施形態はすべて、特定の実施形態の例であるが、全般的な発明概念を必ずしも限定しないことを当業者は容易に理解する。さらに、特別な実施形態はすべて、相互に排他的でない場合、すべての発明態様及び実施形態の任意の組合せを包含し得る。当業者によって認識される均等物又は自明な変更若しくは改変はすべて、本発明に包含される。

図１は、ＮＨＳ−ＰＥＧで被覆されたコラーゲンパッドの止血効力を示す。止血パッドは、実施例２に従って作製され、（以下で明確にされるように）ＣＯＨ１０２ １４ｍｇ／ｃｍ^２で被覆される。止血効力は、以下に示すように動物によって評価される。出血は、パッド適用の２分後に止まる。再出血は認められない。 図２は、ＮＨＳ−ＰＥＧを含浸させたコラーゲンパッドの止血効力を示す。止血パッドは実施例３に従って作製され、ＣＯＨ１０２ ８ｍｇ／ｃｍ^２が含浸される。止血効力は、以下に示すように動物によって評価される。出血は、パッド適用の２分後に止まる。再出血は認められない。 図３は、ＮＨＳ−ＰＥＧで被覆された酸化セルロース布を含むコラーゲンパッドの止血効力を示す。止血パッドは実施例５に従って作製され、ＣＯＨ１０２ １４ｍｇ／ｃｍ^２で被覆される。止血効力は、以下に示すように動物によって評価される。出血は、パッド適用の２分後に止まる。再出血は認められない。 図４は、ＮＨＳ−ＰＥＧで被覆された酸化セルロース布の止血効力を示す。止血パッドは実施例６に従って作製され、ＣＯＨ１０２ １４ｍｇ／ｃｍ^２で被覆される。止血効力は、以下に示すように動物によって評価される。出血は、パッド適用の２分後に止まる。再出血は認められない。 図５は、ＮＨＳ−ＰＥＧで被覆された止血促進物質としてフコイダンを含むコラーゲンパッドの止血効力を示す。止血パッドは実施例７に従って作製され、ＣＯＨ１０２ １４ｍｇ／ｃｍ^２で被覆される。止血効力は、以下に示すように動物によって評価される。出血は、パッド適用の２分後に止まる。再出血は認められない。 図６は、不連続被覆されたコラーゲンスポンジの表面の走査型電子顕微鏡画像（倍率：×５００）である。 図７は、連続被覆されたコラーゲンスポンジの表面の走査型電子顕微鏡画像（倍率：×５００）である。 図８は、肝葉擦過モデルにおけるＣＯＨ１０２ １４ｍｇ／ｃｍ^２で被覆されたＧｅｌｆｏａｍを示す。 図９は、肝葉擦過モデルにおけるＣＯＨ１０２ １４ｍｇ／ｃｍ^２で被覆されたＣｈｉｔｏｓｋｉｎを示す。

本発明の目的は、
ｉ）生体材料のマトリックス、及び
ｉｉ）反応基を含む１つの親水性ポリマー成分
を含み、ｉ）とｉｉ）が、上記ポリマー成分の反応性が保持されるように互いに関連付けられた、止血性多孔質複合スポンジを含む止血性多孔質複合スポンジである。ここで、関連付けられるとは、
−上記ポリマー成分が生体材料の上記マトリックスの表面に、例えば、上記スポンジの少なくとも１つの表面に連続層若しくは不連続層として、コーティングされた、又は
−上記マトリックスが上記ポリマー材料で含浸された、又は
−その両方
を意味する。

本明細書では含浸という用語は、生体材料のマトリックスにおけるポリマー材料の吸収という用語を含む。

スポンジ、パッド及びフリースという用語は、本発明の記述においては区別なく使用される。

好ましくは、生体材料はコラーゲン、タンパク質、生体高分子又は多糖である。特に好ましいのは、コラーゲン、ゼラチン（特に架橋ゼラチン）、フィブリン、多糖（特にキトサン、酸化セルロース、アルデヒド活性化デキストラン、（過ヨウ素酸酸化によって得ることができる）デンプンベースのポリアルデヒド）、合成生分解性生体材料（特にポリ乳酸又はポリグリコール酸、及びその誘導体からなる群から選択される生体材料であり、より好ましくはコラーゲンである。

本発明によれば、止血性を有する生体材料の水不溶性マトリックスと、それに関連付けられた親水性ポリマー架橋剤とを含む、多孔質複合材料が提供される。

出血組織と接触すると、親水性ポリマー架橋剤と血液タンパク質の架橋反応によって、封鎖性及び止血性を有するゲルが形成される。架橋は組織表面タンパク質に対しても起こり、水不溶性マトリックス生体材料の性質に応じて、マトリックス生体材料に対しても起こり得る。後者の反応は、複合材料と創傷組織表面の接着改善に寄与する。さらに、生体材料のマトリックスが吸い取る特性を有すること、すなわち、血液、血清、血しょうなどの液体を浸漬／吸収できることが、本発明による複合材（ｃｏｍｐｏｓｉｔｅ）の止血効力に重要である。

かかる吸い取る特性は、特に、マトリックスが作られるポリマーの親水性の特性、及び開放性の相互に連絡した孔の３次元構造、又は親水性繊維の３次元網目構造に依存する。マトリックスの孔径及び弾性も吸い取る特性に重要である。弾性は、マトリックスが水性溶液中で圧縮することができ、圧縮を生じる力が解放された後にその初期体積に戻ることができることを意味する。

上記スポンジは、傷害部位に適用したときに体液を吸収することができる生体材料の多孔質ネットワークである。そのため、（血球、凝固タンパク質などの血液成分すべてを含めて）創傷の血液がスポンジに入ることができる。したがって、本発明による多孔質スポンジは、患者に適用したときに、血液などの外部の流体に接触可能な内部体積を有する。例えば、多孔質コラーゲンスポンジは、コラーゲンゲルの凍結乾燥（ｌｙｏｐｈｉｌｉｚａｔｉｏｎ）によって、コラーゲン懸濁物又はコラーゲン溶液の凍結乾燥（ｆｒｅｅｚｅ−ｄｒｙｉｎｇ）によって製造することができる（一方、通常の空気乾燥はコラーゲン膜を生じる）。コラーゲンの場合、その結果生成する本発明による多孔質スポンジは、典型的には５から１００ｍｇコラーゲン／ｃｍ^３を有するのに対して、コラーゲン膜は６５０から８００ｍｇコラーゲン／ｃｍ^３を有する。血液などの外部の流体が本発明による上記スポンジと接触すると、反応基を含む親水性ポリマー成分は、（少なくとも２個の）反応基に結合する成分を架橋するように、血液成分と、及び／又は生体材料のマトリックスの表面と反応することができる。さらに、上記スポンジは、通常、柔軟であり、種々の形状の多様な組織及び場所に適用するのに適している。

本発明のために使用されるコラーゲンは、多孔質の、特に多孔質かつ繊維状のマトリックスに加工することができる、液状、ペースト状、繊維状又は粉状の材料を含めて、任意のコラーゲン材料に由来することができる。スポンジ製造用のコラーゲンゲルの調製は、例えば、（参照により本明細書に援用する）欧州特許第０８９１１９３号に記載されており、ゲル形成が起こるまでの酸性化と、それに続くｐＨ中和を含み得る。ゲル形成特性又は溶解性を改善するために、コラーゲンは、乾燥したときに安定なスポンジを形成する性質が低下しない限り、（部分的に）加水分解又は改変することができる。

スポンジマトリックスのコラーゲン又はゼラチンは、好ましくは動物起源、好ましくはウシ又はウマのものである。しかし、異種タンパク質に対して患者が過敏である場合、ヒトコラーゲンを使用することもできる。合成又は組換えコラーゲンを使用することもできる。上記スポンジの更なる成分は、好ましくはヒト起源であり、それによって特にヒトへの適用に適したスポンジになる。

好ましい一実施形態においては、多孔質コラーゲンスポンジは、乾燥スポンジ１ｃｍ^３当たり約５から約５０、例えば約１０から約３０、好ましくは約２５ｍｇのコラーゲンを含む。

生体材料は、架橋されていてもいなくてもよいが、好ましくは、生体材料は架橋されている。

本発明によるスポンジの親水性ポリマー成分は親水性架橋剤であり、上記スポンジを患者（例えば、患者の創傷、又は患者が止血活性を必要とする別の場所）に適用するとその反応基と反応することができる。したがって、ポリマー成分の反応基は患者に適用したときに反応性であることが本発明にとって重要である。したがって、創傷に適用すると反応すべきであるポリマー成分の反応基が製造プロセス中に保持されるように、本発明によるスポンジを製造することが必要である。

これは、種々の方法で実施することができる。例えば、通常の親水性ポリマー成分は、水と接触すると加水分解しやすい反応基を有する。したがって、水又は水性液体との早すぎる接触は、スポンジを患者に投与する前には、特に製造中には、避けなければならない。しかし、製造中の親水性ポリマー成分の処理は、反応基の反応が阻害される条件（例えば、低ｐＨ）では、水性媒体中でも可能な場合がある。親水性ポリマー成分が融解し得る場合、融解した親水性ポリマー成分を生体高分子のマトリックスに噴霧又はプリントすることができる。親水性ポリマー成分の乾燥形態（例えば、粉体）をマトリックス上に散布することもできる。次いで、必要に応じて、温度を上昇させて、マトリックスに散布された親水性ポリマー成分を融解させ、スポンジの恒久的なコーティングを得ることができる。あるいは、これらの親水性ポリマー成分を不活性有機溶媒（親水性ポリマー成分の反応基に対して不活性）に吸収させ、生体材料のマトリックス上に移送することができる。かかる有機溶媒の例は、（例えば、ＮＨＳ−エステル置換ＰＥＧなどの親水性ポリマー成分に対して不活性である）無水エタノール、無水アセトン又は無水ジクロロメタンである。

好ましい一実施形態においては、親水性ポリマー成分は、単一の親水性ポリマー成分であり、ポリアルキレンオキシドポリマー、特に好ましくはＰＥＧを含むポリマーであり、以下では「材料」と称する。上記材料の反応基は、好ましくは求電子基である。

上記材料は、多求電子性ポリアルキレンオキシドポリマー、例えば多求電子性ＰＥＧとすることができる。上記材料は、−ＣＯＮ（ＣＯＣＨ_２）_２、−ＣＨＯ、−Ｎ＝Ｃ＝Ｏ及び／又は−Ｎ（ＣＯＣＨ_２）_２などの２個以上の求電子基、例えば、（参照によりその全体を本明細書に援用する）国際公開第２００８／０１６９８３号に開示された成分及び商標ＣｏＳｅａｌ（登録商標）で市販されているものの成分の一つを含むことができる。

本発明による親水性ポリマー架橋剤の好ましい求電子基は、タンパク質のアミノ基、カルボキシ基、チオール基及びヒドロキシ基に対して反応性の基、又はその混合物である。

好ましいアミノ基特異的反応基は、ＮＨＳ−エステル基、イミドエステル基、アルデヒド基、カルボジイミドの存在下のカルボキシ基、イソシアナート、又はＴＨＰＰ（ベータ−［トリス（ヒドロキシメチル）ホスフィノ］プロピオン酸）であり、特に好ましいのは、ペンタエリスリトールポリ（エチレングリコール）エーテルテトラスクシンイミジルグルタラート（＝ペンタエリスリトールテトラキス［１−１’−オキソ−５’−スクシンイミジルペンタノアート−２−ポリ−オキソエチレングリコール］エーテル（＝ＭＷ１０，０００のＮＨＳ−ＰＥＧ）である。

好ましいカルボキシ基特異的反応基は、カルボジイミドの存在下のアミノ基である。

好ましいチオール基特異的反応基は、マレイミド又はハロアセチルである。

好ましいヒドロキシ基特異的反応基は、イソシアナート基である。

親水性架橋剤の反応基は、同じ（ホモ官能性）でも異なっても（ヘテロ官能性）よい。親水性ポリマー成分は、２個の反応基（ホモ二官能性又はヘテロ二官能性）又はそれより多く（ホモ／ヘテロ三官能性以上）を有することができる。

特別な実施形態においては、上記材料は、好ましくはＰＥＧを含む、合成ポリマーである。上記ポリマーは、組織との架橋及び粘着に適した活性側基を含むＰＥＧの誘導体とすることができる。

上記反応基によって、上記親水性ポリマーは、血液タンパク質、さらに組織表面タンパク質を架橋する能力を有する。生体材料との架橋も可能である。

多求電子ポリアルキレンオキシドは、２個以上のスクシンイミジル基を含むことができる。多求電子性ポリアルキレンオキシドは、２個以上のマレイミジル基を含むことができる。

好ましくは、多求電子性ポリアルキレンオキシドは、ポリエチレングリコール又はその誘導体である。

最も好ましい一実施形態においては、ポリマー成分は、ペンタエリスリトールポリ（エチレングリコール）エーテルテトラスクシンイミジルグルタラート（＝ＣＯＨ１０２、ペンタエリスリトールテトラキス［１−１’−オキソ−５’−スクシンイミジルペンタノアート−２−ポリ−オキソエチレングリコール］エーテル）である。

好ましい一実施形態においては、本発明のスポンジは、生体材料としてコラーゲンを含み、ポリマー成分、例えばＣＯＨ１０２がコラーゲン表面にコーティングされている（＝被覆形態）。

特に好ましくは、コーティングは、例えば図６に示す、不連続コーティングである。

別の好ましい一実施形態においては、コーティングは、例えば融解物からのポリマー成分を生体材料のマトリックスに噴霧することによって得られる、薄い連続コーティングである。かかるコーティングは、例えば図７に示す、フィルム様又はガラス様構造体に類似している。

別の好ましい一実施形態においては、本発明のスポンジは、生体材料としてコラーゲンを含み、ポリマー成分、例えばＣＯＨ１０２がコラーゲンに含浸されている（＝含浸形態）。

ポリマー成分の分子量は、好ましくは、５００から５００００の範囲、最も好ましくは約１００００である。

上記生体材料のスポンジ上のポリマー成分のコーティング量は、被覆スポンジの場合、好ましくは約１ｍｇ／ｃｍ^２から約２０ｍｇ／ｃｍ^２、より好ましくは約２ｍｇ／ｃｍ^２から約１４ｍｇ／ｃｍ^２である。ポリマー成分の濃度は、含浸スポンジの場合、好ましくは約５ｍｇ／ｃｍ^３から約１００ｍｇ／ｃｍ^３、より好ましくは約１０ｍｇ／ｃｍ^３から約７０ｍｇ／ｃｍ^３である。

別の好ましい一実施形態においては、本発明のスポンジは、含浸形態と被覆形態の組合せを含む。さらに、本発明によるスポンジは、親水性ポリマー成分が加水分解性反応基、例えばＮＨＳ−ＰＥＧを有する場合、乾燥状態、例えば、全含水量が１０％未満、特に２％未満、特に１％未満であることによって、反応基を含む上記親水性ポリマー成分の反応基の反応性を維持する。（例えば、１０％を超える）より高い含水量でも機能性スポンジは得られるが、貯蔵安定性は悪化することになる。したがって、２％（ｗ／ｗ）未満の含水量が好ましく、１％未満が更に好ましく、０．５％未満が特に好ましい。

別の好ましい一実施形態においては、更なる生体材料の更なる層が存在する。上記更なる層は、上記マトリックスと同じ生体材料に由来することができ、又は異なる生体材料とすることができる。例えば、生体材料のマトリックスはコラーゲンであり、上記更なる層は酸化セルロースである。上記した生体材料のすべての組合せが含まれ得る。

上記スポンジは全体として生分解性とすることができ、ｉｎ ｖｉｖｏでの生分解に適しており、又は生体再吸収性とすることができ、すなわち、例えば、ｉｎ ｖｉｖｏで存在するプロテアーゼ及びｉｎ ｖｉｖｏで加水分解することができる基による分解によってｉｎ ｖｉｖｏで再吸収することができる。十分な再吸収は、細胞外断片がさほど残っていないことを意味する。生分解性材料は、生体系から除去することができる単位、及び／又は生体系に化学的に取り込むことができる単位に生物学的に分解することができる点で、非生分解性材料とは異なる。好ましい一実施形態においては、特定の材料、マトリックス材料又はスポンジは全体として、被験体、特にヒト被験体によって、６か月未満、３か月未満、１か月未満、２週間未満で分解され得る。

上記スポンジは、例えば（参照により本明細書に援用する）米国特許第５，７１４，３７０号に開示された、フィブリノーゲン、トロンビン又はトロンビン前駆体を含めて、血液凝固の活性化因子又はプロアクチベータを更に含むことができる。トロンビン又はトロンビン前駆体は、それぞれ、トロンビン活性を有するタンパク質、及び血液と接触したとき、又は患者に適用後、トロンビン活性を誘導するタンパク質と理解される。その活性は、トロンビン活性（ＮＩＨ単位）、又は対応するＮＩＨ単位を発生させるトロンビン等価活性（ｅｑｕｉｖａｌｅｎｔ ａｃｔｉｖｉｔｙ）として表される。上記スポンジにおける活性は１００〜１０，０００、好ましくは５００〜５，０００とすることができる。以下のトロンビン活性は、両方、すなわちトロンビンの活性又は任意の等価活性を含むと理解される。トロンビン活性を有するタンパク質は、アルファトロンビン、メイゾトロンビン、トロンビン誘導体又は組換えトロンビンからなる群から選択することができる。適切な前駆体は、プロトロンビン、必要に応じてリン脂質と一緒の第Ｘａ因子、第ＩＸａ因子、活性化プロトロンビン複合体、ＦＥＩＢＡ、内因性若しくは外因性凝固の任意の活性化因子若しくはプロアクチベータ、又はその混合物からなる群から場合によって選択される。

本発明による止血スポンジは、更なる生理学的物質と一緒に使用することができる。例えば、上記スポンジは、好ましくは、さらに、薬理活性物質、中でも、プラスミノゲン活性化因子阻害剤、プラスミン阻害剤、線維素溶解剤の不活性化物質などの抗線維素溶解剤を含む。好ましい抗線維素溶解剤は、アプロチニン又はアプロチニン誘導体、アルファ２−マクログロブリン、プロテインＣ又は活性化プロテインＣの阻害剤又は不活性化物質、天然基質と競合的に作用する、プラスミンと結合する基質模倣物、及び線維素溶解活性を阻害する抗体からなる群から選択される。

更なる薬理活性物質として、抗菌剤、抗真菌剤などの抗生物質を、好ましくは本発明によるスポンジに均一に分布する成分として、上記スポンジと一緒に使用することができる。成長因子及び／又は鎮痛剤（ｐａｉｎ ｋｉｌｌｅｒ）などの更なる生物活性物質が本発明のスポンジに存在することもできる。かかるスポンジは、例えば、創傷治癒に有用であり得る。

上記スポンジの再吸収を調節し得る、すなわち加速又は阻害し得る、特定の酵素又は酵素阻害剤とのさらなる組合せも好ましい。それらの中にはコラゲナーゼ、そのエンハンサー又は阻害剤がある。さらに、適切な防腐剤を上記スポンジと一緒に使用することができ、又は上記スポンジに含めることができる。

好ましい一実施形態は、血液凝固の活性化因子又はプロアクチベータを唯一の活性成分として含む止血スポンジの使用に関するが、血液凝固速度、止血、及び引張り強さ、内部（接着）強度、耐久性などの封鎖の質に影響を及ぼす更なる物質を含むことができる。

内因性又は外因性凝固を促進又は改善するプロコアギュラント、例えば、血液凝固の因子、補因子である第ＸＩＩＩ因子、組織因子、プロトロンビン複合体、活性化プロトロンビン複合体、又は複合体の一部、プロトロンビナーゼ複合体、リン脂質、及びカルシウムイオン、プロタミンを使用することができる。正確な封鎖が必要である外科的処置の場合、止血スポンジを患者に適用した後でかつ凝固が影響を受ける前の作用期間（ｗｏｒｋｉｎｇ ｐｅｒｉｏｄ）を延長することが好ましいこともある。凝固反応の延長は、本発明によるスポンジが適切な量の血液凝固阻害剤を更に含む場合に確保される。必要に応じてヘパリンと一緒のアンチトロンビンＩＩＩなどの阻害剤、又は任意の他のセリンプロテアーゼ阻害剤が好ましい。

上記材料の局所的不安定性又は凝固能亢進を防止するために、かかる添加剤、特に上記材料に均一に分布したトロンビン又はトロンビン前駆体を有することも好ましい。恐らくは均一混合物におけるトロンビンとコラーゲンの密接な接触のために、ある程度の含水量でも、トロンビン活性は驚くほど安定である。それでも、ポリオール、多糖、ポリアルキレングリコール、アミノ酸又はその混合物からなる群から好ましくは選択されるトロンビン安定剤を本発明に従って使用することができる。ソルビトール、グリセロール、ポリエチレングリコール、ポリプロピレングリコール、グルコース、サッカロースなどの単糖若しくは二糖類、又はトロンビン活性を安定化可能な任意の糖若しくはスルホン化アミノ酸の例示的使用が好ましい。

本発明に従って使用することができる添加剤の別の例としては、血管収縮剤、抗生物質、またはフコイダンなどの物質が挙げられる。

本発明のスポンジは、さらに、色素、例えばリボフラビン、又は生体適合性であることが従来技術から知られている別の色素を含むことができる。上記色素は、例えば、更なる層（コーティング）として含むことができ、本発明の被覆スポンジの表面のどちらがそれぞれ活性又は不活性表面であるかを外科医が確認するのに特に役立ち得る。

本発明のスポンジは、好ましくは、全体の厚さが３ｃｍ未満、好ましくは約１ｍｍから約３ｃｍ、より好ましくは約１ｍｍから約２ｃｍ、最も好ましくは約１ｍｍから約２ｍｍを有する。

本発明のスポンジにおいては、コーティングの厚さは、好ましくは約０．０１ｍｍから約１ｍｍである。

本発明のスポンジは、好ましくは、低侵襲手術、例えば腹腔鏡適用手術に使用される。

スポンジは、乾燥させることができ、乾燥後、上記スポンジの含水量は少なくとも０．５（本明細書ではｗ／ｗ単位の百分率）とすることができる。ある実施形態においては、上記スポンジは凍結乾燥又は風乾することができる。

本発明は、本発明によるスポンジを含む、創傷被覆材も提供する。上記スポンジ及び追加の層すべてを、適切な寸法のすぐに使用できる創傷被覆材中に備えることができる。上記スポンジ及び／又は上記被覆材は、適応症に応じて、好ましくは少なくとも１ｍｍ又は少なくとも２ｍｍ又は少なくとも５ｍｍ及び／又は最高２０ｍｍの厚さを有する、パッド又はシートとすることができる。比較的厚い柔軟なスポンジを創傷に適用するときには、血液及びフィブリノーゲンが、更なる創傷分泌物（ｓｅｃｒｅｔ）の吸収に対する障壁として作用し得るフィブリンが形成される前に、上記スポンジを通して吸収され得ることが重要である。

本発明の別の一態様は、
ａ）乾燥形態の生体材料のマトリックスを含むスポンジを提供する工程、
ｂ）１種類の反応性ポリマー材料を乾燥粉末の形態で提供する工程、
ｃ）ｂ）の材料が上記スポンジの少なくとも１つの表面に存在するようにａ）とｂ）とを接触させる工程、及び
ｄ）ｂ）の材料をａ）のスポンジに固定する工程
を含む、止血スポンジの製造方法（＝プロセスＩ）に関する。

固定は、予熱オーブン中で、例えば、温度３０℃から８０℃、好ましくは６０℃から６５℃で、固定に十分な期間、例えば、１分から１０分間、好ましくは約４分間、ポリマー成分を上記スポンジ上に融解させることによって達成することができる。あるいは、固定は、赤外線ヒーター又は任意の他の熱源によって達成することができる。パッドとヒーターの距離、ヒーターの強度、及び赤外線照射曝露時間は、最小限の熱曝露でコーティングが融解するように調節される。

本発明の別の一態様は、
ａ）乾燥形態の生体材料のマトリックスを含むスポンジを提供する工程、
ｂ）溶液、例えば、ｐＨ５未満、好ましくは約３の水性溶液、又は水を含まない有機溶媒に基づく、例えば、エタノール、アセトン、塩化メチレンなどに基づく溶液、の形態中の１種類の反応性ポリマー材料を提供する工程、
ｃ）ａ）の材料がｂ）で含浸されるようにａ）とｂ）とを接触させる工程、及び
ｄ）工程ｃ）で得られた材料を乾燥させる工程
を含む、止血スポンジの製造方法（＝プロセスＩＩ）に関する。

含浸を達成するための接触は、ポリマー溶液を上記スポンジ上に配置し、上記吸収に十分な期間、例えば、約２分間から約２時間、好ましくは３０分間、上記溶液を上記スポンジに吸収させることによって実施することができる。

乾燥は、凍結乾燥又は風乾を含むことができ、流体の揮発性成分を除去することを含む。

別の一態様においては、本発明は、プロセス（Ｉ）又は（ＩＩ）に従う製造方法によって得ることができる止血スポンジを提供する。

本発明の別の一態様は、創傷、出血、損傷組織及び／又は出血組織からなる群から選択される傷害の処置のための本発明のスポンジの使用に関する。好ましくは、本発明のスポンジは、組織、例えば、肺、ひ臓、肝臓の封鎖のため、及び止血のために使用される。

本発明の複合材は、タンパク質中の体液濃度が、上記したように封鎖ゲルを形成するのに十分高い場合はいつでも、すぐに使用できる組織シーラントとして使用することもできる。

本発明のスポンジは、結さつ術又は従来の手順による出血の抑制が有効でないか又は実際的でないときに手術による滲出から活動性までの出血に対処するために、切開による（ｏｐｅｎ）外科的処置および内視鏡／腹腔鏡／胸腔鏡／ＭＩＳ（低侵襲手術）外科的処置において止血の補助剤として特に必要とされる。

好ましい一実施形態においては、本発明のスポンジは、緩衝液、例えば、８．４％ＮａＨＣＯ_３、ｐＨ８．３などの炭酸水素塩溶液などのアルカリ性緩衝液と一緒に、例えばガーゼの上に適用される。

反応速度は、食塩水に浸漬されたガーゼと比較して、８．４％ＮａＨＣＯ_３溶液に浸漬されたガーゼと一緒に適用した後に増加することが見いだされた。これは、ＮａＨＣＯ_３を適用した場合には２分後に組織に対する上記スポンジのより高い粘着性によって認められた。

本発明は、さらに、請求項１から５のいずれか一項に記載のスポンジ及び緩衝液、例えば、炭酸水素塩、炭酸塩などのアルカリ性緩衝液をそののための指示と一緒に含む、キットを提供する。アルカリ性緩衝液は、好ましくはｐＨが８．３などの約８である。

本発明の別の一態様は、水不溶性止血材料（マトリックス）及び反応基を有する親水性ポリマー架橋剤を含む、止血複合材に関する。上記複合材は、外部の流体、特にヒト血液が上記複合材内に接触できるようにする孔を含む。上記止血材料は、それ自体で既にある種の止血性を有する「生体材料のマトリックス」として上記で言及された任意の材料とすることができる。かかる材料及びその止血性は、当該技術分野において原則的には公知である。本発明による複合材料は、例えば、創傷に適用した場合にこの創傷の血液が上記複合材に入ることができるように、外部の流体が上記複合材の内側の部分に接触できるようにする孔を有する。上記複合材は、これらの孔によってしみ込ませることができる。実際に重要な例としては、止血繊維の不織布若しくは織物、又は多孔質止血スポンジが挙げられる。好ましくは、この止血材料は、コラーゲンスポンジ、酸化再生セルロースの布、フィブリンスポンジ又はゼラチンスポンジである。コラーゲンスポンジは本質的天然コラーゲンであることが特に好ましい（すなわち、天然コラーゲン繊維の構造は、プロセシングの間に原線維発生によって大部分維持又は再生される）。

本発明による複合材における親水性ポリマー架橋剤の反応性は保持される。これは、上記架橋剤の反応基が上記止血材料（の表面）とまだ反応せず、水によって加水分解されないことを意味する。これは、例えば、本明細書に開示するように不活性条件下での融解、噴霧、浸漬などにより、上記架橋剤の反応基と上記止血材料又は水との反応をもたらさないように上記止血材料を上記架橋剤と組み合わせることによって達成することができる。通常、これは、水性条件（又は湿潤）、特に（架橋剤が酸性条件下で反応性でない場合）酸性条件の存在なしの湿潤の除外を含む。これによって、反応性止血材料を提供することができる。好ましくは、本発明による止血複合材は、反応基を有する親水性ポリマー架橋剤としてポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、特に２個以上、好ましくは４個の、スクシンイミジルエステル（−ＣＯＮ（ＣＯＣＨ_２）_２）、アルデヒド（−ＣＨＯ）及びイソシアナート（−Ｎ＝Ｃ＝Ｏ）から選択される反応基、特に好ましくはＣｏｓｅａｌの、下で定義される成分ＣＯＨ１０２などのスクシンイミジルエステルを含むＰＥＧを含む。

好ましい一実施形態においては、上記スポンジの多孔質ネットワークを形成するマトリックス材料は、乾燥多孔質スポンジの１〜５０％、１〜１０％又は約３％を構成する（ｗ／ｗ％）。

本発明による生体材料のマトリックス、特にコラーゲンは、一般に可溶性ではなく、特に水溶性ではない。しかし、上記スポンジは多孔質及び／又は吸湿性であるので、水性流体、特に血液、血清、血しょうなど、又は創傷に存在する他の流体と一緒になると、膨潤することができ、これらの流体を吸収する。

本発明による止血スポンジは流体吸収性である。「流体吸収性」は、接触によって流体を保持する物理的プロセスとみなすものとし、それにより、上記スポンジの膨潤をもたらしてももたらさなくてもよい。好ましくは、上記スポンジは、上記スポンジの乾燥重量の少なくとも１倍、少なくとも２倍、少なくとも４倍若しくは少なくとも１０倍、及び／又は最高１００倍、最高２０倍若しくは最高１０倍の流体量、特に血液量を保持することができる。本発明によるスポンジ材料は、圧力下でも流体を吸収することができる。

本発明による多孔質スポンジ材料は、好ましくは、孔径が５から５００μｍ、好ましくは１０から２００μｍである。この孔径は、特にかかる製造の過程における乾燥プロセスの導入を介して、スポンジ生体材料の製造の過程で適切に調節することができる。

本発明によるスポンジは、好ましくは、それを必要とする患者に、例えば、この患者の創傷に直接適用できる（その後、架橋が始まる）ように、「すぐに使用できる」形態で提供される。したがって、本発明によるスポンジは、貯蔵中の（例えば、水分又は微生物による）汚染から上記スポンジを保護する無菌パッケージに詰められる。使用前に、（好ましくは、やはり無菌条件下で）パッケージを開くことができ、上記スポンジを患者に直接適用することができる（「すぐに使用できる」）。

上記したように、上記親水性ポリマー成分は親水性架橋剤である。好ましい一実施形態によれば、この架橋剤は、架橋のための２個を超える反応基（「アーム」）、例えば、架橋のための反応基を有する３、４、５、６、７、８個又はそれより多くのアームを有する。例えば、ＮＨＳ−ＰＥＧ−ＮＨＳは、本発明による有効な親水性架橋剤である。しかし、一部の実施形態では、４個のアームのポリマー（例えば、４−アーム−ｐ−ＮＰ−ＰＥＧ）がより好ましい場合があり、同じ理論的根拠に基づいて、多反応性架橋が有利である実施形態では、８個のアームのポリマー（例えば、８−アーム−ＮＨＳ−ＰＥＧ）が更により好ましい場合がある。さらに、本発明による親水性架橋剤は、ポリマー、すなわち典型的には共有化学結合によって連結された繰り返し構造単位で構成された大分子（高分子）である。本発明によるポリマーは、（本発明によるスポンジのための架橋剤として適切に役立つために）少なくとも１０００Ｄａの分子量を有するべきであり、好ましくは、本発明による架橋ポリマーの分子量は少なくとも５０００Ｄａ、特に少なくとも８０００Ｄａである。

一部の親水性架橋剤では、（例えば、投与部位における）塩基性反応条件の存在が機能実行のために（例えば、投与部位におけるより速い架橋反応のために）好ましい、又は必要である。例えば、本発明によるスポンジの性能を改善することができるように、又は止血及び／又は創傷粘着材料として効率的に使用することができるように、（例えば、ｐＨ７．６以上、好ましくは８．０以上、特に８．３以上のバッファとしての）炭酸イオン又は炭酸水素イオンを（例えば、緩衝液として、又はかかるバッファをしみ込ませた布若しくはパッドとして）投与部位に更に供給することができる。

本発明は、さらに、以下の実施例によって例示されるが、それに限定されない。

以下のセクションでは以下の略語を使用する。

ＡＣＴ 活性化凝固時間
ＡｃＯＨ 酢酸
ＮａＯＡｃ 酢酸ナトリウム
ａｑ． 水性
ＣＯＨ１０２ ペンタエリスリトールポリ（エチレングリコール）エーテルテトラスクシンイミジルグルタラート＝ペンタエリスリトールテトラキス［１−１’−オキソ−５’−スクシンイミジルペンタノアート−２−ポリ−オキソエチレングリコール］エーテル（＝ＭＷ１０，０００のＮＨＳ−ＰＥＧ）
ＥｔＯＨ エタノール
ＰＥＧ ポリエチレングリコール
ＰＥＴ ポリエチレンテレフタラート
ｍｉｎ 分
ＮＨＳ−ＰＥＧ−ＮＨＳ α−［６−［（２，５−ジオキソ−１−ピロリジニル）オキシ］−６−オキソヘキシル］−ω−［６−［（２，５−ジオキソ−１−ピロリジニル）オキシ］−６−オキソヘキシルオキシ］−ポリオキシエチレン
８−アーム−ＮＨＳ−ＰＥＧ ヘキサグリセロールオクタ（スクシンイミジルオキシグルタリル）ポリオキシエチレン
４−アーム−ｐ−ＮＰ−ＰＥＧ ペンタエリスリトールテトラ（４−ニトロフェノキシカルボニル）ポリオキシエチレン
ＣＨＯ−ＰＥＧ−ＣＨＯ ホモ二官能性アルデヒド−ポリエチレングリコール
エポキシ−ＰＥＧ−エポキシ ホモ二官能性エポキシ−ポリエチレングリコール
４−アーム−エポキシ−ＰＥＧ ホモ多官能性エポキシポリエチレングリコール
ＩＳＣ−ＰＥＧ−ＩＳＣ ホモ二官能性イソシアナート−ポリエチレングリコール
ＡＡ−デキストラン アルデヒド活性化デキストラン
ＤＳＳ スベリン酸ジスクシンイミジル
ＥＧＳ エチレングリコール−ビス（コハク酸Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドエステル）

本発明の止血パッドの効力を試験するための動物止血モデル（肝臓表面擦過モデル）
本発明の止血パッドの効力をヘパリン処置（２×ＡＣＴ）ブタの肝臓表面擦過モデルで試験する。平坦な円形の回転擦過ツールを使用して、環状の出血創傷（直径１．８ｃｍ）を肝臓表面に作製する。本発明のパッド（サイズ＝３×３ｃｍ）をその乾燥状態で出血創傷に適用し、食塩水で湿らせたガーゼを用いてわずかな圧力を２分間かけることによって適所に保持する。出血を止める効力を評価する。

（実施例１）
ウシコラーゲン懸濁物の調製
スライスされたウシの真皮５０ｇを２Ｍ ＮａＯＨ溶液５００ｍｌに分散させ、２５℃で約９０分間撹拌する。真皮をふるい分け、流出Ｈ_２ＯがｐＨ約８．０になるまで蒸留Ｈ_２Ｏでリンスする。洗浄した真皮スライスをＨ_２Ｏに再懸濁させ、ｐＨをＨＣｌで約２．０に調節する。得られた懸濁物を約２５℃で終夜撹拌し、コラーゲン溶液を得る。得られた溶液を５℃に冷却し、ｐＨをＮａＯＨで中性に調節する。溶液を撹拌せずに１８℃で維持することによってコラーゲン沈殿を終夜実施する。得られた沈殿コラーゲンをろ過によって分離する。得られた材料のコラーゲン濃度を重量測定によって決定する。必要に応じて、グルタルアルデヒドを用いた化学架橋を実施することができる。すなわち、１％水性コラーゲン懸濁物を調製し、グルタルアルデヒド５０００ｐｐｍを１２℃で添加する。得られた懸濁物を終夜撹拌する。得られた架橋コラーゲンをろ過し、Ｈ_２Ｏで洗浄する。得られた材料のコラーゲン濃度を上記したように決定する。

（実施例２）
ＮＨＳ−ＰＥＧで被覆されたコラーゲンパッド
ＣＯＨ１０２粉末を市販コラーゲンスポンジ（Ｍａｔｒｉｓｔｙｐｔ（登録商標）、Ｄｒ．Ｓｕｗｅｌａｃｋ Ｓｋｉｎ− ａｎｄ Ｈｅａｌｔｈｃａｒｅ、Ｇｅｒｍａｎｙ、厚さ１ｍｍ又は２ｍｍ）の一表面に均一に分布させる。２ｍｇ／ｃｍ^２、７ｍｇ／ｃｍ^２、１０ｍｇ／ｃｍ^２、１４ｍｇ／ｃｍ^２、２０ｍｇ／ｃｍ^２のＣＯＨ１０２量をコーティングに使用する。ＣＯＨ１０２粉末は、スポンジの表面に融解によって固定される。これは、スポンジをそのＰＥＧ粉末混合物と一緒に予熱オーブンに入れることによって６０℃から６５℃で４分間実施される。

得られた乾燥スポンジを乾燥剤のサシェと一緒にガス不透過性ポーチに封入し、２５ｋＧｒａｙでγ線滅菌する。

（実施例３）
ＮＨＳ−ＰＥＧを含浸させたコラーゲンパッド
濃度１０ｍｇ／ｃｍ^３、２０ｍｇ／ｃｍ^３、３０ｍｇ／ｃｍ^３及び４０ｍｇ／ｃｍ^３のＣＯＨ１０２の酸性水溶液（ｐＨ３．０、ＡｃＯＨ）を調製し、９×７ｃｍのＰＥＴトレイに充填する。前もって充填されたＣＯＨ１０２溶液と同じ体積の市販ウシコラーゲンスポンジ（Ｍａｔｒｉｓｔｙｐｔ（登録商標））、９×７×０．１又は０．２ｃｍを含浸のため上記溶液の上に２０分間置く。ＣＯＨ１０２溶液が吸収され、得られたコラーゲン材料を凍結乾燥させる。得られたスポンジを実施例２に記載のようにＣＯＨ１０２で更に被覆することができる。

凍結乾燥及び／又はコーティング後、得られた各乾燥スポンジを、乾燥剤を含むサシェと一緒にガス不透過性ポーチに封入し、２５ｋＧｒａｙでγ線照射して滅菌する。

（実施例４）
ＮＨＳ−ＰＥＧで被覆された酸化セルロース粉末を含むコラーゲンパッド
Ｔｒａｕｍａｓｔｅｍ（登録商標）Ｐ粉末（Ｂｉｏｓｔｅｒ、Ｃｚｅｃｈ Ｒｅｐｕｂｌｉｃ）０．５ｇ又は１ｇを、実施例１に従って作製した中性水性コラーゲン懸濁物（２．１５ｍｇ／ｍｌ；４．３ｍｇ／ｍｌ及び１０ｍｇ／ｍｌ）２２ｍｌに均一に分布させる。得られた混合物を平坦な９×７ｃｍＰＥＴトレイに充填し、凍結乾燥する。得られたフリースは、厚さが約３〜４ｍｍであり、実施例２に記載のようにＣＯＨ１０２で被覆される。

コーティング後、得られた各スポンジを、乾燥剤を含むサシェと一緒にガス不透過性ポーチに封入し、２５ｋＧｒａｙでγ線照射して滅菌する。

（実施例５）
ＮＨＳ−ＰＥＧで被覆された酸化セルロース布を含むコラーゲンパッド
６×５ｃｍのＴｒａｕｍａｓｔｅｍ（登録商標）ＴＡＦ軽布（Ｂｉｏｓｔｅｒ、Ｃｚｅｃｈ Ｒｅｐｕｂｌｉｃ）を実施例１に記載のように１％ウシコラーゲン懸濁物に浸漬する。６×５ｃｍ酸化セルロース布は、コラーゲン懸濁物約６ｇを保持する。コラーゲン懸濁物をしみ込ませた布が得られ、トレイに置かれ、凍結乾燥される。得られたフリースは、厚さが約３〜４ｍｍであり、実施例２に記載のようにＣＯＨ１０２で被覆される。

コーティング後、得られた各スポンジを、乾燥剤を含むサシェと一緒にガス不透過性ポーチに封入し、２５ｋＧｒａｙでγ線照射して滅菌する。

（実施例６）
ＮＨＳ−ＰＥＧで被覆された酸化セルロース布
二重層Ｔｒａｕｍａｓｔｅｍ（登録商標）Ｐフリース（Ｂｉｏｓｔｅｒ、Ｃｚｅｃｈ Ｒｅｐｕｂｌｉｃ）を実施例２に記載のようにＣＯＨ１０２ １４ｍｇ／ｃｍ^２で被覆する。得られたパッドの厚さは約１〜２ｍｍである。

（実施例７）
ＮＨＳ−ＰＥＧで被覆された止血促進物質としてフコイダンを含むコラーゲンパッド
ウシコラーゲンスポンジＭａｔｒｉｓｔｙｐｔ（登録商標）（９×７×０．２ｃｍ）に同じ体積のＡ．ｎｏｄｏｓｕｍのフコイダン溶液（４０ｍＭ Ｃａ^２＋溶液中１０μＭ及び２００μＭ）を含浸させ、凍結乾燥させる。得られたスポンジを実施例２に記載のようにＣＯＨ１０２で被覆する。

（実施例８）
ＮＨＳ−ＰＥＧで被覆された止血促進物質としてトロンビンを含むコラーゲンパッド
ウシコラーゲンスポンジＭａｔｒｉｓｔｙｐｔ（登録商標）（９×７×０．２ｃｍ）に同じ体積のトロンビン溶液（５００ＩＵ／ｍｌ）を含浸させ、凍結乾燥させる。得られたスポンジを実施例２に記載のようにＣＯＨ１０２で被覆する。

（実施例９）
ＮＨＳ−ＰＥＧで被覆されたコラーゲンパッドの封鎖効力
ＣＯＨ１０２ １４ｍｇ／ｃｍ^２で被覆された止血パッドを実施例２に従って作製する。直径約１．５から２ｃｍの外傷をブタの肺にメスによってつける。上記パッドの３×３ｃｍの試料を創傷に適用し、ガーゼを利用してわずかな圧力を２分間かけることによって適所に保持する。上記ガーゼは、食塩水又は塩基性の炭酸水素塩溶液（ｐＨ８．３）で前もって湿らせる。適用後、上記パッドは肺表面に堅固に粘着している（図６参照）。粘着性を得る速度は、炭酸水素塩で湿らせたガーゼを使用すると増加する。気密性及び組織とのパッドの粘着性を制御するために、胸部にリンゲル液を１０分後に充填する。ガス漏出もパッドの剥離も認められない。

（実施例１０）
ＮＨＳ−ＰＥＧを含浸させたコラーゲンパッドの封鎖効力
ＣＯＨ１０２ ４０ｍｇ／ｃｍ^３を含浸させた止血パッドを実施例３に従って作製する。

直径約１．５から２ｃｍの外傷をブタの肺にメスによってつける。上記パッドの３×３ｃｍの試料を創傷に適用し、ガーゼを利用してわずかな圧力を２分間かけることによって適所に保持する。上記ガーゼは、塩基性の炭酸水素塩溶液（ｐＨ８．３）で前もって湿らせる。適用後、上記パッドは肺表面に堅固に粘着している。気密性及び組織とのパッドの粘着性を実施例９に記載のように決定する。

（実施例１１）
一パッド表面の着色
穴のパターンを有するステンレス鋼プレート（厚さ１ｍｍ）でできたマスクを１又は２ｍｍ厚のコラーゲンスポンジ（Ｍａｔｒｉｓｔｙｐｔ（登録商標）、Ｄｒ．Ｓｕｗｅｌａｃｋ Ｓｋｉｎ− ａｎｄ Ｈｅａｌｔｈｃａｒｅ、Ｇｅｒｍａｎｙ）の片側に配置する。マスクの穴は、直径２ｍｍであり、垂直の正方格子の節点（ｎｏｄｅｓ ｏｆ ａｎ ｕｐｒｉｇｈｔ ｓｑｕａｒｅ ｌａｔｔｉｃｅ）において互いに１ｃｍの距離で配置される。０．５％Ｅｒｉｏｇｌａｕｃｉｎｅ（Ｆｌｕｋａ、Ｓｗｉｔｚｅｒｌａｎｄ）水溶液を、標準エアブラシデバイスを用いてマスクの穴に噴霧する。上記マスクを除去し、得られた青色ドットパターンを有するコラーゲンシートを真空オーブン又はデシケータ中、周囲雰囲気で乾燥させる。片側のドットパターンは、被覆パッドの活性面と不活性面を識別する役割を果たす。ドット側又は非ドット側にコーティングを適用することができる。

（実施例１２）
フィブリンフリースの調製
フィブリノーゲン２．５ｍｇ／ｍｌ、１０ｍＭ Ｔｒｉｓ／ＨＣｌ、１５０ｍＭ ＮａＣｌの溶液ｐＨ７．４と等体積の５５ＩＵトロンビン／ｍｌ、１０ｍＭ ＣａＣｌ_２を、スタティックミキサーを使用して混合し、すぐにトレイに高さ０．７ｃｍで充填する。フィブリン凝塊がトレイ中に得られる。凝塊を凍結乾燥することによって、フィブリンフリースが得られる。

（実施例１３）
ＮＨＳ−ＰＥＧ−ＮＨＳで被覆されたコラーゲンパッドの調製、及び動物モデルにおけるその試験
（実施例１１に記載のように作製された）６×６ｃｍコラーゲンパッドの非着色側に、二官能性ＮＨＳ−ＰＥＧ−ＮＨＳ（ＭＷ１００００、ＮＯＦ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ、Ｊａｐａｎ）１４ｍｇ／ｃｍ^２及び２８ｍｇ／ｃｍ^２を均一に分布させ、融解によって固定する。これは、上記ＰＥＧ粉末で被覆された上記スポンジを予熱オーブンに入れることによって約７０℃で４分間実施される。

得られたスポンジを乾燥剤を含むサシェと一緒にガス不透過性ポーチに封入する。

上記パッドの止血性能を上記のように肝臓擦過モデルのブタにおいて試験する。２分後、止血が達成される。１０分後の再出血は認められない。その組織上の上記パッドの粘着性は十分である。

（実施例１４）
８−アーム−ＮＨＳ−ＰＥＧで被覆されたコラーゲンパッドの調製、及び動物モデルにおけるその試験
実施例１１に記載のように作製された６×６ｃｍコラーゲンパッドの非着色側に、８−アーム−ＮＨＳ−ＰＥＧ（ＭＷ１５０００、ＮＯＦ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ、Ｊａｐａｎ）１４ｍｇ／ｃｍ^２を均一に分布させ、融解によって固定する。これは、上記スポンジを上記ＰＥＧ粉末と一緒に予熱オーブンに入れることによって６５℃で４分間実施される。

得られたスポンジを乾燥剤を含むサシェと一緒にガス不透過性ポーチに封入する。

上記パッドの止血性能を上記のように肝臓擦過モデルのブタにおいて試験する。２分後、止血が達成される。１０分後の再出血は認められない。その組織上の上記パッドの粘着性は十分である。

（実施例１５ａ）
４−アーム−ｐ−ＮＰ−ＰＥＧで被覆されたコラーゲンパッドの調製、及び動物モデルにおけるその試験
実施例１１に記載のように作製された６×６ｃｍコラーゲンパッドの非着色側に、４−アーム−ｐ−ＮＰ−ＰＥＧ（ＭＷ１００００、ＮＯＦ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ、Ｊａｐａｎ）１４ｍｇ／ｃｍ^２を均一に分布させ、融解によって固定する。これは、上記スポンジを上記ＰＥＧ粉末と一緒に予熱オーブンに入れることによって６５℃で４分間実施される。

得られたスポンジを、乾燥剤を含むサシェと一緒にガス不透過性ポーチに封入する。

上記パッドの止血性能を上記のように肝臓擦過モデルのブタにおいて試験する。２分後、止血が達成される。１０分後の再出血は認められない。その組織上の上記パッドの粘着性は不十分である。

（実施例１５ｂ）
４−アーム−ｐ−ＮＰ−ＰＥＧで被覆されたコラーゲンパッドの調製、及び動物モデルにおけるその試験
実施例１５ａにおいて調製されたパッドの止血性能を、パッドに塩基性の８％炭酸水素Ｎａ溶液で前もって湿らせたガーゼを当てる改変を除いて、上記のように肝臓擦過モデルのブタにおいて試験する。２分後、止血が達成される。１０分後の再出血は認められない。その組織上の上記パッドの粘着性は十分である。

（実施例１６ａ）
ＣＨＯ−ＰＥＧ−ＣＨＯで被覆されたコラーゲンパッドの調製、及び動物モデルにおけるその試験
実施例１１に記載のように作製された６×６ｃｍコラーゲンパッドの非着色側に、ＣＨＯ−ＰＥＧ−ＣＨＯ（ＭＷ３４００、Ｉｎｔｅｒｃｈｉｍ、Ｆｒａｎｃｅ）９．５ｍｇ／ｃｍ^２を均一に分布させ、融解によって固定する。これは、上記スポンジを上記ＰＥＧ粉末と一緒に予熱オーブンに入れることによって７０℃で４分間実施される。

得られたスポンジを、乾燥剤を含むサシェと一緒にガス不透過性ポーチに封入する。

上記パッドの止血性能を上記のように肝臓擦過モデルのブタにおいて試験する。２分後、止血が達成される。１０分後の再出血は認められない。その組織上の上記パッドの粘着性は十分である。

（実施例１６ｂ）
ＣＨＯ−ＰＥＧ−ＣＨＯで被覆されたコラーゲンパッドの調製、及び動物モデルにおけるその試験
実施例１６ａにおいて調製されたパッドの止血性能を、上記パッドに塩基性の炭酸水素Ｎａ溶液で前もって湿らせたガーゼを当てる改変を除いて、上記のように肝臓擦過モデルのブタにおいて試験する。２分後、止血が達成される。１０分後の再出血は認められない。その組織上の上記パッドの粘着性は十分である。

（実施例１７ａ）
エポキシ−ＰＥＧ−エポキシで被覆されたコラーゲンパッドの調製、及び動物モデルにおけるその試験
実施例１１に記載のように、作製された６×６ｃｍコラーゲンパッドの非着色側に、エポキシ−ＰＥＧ−エポキシ（ＭＷ３４００、Ｉｎｔｅｒｃｈｉｍ、Ｆｒａｎｃｅ）９．５ｍｇ／ｃｍ^２を均一に分布させ、融解によって固定する。これは、上記スポンジを上記ＰＥＧ粉末と一緒に予熱オーブンに入れることによって７０℃で４分間実施される。

得られたスポンジを、乾燥剤を含むサシェと一緒にガス不透過性ポーチに封入する。

上記パッドの止血性能を上記のように肝臓擦過モデルのブタにおいて試験する。２分後、止血は達成されない。その組織上の上記パッドの粘着性は不十分である。

（実施例１７ｂ）
エポキシ−ＰＥＧ−エポキシで被覆されたコラーゲンパッドの調製、及び動物モデルにおけるその試験
実施例１７ａにおいて調製されたパッドの止血性能を、上記パッドに塩基性の炭酸水素Ｎａ溶液で前もって湿らせたガーゼを当てる改変を除いて、上記のように肝臓擦過モデルのブタにおいて試験する。２分後、止血が達成される。５分後の再出血は認められない。その組織上の上記パッドの粘着性は十分である。

（実施例１８）
４−アーム−エポキシ−ＰＥＧで被覆されたコラーゲンパッドの調製、及び動物モデルにおけるその試験
実施例１１に記載のように作製された６×６ｃｍコラーゲンパッドの非着色側に、４−アーム−エポキシ−ＰＥＧ（ＭＷ１００００、Ｉｎｔｅｒｃｈｉｍ、Ｆｒａｎｃｅ）１４ｍｇ／ｃｍ^２を均一に分布させ、融解によって固定する。これは、上記スポンジを上記ＰＥＧ粉末と一緒に予熱オーブンに入れることによって７０℃で４分間実施される。

得られたスポンジを、乾燥剤を含むサシェと一緒にガス不透過性ポーチに封入する。

上記パッドの止血性能を、上記パッドに塩基性の炭酸水素Ｎａ溶液で前もって湿らせたガーゼを当てる改変を除いて、上記のように肝臓擦過モデルのブタにおいて試験する。２分後、止血が達成される。５分後の再出血は認められない。その組織上の上記パッドの粘着性は十分である。

（実施例１９）
ＩＳＣ−ＰＥＧ−ＩＳＣで被覆されたコラーゲンパッドの調製、及び動物モデルにおけるその試験
実施例１１に記載のように作製された６×６ｃｍコラーゲンパッドの非着色側に、ＩＳＣ−ＰＥＧ−ＩＳＣ（ＭＷ３４００、Ｉｎｔｅｒｃｈｉｍ、Ｆｒａｎｃｅ）９．５ｍｇ／ｃｍ^２を均一に分布させ、融解によって固定する。これは、上記スポンジを上記ＰＥＧ粉末と一緒に予熱オーブンに入れることによって７０℃で４分間実施される。

得られたスポンジを、乾燥剤を含むサシェと一緒にガス不透過性ポーチに封入する。

上記パッドの止血性能を上記のように肝臓擦過モデルのブタにおいて試験する。２分後、止血が達成される。１０分後の再出血は認められない。その組織上の上記パッドの粘着性は十分である。

（実施例２０）
ＡＡ−デキストランで被覆されたコラーゲンパッドの調製、及び動物モデルにおけるその試験
実施例１１に記載のように作製された６×６ｃｍコラーゲンパッドの非着色側に、ＡＡ−デキストラン（ＭＷ４００００、Ｐｉｅｒｃｅ、ＵＳＡ）０．１ｍｇ／ｃｍ^２と非置換ＰＥＧ（ＭＷ１００００、Ｓｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ、Ｇｅｒｍａｎｙ）１３．９ｍｇ／ｃｍ^２の混合物１４ｍｇ／ｃｍ^２を均一に分布させ、融解によって固定する。これは、上記スポンジを上記粉末混合物と一緒に予熱オーブンに入れることによって８０℃で４分間実施される。

得られたスポンジを、乾燥剤を含むサシェと一緒にガス不透過性ポーチに封入する。

上記パッドの止血性能を、上記パッドに塩基性の炭酸水素Ｎａ溶液で前もって湿らせたガーゼを当てる改変を除いて、上記のように擦過肝葉モデルのブタにおいて試験する。２分後、止血が達成される。１０分後の再出血は認められない。その組織上の上記パッドの粘着性は十分である。

（実施例２１ａ）
ＤＳＳで被覆されたコラーゲンパッドの調製、及び動物モデルにおけるその試験
実施例１１に記載のように作製された６×６ｃｍコラーゲンパッドの非着色側に、ＤＳＳ（ＭＷ３６８．３５、Ｓｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ、Ｇｅｒｍａｎｙ）と非置換ＰＥＧ（ＭＷ１００００、Ｓｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ、Ｇｅｒｍａｎｙ）との１：１混合物２０ｍｇ／ｃｍ^２を均一に分布させ、融解によって固定する。これは、上記スポンジを上記粉末混合物と一緒に予熱オーブンに入れることによって８０℃で４分間実施される。

得られたスポンジを、乾燥剤を含むサシェと一緒にガス不透過性ポーチに封入する。

上記パッドの止血性能を上記のように擦過肝葉モデルのブタにおいて試験する。２分後、止血は達成されない。その組織上の上記パッドの粘着性は不十分である。

（実施例２１ｂ）
ＤＳＳで被覆されたコラーゲンパッドの調製、及び動物モデルにおけるその試験
実施例２１ａにおいて調製されたパッドの止血性能を、上記パッドに塩基性の炭酸水素塩溶液で前もって湿らせたガーゼを当てる改変を除いて、上記のように擦過肝葉モデルのブタにおいて試験する。２分後、止血が達成される。１０分後の再出血は認められない。その組織上の上記パッドの粘着性は十分である。

（実施例２２ａ）
ＥＧＳで被覆されたコラーゲンパッドの調製、及び動物モデルにおけるその試験
実施例１１に記載のように作製された６×６ｃｍコラーゲンパッドの非着色側に、ＥＧＳ（ＭＷ４５６．３６、Ｓｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ、Ｇｅｒｍａｎｙ）と非置換ＰＥＧ（ＭＷ１００００、Ｓｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ、Ｇｅｒｍａｎｙ）の１：１混合物２６ｍｇ／ｃｍ^２を均一に分布させ、融解によって固定する。これは、上記スポンジを上記粉末混合物と一緒に予熱オーブンに入れることによって８０℃で４分間実施される。

得られたスポンジを、乾燥剤を含むサシェと一緒にガス不透過性ポーチに封入する。

上記パッドの止血性能を上記のように肝臓擦過モデルのブタにおいて試験する。２分後、止血は達成されない。その組織上の上記パッドの粘着性は不十分である。

（実施例２２ｂ）
ＥＧＳで被覆されたコラーゲンパッドの調製、及び動物モデルにおけるその試験
実施例２２ａにおいて調製されたパッドの止血性能を、上記パッドに塩基性の炭酸水素Ｎａ溶液で前もって湿らせたガーゼを当てる改変を除いて、上記のように肝臓擦過モデルのブタにおいて試験する。２分後、止血が達成される。１０分後の再出血は認められない。その組織上の上記パッドの粘着性は十分である。

（実施例２３）
ＮＨＳ−ＰＥＧで被覆されたフィブリンフリース
実施例１２に記載のように作製されたフィブリンフリースの片側に、ＣＯＨ１０２ １４ｍｇ／ｃｍ^２を均一に分布させ、融解によって固定する。これは、上記スポンジを上記ＰＥＧ粉末と一緒に予熱オーブンに入れることによって６５℃で４分間実施される。

得られたスポンジを、乾燥剤を含むサシェと一緒にガス不透過性ポーチに封入する。

上記パッドの止血性能を上記のように肝臓擦過モデルのブタにおいて試験する。２分後、止血が達成される。１０分後の再出血は認められない。その組織上の上記パッドの粘着性は十分である。

（実施例２４）
組織に対する粘着力とコラーゲンパッドコーティングに使用された架橋剤の相関
肝臓擦過モデルにおいて出血組織に上記パッドを適用した後、肝臓組織に対する上記パッドの粘着性を評価する。わずかな接線方向の力を鉗子の側部を用いて加える。適用部位から上記パッドを転位させることができない場合、（組織に結合する）粘着性が存在するとみなされる。粘着性スコア：１＝適用５分後に転位しない、２＝適用１０分後に転位しない、３＝適用１０分後に転位する（粘着性なし）。

（実施例２５）
ＮＨＳ−ＰＥＧで被覆されたキトサン／ゼラチンスポンジ、及び動物モデルにおけるその試験
市販キトサン／ゼラチンスポンジ（Ｃｈｉｔｏｓｋｉｎ（登録商標）、Ｂｅｅｓｅ Ｍｅｄｉｃａｌ、Ｇｅｒｍａｎｙ）にＣＯＨ１０２ １４ｍｇ／ｃｍ^２を均一に分布させ、融解によって固定する。これは、転位しスポンジを上記ＰＥＧ粉末と一緒に予熱オーブンに入れることによって６５℃で４分間実施される。

得られたスポンジを、乾燥剤を含むサシェと一緒にガス不透過性ポーチに封入する。

上記パッドの止血性能を上記のように肝臓擦過モデルのブタにおいて試験する。２分後、止血が達成される。１０分後の再出血は認められない（図９）。その組織上の上記パッドの粘着性は十分である。

（実施例２６）
ＮＨＳ−ＰＥＧで被覆されたゼラチンパッドの調製、及び動物モデルにおけるその試験
市販ゼラチンスポンジ（Ｇｅｌｆｏａｍ（登録商標）、Ｐｆｉｚｅｒ、ＵＳＡ）にＣＯＨ１０２ １４ｍｇ／ｃｍ^２を均一に分布させ、融解によって固定する。これは、上記ＰＥＧ粉末で被覆された上記スポンジを予熱オーブンに入れることによって約７０℃で４分間実施される。

得られたスポンジを乾燥剤を含むサシェと一緒にガス不透過性ポーチに封入する。

上記パッドの止血性能を上記のように肝臓表面擦過モデルのブタにおいて試験する。１０分後、その組織に対する粘着性が不足し、上記スポンジの液体吸収が遅いために、止血は達成されない。

（実施例２７）
水吸収速度
乾燥コラーゲンスポンジ（Ｍａｔｒｉｓｔｙｐｔ（登録商標）、Ｄｒ．Ｓｕｗｅｌａｃｋ、Ｇｅｒｍａｎｙ）又は乾燥架橋ゼラチンスポンジ（Ｇｅｌｆｏａｍ（登録商標）、Ｐｆｉｚｅｒ）の２×２ｃｍの小片を、ビーカー中の蒸留Ｈ_２Ｏの表面に置く。乾燥スポンジは水面に浮遊し、２×２ｃｍの接触面全体で水を吸収する。６秒後、Ｍａｔｒｉｓｔｙｐｔ（登録商標）ではＨ_２Ｏが全面的にしみ込んでおり、それが水面から取り出される。厚い方のＧｅｌｆｏａｍ（登録商標）スポンジでは、１３秒後でもＨ_２Ｏが全面的にはしみ込んでいないが、それは１３秒後に水面から取り出される。水面との接触前後の２×２ｃｍスポンジの重量、水面との接触時間、及び水面との接触面積から、単位接触面（ｃｍ^２）当たりの上記スポンジの初期水吸収速度（ｍｇ水／秒）を計算する。初期水吸収速度は、Ｍａｔｒｉｓｔｙｐｔ（登録商標）が３５ｍｇ×ｃｍ^−１ｓ^−１であり、Ｇｅｌｆｏａｍ（登録商標）が０．８ｍｇ×ｃｍ^−１ｓ^−１である。

Claims (17)

1. ｉ）生体材料のマトリックス、及び
   ｉｉ）反応基を含む１つの親水性ポリマー成分
   を含む、止血性多孔質複合スポンジであって、
   ｉ）とｉｉ）が、該ポリマー成分の反応性が保持されるように互いに関連付けられており、ここで、関連付けられるとは、
   −該ポリマー成分が生体材料の該マトリックスの表面にコーティングされること、若しくは
   −該マトリックスに該ポリマー材料が含浸されること、又は
   −その両方
   を意味する、止血性多孔質複合スポンジ。
2. 前記生体材料が、コラーゲン、ゼラチン、フィブリン、多糖、例えば、キトサン、合成生分解性生体材料、例えば、ポリ乳酸又はポリグリコール酸、及びその誘導体からなる群から選択される、請求項１に記載のスポンジ。
3. 前記親水性ポリマーがポリアルキレンオキシドポリマーであり、特に好ましくはＰＥＧを含むポリマー、例えば、多求電子性ポリアルキレンオキシドポリマー、例えば、ペンタエリスリトールポリ（エチレングリコール）エーテルテトラスクシンイミジルグルタラートなどの多求電子性ＰＥＧである、請求項１又は２に記載のスポンジ。
4. 前記生体材料がコラーゲンであり、前記ポリマー成分がペンタエリスリトールポリ（エチレングリコール）エーテルテトラスクシンイミジルグルタラートであり、該ポリマーの形態が該コラーゲン上にコーティングされる、請求項１から３のいずれか一項に記載のスポンジ。
5. 前記生体材料がコラーゲンであり、前記ポリマー成分がペンタエリスリトールポリ（エチレングリコール）エーテルテトラスクシンイミジルグルタラートであり、該ポリマーの形態が該コラーゲンに含浸された、請求項１から３のいずれか一項に記載のスポンジ。
6. 創傷、出血、損傷組織及び／又は出血組織からなる群から選択される傷害の処置のための請求項１から５のいずれか一項に記載のスポンジの使用。
7. 請求項１から５のいずれか一項に記載の止血スポンジを傷害部位に施す工程を含む、創傷、出血、損傷組織及び／又は出血組織からなる群から選択される傷害を処置する方法。
8. 前記スポンジが、例えばガーゼ上の、緩衝液、例えば炭酸水素塩溶液と一緒に前記傷害部位に適用される、請求項７に記載の方法。
9. 請求項１から５のいずれか一項に記載のスポンジ及び緩衝液、例えば炭酸水素塩などのアルカリ性緩衝液をその使用のための指示と一緒に含む、キット。
10. ａ）乾燥形態の生体材料のマトリックスを含むスポンジを提供する工程、
    ｂ）１種類の反応性ポリマー材料を乾燥粉末の形態で提供する工程、
    ｃ）ｂ）の該材料が該スポンジの少なくとも１つの表面に存在するようにａ）とｂ）とを接触させる工程、及び
    ｄ）ｂ）の該材料をａ）の該スポンジに固定する工程
    を含む、止血スポンジの製造方法。
11. 固定が、温度３０℃から８０℃、好ましくは６０℃から６５℃における、固定に十分な期間、好ましくは１分間から１０分間、特に約４分間の融解によって実施される、請求項１０に記載の方法。
12. ａ）乾燥形態の生体材料のマトリックスを含むスポンジを提供する工程、
    ｂ）１種類の反応性ポリマー材料を溶液の形態で提供する工程、
    ｃ）ａ）の該材料がｂ）で含浸されるようにａ）とｂ）とを接触させる工程、及び
    ｄ）工程ｃ）で得られた該材料を乾燥させる工程
    を含む、止血スポンジの製造方法。
13. 請求項１０から１２のいずれか一項によって得られるスポンジ。
14. 止血材料と反応基を有する親水性ポリマー架橋剤とを含む止血複合材であって、外部の流体、特にヒト血液が該複合材内に接触できるようにする孔を含む、止血複合材。
15. 前記止血材料が、止血繊維の不織布若しくは織物又は多孔質止血スポンジである、請求項１４に記載の止血複合材。
16. 前記止血材料が、コラーゲンスポンジ、酸化セルロースの布、フィブリンスポンジ又はゼラチンスポンジである、請求項１４又は１５に記載の止血複合材。
17. 反応基を有する前記親水性ポリマー架橋剤が、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、好ましくはスクシンイミジルエステル（−ＣＯＮ（ＣＯＣＨ_２）_２）、アルデヒド（−ＣＨＯ）及びイソシアナート（−Ｎ＝Ｃ＝Ｏ）、特に好ましくはスクシンイミジルエステルからの２個以上の反応基を含むＰＥＧである、請求項１４から１６のいずれか一項に記載の止血複合材。
    

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