Source: https://patents.google.com/patent/JP3231793B2/en
Timestamp: 2019-04-19 11:27:01
Document Index: 603144564

Matched Legal Cases: ['application No.94', 'application No.94', 'application No.88', 'application No.88', 'application No.94', 'application No.94', 'application No.96', 'application No.96', 'application No.94', 'application No.94', 'application No.86', 'application No.86']

JP3231793B2 - Collagen material that can be used to particularly prevent postoperative adhesions - Google Patents
Collagen material that can be used to particularly prevent postoperative adhesions
JP3231793B2
JP3231793B2 JP53387698A JP53387698A JP3231793B2 JP 3231793 B2 JP3231793 B2 JP 3231793B2 JP 53387698 A JP53387698 A JP 53387698A JP 53387698 A JP53387698 A JP 53387698A JP 3231793 B2 JP3231793 B2 JP 3231793B2
JP53387698A
JP2000509632A (en
タルディー，ミッシェル
1997-02-06 Priority to FR9701373A priority Critical patent/FR2759083B1/en
1997-09-17 Priority to FR9711589A priority patent/FR2759084B1/en
1997-09-17 Priority to FR97/01373 priority
1997-09-17 Priority to FR97/11589 priority
1998-02-05 Application filed by イムデ ビオマテリオー filed Critical イムデ ビオマテリオー
1998-02-05 Priority to PCT/FR1998/000214 priority patent/WO1998034656A1/en
2000-08-02 Publication of JP2000509632A publication Critical patent/JP2000509632A/en
2001-11-26 Publication of JP3231793B2 publication Critical patent/JP3231793B2/en
【発明の詳細な説明】 本発明は、潜在的に付着性で迅速に生物分解できる生物適合性の非毒性コラーゲン材料に関する。 Description of the Invention The present invention relates to a non-toxic collagen material biocompatible to quickly biodegrade in a potentially adhesion. より詳しくは、術後癒着の形成を阻害することができるコラーゲン材料に関する。 More particularly, to a collagen material which is capable of inhibiting the formation of post-surgical adhesions.
本発明は、このような材料を得るための方法にも関する。 The present invention also relates to methods for obtaining such material.
術後癒着は患者への外科的介入の後に進展し、彼らの器官のいくつかはその外科的作用自体により発生する外傷にさらされている。 Postoperative adhesions developed after surgical intervention in a patient, some of their organs are exposed to trauma caused by the surgical act itself.
器官又は組織を切開することにより又はいずれかの他の介入により形成された損傷は次の２つの現象を特徴とする。 Damage which is formed by or by any other intervention incising an organ or tissue is characterized by the following two phenomena.
・これらの創傷は、完全な血液形成が行われないなら、 If-these wounds are not complete blood formation is carried out,
耐水性でなく、かつフィブリンを含む血漿流体、時々血液でさえ自発的に排除せず；特定の器官は他の液体、例えば神経系の場合は肝臓の胆汁又は脳脊髄液を漏らす。 Divulge specific organs other liquids, for example in the case of the nervous system bile or cerebrospinal fluid of the liver; not water resistant, and plasma fluid containing fibrin, sometimes not spontaneously eliminated even blood.
・その損傷した表面はもはや組織化しかつ安定な組織壁を有さず、時折、他の組織体：ジアテルミーナイフ又はレーザービームにより燃やされた縫合糸、ステープル、 Part damaged surface has no longer organized and stable tissue wall, occasionally other organization: sutures were burned by diathermy knife or laser beam, staples,
血液凝固物、感染体、又は組織にさえまきちらされる。 Blood clot, infectious, or even be strewn into the tissue.
これら２つの特徴は、炎症で始まり、細胞の激しくかつ全般的にほとんど組織化されないマイグレーション及び増殖が続く器官の反応をもたらす。 These two features, begins with inflammation, resulting in vigorous and generally most migrated not organized and reaction of proliferation followed by organ cells. これらは通常、損傷した器官を隣接器官に接続する新しく形成された繊維状の脈管化組織を生ずる。 These usually result in vascular tissues of the newly formed fibrous connecting the damaged organ to neighboring organs.
これに関して多くの報告が出されている（特にDIZERE Many of the reports have been issued in this regard (especially DIZERE
GA（1994）を参照のこと）。 GA (1994)).
特に薬理レベルにおいて、種々の溶液が既に提案されており様々な成功の程度が達成されている。 Especially in pharmacology level, the extent of which various success been proposed various solutions already have been achieved.
今日まで知られている最も有効な溶液は、互いに器官を孤立させ、相互関係に進展させることなく独立してそれらを治癒させる物理的障壁をその創傷上におくことである。 The most effective solution known to date is that placing is isolated organs together, a physical barrier to cure them independently without progress interrelated on the wound.
細胞が付着しない人工的非分解性組織が最も優れた結果を導く物理障壁を構成する。 Artificial nondegradable tissue cells do not adhere to constitute a physical barrier leading to best results. Teflon Teflon 及びシリコーンが最も有効なポリマーの例である。 And silicone are examples of the most effective polymers.
その主な欠点は、これらの物理障壁は、第２の外科手術により数週間後に除去されなければならないことであり、このことは、更に、それ自体が開腹の部位に他の第２の癒着を生じさせる。 Its main disadvantage is that these physical barriers is that it must be removed after a few weeks by a second surgery, which further itself a site other second adhesion laparotomy cause.
それゆえ、第２の介入の必要性を避ける生物分解性の障壁を開発することが重大である。 Therefore, it is crucial to develop a biodegradable barrier avoiding the need for a second intervention.
この目的に、ゼラチン、コラーゲン、ポリサッカライド、ムコポリサッカライド等から作られた多数の天然の生物分解性ポリマーが既に提案されているが、これらのポリマーは満足いく結果を生じていない。 For this purpose, gelatin, collagen, polysaccharide, but mucopolysaccharides polysaccharides of numerous natural made from rides such biodegradable polymers have been proposed, these polymers do not produce a satisfactory result.
RODEHEAVER'Sチーム（HARRISら、1995）によれば、最小限の目的は、その障壁が少くとも36時間、その場にとどまるべきであることである。 RODEHEAVER'S Team (HARRIS et al., 1995) according to a minimal purpose, the barrier is at least 36 hours, is that it should remain in place. これは、治癒の複合メカニズムがそれらの過程をとることを可能にするのに最小限の時間が必要とされるという事実によって説明される。 This, combined mechanisms of cure is explained by the fact that the minimum amount of time to allow to take their course is required.
しかしながら、再吸収時間はあまり長くなるべきではない。 However, re-absorption time should not become too long. その材料が数週間創傷と接触し続けるなら、それは、非組織化され、より実質的に繊維状の反応を好み、 If the material remains in contact with a few weeks the wound, it is non-organized, prefer more substantially react fibrous,
局所的な解剖学的問題：特に腸及び消化管との接触における厚み、剛性、収縮、虚血、肉芽腫又は感染の持続性の病巣を引きおこし得る持続性の炎症反応を引きおこし得る。 Local anatomic problems: it can cause thickness, stiffness, shrinkage, ischemia, inflammatory responses persistence that can cause persistent lesions granuloma or infection, especially in contact with the intestinal and digestive tract.
更に、物理障壁として機能するべき材料は、特に可動性であるか、又は種々の膨張にさらされる器官、例えば腸を保護する場合、又は単に患者の動きに及びこれらの動きに伴う機械的束縛に応答して障壁が動くのを防ぐために、損傷した組織に正確に接着するべきである。 Furthermore, the material should serve as a physical barrier, particularly if it is mobile, or organs are exposed to a variety of expansion, for example, when protecting the gut, or simply mechanical constraints associated with and their movements to patient movement to prevent response to the barrier moves, should adhere exactly to the injured tissue.
１つ及び同じ生物材料で組み合わせてこれら全ての特性を得ることの困難性は、今日まで提案された溶液及び製品がなぜ極めて不適切であるかを説明する。 The difficulty in obtaining all of these properties in combination one and the same biological material, with suggested solutions and products to date explain why it is very unsuitable.
癒着を防ぐために現在市販されている生物分解製品は部分的に機能するだけでまだ不適切な結果を引きおこす。 Biodegradable products in order to prevent adhesions are currently marketed are cause still incorrect results only function partially.
Johnson ＆ Johnson Medical（Arlington,Texas,Unit Johnson & Johnson Medical (Arlington, Texas, Unit
ed States）により市販されるセルロース誘導体、例えば製品SURGICELL Cellulose derivatives marketed by ed States), for example products SURGICELL 又はINTERCEED Or INTERCEED は血液の存在下で用いることができず、いくつかの動物モデルにおいて失望する結果を供する（HARRISら、1995）。 It can not be used in the presence of blood, subjecting the results to disappointing in several animal models (HARRIS et al., 1995).
Genzyme（Cambridge,Massachusetts,United Stated） Genzyme (Cambridge, Massachusetts, United Stated)
により市販される製品SEPRAFILM Products are marketed by SEPRAFILM は、ヒアルロン酸及びカルボキシメチルセルロースから構成され、50％のケースで有効であると思われているだけであるフィルムである（BECKERら、1996）。 Is composed of hyaluronic acid and carboxymethyl cellulose, it is a film only been thought to be effective in 50% of cases (BECKER et al., 1996). それは数日で極めて迅速に分解するが、操作するのが難しい。 It very quickly decompose in a few days, it is difficult to operate. それはもろく砕けやすく、腹腔鏡に関連するトロカールに用いることができない。 It brittle brittle, can not be used in the trocar related to the laparoscope. 最後に、それは次第にその最初の接着力を失い、特定の距離だけ移動することがあり、それにより創傷の保護がはずれる。 Finally, it gradually loses its initial adhesive strength may move a certain distance, whereby the protection of the wound is disengaged.
文献又は公開された特許出願における調査研究者により現在記述されている製品は、なお多数の未解決の問題がある。 Products currently described by the research workers in patent application documents or published, there are still a number of unresolved problems.
現在提案されている製品は、種々のコラーゲン材料を含む。 Products that are currently proposed, including various collagen material.
KHOURYら（1994）は、COLETICA（Lyon,France）の代表として、１つの層が天然のコラーゲンに基づいて支持体を形成し、ゼラチンの第２の層で包まれた２層からなるコラーゲン膜を提案する。 KHOURY et al (1994), Coletica (Lyon, France) as the representative of one layer of the support is formed on the basis of native collagen, a collagen membrane consisting of two layers that are wrapped in a second layer of gelatin suggest. この膜についてのアイデアは、TAYOTら（1988）により開発された内臓の外科パッチによりふくらませられる。 The idea for this film is inflated by surgical patch visceral developed by TAYOT et al (1988). この材料は、１ケ月よりかなり長い分解時間を有し、それゆえ極めて迅速に消滅するという本質的特性を有さない。 This material has a significantly longer degradation time than one month, no essential characteristics that disappears therefore very rapidly. それはまた、十分な接着力がないという欠点があり、結果として、不要な合併症を生じさせ得る縫合が適用されなければならないという欠点を有する。 It also has the drawback that no sufficient adhesion, as a result, has the disadvantage of suture that can cause unnecessary complications must be applied.
1994年に、ORLY Iは、COLETICAの代表として、例に依存して単層又は２層からなり、ヘルニア又は内臓脱出を治療するための非分解性のプロテーゼと通常、組み合わせられる透明なコラーゲン膜を提案する。 In 1994, ORLY I as representative of Coletica, made of a single layer or two layers, depending on the embodiment, the non-degradable prosthesis and usually transparent collagen membrane combined for the treatment of hernias or visceral escape suggest. この膜は非変性ネイティブコラーゲンからなる。 The membrane consists of a non-modified native collagen. それはステープルでとめられ、又は縫合される。 It stapled or sutured. ステープルを容易にするために、鼠蹊ヘルニアの場合のようにセンシティブなゾーン（神経及び血管）を傷つけるのを避けるために膜が透明であることが必要である。 To facilitate staple, it is necessary that the film in order to avoid damaging the sensitive zones (nerves and blood vessels) is transparent as in the case of inguinal hernia. ヘルニアプロテーゼをステープルでとめることに関連する危険性は十分に知られている。 Risks associated with that stop the hernia prosthesis staples are well known. この理由のため、外科医はこれらのプロテーゼを接着することにおいてより関心があり、縫合又はステープルのいずれも避けるであろう。 For this reason, there is interest more in that the surgeon to bond these prostheses will also avoid any sutures or staples. ORLY Iは、驚くことに、この膜は、腹部の手術と関連して挿入を妨げる接着特性のためこの適応において同じ会社、即ちCOLETICA ORLY I is surprisingly, this film is the same company in this adaptation for adhesion properties to prevent the insertion in connection with abdominal surgery, i.e. COLETICA
（上述）においてKHOURYらにより開発された膜を用いることができないので、接着性でないことを示した。 It is not possible to use a film that is developed by KHOURY et al. In (above), have shown that non-adherent. この膜の場合の再吸収のためにかかる時間は、再吸収が５週間で完了せず、材料がほぼ全体的に除去されるのに３ケ月が必要とされるので、１ケ月よりかなり長い。 Time for re-absorption in the case of this film, not complete reabsorption at 5 weeks, the material is required three months to be almost entirely eliminated, considerably longer than one month. これらの極めて長い期間にかかわらず、本出願人は、その材料が“比較的”迅速な再吸収時間の利点を有すると逆説的に断言する。 Despite these very long period, the applicant, the material is "relatively" paradoxically affirms as having the advantage of rapid resorption time.
1995年に、YEUNGらは、Collagen Corporation（Palo In 1995, YEUNG et al., Collagen Corporation (Palo
Alto,California,United States）の代表として、共有結合によりポリエチレングリコール由来の抗癒着剤をコラーゲン基質に連結することを提案した。 Alto, California, as a representative of United States), the anti-adhesion agent from polyethylene glycol and suggested that connects to the collagen matrix by covalent bonds. この製品は製造するのが極めて複雑であり、かつ製造するのが困難で、高価でそれらの化学反応に関連する毒性の危険が避けられないポリエチレングリコール誘導体の使用を要求する。 This product is very complicated to manufacture, and difficult to manufacture, requires the use of expensive and polyethylene glycol derivatives is not dangerous is avoided the toxicities associated with their chemical reactions. 最後に、密集したコラーゲンからなるこの材料について示される再吸収時間は、通常、30〜50日である。 Finally, the resorption time indicated for this material consisting of dense collagen is usually 30-50 days.
1994年に、TARDYらは、現在、SADUCと呼ばれるIMEDEX In 1994, TARDY et al., Currently called the SADUC IMEDEX
の代表として、特許において、コラーゲンから得られ、 Representative of the patents, obtained from collagen,
抗癒着特性を有する液体生物のりを提案した。 It proposed a liquid biological glue having anti-adhesion properties. この製品の特定の利点はその接着性及びその数日以内の迅速な分解である。 A particular advantage of this product is rapid degradation within its adhesion and few days thereof. その接着特性は、過ヨウ素酸で酸化され、酸のpHで保存された液体であるコラーゲンの分子の架橋から由来する。 Its adhesive properties, periodate-oxidized, derived from cross-linking of molecules of collagen is a liquid stored at a pH of acid. この架橋は、pHを中和し、酸素化コラーゲンの溶液に迅速に変換するアルカリ溶液又は緩衝液を接着性固体に加えることにより誘発される。 This crosslinking, pH was neutralized, induced by alkaline solution or buffer to rapidly convert to a solution of oxygenated collagen be added to the adhesive solid. しかしながら、いくつかの動物モデルにおいて証明されている術後癒着を防ぐことにおけるこの製品の効能は実際問題として開発するのが容易でない。 However, the efficacy of the products in preventing several post-surgical adhesions have been demonstrated in animal models is not easy to develop in practice. これにより、この製品は凍結形態で永続的に保存されなければならない。 Thus, the products must be permanently stored in frozen form. 時々、現在の病院のシステムにおいて達成することが困難である。 Sometimes, it is difficult to achieve in the current hospital system.
過ヨウ素酸での酸化の後にコラーゲンを架橋することにより得られた種々のコラーゲン生物材料は、1986年の Various collagen biomaterials obtained by crosslinking collagen after oxidation with periodate, 1986
M.TARDYらの特許にも記述されている。 It is also described in M.TARDY et al. Patent. 架橋された酸化コラーゲンのフィルムを、滅菌空気の流れの下でグリセロールが添加された酸化コラーゲンの溶液を乾燥させることにより調製した。 The film of crosslinked oxidized collagen was prepared by glycerol under a stream of sterile air to dry the solution of added oxidized collagen. これらのフィルムは用いるグリセロールの量に依存する特性を有する。 These films have the property that depends on the amount of glycerol to be used. 許容され得る耐性を有する柔軟な砕けにくいフィルムを得るために、コラーゲンの量にほぼ等しい重さのグリセロールの十分な量を用いなければならない。 In order to obtain a flexible shattered hard films having acceptable resistance must be used a sufficient amount of glycerol approximately equal weight to the amount of collagen. しかしながら、これらの条件下において、フィルムはそれらの支持体に、並びに外科医の手袋及び装置にくっつき、それらの敏感さのため剛性を欠き、そしてそれらが他の材料と組み合わされないなら、極めて用いるのが困難である。 However, under these conditions, the film on their support, and stick to surgeon's gloves and device lacks rigidity due to their sensitivity, and if they are not combined with other materials, to use quite Have difficulty.
以下に記述される本発明は、上述の欠点を解消するのを可能にする。 The present invention described below makes it possible to overcome the aforementioned drawbacks.
本発明の特定の目的は、操作の容易さのため乾燥状態において触った時に非毒性かつ非粘着性であるが、水性媒体、特に生理媒体中で接着特性を進展させることができる生物適合性材料を供することである。 A particular object of the present invention, non-toxic and is non-tacky, water-based medium, biocompatible material, in particular it is possible to develop the adhesive properties in the physiological medium when touched in the dry state for ease of operation it is to provide a.
本発明の他の目的は迅速に生分解する。 Another object of the present invention rapidly biodegrade. 即ち１ケ月未満、好ましくは１週間未満である材料を供することである。 That is less than one month, is to preferably provide a material that is less than 1 week.
本発明の他の目的は、術後抗癒着バリアーとして用いるのに適したコラーゲン材料を供することである。 Another object of the present invention is to provide a collagen material that is suitable for use as a post-surgical anti-adhesion barrier.
本発明の他の目的は、このような材料を得るための方法を供することである。 Another object of the present invention is to provide a method for obtaining such material.
これにより、本発明は、非毒性で１ケ月未満で生分解することができる生物適合性コラーゲン材料であって、 Accordingly, the present invention provides a biocompatible collagen material that can be biodegradable in less than one month in a non-toxic,
そのヘリックス構造を少くとも部分的に失っているコラーゲン、及び該コラーゲンに対して化学的に非反応性である少くとも１の親水性高分子添加物を含み、ここで前記コラーゲンは架橋されていることを特徴とするコラーゲン材料に関する。 Collagen that the helical structure is lost at least partially, and chemically comprise at least one hydrophilic polymer additive is non-reactive towards the collagen, wherein the collagen is crosslinked about collagen material characterized by.
本発明は、１週間未満以内に生分解可能であるこのような材料にも関する。 The present invention also relates to such materials which are biodegradable within less than a week.
本発明は、非毒性で潜在的に接着性で１ケ月未満、好ましくは１週間未満で生分解することができる生物適合性コラーゲン材料を得るための方法であって、 ａ）コラーゲン溶液を調製し； ｂ）該コラーゲンを少くとも部分的にそのヘリックス構造を失わせるように前記溶液を処理し； ｃ）生じたコラーゲン溶液を、存在するコラーゲンに対して化学的に非反応性である少くとも１の親水性高分子添加物を含む溶液と混合し； ｄ）要求されるコラーゲン材料を得るために前記混合物を架橋することを含むことを特徴とする方法にも関する。 The present invention is less than 1 month in a potentially adhesive in a non-toxic, preferably a method for obtaining a biocompatible collagen material that can be biodegradable in less than one week, a) preparing a collagen solution ; b) the collagen processing said solution so as to at least partially lost its helical structure; c) the resulting collagen solution, at least a chemically non-reactive to existing collagen 1 hydrophilic polymeric additive was mixed with a solution containing; d) relates to a process which comprises a crosslinking said mixture to obtain the required collagen material.
本発明者らは、驚くことに、適度に加熱することにより変性されているコラーゲン、及び親水性高分子添加物の混合物が、該コラーゲンが架橋された後に、同時に、 The present inventors have surprisingly, mixtures of moderately heated collagen is denatured by, and hydrophilic polymer additives, after which the collagen is cross-linked, at the same time,
乾燥状態で触って非粘着性で、水性（生理）媒体中で付着性で、かつ数日又は数週間で生分解性である生物適合性非毒性材料を形成することができることを発見した。 In touch and non-tacky in the dry state, was found to be able to form with adherent in aqueous (physiological) medium, and a biodegradable in a matter of days or weeks biocompatible nontoxic material.
彼らは、コラーゲンに対して化学的に非反応性である親水性高分子添加物の存在下において、酸化的開裂及び加熱により先に改変されているコラーゲンを架橋することによりこのような材料を得ることが可能であることを示した。 They obtained in the presence of a hydrophilic polymer additive chemically unreactive with respect to collagen, such a material by cross-linking the collagen that has been modified previously by oxidative cleavage and heating It showed that it is possible.
コラーゲンの酸化的開裂の機能は、後のコラーゲン材料の適度な架橋を許容することであるが、本発明は、他の手段、例えばβ又はγ放射により、又は適度な架橋を達成するための他の剤を用いることにより、例えば十分に低くかつ非毒性である量で化学剤を用いることにより、適度の架橋の機能を達成する可能性を排除しない。 Functional oxidative cleavage of collagen is that it allows a moderate cross-linking of the collagen material of the later, the present invention provides other means, for example by β or γ radiation or moderate other for achieving crosslinking agent by using the, by using a chemical agent in an amount which is e.g. sufficiently low and non-toxic, does not exclude the possibility of achieving the functions of moderate crosslinking.
37℃超の温度でコラーゲン溶液を加熱することからなる処理はコラーゲンのヘリックス構造を次第に喪失させるが、本発明は、この機能が、他の物理的又は化学的手段により、例えば超高波処理により又はカオトロピズム剤を加えることにより達成することができる可能性を排除しない。 Although the process consisting in heating the collagen solution at 37 ° C. greater than the temperature causes a loss gradually helical structure of collagen, the present invention, this feature is, by other physical or chemical means, for example by ultra-high wave treatment or It does not exclude the possibility that can be achieved by adding a chaotropic agent.
本発明者らは、特に親水性添加物の存在が、コラーゲンの密度及び機械的耐性を増加させ、コラーゲンを潜在的に接着性にし、即ち特に生理媒体中で、器官に満足いく接着性を与え及びコラーゲンの分解を促進させることを可能にすることを発見した。 The present inventors have found that the presence of particular hydrophilic additives, to increase the density and mechanical resistance of collagen, collagen and potentially adhesive, i.e. particularly in the physiological medium, giving adhesion satisfactory organs and we have found that it possible to accelerate the degradation of collagen. これにより分解は、本発明の実施形態に従って、７日未満又は４週間未満で達成することができる。 Thereby degradation in accordance with an embodiment of the present invention can be achieved in less than less than 7 days or 4 weeks.
本発明によるコラーゲン材料を調製するための方法を以下に記述する。 It describes a method for preparing a collagen material according to the present invention will be described below.
先に定義されるようなコラーゲン材料を得るために用いられるコラーゲンは、動物もしくはヒトの器官から等しく十分に得られ、又は遺伝子組換えによって得られる。 Collagen used to obtain a collagen material as defined above is equally well obtained from animal or human organs, or obtained by genetic recombination. 用いるのは、好ましくは、酸pHで可溶化されたネイティブコラーゲン又はペプシンでの消化処理後のコラーゲンからなる。 Use is preferably made of collagen after digestion treatment with native collagen or pepsin solubilized in acid pH. コラーゲンは、特に、ウシＩ型コラーゲン又はヒトＩ型もしくはIII型コラーゲン又はいずれかの割合での後者のコラーゲンの混合物であり得る。 Collagen, in particular, be a mixture of the latter collagen in bovine type I collagen or human Type I or Type III collagen or any proportion.
本発明の一実施形態によれば、コラーゲンは酸化的開裂により改変される。 According to an embodiment of the present invention, the collagen is modified by oxidative cleavage. 過ヨウ素酸又はその塩のうちの１ 1 of the periodic acid or a salt thereof
つを、M.TARDYら（1986）により記載される技術に従ってこの目的のために用いることができる。 One and can be used for this purpose according to the technique described by M.TARDY et al (1986).
要約すると、この技術は、１〜10 -5 M、好ましくは５ In summary, this technique is, 1 to 10 -5 M, preferably 5
×10 -3 M〜10 -1 Mの濃度で、環境温度の近くの温度で、10 At a concentration of × 10 -3 M to -1 M, close to the temperature of the environment temperature, 10
分〜72時間の範囲であり得る時間、コラーゲン溶液を過ヨウ素酸又はその塩のうちの１つの溶液と混合することにより、コラーゲンの酸溶液をこれら酸の作用にさらすことからなることが思い出される。 Min time may range from 72 hours, by mixing with one solution of the collagen solution periodic acid or a salt thereof, recalled that consists of exposure to the action of an acid an acid solution of collagen .
本発明によれば、コラーゲンの溶液は、その濃度が５ According to the present invention, the solution of collagen is its concentration 5
〜50g/であるコラーゲンの酸溶液が用いられる。 Acid solution to 50 g / a is collagen is used. コラーゲンの濃度は好ましくは30g/である。 The concentration of collagen is preferably 30g /.
この処理は、コラーゲンの特定の成分、即ちヒドロキシプロリン及び糖中に開裂を誘導し、これにより架橋を誘導することなく反応性部位を作り出す。 This process, certain components of the collagen, i.e. induce cleavage hydroxyproline and in the sugar, thereby creating a reactive site without inducing crosslinking.
これにより溶液中に調製された酸化コラーゲンは、37 Thus oxidized collagen prepared in solution, 37
℃超、好ましくは40〜50℃の温度に加熱される。 ° C. greater, is preferably heated to a temperature of 40 to 50 ° C.. これは、少くとも部分的に変性されたコラーゲンのヘリックス構造を生ずる。 This results in a partially helical structure of the modified collagen least.
次にコラーゲンは、該コラーゲンに対して化学的に非反応性である少くとも１の親水性高分子添加物の存在下で架橋される。 Then the collagen is crosslinked in the presence of chemically at least one hydrophilic polymer additive is non-reactive towards the collagen.
“コラーゲンに対して化学的に非反応性”とは、存在するコラーゲンと反応することができず、特に架橋の間にコラーゲンといずれの共有結合も形成しない親水性化合物を意味するとして理解される。 The term "chemically unreactive to collagen", can not react with the present collagen is understood in particular as meaning a hydrophilic compound which does not form any covalent bonds and collagen during the crosslinking .
本発明による親水性高分子添加物は、有利には、3000 Hydrophilic polymer additives according to the invention advantageously, 3000
ダルトンを超える分子量を有する。 Having a molecular weight of more than Dalton.
親水性添加物は、有利には、3000〜20,000ダルトンの分子量を有する合成親水性ポリマーであり得る。 The hydrophilic additive may advantageously be a synthetic hydrophilic polymer having a molecular weight of 3000～20,000 daltons. ポリエチレングリコールが特に好ましい。 Polyethylene glycol is particularly preferred.
親水性添加物は、ポリサッカライドでもあり得、とりわけ、デンプン、デキストラン及びセルロースが好ましい。 Hydrophilic additives, there also obtained with polysaccharides, especially starch, dextran and cellulose preferred.
酸化形態においてこれらの分子中でカルボン酸機能を示すこれらのポリサッカライドを用いて考えることも可能である。 It is also possible to consider using these polysaccharides showing a carboxylic acid functionality in these molecules in the oxidized form.
本発明の目的のためにムコポリサッカライドも適しているが、それらは、それらの特有の動物源が追跡性の規定された標準を満足しながら調製するのを困難にするので、好ましくない。 Is suitable also mucopolysaccharides for the purposes of the present invention, because they have their specific animal sources makes it difficult to prepare while satisfying a defined standard traceability is not preferable.
親水性添加物は、特にその使用につながる種々のパラメータ、例えばその価格、その無害さ、その生物分解性及び／又は特にその治療的使用における腎臓により除去される能力に従って選択される。 The hydrophilic additive is selected according to particular various parameters that lead to its use, such as its price, its harmless is, ability to be removed by its biodegradability and / or in particular kidney in its therapeutic use.
前記架橋は、中性pHで、上述の酸化的開裂及び加熱により改変されているコラーゲンの溶液を、少くとも１の親水性高分子添加物を含む溶液と混合することにより達成される。 The crosslinking is at neutral pH, the solution of collagen is modified by oxidative cleavage and heating above is accomplished with a solution containing at least one hydrophilic polymer additives.
親水性添加物の濃度はコラーゲンのそれより２〜10倍低い。 The concentration of hydrophilic additive is 2 to 10 times lower than that of the collagen.
親水性添加物の存在下でのコラーゲンの架橋は、４〜 Crosslinking of collagen in the presence of the hydrophilic additives, 4
30℃、好ましくは18〜25℃の温度で行われる。 30 ° C., preferably at a temperature of 18 to 25 ° C..
一実施形態によれば、架橋は、コラーゲン／親水性添加物混合物に添加され得るグリセロールの存在下で行われると考えられる。 According to one embodiment, the crosslinking is thought to be carried out in the presence of glycerol can be added to the collagen / hydrophilic additive mixture. この場合、グリセロースの濃度は、 In this case, the concentration of the Guriserosu is,
有利には、３〜8g/であり、コラーゲンの濃度の３分の１を超えない。 Advantageously, a 3 to 8 g /, not exceeding one third of the concentration of collagen.
重合は、材料が乾燥している間でおこる。 The polymerization takes place while the material is dry.
本発明によれば、これは限定するものと考えてはならないが、コラーゲンの架橋の間に存在する親水性添加物は、たとえそれ自体がコラーゲンと反応しなくても、形成されるコラーゲンネットワーク内に含まれる。 According to the present invention, this is not to be considered as limiting, the hydrophilic additive present between the collagen crosslinking, without even react itself with collagen, a collagen network that is formed include.
考慮される適用によれば、架橋されたコラーゲン材料は、種々の標準的処理、例えば乾燥、滅菌等にかけることができる。 According to this application being considered, collagen materials are crosslinked, various standard treatment, can be subjected to for example drying, sterilization, and the like.
架橋されたコラーゲンは、必要に応じて、特に滅菌空気中で乾燥させることができる。 Crosslinked collagen can optionally be dried, especially with sterile air.
滅菌は、有利には、β放射（電子の放射）又はγ放射（放射性コバルトを用いる放射）での放射により行われる。 Sterilization is advantageously carried out by radiation with β radiation (electron emission) or γ radiation (radiation using radioactive cobalt).
本発明によれば、コラーゲン材料は、フィルム、ゲル又はペーストの形態で調製することができる。 According to the present invention, the collagen material may be prepared in the form of a film, gel or paste.
考慮される適用によれば、コラーゲン材料は、有利には、フィルムの形態であると考えられる。 According to this application being considered, the collagen material is advantageously considered in the form of a film.
１つの特に好ましい実施形態によれば、特に加熱の結果としてそのヘリックス構造を少くとも部分的に失い、 According to one particularly preferred embodiment, partially lost with particular least the helical structure as a result of heating,
そして適切なら、酸化的開裂、親水性高分子添加物及び適切ならグリセロールにより改変されているコラーゲンを含む溶液は、不活性支持体上に均一に分散し、それは次に架橋フィルムを形成するために平らにされる。 And if appropriate, oxidative cleavage, a solution comprising collagen that has been modified with a hydrophilic polymer additive and if appropriate glycerol, uniformly dispersed on an inert support, it is then in order to form a crosslinked film It is flat.
支持体は、それが上述の化合物と反応せず、架橋過程に関連しない点で不活性である。 Support, it does not react with the compounds mentioned above, which are inert in that they do not related to the crosslinking process.
この場合、コラーゲンの親水性添加物の、及びグリセロールの濃度が、存在するなら、好ましくは、コラーゲンの場合、２〜６％、親水性添加物の場合、0.6〜２ In this case, if the hydrophilic additive of collagen, and the concentration of glycerol present, preferably, in the case of collagen, 2-6% in the case of hydrophilic additive, 0.6 to 2
％、及びグリセロールの場合、0.3〜0.8％である溶液が支持体に適用される。 %, And optionally of glycerol solution is 0.3 to 0.8% is applied to the support.
有利に適用される薄層は、0.05〜0.3g/cm 3の密度を有する。 Thin layer is advantageously applied has a density of 0.05 to 0.3 g / cm 3.
反応が完了した後、フィルムは支持体から分離される。 After the reaction is complete, the film is separated from the support.
本発明によるコラーゲン材料は、1/1〜9/1、好ましくは2/1〜4/1、より好ましくは3/1のコラーゲン／親水性添加物比に従ってコラーゲン及び少くとも１の親水性高分子を含む。 Collagen material according to the invention, 1 / 1-9 / 1, preferably 2 / 1-4 / 1, more preferably from 1 to as collagen and least according collagen / hydrophilic additive ratio of 3/1 hydrophilic polymer including.
コラーゲン材料は、環境温度において安定であり、それを扱うのに適した時間、水性媒体中で、37〜40℃までの温度において安定であり続ける。 Collagen materials are stable at ambient temperature, the time suitable for handling it, in an aqueous medium, remain stable at temperatures up to 37 to 40 ° C..
本発明によるコラーゲン材料は、術後癒着を防ぐために用いることができる。 Collagen material according to the present invention can be used to prevent post-surgical adhesions.
例えば上述のようなフィルムを、考えられる適用に適した寸法に切断し、それを滅菌条件下でパッキングすることにより“直ちに用いることができる”形態で調製することができる。 For example a film as mentioned above, cut to size suitable for application contemplated, it "can be used immediately" by packing under sterile conditions can be prepared in the form.
材料がフィルムの形態で調製される場合、それはこの適用、特に手術手順を単純にし、迅速化するのに特に適する。 If the material is prepared in the form of a film, it is this application, in particular to simplify the surgical procedure, particularly suited to speed.
これは、それが乾燥状態で触って粘着性がなく装置にくっつかないので、得られたコラーゲンフィルムを容易に操作できるからである。 This it does not stick to the apparatus non-tacky to the touch in the dry state, because easily manipulate the resulting collagen films.
更に、それは、密度及び機械耐性が増加しており、同時に必要に応じて比較的曲げやすい。 Furthermore, it has increased density and mechanical resistance, relatively easy to bend as needed at the same time.
グリセロールは、最終的に得られた材料の柔軟性を改善し、これによりその使用を容易にすることができる。 Glycerol improves the flexibility of the finally obtained material, thereby to facilitate its use.
本発明によるコラーゲン材料は、水性媒体中で接着特性を発達させることができる。 Collagen material according to the present invention, it is possible to develop adhesive properties in an aqueous medium.
それは、患者内で操作した後、保護されるべき器官に適切に接着させることができ、これによりその場所に保持されることを可能にし、この理由のため、術後抗癒着バリアとして用いるのに適する。 It, after operating in the patient, the organ to be protected can be suitably bonded, thereby allowing it to be held in place, for this reason, for use as a post-surgical anti-adhesion barrier Suitable. これにより、組織との接触に基づいて、組織の水の流入がコラーゲンフィルムの即座の接着を引きおこす。 Thus, based on the contact with the tissue, influx of water tissue cause an immediate adhesion of the collagen film. 水の流入は、コラーゲンのフィルムを次第に膨潤させ、その架橋は、フィルムを作り上げる鎖の特定の程度の移動性及び柔軟性を許容するのに十分に低い密度のものである。 Influx of water, gradually swell the film of collagen, the cross-linking is of sufficiently low density to permit certain degree of mobility and flexibility of the chains that make up the film.
ゲルのメッシュ内にトラップされた親水性添加物による酸化され、架橋され、そして極めて水和されたコラーゲンのゲルは、これにより、数分〜数時間以内に形成される。 Is oxidized with a hydrophilic additive trapped in the mesh of the gel is crosslinked, and very hydrated collagen gel is thereby formed within a few minutes to several hours.
このゲルは、保護されるべき創傷への生物材料の満足いく接着を確立するのに適した接着特性を獲得する。 The gel, acquire adhesive properties suitable for establishing a satisfactory adhesion of biological material to the wound to be protected.
更に、親水性高分子添加物は、数日以内に、酸化及び架橋化コラーゲン材料を通しての拡散により消滅し、ここでこの材料の膨潤は１ケ月未満、７日未満とは言えないまでも特に２〜３日以内に分解に進む。 Furthermore, hydrophilic polymer additives, within a few days, and disappear by diffusion through the oxidation and cross-linking collagen materials, wherein the swelling of less than one month of this material, in particular even not be less than 7 days 2 proceed to the decomposition within 1-3 days.
コラーゲン材料の架橋の程度が、照射による滅菌の後に、特に湿った環境下での37℃でのインキュベーションにより増加されるなら、２〜４週間まで、その吸収時間を伸ばすことが可能である。 The degree of crosslinking of the collagen material, after sterilization by irradiation, if is increased by particularly moist incubation at 37 ° C. in an environment, until 2-4 weeks, it is possible to extend the absorption time.
１〜４週間の吸収時間は、損傷した組織の治癒がよりゆっくりとおこるいくつかの適用について魅力的である。 Absorption time of 1-4 weeks, is attractive for some applications that healing of damaged tissue occurs more slowly.
本発明は、以下の実施例によりより詳細に記述されよう。 The invention will be more particularly described by the following examples. が、これらは詳述目的のためであり限定を意図したものでない。 But it is not intended to be limiting is for described purposes.
実施例 実施例1: 過ヨウ素酸を用いて酸化的開裂により改変されており、 Example Example 1: which is modified by oxidative cleavage using periodate,
架橋されていないコラーゲンの酸沈殿物の調製 この例は、先に言及したTARDYら（1994）の特許に基づいて直接、行う。 This example Preparation of acid precipitation of collagen which is not crosslinked, directly on the basis of the patent TARDY et al referred to above (1994), performed.
用いるコラーゲンは、酸性pHでの可溶化により又はペプシンでの消化によりウシの真皮から抽出され、既に記述されている技術を用いて塩沈殿により精製されるウシＩ型コラーゲンである。 Collagen used are, by digestion or by pepsin solubilization at an acidic pH is extracted from bovine corium is already bovine type I collagen which is purified by salt precipitation using techniques described.
VITROGEN VITROGEN 又はZYDERM Or ZYDERM の名前でCOLLAGEN Corp.により市販される製品が、この適用のために用いることができる。 Products sold under the name by COLLAGEN Corp. is can be used for this application.
NaClを加えることによりコラーゲンの酸溶液を沈殿させ、次に洗浄して、その濃度を80％から100％に増加させるアセトンの水溶液で得られた沈殿を乾燥させることにより得られる乾燥コラーゲン繊維を用いるのが有利である。 NaCl an acid solution of collagen was precipitated by the addition of, and then washed, using a dry collagen fiber obtained by drying the precipitate obtained with an aqueous solution of acetone to increase its concentration from 80% to 100% the is advantageous.
ヒトＩ型もしくはIII型コラーゲン、又はいずれかの割合のこれらのコラーゲンの混合物は、同様に用いることができる。 Human Type I or Type III collagen, or mixtures of these collagens any proportions, can be used as well.
１当り30gのコラーゲンの溶液を、コラーゲンを0.0 A solution of collagen per 30g, collagen 0.0
1NのHClに溶かすことにより調製する。 Prepared by dissolving in 1N of HCl. その溶液の量は4 The amount of the solution is 4
9リッターである。 It is 9 liters. 過ヨウ素酸は8mM、即ち1.83g/の最終濃度までそれに加える。 Periodic acid 8 mM, i.e. added thereto to a final concentration of 1.83 g /.
光の欠如下で３時間、22℃の近くで環境温度で酸化を行う。 3 hours in the absence of light, an oxidation at ambient temperature near 22 ° C..
次に等量の塩化ナトリウムの溶液を、１当り41gのN Then a solution of equal amounts of sodium chloride, 1 per 41 g N
aClの最終濃度となるようにコラーゲン溶液に加える。 A final concentration of aCl as added to the collagen solution.
30分、洗った後、その沈殿を、約100ミクロンの多孔度のワイヤーメッシュスクリーンを通してデカントすることにより収集し、次に0.01NのHCl中41gのNaClの溶液で４倍、洗った。 30 minutes, after washing, the precipitate was collected by decanting through a wire mesh screen of porosity of about 100 microns, then 4 times with a solution of NaCl in HCl in 41g of 0.01 N, washed. 19kgの酸塩類溶液沈殿を得る。 Obtain acid salts solution precipitation of 19 kg. これらの洗浄は、過ヨウ素酸又はコラーゲンの酸化の間に形成されたヨウ素含有誘導体の全ての痕跡を除去する。 These cleaning to remove all traces of periodic acid or formed iodine-containing derivatives during oxidation of the collagen.
アセトンの80％水溶液で数回、洗った後に、そのコラーゲン沈殿を濃縮し、存在する塩を除去する。 Several times with 80% aqueous acetone, after washing, and concentrating the collagen precipitate and eliminate the salts present.
最終的に100％アセトンで洗って、架橋しておらず、 Wash in the final 100% acetone, not cross-linked,
いずれの微量の他の不要な化学製品も含まない酸酸化コラーゲンの極めて濃密な沈殿3.6kgの調製物を得る。 Obtain a very dense precipitation 3.6kg preparation of any other unwanted chemical products acids oxidized collagen containing no traces.
実施例2: 本発明による抗術後癒着コラーゲンフィルムの調製 実施例１に記載されるように調製したアセトンペーストを40℃で非発熱性蒸留水にとって３％のコラーゲン濃度を得る。 Example 2: get 3% collagen concentration for apyrogenic distilled water at 40 ° C. The prepared acetone paste as described in Example 1 Anti post-surgical adhesions collagen film according to the present invention.
44リッターの容量の溶液を30分、50℃に加熱し、次に滅菌条件下で0.45ミクロンの多孔度を有する膜を通して The solution 30 minutes capacity of 44 liters, through a membrane with heating to 50 ° C., then 0.45 micron porosity under sterile conditions
40℃でタンクにろ過した。 And filtered into the tank at 40 ° C..
PEG6000（6000ダルトンの分子量を有するポリエチレングリコール）の滅菌濃縮溶液をこの溶液に30℃で加えて１％のPEG濃度にし、次にグリセロールを加えて0.6％ PEG6000 sterile concentrated solution of (polyethylene glycol having a molecular weight of 6000 daltons) and 1% of PEG concentration was added at 30 ° C. To this solution, then glycerol was added to 0.6%
のグリセロール濃度にする。 To glycerol concentration. 溶液のpHを、濃水酸化ナトリウム溶液を加えることにより7.0に調節する。 The pH of the solution is adjusted to 7.0 by addition of concentrated sodium hydroxide solution.
次に溶液の容量を滅菌水で調節して各々2.7％、0.9 Then 2.7% each, adjusting the volume of the solution in sterile water, 0.9
％、及び0.54％のコラーゲン、PEG及びグリセロールの最終濃度を得て、次にPVC又はポリスチレン型の平坦な疎水性支持体上の0.133g/cm 2の密度を有する薄層内に分散させる。 %, 0.54% collagen, to give a final concentration of PEG and glycerol, to then be dispersed in a thin layer having a density of 0.133 g / cm 2 on a flat hydrophobic support of PVC or polystyrene type. 次にその表面を環境温度で空気の滅菌流にさらして約18時間のエバポレーションを行う。 Then perform evaporation of about 18 hours the surface exposed to sterile flow of the air at ambient temperature.
得られたフィルムを直ちに支持体からはずす。 The resulting film off immediately from the support. それは、実験のために必要とされる寸法に容易に切断することができる。 It can be easily cut to the dimensions required for the experiment.
その後、医薬規制に適合させるため及び保存の間の安定性を改善するために、フィルムを二重気密バッグに挿入する。 Thereafter, in order to improve the stability during order to meet pharmaceutical regulations and storage, inserting the film into a double airtight bag.
全体をβ照射により滅菌して25キログレー超又はそれに等しい投与量を入れる。 The whole put equal doses thereto to 25 Kirogure than or sterilized by irradiation beta.
一般に、その乾燥フィルムは、20％にも達し得る濃度までの残留水をまだ含んでいる。 Generally, the dry film, still contains residual water to a concentration which can reach even 20%.
考えられる実施例の典型的な組成物は、60重量％のコラーゲン、20重量％のPEG、12重量％のグリセロール及び８重量％の水である。 Typical compositions contemplated embodiment, 60 wt% collagen, 20% by weight of PEG, 12 wt% glycerol and 8% by weight of water.
得られるフィルムは環境温度において安定である。 The resulting film is stable at ambient temperature. それは、37℃で水中で２時間、インキュベートした後に安定であり続け、容易に操作することができる。 It may be 2 hours in water at 37 ° C., it remains stable after incubation, easily operate.
材料の中にグリセロールが存在することは本質的でなく；グリセロールは、フィルムのフレキシビリティーを改善し、フィルムを使用しやすくする。 The presence of glycerol in the material is not essential; glycerol, to improve the flexibility of the film, to facilitate the use of the film.
この例は、PEG6000を、PEG3000もしくはPEG4000で、 In this example, the PEG6000, in PEG3000 or PEG4000,
可溶性デンプン（USI Franceカタログ番号A2620）で、 Soluble starch (USI France catalog number A2620),
又はDextran T40（PHARMACIA Fine Chemicals catalogu Or Dextran T40 (PHARMACIA Fine Chemicals catalogu
e,Uppsala,Sweden）で、又はカルボキシメチルセルロースで置換することによって行うことができる。 e, it can be performed by substituting Uppsala, in Sweden), or carboxymethyl cellulose. 用いる濃度、及び操作の方法は同一である。 The method of concentration, and operations used are identical.
術後癒着を防ぐことにおける本発明によるコラーゲンフィルムの特性の研究 ・毒物学 実施例２に記載される通り作られたコラーゲン/PEGフィル（又はこのフィルムのすり砕いた調製物）は、移植のための生物材料について行われる標準化毒物学テストにおいて満足いく結果を供する： ・AMESテストにおける変異誘発特性の欠如 ・モルモットで行われる遅延化過敏症テストにおける正常な適度な反応（クラスIII反応） ・静脈内又は腹腔内経路により投与した時のマウス及びラットにおける全身毒性の欠如 ・分解： ・皮下経路によりラットに投与した時に７日未満 ・腹腔内経路によりラットに投与した時に２〜３日 ・術後癒着特性 抗術後癒着特性を、HARRISら（1995）の文献に記載されるプロトコルを用いて分析した。 As it made collagen / PEG fill described research and toxicology Example 2 Characteristics of the collagen film according to the invention in preventing post-operative adhesions (or sliding crushed preparation of the film), for transplantation subjecting the results of satisfactory in standardized toxicology tests performed on biological materials: - normal moderate reaction in slowing hypersensitivity test performed in the absence, guinea mutagenesis characteristics in AMES test (class III reaction) intravenous or lack and decomposition of systemic toxicity in mice and rats when administered by the intraperitoneal route: - less than 7 days when administered to rats by the subcutaneous route, the intraperitoneal route two to three days, post-surgical adhesions when administered to rats by the characteristic anti postoperative adhesion properties were analyzed using the protocol described in literature HARRIS et al (1995).
この出版物に記載されるプロトコルを10のラットのグループで行った。 The protocol described in this publication was carried out in groups of 10 rats.
そのテストは、互いに接触している腹腔壁及び盲腸の The test is in contact with the abdominal wall and cecum are mutually
2cm 2領域をはがし、脱水することからなる。 Remove the 2 cm 2 area, it consists of dehydration.
ラットの対照グループにはこの方法で作られた創傷を保護するためのいずれの製品も与えない。 The control group of rats not give any product to protect the wound made in this way. このグループは、実施例２に記載されるようにコラーゲン/PEGフィルムが与えられたラットのグループと比較される。 This group is compared to a group of rats collagen / PEG film is given as described in Example 2. ここで、各々の場合のフィルムは創傷を完全に包み、外部のはがされていない領域を超えて5mm広がる。 Here, a film in each case is wrapped completely wound, spread 5mm beyond the areas not stripped of external.
上述のプロトコルとの適合で、７日間、待った後、結果が明らかになる。 In compliance with the protocol described above, 7 days, waiting for after the results become clear.
・本発明のフィルムで処理したラットグループにおいて２つの損傷した表面間の癒着は観察されず、各々の最初の創傷の治癒は完全である。 · Adhesion between two damaged surfaces in rats group treated with a film of the present invention is not observed, healing of each initial wound is complete.
・微量のフィルムも残っていない。 Film of a small amount also does not remain.
本発明のフィルムで処理しなかった対照グループにおける10のラットの各々が癒着を示し、これらの癒着の特徴は、上述のHARRISら（1995）の文献で公開された結果と同一である。 Indicates each adhesions 10 rats in the control group not treated with the films of the present invention, features of these adhesions are identical to results published in the literature of the above HARRIS et al (1995).
実施例２に記載されるように作られた生分解的フィルムを他の手術プロトコル（WISEMAN 1922及び1994）において他の動物モデルにおいてテストした場合、それらは神経外科（特にヘルニアになった盤及び脊柱椎弓切除） When tested in other animal models in biodegradation manner films of other surgical protocols were made as described (Wiseman 1922 and 1994) in Example 2, board and spine they became neurosurgical (especially hernia laminectomy)
に、心臓外科に、及び婦人科学、特に子宮の手術に関する適用において癒着を防ぐことにおいて有用であることが証明された。 To, heart surgery, and gynecology, it has proven particularly useful in preventing adhesions in applications involving surgery of the uterus. それゆえ、本発明は、これらの手術の適応において並びに整形外科手術（特に腱に関するもの） Thus, the present invention is the adaptation of these procedures and orthopedic surgery (particularly to tendon)
において及び眼の手術において本発明による材料を用いることにも関する。 It relates to the use of the material according to the invention in the and ocular surgery.
実施例3: 本発明の他の実施形態によるコラーゲンフィルムの調製 フィルムを実施例２に記載されるように調製する。 Example 3: prepared as described in Example 2 the film prepared collagen film according to another embodiment of the present invention.
支持体から分離して切断した後、各々のフィルムを個々に、蒸気に透過性である第一のバッグに個々にパックし、次に相対湿度80％超で37℃であるインキュベーターで12時間、インキュベートする。 After cutting to separate from the support, individually each film individually packed into the first bag which is permeable to steam, then 12 hours in an incubator which is 37 ° C. at a relative humidity of 80%, incubated.
次に先のバッグを第２の気密包装に入れ、次にそれを実施例２の通り滅菌する。 Then placed ahead of the bag to the second hermetic packaging, then as sterilization Example 2 it.
その材料はラット内で皮下又は腹腔内に移植することにより２〜４週間以内に分解する。 The material decomposes within 2-4 weeks by implanting subcutaneously or intraperitoneally in rats.
この例によるフィルムは実施例２のフィルムより生物内でより遅く分解する。 Film according to this embodiment decomposes more slowly in organism than the film of Example 2. そのフィルムは組織創傷により接着性がないこと及びそれは生理媒体内でより膨潤しないことが観察される。 The film is not adhesive by tissue wounds and it is observed that no more swelling in the physiological medium. このため、この性質の材料は、好ましくは、置換される材料の危険が低い手術の適用において必要となるであろう。 Therefore, materials of this nature, preferably, would be required in the application of risk is low surgical materials to be substituted. 他の適用のために、適切な手段（のり、縫合等）を用いてフィルムを付着させることが好ましいであろう。 For other applications, it may be preferable to deposit the film using a suitable means (glue, sewing or the like). これらの条件下において、同じ抗癒着特性が生体内で観察される。 In these conditions, the same anti-adhesion properties are observed in vivo.
引用文献 1.DI ZEREGA GS（1994）−“Contemporary adhesion References 1.DI ZEREGA GS (1994) - "Contemporary adhesion
prevention"Fertiliy and Sterility.61（２）,219−23 prevention "Fertiliy and Sterility.61 (2), 219-23
5. 2.HARRIS ES−MORGAN RF−RODEHEAVER GT（199 5. 2.HARRIS ES-MORGAN RF-RODEHEAVER GT (199
5）−“Analysis of the kinetics of peritoneal adhe 5) - "Analysis of the kinetics of peritoneal adhe
sion formation in the rat and evaluation of potent sion formation in the rat and evaluation of potent
ial antiadhesive agents"Surgery,117（６）,663−66 ial antiadhesive agents "Surgery, 117 (6), 663-66
9. 3.BECKER JM−DAYTON MT−FAZIO VW−BECK DE 9. 3.BECKER JM-DAYTON MT-FAZIO VW-BECK DE
−STRYKER SJ−WEXNER SD−WOLFF BG−ROBERTS -STRYKER SJ-WEXNER SD-WOLFF BG-ROBERTS
PL−SMITH LE−SWEENEY SA−MOORE M.（1996）− PL-SMITH LE-SWEENEY SA-MOORE M. (1996) -
“Prevention of postoperative abdominal adhesions "Prevention of postoperative abdominal adhesions
by a sodium hyaluronate−based bioresorbable membr by a sodium hyaluronate-based bioresorbable membr
ane:A prospecive,randomized,double−blind multicen ane: A prospecive, randomized, double-blind multicen
ter study",The J.of Amer.College of Surgeons,183 ter study ", The J.of Amer.College of Surgeons, 183
（４）,297−306. 4.KHOURY W.−ABDUL−MALAK N.−HUC A.（1994）−“Me . (4), 297-306 4.KHOURY W.-ABDUL-MALAK N.-HUC A. (1994) - "Me
mbrane collagnique anti−adhrence post−opra mbrane collagnique anti-adhrence post-opra
toire（Collagenous anti−post−operative adhesion toire (Collagenous anti-post-operative adhesion
membrane）",patent application No.94 06995 of 08.0 membrane) ", patent application No.94 06995 of 08.0
6.94 in France（published under No.2 720 945）． 6.94 in France (published under No.2 720 945). 5.TAYOT JL−MARESCAUX J.−DUMAS H.−TARDY M.（19 5.TAYOT JL-MARESCAUX J.-DUMAS H.-TARDY M. (19
88）−“Visceral surgery patch",US patent US−Ａ− 88) - "Visceral surgery patch", US patent US-A-
5 201 745,issued on 13 April 1993（under the prior 5 201 745, issued on 13 April 1993 (under the prior
ity of French patent application No.88 03321 of 1 ity of French patent application No.88 03321 of 1
5.03.88,issued on 13.07.90 under No.2 628 634）． 5.03.88, issued on 13.07.90 under No.2 628 634). 6.ORLY I.（1994）−“Use of collagen membranes as 6.ORLY I. (1994) - "Use of collagen membranes as
peritoneal renewing prostheses",international pate peritoneal renewing prostheses ", international pate
nt application WO 96/08277（under the priority of nt application WO 96/08277 (under the priority of
French patent application No.94 11 015 of 15.09.9 French patent application No.94 11 015 of 15.09.9
4）． Four). 7.YEUNG JE−CHU GH−DE LUSTRO FA−RHEE WM 7.YEUNG JE-CHU GH-DE LUSTRO FA-RHEE WM
（1995）−“Anti adhesion films and compositions f (1995) - "Anti adhesion films and compositions f
or medical use",European patent application No.96 or medical use ", European patent application No.96
102 339.7（published under No.0 732 110）（under t 102 339.7 (published under No.0 732 110) (under t
he priority of American patent application serial he priority of American patent application serial
No.403 360 of 14.03.95）． No.403 360 of 14.03.95). 8.TARDY M.−TIOLLIER J.−TAYOT JL（1994）−“Com 8.TARDY M.-TIOLLIER J.-TAYOT JL (1994) - "Com
position adhsive, usage chirurgical, base de position adhsive, usage chirurgical, base de
collagne modifi par coupute oxydative et non collagne modifi par coupute oxydative et non
rticul（Adhesive composition for surgical use, rticul (Adhesive composition for surgical use,
based on collagen which is modified by oxidative c based on collagen which is modified by oxidative c
leavage and which is not crosslinked）”−French p leavage and which is not crosslinked) "- French p
atent application No.94 00715 of 24.01.94,issued o atent application No.94 00715 of 24.01.94, issued o
n 02.08.96 under No.2 715 309. 9.TARDY M.−TAYOT JL（1986）−“Process for the n 02.08.96 under No.2 715 309. 9.TARDY M.-TAYOT JL (1986) - "Process for the
treatment of collagen,notably for facilitating its treatment of collagen, notably for facilitating its
cross−linking,and the collagen obtained by the a cross-linking, and the collagen obtained by the a
pplication of the said process",patent US−Ａ−4 9 pplication of the said process ", patent US-A-4 9
31 546 issued on 05/06/1990（under the priority of 31 546 issued on 05/06/1990 (under the priority of
French patent application No.86 10 160 of 11.07.8 French patent application No.86 10 160 of 11.07.8
6,issued on 12.05.89 under No.2 601 371）． 6, issued on 12.05.89 under No.2 601 371). 10.WISEMAN D.“Polymers for the prevention of surg 10.WISEMAN D. "Polymers for the prevention of surg
ical adhesions"in Polymeric Site−specific pharmac ical adhesions "in Polymeric Site-specific pharmac
o−therapy,Ed.AJDOMB,John Wiley ＆ Sons Ltd,199 o-therapy, Ed.AJDOMB, John Wiley & Sons Ltd, 199
4. 11.WISEMAN D.et al.,“Fibrinolytic drugs prevent p 4. 11.WISEMAN D.et al., "Fibrinolytic drugs prevent p
ericardial adhesions in the rabbit"J.of Surgical R ericardial adhesions in the rabbit "J.of Surgical R
esearch 53 ,362−368,1992. esearch 53, 362-368,1992.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 グラバーニャ，フィリップ フランス国，エフ―69540 イリグニー, グランド―リュ，23 (56)参考文献 特開 平８−257111（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−26230（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−33400（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−265561（ＪＰ，Ａ) 特開 平８−33700（ＪＰ，Ａ) 特表 平３−503371（ＪＰ，Ａ) 特表 平４−502027（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl. 7 ，ＤＢ名) A61L 31/00 A61L 31/04 A61L 31/12 - 31/16 ────────────────────────────────────────────────── ─── of the front page continued (72) inventor Gurabanya, Philippe France, F -69540 Iriguni, ground - Ryu, 23 (56) reference Patent flat 8-257111 (JP, a) JP Akira 62-26230 (JP, A) JP Akira 63-33400 (JP, A) Patent Rights 3-265561 (JP, A) Patent Rights 8-33700 (JP, A) Kohyo flat 3-503371 (JP, A) JP Table flat 4-502027 (JP, a) (58 ) investigated the field (Int.Cl. 7, DB name) A61L 31/00 A61L 31/04 A61L 31/12 - 31/16
【請求項１】非毒性でありかつ１ケ月未満に生分解可能である生物適合性コラーゲン材料であって、該材料が、 1. A biocompatible collagen material is biodegradable in less than a non-toxic and and one month, said material,
コラーゲンと、該コラーゲンに対して化学的に非反応性である少くとも１の親水性高分子添加物と、を含み、ここで該コラーゲンが、そのヘリックス構造を少くとも部分的に失っておりかつコラーゲン間で架橋されていることを特徴とするコラーゲン材料。 And collagen, anda least one hydrophilic polymer additive chemically unreactive with respect to the collagen, wherein the collagen, and have lost partially the helical structure at least collagen material characterized in that it is cross-linked between collagen.
【請求項２】１週間未満に生分解可能であることを特徴とする請求項１に記載のコラーゲン材料。 Collagen material according to claim 1, characterized in that wherein a biodegradable in less than 1 week.
【請求項３】前記コラーゲンが、37℃超に加熱することにより改変されていることを特徴とする請求項１又は２ Wherein the collagen, according to claim 1 or 2, characterized in that it is modified by heating to 37 ° C. than
のいずれかに記載のコラーゲン材料。 Collagen material according to any one of.
【請求項４】酸化的開裂により改変されており、かつ前記コラーゲンに対して化学的に非反応性である少くとも１の親水性高分子添加物の存在下で架橋されているコラーゲンを含むことを特徴とする請求項１〜３のいずれか一に記載のコラーゲン材料。 4. contain collagen is crosslinked in the presence of oxidative cleavage are modified by, and the chemical in the at least 1 non-reactive hydrophilic polymer additive with respect to collagen collagen material according to any one of claims 1 to 3, wherein the.
【請求項５】前記コラーゲンが、過ヨウ素酸又はその塩のうちの１つを用いて酸化的開裂により改変されていることを特徴とする請求項４に記載のコラーゲン材料。 Wherein said collagen, periodic acid or collagen material according to claim 4, characterized in that it is modified by oxidative cleavage with one of its salts.
【請求項６】前記コラーゲンに対して化学的に非反応性である親水性高分子添加物の存在下でβ照射又はγ照射により架橋されていることを特徴とする請求項１〜３のいずれか一に記載のコラーゲン材料。 6. Any of the claims 1 to 3, characterized in that it is cross-linked by chemically β radiation or γ radiation in the presence of a hydrophilic polymer additive is non-reactive to the collagen collagen material according to one or.
【請求項７】前記親水性高分子添加物が、3000ダルトンより大きい分子量を有することを特徴とする先の請求項のいずれか一に記載のコラーゲン材料。 Wherein said hydrophilic polymer additives, collagen material according to any one of the preceding claims, characterized in that it has a molecular weight greater than 3000 Daltons.
【請求項８】前記親水性添加物が、3000〜20,000ダルトンの間の分子量を有する親水性ポリマーであることを特徴とする先の請求項のいずれか一に記載のコラーゲン材料。 Wherein said hydrophilic additive is collagen material according to any one of the preceding claims, characterized in that a hydrophilic polymer having a molecular weight between 3000～20,000 daltons.
【請求項９】前記親水性添加物がポリエチレングリコールであることを特徴とする先の請求項のいずれか一に記載のコラーゲン材料。 9. collagen material according to any one of the preceding claims, characterized in that the hydrophilic additive is polyethylene glycol.
【請求項１０】前記親水性添加物が、ポリサッカライドであることを特徴とする請求項１〜７のいずれか一に記載のコラーゲン材料。 Wherein said hydrophilic additive is collagen material according to any one of claims 1-7, characterized in that a polysaccharide.
【請求項１１】前記ポリサッカライドが、デンプン、デキストラン及びセルロースからなる群から選択されることを特徴とする請求項10に記載のコラーゲン材料。 Wherein said polysaccharide, collagen material according to claim 10, characterized in that selected starch, from the group consisting of dextran and cellulose.
【請求項１２】コラーゲン及び少くとも１の親水性高分子添加物を、1/1〜9/1のコラーゲン／親水性添加物比に従って含むことを特徴とする先の請求項のいずれか一に記載のコラーゲン材料。 12. A collagen and at least one hydrophilic polymer additive, to one any of the preceding claims, characterized in that it comprises in accordance with 1 / 1-9 / 1 collagen / hydrophilic additive ratio collagen material described.
【請求項１３】コラーゲン及び少くとも１の親水性高分子添加物を、2/1〜4/1のコラーゲン／親水性添加物比に従って含むことを特徴とする請求項12に記載のコラーゲン材料。 13. collagen and at least one hydrophilic polymer additive, collagen material according to claim 12, characterized in that it comprises in accordance with 2 / 1-4 / 1 collagen / hydrophilic additive ratio.
【請求項１４】コラーゲン及び少くとも１の親水性高分子添加物を、3/1のコラーゲン／親水性添加物比に従って含むことを特徴とする請求項13に記載のコラーゲン材料。 14. collagen and at least one hydrophilic polymer additive, collagen material according to claim 13, characterized in that it comprises in accordance with 3/1 collagen / hydrophilic additive ratio.
【請求項１５】グリセロールを更に含むことを特徴とする先の請求項のいずれかに一に記載のコラーゲン材料。 15. collagen material according to one any of the preceding claims, characterized in that it further comprises glycerol.
【請求項１６】フィルムの形態で存在することを特徴とする先の請求項のいずれか一に記載のコラーゲン材料。 16. collagen material according to any one of the preceding claims, characterized in that present in the form of a film.
【請求項１７】潜在的に接着性であることを特徴とする請求項１〜16のいずれか一に記載のコラーゲン材料。 17. collagen material according to any one of claims 1 to 16, which is a potentially adhesive.
【請求項１８】前記材料がβ照射にかけられることを特徴とする請求項１〜５及び７〜17のいずれか一に記載のコラーゲン材料。 18. collagen material according to any one of claims 1 to 5 and 7 to 17, characterized in that said material is subjected to irradiation beta.
【請求項１９】前記材料が、25キログレイ超又はそれに等しい投与量のβ照射にかけられることを特徴とする請求項18に記載のコラーゲン材料。 19. The material is collagen material according to claim 18, characterized in that it is subjected to β irradiation of 25 kGy than or equal dosage to that.
【請求項２０】非毒性、潜在的に接着性かつ１ケ月未満で生分解可能である生物適合性コラーゲン材料を得るための方法であって、 ａ）コラーゲン溶液を調製するステップと； ｂ）該溶液を処理してコラーゲンを少くとも部分的にそのヘリックス構造を失わせるステップと； ｃ）生じたコラーゲン溶液を、存在するコラーゲンに対して化学的に非反応性である少くとも１の親水性高分子添加物を含む溶液と混合するステップと； ｄ）その混合物をコラーゲン間で架橋して要求されるコラーゲン材料を得るステップと、 を含むことを特徴とする方法。 20. A non-toxic, potentially adhesive and 1 month than in a method for obtaining a biocompatible collagen material is biodegradable, comprising the steps of preparing a) the collagen solution; b) the a step of solution processes in loss of at least partially the helical structure of collagen; c) the resulting collagen solution, there chemically at least one hydrophilic high is unreactive to collagen a step is mixed with a solution containing a molecular additives; d) a method for obtaining a collagen material that are required by the mixture was cross-linked among collagen, comprising a.
【請求項２１】前記コラーゲン材料が、非毒性、潜在的に接着性かつ１週間未満で生分解可能であることを特徴とする請求項20に記載の方法。 21. The collagen material is non-toxic, method of claim 20, wherein the potentially possible adhesion and less than 1 week is biodegradable.
【請求項２２】ステップａ）において、酸化的開裂により改変されたコラーゲンの溶液が調製されることを特徴とする請求項20又は21に記載の方法。 22. In step a), method according to claim 20 or 21, characterized in that a solution of collagen modified by oxidative cleavage is prepared.
【請求項２３】ステップａ）において、５〜50g/lの濃度を有するコラーゲンの酸溶液が調製され、次に環境温度において、１〜10 -5 Mの濃度の過ヨウ素酸又はその塩のうちの１つの溶液と混合されることを特徴とする請求項22に記載の方法。 23. In step a), the prepared acid solution of collagen having a concentration of 5 to 50 g / l, then at ambient temperature, of 1 to 10 -5 M periodic acid or a salt thereof in a concentration of the method of claim 22, characterized in that it is mixed with one solution.
【請求項２４】ステップｂ）において、コラーゲンの溶液が、37℃超の温度で加熱されることにより処理されることを特徴とする請求項20〜23のいずれか一に記載の方法。 24. In step b), a solution of collagen, the method according to any one of claims 20 to 23, characterized in that it is treated by heating at 37 ° C. greater than the temperature.
【請求項２５】ステップｂ）において、コラーゲンの溶液が、40〜50℃の間の温度に加熱されることを特徴とする請求項24に記載の方法。 25. In step b), The method of claim 24, the solution of collagen, characterized in that it is heated to a temperature between 40 to 50 ° C..
【請求項２６】ステップｃ）において、前記親水性添加物が、3000ダルトンより大きい分子量を有することを特徴とする請求項20〜25のいずれか一に記載の方法。 26. In step c), the hydrophilic additive A method according to any one of claims 20 to 25, characterized in that it has a molecular weight greater than 3000 Daltons.
【請求項２７】ステップｃ）において、前記親水性添加物が、3000〜20,000ダルトンの間の分子量を有する親水性ポリマーであることを特徴とする請求項20〜26のいずれか一に記載の方法。 27. The step c), the hydrophilic additive A method according to any one of claims 20 to 26, which is a hydrophilic polymer having a molecular weight of between 3000～20,000 daltons .
【請求項２８】ステップｃ）において、前記親水性添加物が、ポリエチレングリコールであることを特徴とする請求項20〜27のいずれか一に記載の方法。 28. A step c), the hydrophilic additive A method according to any one of claims 20 to 27, which is a polyethylene glycol.
【請求項２９】ステップｃ）において、前記親水性添加物がポリサッカライドであることを特徴とする請求項20 29. In step c), according to claim 20, wherein the hydrophilic additive is a polysaccharide
〜28のいずれか一に記載の方法。 The method according to any one of to 28.
【請求項３０】前記ポリサッカライドが、デンプン、デキストラン及びセルロースからなる群から選択されることを特徴とする請求項29に記載の方法。 30. A method according to claim 29 wherein the polysaccharide is characterized in that the selected starch, from the group consisting of dextran and cellulose.
【請求項３１】ステップｃ）において、親水性添加物の濃度が、コラーゲンの濃度より２〜10倍低いことを特徴とする請求項20〜30のいずれか一に記載の方法。 31. In step c), the concentration of hydrophilic additive A method according to any one of claims 20 to 30, characterized in that 2 to 10-fold lower than the concentration of collagen.
【請求項３２】ステップｃ）において、グリセロールが更に添加されることを特徴とする請求項20〜31のいずれか一に記載の方法。 32. In step c), The method according to any one of claims 20 to 31, characterized in that glycerol is further added.
【請求項３３】グリセロールの濃度が３〜8g/lであることを特徴とする請求項32に記載の方法。 The method of claim 32, the concentration of 33. Glycerol is characterized by a 3 to 8 g / l.
【請求項３４】ステップｄ）において、前記混合物が中性pHに中和されることを特徴とする請求項22〜33のいずれか一に記載の方法。 34. In step d), the method according to any one of claims 22 to 33, wherein the mixture is characterized in that it is neutralized to a neutral pH.
【請求項３５】ステップｄ）において、前記混合物が、 35. In step d), said mixture,
β又はγ放射により架橋されることを特徴とする請求項 Claims, characterized in that it is cross-linked by β or γ radiation
20,21又は24〜33のいずれか一に記載の方法。 The method according to any one of 20, 21 or 24-33.
【請求項３６】ステップｄ）から得られたコラーゲン材料が、β放射での照射にかけられることを特徴とする請求項20〜34のいずれか一に記載の方法。 36. Step collagen material obtained from d) The method according to any one of claims 20 to 34, characterized in that it is subjected to irradiation with β radiation.
【請求項３７】前記コラーゲン材料が、25キログレイ超又はそれに等しい投与量でのβ照射にかけられることを特徴とする請求項36に記載の方法。 37. The collagen material The method of claim 36, characterized in that it is subjected to β irradiation at 25 kilograys than or equal dosage to that.
【請求項３８】ヘリックス構造を少くとも部分的に失い、かつ酸化的開裂により改変され得るコラーゲンと、 38. partially lose at least a helical structure, and the collagen may be modified by oxidative cleavage,
少くとも１の親水性添加物と、適切なら、グリセロールと、を含む溶液からフィルムが形成されることを特徴とする請求項20〜37のいずれか一に記載の方法。 And at least one hydrophilic additive, if appropriate, the method according to any one of claims 20 to 37, characterized in that film from a solution containing glycerol, a is formed.
【請求項３９】前記溶液の薄層が、実質的に平らである不活性支持体に実質的に均一に適用され、前記コラーゲンが架橋され、そして次に形成されたフィルムが前記支持体から分離されることを特徴とする請求項38に記載の方法。 39. Thin layer of said solution substantially is substantially uniformly applied to the inert support is flat, wherein the collagen is cross-linked, and then formed films separated from said support the method of claim 38, characterized in that it is.
【請求項４０】前記溶液が、２〜６％のコラーゲンと、 40. A said solution and 2-6% of collagen,
0.6〜２％の親水性添加物と、0.3〜0.8％のグリセロールと、を含み、前記不活性支持体に適用される薄層が、 And 0.6 to 2% of hydrophilic additive, anda 0.3 to 0.8% of glycerol, a thin layer applied to the inert support,
0.05〜0.3g/cm 2の密度を有することを特徴とする請求項 Claims, characterized in that it has a density of 0.05 to 0.3 g / cm 2
38又は39のいずれかに記載の方法。 The method according to any one of 38 or 39.
【請求項４１】前記架橋されたコラーゲンが、照射により滅菌するステップの前に、湿った環境での37℃のインキュベーションにかけられ、得られる材料が２〜４週間以内に生分解可能であることを特徴とする請求項20〜28 41. The crosslinked collagen, prior to the step of sterilization by irradiation, subjected to incubation 37 ° C. in a moist environment, the resulting material is biodegradable within 2-4 weeks claim wherein 20 to 28
のいずれか一に記載の方法。 The method according to any one of.
JP53387698A 1997-02-06 1998-02-05 Collagen material that can be used to particularly prevent postoperative adhesions Expired - Fee Related JP3231793B2 (en)
FR9701373A FR2759083B1 (en) 1997-02-06 1997-02-06 Collagenic material particularly useful for the prevention of Postoperative adhesions
FR9711589A FR2759084B1 (en) 1997-02-06 1997-09-17 Collagenic material particularly useful for the prevention of Postoperative adhesions
FR97/01373 1997-09-17
FR97/11589 1997-09-17
PCT/FR1998/000214 WO1998034656A1 (en) 1997-02-06 1998-02-05 Collagenic material useful in particular for preventing post-operative adhesions
JP2000509632A JP2000509632A (en) 2000-08-02
JP3231793B2 true JP3231793B2 (en) 2001-11-26
ID=26233303
JP53387698A Expired - Fee Related JP3231793B2 (en) 1997-02-06 1998-02-05 Collagen material that can be used to particularly prevent postoperative adhesions
US (1) US6391939B2 (en)
EP (1) EP0964709B1 (en)
JP (1) JP3231793B2 (en)
AT (1) AT216897T (en)
AU (1) AU6298498A (en)
CA (1) CA2278662C (en)
DE (1) DE69805166T2 (en)
ES (1) ES2174419T3 (en)
FR (1) FR2759084B1 (en)
WO (1) WO1998034656A1 (en)
FR2786674B1 (en) 1998-12-03 2001-01-05 Oreal Application member for applying a product on the skin and overall well Team
EP2214731B1 (en) * 2007-11-14 2014-05-14 Actamax Surgical Materials LLC Oxidized cationic polysaccharide-based polymer tissue adhesive for medical use
US10039865B2 (en) * 2008-09-22 2018-08-07 Omrix Biopharmaceuticals Ltd. Implantable device comprising a substrate pre-coated with stabilized fibrin
WO2015017340A2 (en) 2013-07-29 2015-02-05 Actamax Surgical Materials, Llc Low swell tissue adhesive and sealant formulations
WO2017216609A1 (en) 2016-06-15 2017-12-21 Tubitak Multifunctional hernia patch
1997-09-17 FR FR9711589A patent/FR2759084B1/en not_active Expired - Fee Related
1998-02-05 WO PCT/FR1998/000214 patent/WO1998034656A1/en active IP Right Grant
1998-02-05 AT AT98906979T patent/AT216897T/en unknown
1998-02-05 JP JP53387698A patent/JP3231793B2/en not_active Expired - Fee Related
1998-02-05 US US09/355,842 patent/US6391939B2/en not_active Expired - Lifetime
1998-02-05 CA CA 2278662 patent/CA2278662C/en not_active Expired - Fee Related
1998-02-05 EP EP19980906979 patent/EP0964709B1/en not_active Expired - Lifetime
1998-02-05 DE DE1998605166 patent/DE69805166T2/en not_active Expired - Lifetime
1998-02-05 ES ES98906979T patent/ES2174419T3/en not_active Expired - Lifetime
1998-02-05 AU AU62984/98A patent/AU6298498A/en not_active Abandoned
EP0964709A1 (en) 1999-12-22
FR2759084A1 (en) 1998-08-07
DE69805166T2 (en) 2002-10-02
AU6298498A (en) 1998-08-26
FR2759084B1 (en) 1999-10-29
US20010008930A1 (en) 2001-07-19
WO1998034656A1 (en) 1998-08-13
US6391939B2 (en) 2002-05-21
DE69805166D1 (en) 2002-06-06
CA2278662A1 (en) 1998-08-13
EP0964709B1 (en) 2002-05-02
JP2000509632A (en) 2000-08-02
CA2278662C (en) 2004-08-03
ES2174419T3 (en) 2002-11-01
AT216897T (en) 2002-05-15
JP4193917B2 (en) 2008-12-10 Crosslinked polymeric compositions and methods of use thereof
CA2088831C (en) 2004-07-06 Photocurable glycosaminoglycan derivatives, crosslinked glycosaminoglycans and method of production thereof
ES2244975T3 (en) 2005-12-16 Biomaterials for the prevention of postsurgical adhesions, formed by hyaluronic acid derivatives.
CA2580357C (en) 2014-01-28 Non-adhesive elastic gelatin matrices
US9072814B2 (en) 2015-07-07 Biodegradable tissue compositions with biodegradable cross-linkers
ES2214880T3 (en) 2004-09-16 bicomponent collagenic material, the process for obtaining and therapeutic applications.
CA2118520C (en) 1999-08-10 Devices for preventing tissue adhesion
2017-09-14 LAPS Cancellation because of no payment of annual fees