JP2009515919A - 血管形成促進基材 - Google Patents

Abstract

本発明の目的は、容易にそして再現可能な品質で製造することができ、そして特に生理学的条件下で、所定の時間にわたって安定であり続け、そしてなおも生体適合性であり且つ吸収性であるような血管形成促進基材を提供することである。このために、血管形成促進基材は、生理学的条件下で不溶性であり吸収性であるゼラチン状材料から成る多孔質成形体を含む。

Description

本発明は、血管形成促進基材に関する。

生きている哺乳動物において、既存の血管の内面を覆う内皮細胞は新しい毛細血管を、どの部位で必要とされようとも形成する。内皮細胞は、これらの数及び配列を局所的要件に適合する注目すべき能力を有している。組織は、血管系によって提供される血液供給量に依存する。血管系は、内皮細胞に依存する。内皮細胞は、ほとんど全ての身体部位に枝分かれする適合可能な生命確保系を形成する。

最も太い血管である動脈及び静脈は、結合組織と部分的には平滑筋とから成る厚い強い壁を有しており、そして内皮細胞の極めて薄い単層だけで内面を覆われているのに対して、血管系の最も細い枝部である毛細血管においては、内皮細胞といわゆる基底膜とだけから成る壁が見いだされる。内皮細胞はこうして、心臓から最小の毛細血管内に延びる血管系全体の内面を覆い、そして血流内への、また血流からの物質の通流を制御する。

酸素欠乏の場合、組織細胞は、新しい毛細血管の成長を活性化する血管形成因子を放出する。局部的（機械的）刺激及び感染も、新しい毛細血管を増殖させ、これらの毛細血管のほとんどは、炎症が一旦鎮静すると減少し、そして消失する。

新たに形成される血管は先ず、常に、既存の小さな血管上に発芽する毛細血管として発生する。このプロセスは血管形成(angiogenesis)と呼ばれる。それぞれの毛細血管の発芽は、それぞれの芽が別の毛細血管に出会いこれと一体化することにより血液がその中で循環できるまで広がる（例えばB. Alberts他、Molekularbiologie der Zelle, VCH Weinheim 第3版、1995年、第1360-1364頁参照）。

血管形成を刺激する因子は幅広く知られており、そして例えば因子ＨＧＦ、ＦＧＦ、ＶＥＧＦ、及びその他を含む。
文献（例えば欧州特許出願公開第１ ４１５ ６３３号明細書、及び同第１ ５５５ ０３０号明細書参照）において、持続放出マトリックスにおいてこのような血管形成刺激因子を投与することが提案され、また、平均分子量１００，０００〜２００，０００ダルトン（Ｄａ）のゼラチンを含むゼラチン・ヒドロゲルが持続放出マトリックスとして推奨された。

新しい血管の形成における足場としての種々様々なタイプのコラーゲンの適合性、並びにこれらの抗血管形成効果について記載されている。S.M. Sweeney他、The Journal of Biological Chemistry, 第278巻、第33号、第30516-30524頁(2003)、及び、R. Xu他、Biochemical and Biophysical Research Communications 289、第264-268頁(2001)を、この文献の例として参照されたい。

本発明の根底を成す目的は、容易にそして再現可能な品質で製造することができ、そして具体的には生理学的条件下で、特定の時間にわたって安定であり続け、そしてなおも生体適合性であり且つ吸収性であるような血管形成促進基材を提供することである。

この目的は、血管形成促進基材であって、生理学的条件下で不溶性であり吸収性であるゼラチン含有材料から形成された多孔質成形体を含む、血管形成促進基材によって達成される。

驚くべきことに、具体的には、血管形成が多孔質成形体内部でかなりの密度の血管の形成を引き起こすので、治療されるべき患者又は動物の所望の身体部位に多孔質成形体を配置することにより、目標とされた血管形成が可能であるという点で、生理学的条件下で不溶性であり吸収性であるゼラチン含有材料から形成された多孔質成形体が、極めて顕著な血管形成促進効果を有することが判った。

特に、驚くべきことには、そのようなものとしての多孔質成形体として加工されたゼラチン含有材料が、さもなければ文献に記載されているように、血管形成促進因子、例えば上記因子ＶＥＧＦ、ＦＧＦ、ＨＧＦ、及びその他を必要とすることなしに、血管形成促進基材として作用する。

ゼラチン含有材料は好ましくはゼラチン系材料であり、そして大部分がゼラチンから成っている。これは、材料中に他の成分が使用される場合、ゼラチンが最大比率を占めることを意味する。

さらに好ましいのは、実質的に完全にゼラチンから成るゼラチン系材料を使用することである。
特に好適なゼラチン・タイプは、好ましくは高分子であり、またブルーム値が約１６０ｇ〜約３００ｇである豚皮ゼラチンである。

平均分子量が６ｋＤＡ未満の低分子量の水溶性ゼラチンを用いると、血管形成促進効果はかなり小さな程度で観察されるが、しかし、このような効果は、小さな程度で同様に刺激を行う他の物質と比較すると、比較的非特異的である。
従って、使用されるゼラチンの平均分子量は好ましくは、６ｋＤＡを上回る。

医療用途において本発明による基材の最適な生体適合性を保証するために、特に低いエンドトキシン含有率を有するゼラチンが、出発材料として好ましく使用される。エンドトキシンは代謝産物、又は動物性原材料中に発生する微生物部分である。ゼラチンのエンドトキシン含有率は、１グラム当たりの国際単位（Ｉ．Ｕ．／ｇ）で示され、そしてＬＡＬ試験、つまりEuropean Pharmacopoeiaの第４版(Ph. Eur. 4)に記載された作業に従って測定される。

エンドトキシンの含有率をできるだけ低くしておくために、ゼラチン製造過程において微生物をできるだけ早期に殺すことが有利である。さらに、適切な衛生基準を製造プロセス中に維持するべきである。

ゼラチンのエンドトキシン含有率は、このように、製造プロセス中の或る特定の方策によって大幅に低下させることができる。これらの方策は主として、保存時間の回避を伴う新鮮な原材料（例えば豚皮）の使用、ゼラチン製造開始直前の製造プラント全体の徹底した清浄化、及び場合によっては製造プラント内のイオン交換体及びフィルタ系の交換を含む。

本発明の範囲内で使用されるゼラチンのエンドトキシン含有率は、好ましくは１，２００ Ｉ．Ｕ．／ｇ以下、より好ましくは２００ Ｉ．Ｕ．／ｇ以下である。最適には、エンドトキシン含有率は、ＬＡＬ試験に従ってそれぞれに事例において測定して５０ Ｉ．Ｕ．以下である。これと比較して、商業的に入手可能な多くのゼラチンのエンドトキシン含有率は、２０，０００ Ｉ．Ｕ．／ｇを上回る。

ゼラチンは、基材が血管形成を促進するために使用されるときに曝される生理学的条件下では急速に溶け、従って多孔質成形体はその構造的完全性を直ちに失うので、ゼラチン含有材料は好ましくは、特定の架橋度を有する状態で使用される。

本発明の更なる実施態様によれば、このことは、よりゆっくり溶ける別の成分（このような吸収性バイオポリマーの例は、キトサン及びヒアルロン酸である）と一緒にゼラチンを使用することにより相殺することができる。このような成分は、ゼラチン比率の一時的な固定化のために使用することができる。

材料の安定化のために架橋が選ばれる場合には、具体的にはゼラチン含有材料のゼラチン分を架橋することができ、そして、化学的架橋を、又は酵素的架橋をも用いることができる。
好ましい化学的架橋剤は、アルデヒド、ジアルデヒド、イソシアネート、カルボジイミド、及び二ハロゲン化アルキルである。同時に成形体を滅菌するホルムアルデヒドが特に好ましい。

グルタミンと、タンパク質の、特にまたゼラチンのリシン側鎖との結合を生じさせるトランスグルタミナーゼが、酵素的架橋剤として好ましい。
材料が使用中に曝される上述の生理学的条件下の吸収に関する安定性は、in vitroの相応の標準的な生理学的条件下でシミュレートすることができる。この場合ＰＢＳ緩衝剤(ｐＨ７．２）が３７℃で使用され、そしてこれらの条件下で基材を試験して、時間依存の安定性挙動に関して比較することができる。

多孔質成形体の構造は好ましくは２段階架橋によって安定化される。ここでは、第１段階で、溶液中のゼラチン含有材料に第１架橋反応を施し、次いで材料を発泡し、そしてそこから得られた多孔質成形体を次いで第２架橋段階でさらに架橋する。
第１架橋段階では、架橋は溶液中で行われるのに対して、第２架橋段階では、２つの異なる架橋プロセスが可能である。

多孔質成形体を架橋溶液と接触させ、こうして架橋度をさらに高くすることができ、或いは特にゼラチン自体が架橋されるときには多孔質成形体をホルムアルデヒド蒸気に曝すことができるので、気相を介して多孔質成形体を通って浸透するホルムアルデヒド成分は、さらなる架橋をもたらす。

２段階架橋は具体的には、全体的により高い架橋度を得ることができ、これはさらに、多孔質成形体の断面全体にわたって実質的に均一に達成できることである。その結果として、吸収中の多孔質成形体の崩壊特性は均質であるので、成形体は、架橋度に応じて所期時間にわたって構造的完全性を維持し、次いで比較的短時間で完全に吸収され、これにより構造的完全性が失われる。

多孔質成形体自体が占める領域に対する血管形成集中の上記効果に照らして、これは、血管形成を極めて良好に制御し、そして担当外科医によって所望の場所に血管形成を集中させることができる。
用途に応じて、成形体の吸収安定性は、架橋度を変化させることにより、ひいては用途に合わせて規定された、その構造完全性を失う時点を変化させることにより調節することができる。

多くの用途の場合、架橋度は、上記標準的な生理学的条件下で、ゼラチン含有材料の２０重量％以下が７日間にわたって崩壊されるように選択されるべきである。
多孔質成形体は、種々異なる構造で形成することができ、これらの構造についてはまだ論じられていない。

本発明の異なる実施態様の場合、基材の成形体は繊維構造を有する。繊維構造は、織布又は編み地を有してよい。或いは、フリースの形態の繊維構造も可能である。
本発明による基材の成形体の完全に異なる構造は、スポンジ構造にあり、このスポンジ構造は好ましくは、所定の比率の開いた孔を有している。さらに好ましいのは、実質的に開いた孔を含む構造を有するスポンジ構造である。

多孔質成形体の全ての実施態様に共通するのは、孔が、内皮細胞が基材内に移動してこれを貫通するのを可能にすることである。成形体はその孔によって、内皮細胞が、基材内に延びる毛細血管を形成することも可能にする。

スポンジ構造が多孔質成形体のために選択されている場合には、スポンジ構造が、平均孔サイズ約５０〜５００μｍの多数の孔を有することも有利である。

他の多孔質成形体の孔は、同様の孔構造がそこに存在するように選択されるべきである。それというのも、これらの孔構造が、内皮細胞を受容し、そして毛細血管が基材を通って成長するのを可能にするのに最適であるからである。
本発明による血管形成促進基材の多孔質成形体は、ゼラチンを基剤としない１種又は２種以上の薬学的に活性の物質を、成形体の孔内に内蔵することができるという付加的な利点を有する。

さらに、治療されるべきヒト又は動物の身体部位に基材を配置する前に、既に成形体の孔に細胞のコロニーを形成することができる。
基材の幾何学的形状はこれまで詳細に論じてはいないが、外側寸法が広範囲に変化するように基材を選択できることは言うまでもない。多くの用途では、血管形成を促進するためのシート基材をインプラントとして有利に使用することができる。しかしながら、これに加えて、基材は小さな粒子の形態、具体的には粉末形態を成していてもよく、粉末粒子は好ましくは、スポンジ構造、フリース、編み地又は織布構造から粉砕することによって製造される。

例１：架橋型ゼラチンを基剤とするセル構造を有する成形体の製造及び特性
６０℃でゼラチンを溶解することによって、豚皮ゼラチン（ブルーム強度３００ｇ、平均分子量１４０ｋＤａ）の１２重量％の水溶液を５バッチ製造し、これらを超音波によって脱ガスし、そしてそれぞれを、相応量のホルムアルデヒド水溶液（１．０重量％、室温）と混合し、（ゼラチンを基準として）１５００ｐｐｍのホルムアルデヒドを生じさせた。第６バッチにはホルムアルデヒドを添加しなかった。

均質化された混合物を４５℃まで加熱し、そして１０分間の反応時間後に、これらを空気で機械的に発泡した。約３０分の発泡作業を、空気とゼラチン溶液との異なる比で、６種バッチに対して行い、異なる湿潤密度及び孔サイズを有するセル構造が表１に示すように得られた。

２６．５℃の温度を示す発泡済ゼラチン溶液を、４０ ｘ ２０ ｘ ６ｃｍの寸法の型内に注ぎ込み、そして約４日間にわたって２６℃及び相対湿度１０％で乾燥させた。
６バッチの乾燥済の成形体は、スポンジ状セル構造（以下の文ではスポンジと呼ぶ）を示す。これらをカットして２ｍｍ厚の層にし、そして第２の架橋工程のために、１７時間にわたって乾燥器内で、室温で１７重量％のホルムアルデヒド水溶液の平衡蒸気圧に曝した。第６バッチに関しては、これは第１の（そして唯一の）架橋工程であった。成形体の容積全体の均一なガス処理を達成するために、乾燥器を２〜３回排気して再び給気した。
スポンジの孔構造は、光学顕微鏡によって見極められ、また走査電子顕微鏡によって裏付けられた。

スポンジの安定性を測定するために、３０ x ３０ x ２ｍｍの大きさの小片を秤量し、それぞれを７５ｍｌのＰＢＳ緩衝剤中に入れ、そして３７℃で保存した。それぞれの保存時間後、小片を水中で３０分間にわたって洗浄し、乾燥させ、そして秤量した。

図１は、２段階で架橋されたスポンジ１−１〜１−５、及び１回架橋されたスポンジ１−６の崩壊、すなわち吸収挙動を示す（図示のバーの順序は、それぞれ１−６、１−１、１−２、１−３、１−４、１−５である）。

スポンジ１−６は３日後にすでに完全に崩壊したのに対して、２段階架橋を施されたスポンジの全ては、１４日後にさえ８０％を上回る分までまだ残っていた。しかしながら、さらなる崩壊挙動にはかなりの差が明らかである。これらの差は、材料の異なる発泡密度によるものである。スポンジ１−１は２１日後に、そしてスポンジ１−２は２８日後に完全に崩壊されるのに対して、スポンジ１−４及び１−５は、３５日後にも大部分がまだ維持される。このことは、他のパラメータとは独立して、これらのスポンジ又はセル構造材料の崩壊挙動に特異的に影響を与える可能性を提供する。

しかしながら、セル構造材料の特性は、出発溶液のゼラチン濃度を変化させることにより顕著に改変することもできる。
ゼラチン濃度が高ければ高いほど、個々の孔の間のセル壁又はウェブは広く（厚く）なり、これは、対応スポンジの破断抵抗の増大に反映される。

出発溶液中のゼラチン濃度が１０から１８重量％に高められるにつれて、破断抵抗は連続的に増大し、ほぼ５００ニュートンからほとんど２，０００ニュートンまでの幅広い範囲に及ぶ。同時に、破断までの変形は僅かしか変化しない。驚くべきことに、破断力とゼラチン濃度との相関関係は、架橋度とは実質的に独立している。
他方では、架橋度によって、すなわち架橋剤の濃度の選択によって、特にタンパク質分解的な崩壊に関する成形体の安定性に影響を与えることができる。

例２：
例１と同様に得られた成形体から、１５ ｘ １５ ｘ ２ｍｍの寸法を有する試料を製造し、そして２回架橋した（乾燥密度２２ｍｇ／ｍｌ、平均孔直径約２５０μｍ）。これらを以下、インプラントと呼ぶ。
これらのインプラントの血管形成促進特性を、図２に概略的に示す、受精鶏卵に対する試験において調べた。

図２ａは、鶏卵の構造の断面を概略的に示す。石灰殻１０の下側に、漿尿膜１２（以下、短くＣＡＭと呼ぶ）が位置している。卵黄１４の縁に位置する胚１６から出発して、胚外血管１８の形成が生じ、血管はＣＡＭに沿って広がる。卵白の一部をカニューレによって取り出す場合には、（図２ｂに示すように）ＣＡＭ１２を損傷することなしに石灰殻１０から窓２０を切り取ることができる。ここでＣＡＭ１２上にインプラント２２を置いて、血管形成に対するインプラントの効果を調べることができる（例えばJ. Borges他(2004) Der Chirurg 75, 284-290参照）。

図３は、３，５及び７日後の血管の再配向及び新しい形成を示す。
本発明による基材に加えて、コラーゲン（復元ウシ・コラーゲン、密度５．６ｍｇ／ｃｍ^３、Innocoll Companyから入手可能）及びポリ-DL-ラクチド（製造元ITV Denkendorf）から成る同等のスポンジ状材料を、基準例として試験した。

全てのインプラントをＣＡＭ上に置き、そして３，４，５，６及び７日後にインプラントのすぐ近くで発生した血管の数を測定した。図３から明らかなように、数日以内に、血管は血管形成促進基材に向かって、又はスポンジ状コラーゲン及びポリ-DL-ラクチドから成る基準試料に向かって明らかに配向した。

基材の周りの１画像ディテール当たりの血管数に基づく評価が図４に示されている。３種全ての試料において、ゼロ値（インプラントが配置されていないＣＡＭ）と比較して極めて多数の血管が存在することが明らかであり、そして具体的にはゼロ値に関連して見て、同様の効果が３種の全ての試料に関して達成された。

このことは、被験材料の全ての、これらの環境における血管形成促進効果の増大レベルがほぼ同じであることを意味する。観察される効果は、或る程度の距離にわたってもたらされ、したがって恐らくいわゆる拡散性因子に起因する。
ＣＡＭは、空気と卵液との界面を表す組織である。ＣＡＭ上に基材を配置することによって引き起こされた機械的刺激だけが、場合によっては受容体を活性化し、この受容体の活性化は、細胞の、血管形成促進因子、例えばＶＥＧＦの放出をもたらすことができる。これにより、内皮細胞を引き付けることができ、次いで、インプラントに向けられた血管形成が生じることになる。

別の可能な説明は、大気の酸素が上皮組織に達するのが、インプラントの配置によって妨げられることである。上皮組織内で利用可能な酸素は少ないので、いわゆる酸素欠乏がインプラントの領域内に発生する。酸素欠乏に対する細胞の典型的な反応は、ＶＥＧＦを放出することであり、これにより、血管の再形成又は新しい形成が誘発される。これは、酸素供給が不十分な細胞部分が新しい供給ラインを細胞自体のために組織化することを意味する。この生物学的現象は恐らく、臨界的に酸素供給不足の（変形した）組織表面の上方に発生する。

このことは、ＣＡＭ上に細いゴム輪を置くだけの試行では（極めて小さな占有表面積）、なぜ血管形成促進効果が観察されなかったのかの説明になる。

比較材料から成る基材又はインプラント内部、及び本発明の血管形成促進基材内部の、３，５及び７日後の血管の面積（μｍ^２）が示されている。図示の一連のカラムにおいて、その順番は、ゼラチン試料、コラーゲン試料、ポリ-DL-ラクチド試料である。

図５から明らかなように、３日後には、本発明による血管形成促進基材の場合にのみ、インプラント自体に測定可能な血管量が明らかなのに対して、コラーゲン・スポンジ及びポリ-DL-ラクチド・スポンジには、測定可能な血管量は存在しない。
５日後には、本発明による血管形成促進基材において、測定可能な血管の著しい増大が明らかであるのに対して、ポリ-DL-ラクチド試料及びコラーゲン・スポンジに関しては、いかなる効果も依然として観察されない。

７日後、本発明による血管形成促進基材の場合のインプラント内の血管量は、著しく低下するが、しかし効果はまだ、３日後の高さの約２倍である。この時点で、コラーゲン・スポンジにおいては測定可能な結果の証拠はまだなく、これに対してポリ-DL-ラクチド・スポンジにおいては、本発明によるゼラチン・スポンジのインプラント試料において３日後に既に確かめられた効果と同様の効果が今現れる。

試料を評価し、インプラント内の血管の数を測定するために、試料のそれぞれから冷凍切片を調製し、そして、試料内部の血管の面積を分析するためにＤＡＰＩで着色した。こうするために、切片の中央領域から画像を形成し、次いで画像処理技術によって定量的に評価した。コラーゲン・スポンジの場合、中央領域内に血管形成は観察されなかった。ポリ-DL-ラクチド・スポンジの場合、７日後に、結合組織細胞の漸進的なコロニー形成を伴う血管形成を確かめることができたにすぎない。しかし全体として見れば、細胞のコロニー形成は、この比較試料の場合、本発明によるインプラントよりも著しく低速で進行した。

本発明によるインプラントにおける７日後の血管の低減は、測定面積の減少によって明らかにされる。このことは、例えば酸素供給されるのを必要とする比較的僅かな他のタイプの細胞が一時的に移入しているため、インプラント領域のために実際に必要とされる程度まで、血管網状構造が再び縮小されることに起因し得る。これは、炎症が一旦軽減されると血管網状構造が再び縮小されるような感染によっても発生する現象に相当する。

本発明による血管形成促進基材を用いて得られたデータの比較は、生理学的条件下で不溶性であり吸収性であるゼラチン含有材料から形成された多孔質成形体を使用することが、かなりの重要性を有することを明らかにする。

例３：
本発明による効果を明らかにするために、コラーゲン・スポンジ及びゼラチン・スポンジにおける血管形成の発生が、図６及び７の光学顕微鏡画像に示されている。
コラーゲン・スポンジの場合には、試料の周囲でだけ血管形成が行われ、そして７日後でさえ、試料自体内で観察できる毛細血管は僅かであるか又は全くない（図６）のに対して、これとは対照的に、ゼラチン・スポンジ試料の場合には、試行時間が進むにつれて、基材全体にわたる成長を観察することができる（図７ａ及びｂ）。これらの光学顕微鏡写真もまた、多孔質成形体におけるゼラチンの存在が重要であることの証拠を提供する。

血管形成因子を含有する溶液を、多孔質成形体内に含むこともでき、こうして血管形成促進効果を少なくとも初期段階でさらに促進することができる。
さらに、血管形成促進効果が阻害されることなしに、薬学的に活性の物質のためのキャリヤとして多孔質成形体を使用することが可能であると考えられる。

本発明のこれらの利点及び更なる利点を、図面及び例を参照しながら以下にさらに詳しく説明する。

図１は、本発明による種々の血管形成促進基材の崩壊挙動を示す図である。 図２ａ及び２ｂは、漿尿膜（ＣＡＭ）によって血管形成を調べるための試験配置を示す概略図である。 図３は、ＣＡＭ上の本発明による血管形成促進基材によって誘発された血管形成を、３，５及び７日後に示す図である。 図４は、血管形成促進基材の周りの血管形成を示すダイヤグラムである。 図５は、血管形成促進基材自体における血管発生を示すダイヤグラムである。 図６は、コラーゲン・スポンジから成る基準基材の２，５及び７日後を示す３つの光学顕微鏡画像である。 本発明による血管形成促進基材の３，５，７及び８日後を示す４つの光学顕微鏡画像である。 本発明による血管形成促進基材の３，５，７及び８日後を示す４つの光学顕微鏡画像である。

Claims (28)

1. 血管形成促進基材であって、生理学的条件下で不溶性であり吸収性であるゼラチン含有材料から形成された多孔質成形体を含む、血管形成促進基材。
2. 該ゼラチン含有材料は、ゼラチン系材料であり、大部分がゼラチンから成っていることを特徴とする、請求項１に記載の基材。
3. 該ゼラチン系材料が実質的に完全にゼラチンから成っていることを特徴とする、請求項２に記載の基材。
4. 該ゼラチンが高分子ゼラチン、具体的には豚皮ゼラチンを含むことを特徴とする、請求項１から３までのいずれか１項に記載の基材。
5. 該高分子ゼラチンのブルーム値が、約１６０ｇ〜約３００ｇであることを特徴とする、請求項４に記載の基材。
6. 該ゼラチンの平均分子量は、６ｋＤＡを上回ることを特徴とする、請求項４又は５に記載の基材。
7. 該ゼラチンのエンドトキシン含有率が、ＬＡＬ試験によって測定して、１，２００ Ｉ．Ｕ．／ｇ以下、特に２００ Ｉ．Ｕ．／ｇ以下であることを特徴とする、請求項４から６までのいずれか１項に記載の基材。
8. 該ゼラチン含有材料が、特定の架橋度を有していることを特徴とする、請求項１から７までのいずれか１項に記載の基材。
9. 該ゼラチン含有材料のゼラチン分が架橋されていることを特徴とする、請求項８に記載の基材。
10. 該架橋度が、標準的な生理学的条件下で、該ゼラチン含有材料の２０重量％以下が７日間にわたって崩壊されるように選択されていることを特徴とする、請求項８又は９に記載の基材。
11. 該ゼラチン含有材料が、ホルムアルデヒドを使用して架橋されていることを特徴とする、請求項８から１０までのいずれか１項に記載の基材。
12. 該ゼラチン含有材料が、酵素的に架橋されていることを特徴とする、請求項８から１０までのいずれか１項に記載の基材。
13. 該成形体が繊維構造を有していることを特徴とする、請求項１から１２までのいずれか１項に記載の基材。
14. 該繊維構造が、織布又は編み地を含むことを特徴とする、請求項１３に記載の基材。
15. 該繊維構造がフリースを含むことを特徴とする、請求項１３に記載の基材。
16. 該成形体がスポンジ構造を含むことを特徴とする、請求項１から１２までのいずれか１項に記載の基材。
17. 該スポンジ構造が所定の比率の開いた孔を有していることを特徴とする、請求項１６に記載の基材。
18. 該スポンジ構造が実質的に開いた孔を含む構造であることを特徴とする、請求項１７に記載の基材。
19. 該スポンジ構造は、平均孔サイズ約５０〜５００μｍの多数の孔を有していることを特徴とする、請求項１６から１８までのいずれか１項に記載の基材。
20. 血管形成効果を有するゼラチンが、該成形体の孔内に内蔵されていることを特徴とする、請求項１から１９までのいずれか１項に記載の基材。
21. 血管形成効果を有する該ゼラチンが、遅れを伴って放出され得るように該成形体内に内蔵されていることを特徴とする、請求項２０に記載の基材。
22. ゼラチンを基剤としない１種又は２種以上の薬学的に活性の物質が、該成形体の孔内に内蔵されていることを特徴とする、請求項１から２１までのいずれか１項に記載の基材。
23. 該成形体の孔に、細胞のコロニーが形成されていることを特徴とする、請求項１から２２までのいずれか１項に記載の基材。
24. 該成形体がシート材料であることを特徴とする、請求項１から２３までのいずれか１項に記載の基材。
25. 該成形体が、粉末形態の粒子として存在することを特徴とする、請求項１から２３までのいずれか１項に記載の基材。
26. 多孔質のスポンジ状材料又は繊維材料、特にフリース材料又は織布材料を粉砕することによって、該粉末粒子が製造されていることを特徴とする、請求項２５に記載の基材。
27. ヒトに対する医療に使用するための基材であることを特徴とする、請求項１から２６までのいずれか１項に記載の基材。
28. 獣医学医療に使用するための基材であることを特徴とする、請求項１から２６までのいずれか１項に記載の基材。

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