JPH10511019A

JPH10511019A - 薬物放出性外科手術インプラント又は包帯材料

Info

Publication number: JPH10511019A
Application number: JP8518812A
Authority: JP
Inventors: ダンカンエイチ．ヘインズ、; ベンエイチ．ボーデカー、; マークディー．クライン、
Original assignee: ザガヴァメントオブザユナイティッドステイツ、アズレプレゼンティッドバイザセクレタリーオブザアーミー
Priority date: 1994-11-28
Filing date: 1995-11-28
Publication date: 1998-10-27
Also published as: DE69531254D1; EP0790823B1; AU698113B2; EP0790823A4; EP0790823A1; US5660854A; US5972366A; ES2202382T3; MX9703912A; ATE244561T1; DE69531254T2; AU4364096A; CA2206259A1; RU2176525C2; PT790823E; KR100382987B1; WO1996016643A1; DK0790823T3

Abstract

(57)【要約】止血と制御された速度で目標の組織に多数の薬物のすべてを安全に克つ有効に付与するデバイスの両方として機能する外科手術インプラント及び外部創傷包帯を開示するものである。通常このデバイスは、繊維、縫糸、布、架橋固体フォーム、包帯の形態の担体、担体繊維に開放可能に結合した固体微粒子状態薬物、体内の機能と同様に繊維に微粒子として結合するのを助ける脂質補助薬からなっている。

Description

【発明の詳細な説明】薬物放出性外科手術インプラント又は包帯材料発明の分野本発明は、移植可能吸収性スポンジ又は外部に適用する包帯材料、さらに特に、創傷部位又は移植部位に薬品等々を付与する能力を有するインプラント又は包帯材料に関する。発明の背景創傷包帯および外科手術インプラントの有効性および機能を改良するために、抗生物質、鎮痛薬等々のような種々の薬物と共にそれらを含有させるための種々の試みがなされてきた。抗菌性創傷包帯の例は、Klemmらの米国特許第4,191,743号、Stirnらの米国特許第2,804,424号およびCusumanoの米国特許第2,809,149号に開示されている。同様に、Stephensonの米国特許第3,987,797号には、抗菌性にした縫合糸が開示されている。創傷治癒を促進することを試みる包帯が、Reichの米国特許第5,124,155号に開示されている。医薬品を含有する殆どの先行技術の外科手術帯具および包帯は、医薬品の水溶液にこの材料を浸漬することによって製造されている。これは、乾燥することによって坦体を脆くおよび非柔軟性にすることができる。さらに、それを液体状態で溶解した坦体に適用したとき、医薬品の放出速度又は末梢組織へのその効果を制御することが困難である。また、多くの重要な医薬品は水不溶性であり、この方法によって適用することができない。また、医薬品が、急速に放出される粉末又はダストとして包帯又はインプラントに適用され、大きな薬物粒子が、組織を刺激するか又はそれらが毛細管を閉塞し得る循環系に入り得る危険性を有している。外部適用包帯に加えて、移植可能外科手術材料に医薬品を含浸させることも知られている。例えば、Hoffman Jr.らの米国特許第5,197,977号には、コラーゲンおよび医薬品を含浸させた合成血管移植片が開示されている。さらに、Int.J.and Maxillafac.Surg．1988;17:138-141でBoyes-Varleyらは、医薬品の食塩水溶液を含有するしている。しかしながら、the Physicians’Desk Reference（Medical Economic s，Co.，Oradell、ニュージャー和させたり、抗生物質粉末を振りかけることは推奨されない」ことを警告している。同様の警告は他の一般的なに含浸させてはならない」と述べている。移植可能スポンジおよび止血物質、特に一般的なGelf に且つ有効に含浸させる方法を有することが望ましいであろう。さらに特に、溶質又は粉末形態ではなく、薬物濃度および放出速度を制御することが可能な形態で、医薬品を包帯又はインプラントに含浸させることが望ましいであろう。本発明の要約および目的先行技術の方法、材料および組成物の前記の制限および欠点並びに特に前記しなかったその他の不利な点を考慮して、その止血機能を維持しながら、制御された速度で標的組織に多数の薬品（又は薬物）の全てを安全に且つ有効に付与することができる、外科手術インプラントおよび外部創傷包帯に付いての先行技術に於ける必要性が存在することが明らかであろう。それで、このような薬物付与および止血機能を有する外科手術インプラント、スポンジ又は創傷包帯を提供することによってこの必要性を満足させることが、本発明の主な目的である。より詳しくは、本発明の目的は、薬物濃度および放出を制御することができる利点を有し、固体微粒子形態で薬物を吸収し且つ制御して放出するために適応している吸収性坦体を提供することである。本発明の他の目的は、薬物が水不溶性である前記種類のデバイスを提供することである。本発明の他の目的は、所望により薬物が組織又は循環系に入ることを防止することができる前記種類のデバイスを提供することである。本発明の他の目的は、粒子が、放出された場合に組織を刺激したり又は粒子が循環系に入った場合に毛細管を閉塞する可能性を低下させるように、薬物粒子が１０ミクロンより小さい直径を有する前記種類のデバイスを提供することである。本発明の他の目的は、微粒子又は微結晶形の薬物が、包帯材料との酸化反応および可能性のある反応に対して保護されている前記種類のデバイスを提供することである。本発明の他の目的は、坦体が、坦体１グラム当たり４グラム程度の薬物を保持するために適応している前記種類のデバイスを提供することである。本発明の他の目的は、坦体が脆いのではなく柔軟なままである前記種類のデバイスを提供することである。本発明の他の目的は、止血、痛みの軽減、感染の制御、急速な再成長、減少した炎症、ケロイド形成の防止および急速な回復を与える目的のために、軟組織および骨の両方を含む、創傷又は外科手術部位に対して、防腐薬、抗生物質、抗炎症薬、局所麻酔薬、組織成長促進剤又は組織破壊抑制薬を投薬するための制御放出薬物付与システムを提供することである。簡潔に記載すると、上記の目的は、坦体材料、固体微粒子又は微結晶性形態の薬物組成物並びに坦体への薬物粒子の付着を改良するためのおよび創傷部位への薬物の放出速度および濃度を制御するための補助薬皮膜からなる、創傷包帯、スポンジ又は外科手術移植材料を提供することによって、本発明により達成される。本発明の坦体材料は、薬物的に許容される（非毒性および非アレルギー性）全ての種々の材料から作ることができ、標的組織に対して又は標的組織内で付着することができ、そして薬物組成物を含有することができる。好ましくは、坦体は、繊維が薬物粒子を支持している、布包帯および縫合糸又は架橋固体フォーム吸収性インプラントのように繊維性である。使用することができる薬物の種類には、例えば、防腐薬、抗生物質、抗炎症薬、局所麻酔薬、組織成長促進剤又は組織破壊抑制薬が含まれる。この薬物組成物は好ましくは、超音波処理、マイクロ流動化(microfluidization)（実施例１）およびガウリン(Gaulin)若しくはラニー(Rannie)ホモジナイザー（APV Gaulin/R annie，St．Paul，ミネソタ州）のような高剪断均質化の他の方法又はその他の方法によって、顕微鏡的寸法（２０ｎｍ〜３０μ）まで小さくされた結晶性又は微粒子状の水不溶性薬物である。微結晶は、結晶を両親媒性膜形成性脂質で被覆することによって水溶液中に懸濁されている。この脂質はまた、薬物微粒子を非共役手段によって坦体材料に結合させる補助薬としても作用する。含浸された坦体材料は好ましくは、水和、薬物の流出および組織の内部成長を可能にする顕微鏡的寸法の空の空間を包含する。また微粒子状又は微結晶性形状での薬物の貯蔵は、それを包帯材料との酸化反応および可能性のある反応に対して保護する。本発明は、薬物を高濃度で含有する、柔軟で、移植可能で且つ外部から適用できる外科手術材料を提供する。外科手術部位又は創傷に適用すると、この材料は、最適治療効果のために選択された速度および期間で周りの組織に薬物を放出する。本発明の幾つかの態様によって、骨の中に移植するために適した半固体材料が作られる。本発明を達成する方法は一般的に、移植可能吸収性スポンジ又は止血物質のような坦体材料を選択する工程、薬物を微粒子形態に調製する工程、補助薬中に粒子を被覆する工程、その粘着特性を改良するために坦体を変性する工程および被覆した薬物粒子を坦体に適用する工程および凍結乾燥により水を除去する工程からなる。本発明のインプラントは、同時に、出血を制御することおよび持続した方法で隣接する組織へ薬物を付与することが望ましい外科手術又は歯科処置で使用することができる。特に、意図される用途には、薬物を含有する組成物の移植並びに痛み軽減を与えるため、炎症を制御するため、組織又は骨再成長を加速するためおよび感染を制御するための適当な要素が含まれる。本発明は、薬物による創傷又は外科手術部位の連続的処置を与える手段を提供する。再吸収性坦体材料と共に使用するとき、本発明は、薬物のための移植可能持続付与デバイスを提供し、止血および組織再成長のための制御された環境を与えながら局所治療利点を達成する。これは、それが必要とされる部位に於いてであるが、坦体素地材料と制御された連携で薬物微粒子の形態で、薬物の大きな貯蔵容器を提供する。本発明は、マクロ粒子薬物が創傷包帯又は外科手術材料内に「振りかけられる」処方箋に従って調合された製剤を越えて明らかに有利である。このような粒子に付随するものは、大きな粒子が放出されて、組織を刺激するか又はそれらが毛細管を閉塞し得る循環系に入るかもしれない危険性である。図面の簡単な説明図１は、１０倍および４０倍で、レシチン−オキシテトラサイクリン−コラーゲン素地およびレシチン−オキシテトラサイクリン−セルロース素地の顕微鏡観察から作成した図式化した図面である。図２は、レシチン−オキシテトラサイタリン−コラーゲン素地から切断したコラーゲン原線維の８００倍顕微鏡写真の複写物を表す。パネルＡは透過型顕微鏡写真からのものである。パネルＢは、紫外光によって照明したとき同一の標本内の会合したオキシテトラサイクリン微結晶から生じた黄−緑蛍光（白として表わされる）を示す。パネルＣおよびＤは、水性緩衝液で水和した後の他の標本の（それぞれ）光顕微鏡写真および蛍光顕微鏡写真からのものである。図３は、４個の形態のオキシテトラサイクリン含浸コラーゲン素地からのオキシテトラサイクリン放出の時間経過を示す。実験の詳細は実施例１０〜１２に示す。発明の詳細な説明本発明は一般的に、創傷包帯、スポンジ、吸収性外科手術インプラント等々として機能する繊維性坦体素地、固体微粒子又は微結晶性形態の薬物組成物並びに坦体への薬物粒子の付着を改良するためのおよび薬物の濃度および放出速度作用に亘る制御を改良するするための補助薬皮膜からなる。出発材料坦体素地本発明の坦体は、薬物的に許容性であり（非毒性および非アレルギー性）、標的組織に付着でき又は標的組織内に移植でき、薬物組成物を含有するために製造することができる、全ての種々の材料から製造することができる。この坦体は好ましくは、布、フィラメント、架橋固体フォーム、ゲル等々のような繊維性のものである。代表的材料には、コラーゲン、化学的に架橋したコラーゲン又はゼラチン、セルロース、酸化セルロース；繊維形態の酢酸セルロース、特に低いアセチル化度を有するもの；繊維形態のエチルセルロース、メチルセルロース、セルロースエチルヒドロキシルエチルエーテル；ポリ− Ｄ，Ｌ−乳酸エステル；繊維形態のピロリドンポリマー；線維形態の、ポリアクリレート、ポリメタクリレートおよびこれらのコポリマーを含むアクリル樹脂、ポリヒドロキシ酪酸エステル、ポリヒドロキシ吉草酸エステルおよびこれらのコポリマー；ポリグリコール酸(Dexon)、ポリ（Ｄ，Ｌ−乳酸−共−グリコール酸）；並びにポリグラクチン(polyglactin)(Vicryl)が含まれるが、これらに限定されない。好ましい坦体材料には、水和、薬物の流出および組織の内部成長を可能にする顕微鏡的寸法の空の空間が含まれている。本明細書で使用する用語「素地」又は「素地材料」は、三次元形状（布、パイル化繊維、固体フォーム等）で坦体材料を記載する。本発明の素地は、薬物用の坦体としてのみならず、創傷包帯、移植可能止血物質等々としても機能する。従って、坦体として、市販されており、安全であると決定され、抗生物質およびその他の薬物を有効に坦持する創傷包帯又は移植可能止血物質を使用することが好ましい。使用することができる外科手術的に移植可能な材料の柄の吸収性ゼラチン滅菌スポンジ（Upjohn Company，Kalamazoo,ミシガン州）である。この製品は、Physicians Desk Reference、1992年版、2338頁に、「精製したブタ皮ゼラチンＵＳＰ顆粒から製造された水不溶性灰白色非弾性多孔質柔軟性製品」として記載されている。これは、その間隙内に、その重量の何倍もの血液又はその他の液体を吸収し、保持することができる止血物質として機能ることができ、創傷をその上に密着させることができることが記載されている。「事前注意」のもとに、これに質粉末を振りかけることは奨められない」と記載されている。この材料および類似の材料を、安全であり且つ抗生物質およびその他の薬物を有効に坦持させるように変性することが、本発明の特別の特徴である。使用することができる外科手術的に移植可能な材料の on Medical，Inc.、Arlington、テキサス州）である。この製品は、種々のサイズで滅菌包装された酸化再生セルロースの編布片からなり、Physician's Desk R eference、1992年版、1151頁に、止血性および殺菌性の両方を有するものとして記載されている。使用説明が、除去可能な包帯および少量で使用したとき移植可能な材料の両方として使用することについて示されている。「警告」のもは緩衝物質若しくは止血性物質のような他の材料を含浸させてはならない」と記載されている。しかしながら、本発明の方法によって、これおよびセルロース繊維から製造された関連製品が薬物を付与するように変性される。本発明が適用できるその他の繊維ベースの外科手術材料には、繊維形態のアルギン酸カルシウム（Lubet-Moncla、米国特許第3,431,90 7号、1969年）、架橋ゼラチン、カルボキシメチルセルロース又はペクチンを含有する材料、Pawelchakら、米国特許第4,292,972号、1981年およびこの中の先行技術記載並びにフロキュレーションさせた又は化学的に架橋させたフィブロネクチン（Reich、米国特許第5,124,155号、1992年）が含まれる。これらの記載は例示目的のためであって、限定とは考えられない。この坦体は、それが適用される特別の体腔又は組織に適合させるために適した全ての方法によってサイズを決め成形することができる。坦体素地のかさ密度を十分に小さくして、構造的一体性を維持しながら、適当量の薬物を含有できるようにしなくてはならない。移植のために、坦体材料は生物分解性で、非アレルギー性でなくてはならない。坦体材料の顕微鏡的サイズは、充填される腔のサイズおよび再吸収される材料の負荷によってのみ制限される。サイズの下限は、腔内の保持力を考慮することによって同様に決定される。布又は固体フォーム内の個々の繊維のサイズおよび密度は、機械的強度および多孔度を考慮することによって制限される。一般的に、顕微鏡的サイズが大きくなるほど、多孔度は低下し、薬物放出は遅くなるであろう。薬物本発明の薬物化合物（又は薬物）は、３７℃以下で純粋な状態で固体である、防腐薬、抗生物質、抗炎症薬、局所麻酔薬、組織成長促進剤又は組織破壊抑制薬を含む種々の物質の何れであってもよい。最も好ましくは、薬物物質は、Haynesの米国特許第5,091,187号および同第5,091,188号（両者を参照して本明細書に含める）に記載されている超音波処理、マイクロ流動化又は均質化によって、水性媒体中で≦１０μｍ又はサブミクロン寸法まで小さくされる。このHaynes方法に於いて、水不溶性薬物は、リン脂質被覆微結晶の水性懸濁液のような配合物によって注入できるようにされる。結晶性薬物は、リン脂質又はその他の膜形成性両親媒性脂質の存在下で、超音波処理又は高剪断を含むその他の方法によって５０ｎｍ〜１０μｍまで小さくされる。この膜形成性脂質は、微結晶を疎水性相互作用および親水性相互作用の両方によって安定化させ、それを被覆しおよび包み込み、そうしてそれを癒合から保護して、固体形態の薬物物質が組織を殆ど刺激しないようにする。薬物組成物は好ましくは、超音波処理、マイクロ流動化、均質化、湿式粉砕若しくは空気衝撃又はその他の方法によって顕微鏡的寸法（２０ｎｍ〜３０μｍ）まで小さくされた結晶性又は微粒子状水不溶性薬物である。水不溶性であってよい微結晶は、結晶を両親媒性膜形成性脂質で被覆することによって水溶液中に懸濁される。薬物微粒子は、補助薬材料を使用して、非共役手段によって坦体材料に付着される。坦持された坦体材料には好ましくは、水和、薬物の流出および組織の内部成長を可能にする顕微鏡的寸法の空の空間が含まれている。本発明の好ましい態様に於いて、選択された薬物は実質的に水不溶性（生理学的ｐＨで≦２０ｍｇ／ｍＬ）であろう。それで、坦体素地を水和したとき、拡散性薬物モノマーが低濃度でのみ存在するであろう。水不溶性はまた遅い溶解速度に関連付けられる。得られる遅い放出は、殆どの治療用途のために望ましい。水溶性薬物の含有および遅い放出が必要な場合に、次の段落に記載するように反対に帯電したカチオン又はアニオンと錯体化させることによって、薬物を水不溶性にすることができる。また、水溶性薬物の放出は、それらの薬物微粒子をレシチン又はその他の膜形成性脂質で被覆することによって遅くすることができる。 Haynes（米国特許第5,091,187号および同第5,091,188号）に記載されているように、多数の水溶性薬物は、アニオンおよびカチオンと錯体化させることによって薬物微結晶形態に維持することができる。これらには、２−ナフチレンスルホン酸エステル（ナプシラート(napsylate)）、グルコン酸エステル、１，１′メチレンビス（２−ヒドロキシ−３−ナフタレン）カルボン酸（パモアート）、トリルスルホン酸エステル（トシラート）、メタンスルホン酸エステル（メシラート）、グルコヘプタン酸エステル（グルセプタート(gluceptate)）、ビ酒石酸エステル、ポリグルタミン酸、コハク酸エステル、酢酸エステルからベヘン酸エステルまでの種々の鎖長のカルボン酸、臭化物、ヨウ化物、燐酸塩、硝酸塩、カルシウム、マグネシウム、それらの１：１の脂肪酸又は燐酸塩錯体およびジベンジルエチレンジアミン（ベンザチン(benzathine)）、Ｎ，Ｎ′（ジヒドロアビエチル）エチレンジアミン（ヒドラバミン(hydrabamine)）又はポリリシンのようなポリマーを含む種々のアミンが含まれるものを含む。これらの対イオンの選択は、主な規準である誘導される結晶の安定性および水とのそれらの相溶性で、主として経験を基にして行われる。Haynes（米国特許第5,246,707号）に記載されているように、これらの原理はまた生物学的分子を不溶性にするためにも使用することができる。これはまた、水溶性薬物、特に水不溶性にすることができるもの又は脂質二重層膜を横断しないものに適用することもできる。 Haynesの米国特許第5,091,187号、同第5,091,188号および同第5,246,707号に既に記載されているように、薬物微粒子のサイズは、薬物の所望の放出速度により並びに最終製品の物理的安定性および機械的性質により設定される広い限界内で変化させることができる。薬物微粒子のサイズは、薬物の放出速度を最適にするように選択することができる。一般的に、より小さい粒子はより速い放出を与える。薬物微粒子の寸法は、３０μｍ〜２０ｎｍの間で変化し得る。薬物微粒子が循環系に放出される場合でも毛細管閉塞が起こらないように、薬物微粒子サイズの上限が１００μｍであるときが好ましい。最も好ましい範囲は、２μｍ〜１００ｎｍであり、これは薬物微粒子と坦体材料の繊維との間のサイズ関係および最終製品の柔軟性についての要望によって主として決定される。一般的に、薬物粒子が小さくなるほど、放出速度は小さくなる。実際に実施する場合には、最適粒子サイズは、サイズの範囲を試験し、製品の物理的特性および放出特性を注目することによって、経験的に決定される。含有される薬物が静菌性又は殺菌性でない場合には、追加の薬剤を添加することができる。広範囲の保存剤を含有させることができる。これらには、塩化ベンザルコニウム、塩化ベンゼトニウム、プロピルパラベン、ブチルパラベン、クロロブタノール、ベンジルアルコール、フェノール、安息香酸ナトリウム、ＥＤＴＡ等が含まれるが、これらに限定されない。製品は最後にはガンマ線照射により又はある場合にはエチレンオキシド若しくは熱により滅菌することができる。補助薬本発明の特別の特徴は、薬物微粒子と坦体材料との間の結合の様式を制御するために補助薬材料を使用することである。補助薬は、二つの機構、即ち（ａ）薬物微粒子と坦体材料の繊維とをこれらの結合を促進するために同時に被覆することによるおよび／又は（ｂ）薬物微粒子と坦体材料の繊維とを物理的又は物理化学的操作（共有化学結合を形成させない）に付しながら、坦体材料の繊維の間への薬物微粒子の捕捉を助けることによる−の少なくとも一つによって、坦体材料の中に薬物微粒子を含有させることを助ける。両方の機構によって作動することが、補助薬について可能である。レシチンのような膜形成リン脂質は、薬物微粒子および坦体材料の繊維を同時に包み込むことができる。可溶化コラーゲンのような繊維形成性材料は、薬物微粒子および坦体材料の繊維の両方を被覆するであろう。薬物微粒子と坦体材料との間の結合の様式は、（ａ）薬物微粒子および坦体材料の両方について化学的親和性を有する補助薬の手段によって、薬物微粒子を坦体材料に結合することによるもの、（ｂ）補助薬の存在下又は不存在下で薬物微粒子と一緒の坦体材料の物理的又は非共役化学的操作によって容易になる、坦体材料の繊維間への薬物微粒子の捕捉によるもの（ｃ）選択された場合に、薬物微粒子および坦体材料の繊維の表面の間に生じるかもしれない自然に発生する化学的親和力によるものであってよい。これは、薬物を１本の坦体材料の繊維に添加し、顕微鏡の下でそれらの相互作用を観察することによって決定することができる。これらの力には、疎水性相互作用、水素結合およびイオン性相互作用が含まれ得る。強い結合力が存在するとき、補助薬は必要ではないであろう。使用することができる膜形成性補助薬には、レシチン（ホスファチジルコリン）、ホスファチジルグリセロール、ホスファチジン酸、ホスファチジルセリン、ホスファチジルイノシトール、カルジオリピン（ジホスファチジルグリセロール）、ホスファチジルエタノールアミンを含むリン脂質；スフィンゴミエリン；並びにモノパルミチン、モノステアリン、モノカプリリンおよびモノオレインを含むモノグリセリドが含まれる。米国特許第5,091,188号に記載されているように、得られる膜の性質を変性するために、他の脂質材料をこれらに含有させることができる。また、水溶性および水懸濁性補助薬には、コラーゲン（数種類）；ゼラチン；カルボキシメチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、ヒドロキシプロピルメチルセルロース、ポビドン、塩化ベンザルコニウムおよび塩化ベンゼトニウムが含まれる。非イオン性界面活性剤も、薬物微粒子坦持および放出を助けるためにおよびそれらの抗菌性のために補助薬として使用することができる。これらには、ポリオキシル１０オレイルエーテル、ポリオキシル２０セトステアリルエーテル、ポリオキシル３５ひまし油のようなポリオキサマー；ステアリン酸ポリオキシル、ポリソルベート；ポリプロピレングリコール；ソルビタンモノラウリン酸エステル、ソルビタンモノオレイン酸エステル、ソルビタンモノパルミチン酸エステルおよびソルビタンモノステアリン酸エステルが含まれる。種々雑多の補助薬には、コレステロール、ステアリン酸カルシウム、ステアリン酸マグネシウム；ステアリン酸ナトリウムのような脂肪酸のナトリウム塩；ラウリル硫酸ナトリウム並びにモノステアリン酸グリセロールが含まれる。二次補助薬の選択薬物モノマーを結合することができる水溶性巨大分子を、水性ミクロ相中の薬物の全濃度を増加させ、薬物の放出を促進するために、製剤中に含有させることができる。これらには、血清アルブミンおよびシクロデキストラン（アルファ、ベータおよびガンマ）が含まれる。また、カルボキシメチルセルロース、デキストランおよびその他の水溶性ポリマーを、水相の粘度を上昇させ、そうして水性ミクロ相中への薬物モノマーおよび薬物微粒子の拡散速度を遅くするために、製剤に添加することができる。本発明は、補助薬を含有せず、また単に「中に振りかけること」によるか又は（空気フィルター内へのダスト粒子の捕捉に於けるような）空気流により、かき乱していない固体フォーム又は坦体材料の布の間隙内への薬物粒子の単純な保持のような、薬物粒子と坦体材料の繊維との間の特別の相互作用にも頼らない、先行技術の微粒子状薬物の結合様式よりも優れていると信じられる。「吹き込まれる」ことができる材料はまた、輸送および取り扱いの間に振り出され得る。さらに、本発明は、坦体材料又は補助薬へのモノマー性薬物分子の結合に頼らない。けれども、このような傾向は（それぞれ）薬物の放出を遅くするか又は促進するであろう。それで、本発明の特別の特徴は、それが薬物微粒子と固体坦体材料との間の特別の物理的結合に頼っていることである。本発明者らは、補助薬を使用することにより又は薬物微粒子の存在下で坦体材料を特別に操作することによって、このことを達成する。これによって、貯蔵中に、輸送の間におよび材料を切断し作用させるときに、薬物微粒子が均質に分布されたままである外科手術材料が提供される。製造方法および使用方法本発明の製造は、移植可能吸収性スポンジ又は止血物質のような繊維性坦体材料を選択すること、薬物を選択することおよび補助薬（膜形成性、水溶性等）を選択することで始まる。薬物および補助薬を坦体材料中に含有させる二つの好ましい方法が存在する。即ち（ａ）坦体材料に、補助薬の存在下で、水不溶性薬物微粒子の懸濁液を含浸させることによるもの又は（ｂ）補助薬の存在下で薬物の溶液中に坦体材料を浸漬し、次いで溶媒を除去し、それによって微粒子を製造することによるものである。薬物が選択された溶媒中に殆ど溶けない場合および高い程度の薬物坦持量および完成した製品の柔軟性が望ましい場合に、方法（ａ）が特に適用可能である。方法（ａ）に於いて、溶媒が水であるとき、溶媒の好ましい除去方法は、特に水性溶媒（実施例２〜３）のためにフリーズドライ（凍結乾燥）である。凍結状態での水の除去によって、薬物微粒子の再配列および包帯又はインプラントの硬化になる微粒子の間の連続相のような可溶化薬物の析出が避けられる。低い程度の坦持量が必要なときおよび生産の容易性が重要であるとき、方法（ｂ）が適用可能である。この場合には、フリーズドライは一般的に単純な溶媒蒸発よりも有利ではない。浸漬および蒸発の数個の段階によって被覆を行うことが可能である（実施例８）。これらの二つの方法の間の選択は、所望の薬物と補助薬との組合せでの系統的な研究に基づくことができる。本発明者らの実験によって、薬物微粒子を水和した坦体材料に添加すると、それらの次の繊維間への捕捉が増大するという指示が得られた。また、薬物微粒子と坦体材料の繊維との間の相互作用が、特に適当な補助薬の存在下での次の脱水和によって増強される。薬物微粒子および坦体材料の両方に対して親和性を有する補助薬が、薬物微粒子および坦体材料の堅い結合を作るために最も適している。柔軟性の材料を望むとき、薬物微粒子又は溶解した薬物が、製剤内に連続した薬物相を形成しないことが重要である。これは、溶媒除去が液状態からであるときおよび坦体材料が芯として作用するとき起こり得る。補助薬の存在下又は不存在下で、薬物の溶液又は懸濁液で噴霧することによって、薬物を坦体材料に含有させることも可能である。この方法は、高い程度の薬物坦持が必要でないときおよび製造の容易性が重要であるとき特に適用可能である。薬物の放出速度薬物を坦体から放出させることができる機構には、（ａ）薬物モノマーの拡散又は流れおよび（ｂ）坦体素地からの薬物微粒子の拡散又は流れが含まれる。機構（ａ）は、薬物微粒子が坦体材料にしっかり付着し、その中に捕捉されているとき最も重要である。これを実施例５、１１および１７によって示し、この際オキシテトラサイクリン（ＯＴＣ）である水不溶性薬物は非常にゆっくり放出された。素地の体積１リットル当たり水不溶性薬物のグラム数が高くなるにつれて、１時間当たりの画分の項でのその放出速度は遅くなるであろう。機構（ｂ）による放出の速度は、固有的に水不溶性である薬物について最低であろう。しかしながら、水溶性薬物の低い放出速度も、それが適当なカチオン性又はアニオン性試薬との錯体化によって又は薬物微結晶を作る（前記の）二次補助薬によって水不溶性にされた場合には、達成することができる。また、水溶性薬物の放出速度を、それらが固有的に膜不浸透性であり、坦体材料にしっかり付着されたレシチン又はその他の膜形成性脂質の膜小胞内に包まれている場合には、低下させることができる。機構（ａ）を経由する水不溶性薬物の放出速度は、薬物モノマーを結合するためのかなりの程度の能力を有する、血清アルブミン又はシクロデキストリンのような水溶性巨大分子（二次補助薬）を含有させることによって、増加させることができる。素地が体内に移植され、水和されるようになった後、これらの分子は薬物モノマーを結合し、そうして静止素地内の水性拡散通路内のそれらの全濃度を増加させる。これによって、素地内部から組織境界への薬物の一層迅速な付与が可能になるであろう。機構（ｂ）が作動するとき、薬物の損失速度は、坦体材料からの薬物微粒子の放出速度に依存性である。実施例１３、１４、１５および１６に於いて、オキシテトラサイクリン微粒子はこの機構によって放出された。薬物微粒子の放出速度は、坦体材料への付着（又は坦体材料内の捕捉）の堅さに依存性であり、これは一次補助薬材料の選択によって制御することができる。大きな粒子の拡散は遅いので、放出速度は、それが置かれている媒体中の製剤の絞り出しおよび放出の結果である間欠的な流れの量に依存性である。それで、水和した素地内の水性ミクロ相の粘度を増加させる二次補助薬の含有を、機構（ｂ）による放出速度を低下させるために使用することができる。特別の製品の設計は、坦持させる薬物の量およびそれを放出させる速度を決定することによって開始するであろう。次いで、薬物化合物の物理化学的特性および溶解度特性が考慮される。次いで、所望の放出速度を得るために機構（ａ）および（ｂ）を有利にするか又は不利にするために、坦体材料と補助薬との組合せが選択される。例えば、薬物が固有的に水不溶性であり、遅い放出速度を望む場合には、機構（ａ）により捕捉および放出を有利にする坦体材料／補助薬組合せが選択されるであろう（実施例５、１１および１７）。しかし、同じ薬物を迅速に放出させることを望む場合には、被覆による付着および機構（ｂ）による放出を有利にする坦体材料／補助薬組合せが選択されるであろう（実施例１３、１４、１５および１６）。水溶性薬物を使用する場合には、原理は異なる。この場合には、薬物を捕捉するおよび／又は薬物を不溶性にする補助薬が選択される。実施例として、中性ｐＨで正味電荷を有する親水性水溶性薬物は、膜形成性リン脂質によって作られる小胞構造内に捕捉され得る。また、正味電荷を有する多数の水溶性薬物を、反対電荷の対イオンによって不溶性にすることができる。坦体材料に付着された又は坦体材料内に捕捉されたレシチン小胞構造の内側に水不溶性薬物を保持するために、これらの原理の両方を組み合わせることができる。最終製品の設計最終製品の設計は、製品の使われ方（包帯対インプラント）、材料の所望のサイズおよび形状並びに所望の放出速度および放出時間に依存するであろう。製品の機能は、括弧内に簡単な例示を示す、下記の６個の変数に依存する。ａ．坦体材料（移植のために生物分解性である、軟質組織へ適用するために柔軟である、骨の中に移植するために堅い、多孔性）。ｂ．薬物微粒子又は微結晶のサイズ（移植のために１０μｍより小さい、最適被覆のための繊維の直径よりも小さい寸法、最適捕捉のための坦体材料の間隙に匹敵する寸法、より速い溶解のための小さい寸法）。ｃ．補助薬（薬物微粒子を被覆し又は薬物微粒子の捕捉を助けるため、薬物の放出のための機構（ａ）又は機構（ｂ）の選択）。ｄ．溶媒の除去方法（完成製品の経済性および堅さおよび均質性要件により決定される凍結乾燥又は単純蒸発）。ｅ．薬物坦持の程度、製剤の密度（薬剤のグラム／水和素地のグラムおよび薬物のグラム／坦体材料＋補助薬のグラム、薬物の効能および持続する放出の所望の時間数により決定される）。ｆ．二次補助薬（薬物の溶解度を増加又は減少させるか又は水和状態の全材料の粘度を変えて、薬物放出の速度を変える）。本発明の種々の態様を記載する際に、本発明者らは下記の表記法を使用する。（補助薬）−（薬物）−（素地材料）それで、実施例２の組成物は、レシチン−フルルビプロフェン−コラーゲン素地である。本発明を実施する方法を示すために、下記の実施例を記載する。実施例に報告した全ての部およびパーセントは、重量（ｗ／ｗ）パーセント又は重量／体積（ｗ／ｖ）パーセントであり、ここで分母の重量又は体積は、システムの全重量又は体積を表す。本発明者らはまた、素地材料のグラム当たりの薬物のグラムの項で薬物坦持量を報告する。水溶液中の水溶性成分（例えば、グルコース）の濃度は、システム中の水の体積に対するミリモル濃度（ｍＭ＝１リットル当たりのミリモル数）で示す。全ての温度は摂氏度で報告する。直径又は寸法は、ミリメートル（ｍｍ＝１０^-3メートル）、マイクロメートル（μ＝１０^-6メートル）又はナノメートル（ｎｍ＝１０^-9メートル）で示す。本発明の組成物は、説明した材料からなる又は本質的になる又はのみからなるであってよく、工程又は方法はこのような材料で説明した工程からなる又は本質的になる又はのみからなるであってよい。実施例１レシチン被覆フルルビプロフェン微結晶の水性懸濁液をて、持続する放出および薬物と坦体材料との特別の結合を欠く製品を得ることを記載する。フルルビプロフェンのレシチン被覆微結晶を、Haynesの米国特許第5, 091,187号および同第5,091,188号（両者を参照して本明細書に含める）に記載された方法によって製造した。簡潔に、卵レシチン７５ｇ（Pfan stiehl Laboratories，Waukegan,イリノイ州、リン脂質、卵、#P-123、Lot21097 、Drug Masterfield）を、３００ｍＭのグルコースを含有する２ｍＭリン酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．０、２２５ｍＬに添加した。この混合物を水和させ、次いでBrinkman Polytron PR 10/35装置（Brinkman Instruments、Westbury、ニューヨーク州）で分散させた。次いで、フルルビプロフェン（SST Corp.、Clifton 、ニュージャージー州）７５ｇを添加し、さらに分散させた。次いで、懸濁液を超音波処理によって脱気し、合計７回M-110F Microfluidizer（Microfluidics， Inc.、Newton、マサチューセッツ州）に通して、フルルビプロフェンのレシチン被覆微結晶の水性懸濁液（２０％（ｗ／ｖ）フルルビプロフェン、２０％（ｗ／ｖ）レシチン）を作った。ｐＨを７．２に調節した。この製剤を、蛍光モードおよび通常モードで８００倍率で蛍光顕微鏡（Carl Z eiss，#4725631、「西独」）により検査した。約０．５μｍ寸法の小さい自由流動性微結晶が、その屈折およびその緑色を帯びた蛍光により目に見えた。本発明者らは、粒子の１％未満が１．０μｍ寸法より大きく、本質的に１０μｍより大きいものはなかったと推定する。「強度」モードでのCoulter N4 Particle Size r（Coulter Electronics、Hialeah、フロリダ州）による分析により、粒子の１００％について５２１ ±６２ｎｍの平均直径および０％＞３μｍが得られた。 nge（滅菌スポンジ）、吸収性ゼラチンスポンジ、Upjohn Company、Kalamazoo、ミシガン州）のサンプルを、７ｍｍ×７ｍｍ×１０ｍｍ片に切断した。切断したサンプルの体積は、その寸法から約０．５ｃｍ³と推定された。このサンプルを秤量し、次いで上記の２０％（ｗ／ｖ）フルルビプロフエン、２０％（ｗ／ｖ）レシチン被覆微結晶懸濁液のアリコートに浸漬し、３回の圧搾／再膨張サイクルに付した。次いでこのサンプルを外科用鉗子を使って取り出し、液を滴らせた。吊り下げたサンプルは、秤量により決定したとき微結晶懸濁液約０．１ｍＬ（ｃｍ³）を保持していた。サンプルの体積は、０．２５ｍＬより小さいと推定された。サンプルの幾つかをマンニトール溶液を含有するバイアル中に入れ、０．５ｃｍ³のその元の体積に戻ることが観察された。さらに、フルルビプロフェン微結晶は圧搾によって容易に除去することができ、コラーゲン坦体材料との特別の結合が欠けていることを示す。得られた製品は、出血を制御し、痛みを制御するために組織に非ステロイド性抗炎症性鎮痛薬を付与する目的のために、抜歯後に歯槽内に導入することができる止血栓を構成する。この材料は手術後数日で取り出すことができるか又はゴム弁をその上に縫いつけて、最終的に再吸収される材料を閉じ込めることができる。この材料はまた、薬物のかなり迅速な放出が望まれる多くの他の種類の外科手術のために使用することができる。実施例２レシチン−フルルビプロフェン−コラーゲン素地この実施例は、実施例１の製品の凍結および凍結乾燥によって、どのようにして本発明について記載したようなフルルビプロフェン微結晶とコラーゲン繊維との間の特別の結合になるかを示す。実施例１の含浸させた材料をガラスアンプル中に入れ、密封し、ＣＯ₂−アセトン中にアンプルを部分的に浸漬することによって急速に凍結させた。次いで、アンプルの蓋を取り、凍結乾燥器の中に入れた。乾固に達した後、アンプルを取り出し、蓋をし、最後にガンマ線照射（１．５メガラド）によって滅菌した。アンプルの幾つかを開け、内容物を分析した。スポンジはその形状を維持したが、体積が０．２ｃｍ³未満まで減少した。これらは、含浸および凍結乾燥の前よりも僅かに堅かった。これらは僅かに粘着性であった。優しく押し付け、放したとき、これらはその元の形状に戻った。高い圧力で押し付けたとき、これらはその元の寸法に戻らなかった。圧縮によって、薬物が素地から失われることは起こらなかった。サンプルの幾つかを十字メス(crossed scalpels)で切断し、蛍光モードおよび通常モードで８００倍率で蛍光顕微鏡の下で検査した。コラーゲン繊維は、乾燥状態で非常に弱い緑色を帯びた蛍光によって識別できた。これらを、繊維に密着して結合させたオキシテトラサイクリンＯＴＣの約０．５μｍ結晶（強い黄−緑蛍光）で被覆した。時々クラスター内に発生した結晶も繊維と密着して結合した。緩衝液（３００ｍＭマンニトール、２ｍＭリン酸ナトリウム、ｐＨ７．０）を顕微鏡スライドに添加し、再水和の工程を観察した。残留した薬物微結晶が繊維と結合した。再水和工程の第一相に於いて、微結晶性薬物との結合で繊維を被覆するラメラ構造物が目立つようになった。これらのラメラ構造物は、固体レシチンを同様の条件下で水和したとき観察されるものと類似している。カバーガラスの操作によって水和したサンプルを撹拌すると、微結晶の幾つかのクラスターが坦体材料から分離するようになった。１個の１０ｍｍ×７ｍｍ×７ｍｍのレシチン−フルルビプロフェン−コラーゲン素地組成物を、過剰のマンニトール緩衝液を含むアンプルの中に入れた。素地は数分以内にその元の０．５ｃｍ³体積に戻った。実施例１とは反対に、圧搾でフルルビプロフェン微結晶は放出されなかった。再水和の２時間後に、それを取り出し、顕微鏡スライドの上にブロッティングした。明瞭な０．５μｍ〜４μｍのレシチン被覆フルルビプロフェン微結晶が観察された。このブロットには、その弱い緑色蛍光によって検出できる少量のコラーゲンが含有されていた。このスポンジをばらばらにし、その断片をスライドの上で観察した。これには、連続するコラーゲン素地内の、その強い緑色蛍光によって同定される、０．５μｍ〜４μｍのフルルビプロフェンのレシチン被覆微結晶が含有されていた。乾燥状態でのレシチン−フルルビプロフェン−コラーゲン素地の性質を、下記の表１に示す。得られた製品は、出血を制御し、痛みを制御するために組織に非ステロイド性抗炎症性鎮痛薬を付与する目的のために、抜歯後に歯槽内に便利に導入することができる滅菌止血栓を構成する。この材料は手術後数日で取り出すことができる。また、ゴム弁をその上に縫いつけて、最終的に再吸収される材料を閉じ込めることができる。この材料はまた、微粒子形態での薬物のかなり迅速な放出（図３比較）が望まれる多くの他の種類の外科手術のために使用することができる。実施例３〜９ーゼ（Johnson & Johnson、New Brunswick、ニュージャージー州）を使用する、抗生物質オキシテトラサイクリン（ＯＴＣ）を含有する外科手術材料の製造についての結果を示す。有用な抗生物質であることに加えて、ＯＴＣは、包帯中のその析出を目に見えるようにする際に助けとなる固有の蛍光を有している。左欄に製品の製造方法を記載する。ＯＴＣ微結晶（２０％）をレシチン（２０％）で被覆するか若しくは被覆せず（「スラリー」）又は２％コラーゲン、１％ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）又は１％カルボキシメチルセルロース（ＣＭＣ）に露出した。加熱（３６℃）、室温で真空又は凍結乾燥（真空下でのフリーズドライ）を使用して、溶媒を除去した。製剤はまた、真空下で除去したエタノール（ＥｔＯＨ）中の２％ＯＴＣ溶液で、レシチン有り又は無しで製造した。製造方法についてのより以上の情報を、対応する実施例に示す。表２の各列に別個の製品の性質を記載する。表２に、下記の性質の項目で完成製品を記載する。坦体素地の重量（秤量による）およびＯＴＣの重量（分析による）。平均±ＳＤは５個のサンプルから得た。「物理的状態」は、素地の外観および機械的性質を記載する。これらは、柔軟から、外皮硬い、硬い（硬い）、収縮した（収縮）まで変化した。「黒色」はＯＴＣが黒色になったことを示す。「ＯＴＣ分布（マクロ）」は、それを切断し、それを紫外光の下で断面で観察した後の、素地中のＯＴＣの肉眼で見た程度の大きさのＯＴＣ分布を記載する。素地の全ての部分でＯＴＣが観察された場合には、全体として均質である（均質）として評価し、そうでなかったときは不均質である（不均質）として評価した。「結合（ミクロ）」は、繊維に関係するＯＴＣの顕微鏡的大きさの分布を記載する。これは、蛍光顕微鏡を使用し、乾燥サンプルおよび再湿潤させたときのその挙動を観察することによって決定した。下記の結合の様式が観察された。非常に緩やかな結合（ＶＬＡ）；ＯＴＣ微結晶は、顕微鏡検査の下で僅かな認識可能な繊維との接触点を有している。これらの場合に、製剤をばらばらにするか又は振盪したとき、ＯＴＣダストが放出される。緩やかな結合（ＬＡ）；顕微鏡検査によって、ＯＴＣ微結晶が僅かな繊維との接触点を有していることが示される。顕微鏡検査の下で、水を単離した繊維に添加したとき、微結晶が常に取り除かれるようになる。密な結合（ＣＡ）；顕微鏡検査によって、ＯＴＣ微結晶が繊維と密接して接触していることが示される。微結晶とそれが結合している繊維との間に空間は認識できない。顕微鏡検査の下で、水を添加し、繊維を撹拌した後、単離した繊維から微結晶を取り除くことができた。連続的密な結合（ＣＣＡ）；観察は、繊維の全表面積がＯＴＣで覆われている以外は、ＣＡと同じものであった。非常に密な結合（ＶＣＡ）；ＣＡに於けると同様の密接した接触であるが、ＯＴＣ微結晶は、浸漬および撹拌によって単離した繊維から取り除くことはできなかった。固体連続閉塞（ＳＣＢ）；ＯＴＣの微結晶が繊維を被覆し、繊維間の空間の殆どを充填する。表２にはまた、顕微鏡の下で観察した水和素地からの薬物微粒子の放出速度を記載する（実施例１３〜２０）。実施例３レシチン−オキシテトラサイクリンーコラーゲン素地およびレシチン−オキシテトラサイクリン−セルロース素地２０％（ｗ／ｖ）オキシテトラサイクリン（ＯＴＣ）、２０％（ｗ／ｖ）レシチン微結晶の水性懸濁液を、レシリノイ州）であり、最終ｐＨが５．０であった以外は、よびセルロース繊維ガーゼ（"Non-Stick Pad"、Johnson & Johnson、New Brunsw ick、ニュージャージー州から）を切断し、測定した。次いでこれらを操作（圧搾しおよび再形成させる）によって上記懸濁液で含浸させた。過剰の液体を吸い取りによって除去し、記載したように熱サンプルで、初期体積と、水和し、乾燥しそして再水和した体積との間の関係は、実施例２に記載したものと同様であった。セルロース繊維ガーゼサンプルについて、元の寸法は３×１０×１５ｍｍ（０．４５ｃｍ³）であった。レシチン被覆ＯＴＣ微結晶を添加することによって、これは厚さが約５０％（０．６７５ｃｍ³）増加し、外科手術鉗子によって吊り下げたときこの体積を保持した。凍結乾燥したとき、これはこの体積を保っていた。この体積は再水和で変化しなかった。図１は、１０倍および４０倍で、顕微鏡での観察に基づく、このサンプルから切断した製剤の断片の図式化表示を表す。材料を、素地内の坦体材料の繊維の上および間に析出させた。完成製品の特性を、表２の第一グループ分けに示す。凍結乾燥により、包帯全体に亘るオキシテトラサイクリン（ＯＴＣ）の均質な分布および微結晶と繊維との間の密な結合を有する柔軟な製品が得られた。顕微鏡の下で、０．５〜２μ寸法の個々のＯＴＣ微結晶を、その強い黄−緑蛍光から容易に認識することができた。図２のパネルＡは、製剤から切断し、８００倍率で見た被覆コラーゲン原線維の透過型顕微鏡写真の複写物である。図２のパネルＢは、ＯＴＣが、この複写物で白として表わされる黄−緑蛍光を発生するようにさせる紫外光で照明された同じ視野を正確に示す。この実施例に於いて、ＯＴＣ／坦体重量比は、Gelfoa スガーゼについて２．２９±０．４４ｇ／ｇであった。この製品は、外科手術部位に挿入するためと外部創傷包０ｇ／ｇまでＯＴＣを坦持させることができ、なおその性質を保持している。空気中で暖かい乾燥によって水を除去することによっベースの製剤は黒くなる。実施例４ＯＴＣ−コラーゲン素地およびＯＴＣ−セルロース素地これは比較例であり、レシチン（又は他の補助薬）を削除した影響を示す。レシチンを削除し、超音波処理 Heat System and Ultrasonics、Plainview、ニューヨーク州）を粒子サイズ減少のために使用した以外は、実施例３の方法を繰り返した。結晶再凝集を最小するためのゼについて、実施例２および３に記載したものと同様であった。表２の第二グループ分けに示すように、２種類の素地内のＯＴＣの分布は不均質であった。微結晶は、それぞれコラーゲン素地およびセルロース素地と緩やかに又は非常に緩やかに結合していた。より低い程度のＯこのサンプルは柔軟であり、外部創傷包帯用に適していた。しかしながら、このサンプルは連続振動に耐性でない。実施例５コラーゲン−ＯＴＣ−コラーゲン素地およびコラーゲン−ＯＴＣ−セルロース素地オキシテトラサイクリン（ＯＴＣ）を、２％（ｗ／ｖ）のコラーゲン（不溶性型Ｉウシアキレス腱、C-9879、ロット21F-8000、Sigma Chemical Co.、St.Louis 、ミズーリ州）の存在下で緩衝液中で超音波処理した。超音波処を含浸させ、凍結乾燥した。体積関係は、サンプルを再水和させたときサンプルがその元の体積まで膨潤しなかった以外は、実施例２に記載したものと同様であった。これは少なくとも１５時間その小さい体積（＜０．２ｃｍ³又は＜元の体積の４０％）のままであった。凍結乾燥したサンプルは、外皮が硬く、硬いものであった。この素地は圧縮によって成形することができ、ＯＴＣの損失無しに容易にばらばらにするか又はトリミンスの製剤は、元のコラーゲンと追加したコラーゲンとの間に捕捉された２〜５μ ｍの微結晶の集塊（強い黄−緑蛍光）を有していた。この材料は骨の中に移植するために適している。坦体材料としてセルロースガーゼを使用したとき、また外皮が硬く、硬い材料が得られた。体積関係は実施例３に記載したものと同様であった。顕微鏡検査によって、セルロース繊維に緩く付着したコラーゲンのフレークの中に埋め込まれた２〜５μｍのＯＴＣ微結晶の集塊（強い黄−緑蛍光）を現した。このことは、薬物微粒子と坦体材料との両方について親和力を有する補助薬の必要性を強調している。実施例６ＰＥＧ−ＯＴＣ−コラーゲン素地およびＰＥＧ−ＯＴＣーセルロース素地ＯＴＣを、１％（ｗ／ｖ）のポリエチレングリコール（ＰＥＧ）（分子量３，３５０、P-3640、ロット127F-0214、Sigma Chemical Co.、St.Louis、ミズーリ州）の存ついて、この非イオン性界面活性剤を含有させることによって、ＯＴＣ−微粒子の付着性は改良されなかったが、乾燥状態で柔軟性のより小さい製品が製造された（表２）。ガーゼ製剤について、ＰＥＧを含有させることによって、ＯＴＣ微粒子の付着性は改良されず、製品の柔軟性は変化しなかった。体積関係は、それぞれ実施例２および３に記載したものと同様であった。実施例７ＣＭＣ−ＯＴＣ−コラーゲン素地およびＣＭＣ−ＯＴＣ−セルロース−セルロース素地超音波処理を、１％（ｗ／ｖ）のカルボキシメチルセルロース（ＣＭＣ）（ナトリウム塩、C-8758、ロット67F-0527、Sigma Chemical Co.、St.Louis、ミズーリ州）の存在下で行った以外は、実施例４の方法を繰り返した。よって、材料の硬度が増加し、ＯＴＣ−微粒子の付着性は改良されなかった（表２）。体積関係は、それぞれ実施例２および３に記載したものと同様であった。実施例８エタノール媒体からの、レシチン−ＯＴＣ−コラーゲン素地およびレシチン−ＯＴＣ−セルロース素地２％（ｗ／ｖ）ＯＴＣおよび２％（ｗ／ｖ）レシチンルをこの溶液で濡らし、室温で真空下で乾燥した。このサイクルを合計５回繰り返した。この方法で、完成したコラーゲン素地およびセルロース素地に於いて均質なＯＴＣ分布になった。顕微鏡の下で、１〜４μｍの微結晶が観察された。幾らかが集塊であったが、全て、それぞれセルロース繊維またはコラーゲン繊維と密な又は非常に密な結合であった。この製品は柔軟であり、外科手術部位に挿入するためと外部創傷包帯として使用するためとの両方に適している。ＯＴＣ坦持の程度は、実施例３および４に於けるよりも低かった。サンプルの体積は、エタノール溶液への浸漬、脱水和又は再水和で変化しなかった。実施例９エタノール媒体からのＯＴＣ−コラーゲン素地およびＯＴＣ−セルロース素地レシチンを含有させなかった以外は、実施例８を繰り返した。これも低い程度の坦持量を有し、薬物と繊維との間のより緩やかな結合を有する柔軟な完成製品になった。サンプルの体積は、エタノール溶液への浸漬、蒸発又は水和で変化しなかった。実施例１０〜１２薬物放出、肉眼観察これらの実施例に於いて、前記の実施例からの材料を、オキシテトラサイクリンの放出速度について試験した。サンプルを、２．０ｍＬの３００ｍＭマンニトール、２ｍＭリン酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．０を含有するバイアルの中に入れた。サンプルは１〜１５分間で完全に（＜０．２ｃｍ³）から約０．５０ｃｍ³のその予備含浸体積まで膨張した。例外は、膨張しなかったコラーゲンンプルは、その処理した状態の体積（元の体積の１．５倍）を保持した。数分間の水和の後、サンプルを容器の壁に一度押し付けて（その元の体積の約１／１０まで）、坦体材料と結合していない全てのオキシテトラサイクリンを絞り出した。次いでこのサンプルを取り出し、新しい緩衝液を含有する新しいバイアルの中に入れ、この方法を３時間の間隔を終わりとして１５時間以内の間繰り返した。放出されたオキシテトラサイクリンの累積量を計算した。このデータを図３に示す。実施例１０レシチン−ＯＴＣ−コラーゲン素地およびＰＥＧ−ＯＴＣ−コラーゲン素地からのＯＴＣ放出ＯＴＣ微結晶の水性懸濁液で含浸させたが、乾燥又は凍結乾燥しなかったとき、ＯＴＣが急速に放出されることを示す対照実験である。図３の中央の軌跡は、実施例３で凍結乾燥により製造したレシチン−ＯＴＣ−GelfoamがそのＯＴＣをゆっくり放出することを示している。この試験に於いて、ＯＴＣの７０％を放出するために６時間が必要である。同様の結果は、３６℃で乾燥させたサンプルで得られた。この比較によって、凍結乾燥又は乾燥がレシチン被覆ＯＴＣ微結晶をコラーゲン素地のコラーゲン繊維に結合させたことが示される。図３は、ＰＥＧ−ＯＴＣ−コラーゲン素地（凍結乾燥）が、ＯＴＣを非常に急速に放出することを示し、ＰＥＧが、コラーゲン素地へのＯＴＣの硬い付着を与えないことを示す。上記の実験はまた、ＯＴＣの放出がＯＴＣ微粒子の放出によるもの（機構Ｂ）であったことを示した。坦体材料を圧搾したとき、溶液は濁ってきて、コロイド状物質が放出されたことを示した。また、一定の２．０ｍＬのアリコートの中に放出されたＯＴＣの量（約１０ｍｇ）は、ＯＴＣの溶解度（ｐＨ７．０で１．１ｍｇ／ｍＬ）を越えた。実施例１１コラーゲン−ＯＴＣ−コラーゲン素地からのＯＴＣ放出図３には、凍結乾燥によって製造されたコラーゲン−ＯＴＣ−コラーゲン素地が、ＯＴＣの非常に遅い放出を与えることが示されている。１５時間で、含有されているＯＴＣの１５％のみが放出された。このことは、コラーゲンの添加によってＯＴＣ保持が増加することを示している。この製剤の顕微鏡検査によって、微結晶が固体コラーゲン材料の素地に物理的に捕捉されていることが示された。この実験に於いて、この放出は機構Ａ（ＯＴＣモノマーの放出）と一致した。溶液中に濁りは観察されず、アリコート中のＯＴＣの遊離濃度は≦０．６ｍｇ／ｍＬであり、これはその溶解度限界（１．１ｍｇ／ｍＬ）よりも十分に低かった。実施例１２エタノール溶液からのレシチン−ＯＴＣ−コラーゲン素地およびＯＴＣ−コラーゲン素地放出速度をまた、それぞれ、２％のレシチンを含有する又は含有しない２％のＯＴＣのエタノール溶液で含浸させることによって製造した、実施例８および９のGelf で、レシチン／ＯＴＣ坦持製剤からのＯＴＣの７０％放出には６時間が必要であった。レシチンを含有しない製剤について、７０％放出には約１４時間が必要であった。この差異は、レシチンの不存在下で得られたＯＴＣ結晶のより大きなサイズに関係しているであろう。実施例１３〜２０薬物放出、顕微鏡観察実施例１３レシチン−ＯＴＣ−コラーゲン素地からのＯＴＣ放出、顕微鏡観察実施例３からのレシチン−ＯＴＣ−コラーゲン素地の断片を取り出し、スライドとカバーガラスとの間に載せ、緩衝した等張マンニトールを添加し、水和およびＯＴＣ放出の過程を、８００倍率で蛍光顕微鏡を使用して目に見えるようにした。紫外励起から透過光に切り替えることによって、ＯＴＣ微結晶をレシチンおよびコラーゲン坦体材料から識別することができた。媒体を添加して２〜３分以内に、一層拡散するようになるコラーゲン繊維に伴う光透過の変化を観察することができた。５分以内に、幾らかのＯＴＣ微結晶が製剤の縁から放出され、そこでこれらはブラウン運動を示した。コラーゲン原線維と密接して結合していたレシチンおよびＯＴＣ微結晶が、芽を出し、膨潤することが観察できた。図２のパネルＣおよびＤは、製剤内の被覆コラーゲン原線維の透過顕微鏡写真および蛍光顕微鏡写真を表す。ＯＴＣ微結晶は一層広く離れている。水和した製剤の縁の近くに、固定された個々のＯＴＣ微結晶を識別することができた。０．１〜１．０ｍｍ寸法の材料の中心内に、ＯＴＣ微結晶が高濃度で存在し、固定されており、個々の微結晶を識別することができなかった。しかしながら、カバーガラスを操作することによってサンプルを圧搾したとき、ＯＴＣ微結晶を「川」の中に流れ出させることができた。放出されたＯＴＣ微結晶は、０．３〜０．７μｍの範囲内であると推定されるかなり均一なサイズのものであった。この挙動は遅い放出として等級付けられる（表２の最後の欄参照）。実施例１４ＰＥＧ−ＯＴＣ−コラーゲン素地からのＯＴＣ放出、顕微鏡観察実施例６のＰＥＧ−ＯＴＣ−コラーゲン素地製剤を使用して、実施例１３の実験を繰り返した。サンプルは、水性媒体を添加した直後に形状を変化させた。運動および流動によって２０秒以内にＯＴＣ微結晶が取り出された。カバーガラスを操作することによって、微結晶を容易に絞り出すことができ、コラーゲン素地のための親和力が欠けていることを示すことが示された。放出されたＯＴＣ微結晶は、推定０．１〜５．０μｍのサイズの範囲内であった。この挙動は速い放出として等級付けられる（表２の最後の欄参照）。実施例１５ＣＭＣ−ＯＴＣ−コラーゲン素地からのＯＴＣ放出、顕微鏡観察実施例７のＣＭＣ−ＯＴＣ−コラーゲン素地を使用して、実施例１３の実験を繰り返した。実施例１４のものに匹敵する観察で、速い放出が観察された。実施例１６ＯＴＣ−コラーゲン素地からのＯＴＣ放出、顕微鏡観察補助薬を含有しない実施例４のＯＴＣ−コラーゲン素地製剤を使用して、実施例１３の実験を繰り返した。ＰＥＧ−ＯＴＣ−コラーゲン素地（実施例１４）でのように、微結晶は急速に解離し、コラーゲン素地のための親和力が欠けていることを示した。微結晶は主として２〜５μｍであった。実施例１７コラーゲン−ＯＴＣ−コラーゲン素地からのＯＴＣ放出、顕微鏡観察実施例５のコラーゲン−ＯＴＣ−コラーゲン素地を使用して、実施例１３の実験を繰り返した。この素地は、水性媒体を添加して３０分後でも形状又は光学的性質を変化させなかった。ＯＴＣの黄色蛍光がコラーゲン素地の塊の中に残留し、時折の０．５〜５．０μｍの微結晶のみが、縁で識別することができた。水性媒体を添加して９０分後に、カバーガラスの操作によってＯＴＣ微結晶は除去されなかった。この挙動は、非常に遅い放出として等級付けられた（表２の最後の欄参照）。これからおよび実施例１１の放出実験から、本発明者らは、微結晶性ＯＴＣはコラーゲン素地内にしっかりと収容されていると結論付けた。実施例１８レシチン−ＯＴＣ−コラーゲン素地（エタノール製剤）からのＯＴＣ放出、顕微鏡観察エタノールの蒸発によって製造した実施例８のレシチン−ＯＴＣ−コラーゲン素地を使用して、実施例１３の実験を繰り返した。実施例１３に於いて凍結乾燥したレシチン−ＯＴＣ−コラーゲン素地で見られるものに匹敵する遅い放出が観察された。実施例１９ＯＴＣ−コラーゲン素地（エタノール製剤）からのＯＴＣ放出、顕微鏡観察エタノールの蒸発によって製造した実施例９のＯＴＣ−コラーゲン素地を使用して、実施例１３の実験を繰り返した。ＯＴＣの２分の１が急速に放出された。残りは、レシチン−ＯＴＣ−コラーゲン素地でと同様にゆっくり放出された。実施例２０セルロースガーゼ素地からのＯＴＣ放出、顕微鏡観察セルロースガーゼ製剤を使用して、実施例１３〜１９の実験を繰り返し、その結果を表２の最終欄に表示する。上記の実施例および教示は、治療用創傷包帯又はインプラントとして使用するための最適機械的性質および薬物放出特性を得るために、如何にして当業者が（１）坦体材料、（２）含有させる薬物、（３）補助薬および（４）製造方法を選択することができるかを示している。本発明の好ましい態様を要約すると、水不溶性薬物を水性懸濁液中で２０ｎｍ〜３０μｍまで小さくし、規定された補助薬材料と混合し、繊維、布又は固体フォームからなる現存する外科手術材料の中に浸漬し、凍結乾燥によって水を除去する。完成した製品は、規定された速度で周りの組織に大量の薬物を付与することができる外科手術材料を構成する。薬物濃度および補助薬材料の選択並びに含有方法は、外科手術材料からの薬物放出の速度を制御するために使用することができる。含有の様式には、微結晶性薬物および外科手術材料の両方についての補助薬の物理化学的親和力が含まれる。また、補助薬は薬物微結晶を外科手術材料の繊維の間に捕捉するための助剤として機能し得る。この薬物含有材料は、それが形成される現存する外科手術材料が移植可能であれば、移植可能である。この薬物含有材料は、外部包帯として使用することもできる。水溶性薬物をこの外科手術材料に含有させることができる。それらの放出速度は、リン脂質膜の中にカプセル化することにより、それらを不溶性にする補助薬により又はこれらの原理を組み合わせることにより制御することができる。本発明のインプラントは、同時に出血を制御し、薬物を隣接する組織に付与することが望まれる外科処置又は歯科処置で使用することができる。特に、意図される用途には、痛み／感染制御のために皮膚又は裂傷を閉じること；皮膚を閉じたとき炎症を減少させ、ケロイド形成を防止すること；開胸後、通気を増加させそれによって肺炎を予防するために痛み制御のため；ヘルニア縫縮後、痛み制御のためにそれを露出するので腸管鼠径神経の上に置いたとき；汚染領域で外科手術後、抗生物質を付与するため、全ての種類の外科手術後、感染制御のため；整形手術後、骨成長刺激因子をその部位に与えるため；整形手術後、回復を容易にする関節運動を容易にする痛み軽減を与えるため；戦場で傷を負った後、局所に又は身体の露出された脳管外領域に適用したとき輸送の間に痛み軽減、止血、感染制御を与えるためが含まれる。本発明は、薬物又は生物学的試薬を周りの組織に選択された期間に亘って放出して治療効果を達成する、外科処置又は歯科処置で使用するために適した柔軟な移植可能材料を提供する。本発明はまた、取り外し可能な創傷包帯として使用することもできる。本発明はまた、骨の中への移植に適した、薬物又は生物学的試薬を長期間に亘って放出することができる半剛性材料を提供することができる。特に、意図される用途には、痛み軽減を与えるために外科手術の間にデバイスを移植すること、炎症軽減を与え、それによってリハビリテーション過程を速めるために整形手術の間に移植すること、痛み制御のために歯槽内への抜歯後移植が含まれ、骨治癒を急がせるための材料が含浸されたとき、骨の治癒を改善するためにそれは骨折の部位に沿って移植されるであろうし、抗生物質が含浸されたとき、局部領域への抗生物質の持続する放出を与えるために、それは外科手術の間に移植されるであろうし、凝固を改善するための材料が含浸されたとき、止血を容易にするために、それは外科手術中又は抜歯の後で移植されるであろうし、局所的に使用されるとき、麻酔薬／鎮痛薬が含浸された場合には痛み軽減を与えるためにそれは適用されるであろうし、抗生物質が含浸されたとき、それは感染を予防するか又は治療するために適用されるであろう。本発明の別の面には、使用する補助薬の濃度および種類の選択によって薬物の放出の速度および様式を制御する能力並びに高い坦持量（薬物の４グラム以下／坦体材料のグラム）で薬物を含有する能力が含まれる。そうして、細菌の成長を防止するため、創傷治癒を容易にするためおよび必要なとき全身薬物付与を行うために、高濃度で隣接する組織に長期間に亘って、薬物を付与することができる。さらに、水不溶性薬物および水溶性薬物についての放出速度を調節するために補助薬を使用することは、本発明の顕著な面である。最後に、本発明は、薬物による創傷又は外科手術部位の連続治療を与える手段を提供する。再吸収性坦体材料と共に使用するとき、本発明は、薬物のための移植可能持続付与デバイスを提供し、止血および組織再生のための制御された環境を与えながら、局部治療利点を達成する。これは薬物が必要な部位で薬物の大きな貯蔵容器を提供するが、坦体素地材料との制御された結合を有する薬物微粒子の形態に於いてである。以後明らかになる本発明の前記のおよびその他の目的、利点並びに特徴で、本発明の本質は、下記の発明の詳細な記述、付属する請求の範囲および添付する図面に示す幾つかの図を参照することによって、一層明らかに理解されるであろう。

【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項【提出日】１９９６年１２月１６日【補正内容】３０．本質的に約０．１マイクロメートル〜約１００マイクロメートルの直径を有する繊維からなる坦体、該繊維はマルチラメラ両親媒性膜で被覆されている、および該繊維に放出可能に結合されている薬物、該薬物は約２０ナノメートル〜約２０マイクロメートルの固体微粒子からなり、該微粒子はマルチラメラ両親媒性膜で被覆されている、からなる、薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。３１．該坦体が、該繊維が共有結合で架橋されている多孔質素地である請求項３０記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。３２．該坦体が、糸状であり、該繊維の多重ストランドからなる請求項３０記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。３３．該薬物が、防腐薬、抗生物質、抗炎症薬、局所麻酔薬、組織成長促進剤、組織破壊抑制薬およびこれらの組合せからなる群から選択される、請求項３０記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。３４．さらに、保存剤からなる請求項３０記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。３５．該保存剤が、塩化ベンザルコニウム、塩化ベンゼトニウム、プロピルパラベン、ブチルパラベン、クロロブタノール、ベンジルアルコール、フェノール、安息香酸ナトリウムおよびＥＤＴＡからなる群から得られる、請求項３４記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。３６．該マルチラメラ両親媒性膜が、レシチン、ホスファチジン酸、ホスファチジルセリン、ホスファチジルイノシトール、カルジオリピン、ホスファチジルグリセロール、ホスファチジルエタノールアミン、スフィンゴミエリンおよびモノグリセリドからなる群から選択された物質からなる、請求項３０記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。３７．本質的に約０．１マイクロメートル〜約１００マイクロメートルの直径を有する繊維からなる坦体、および該繊維に放出可能に結合されている薬物、該薬物は約２０ナノメートル〜約２０マイクロメートルの固体微粒子からなる、からなり、該繊維および該微粒子がそれぞれ、レシチン、ホスファチジン酸、ホスファチジルセリン、ホスファチジルイノシトール、カルジオリピン、ホスファチジルグリセロール、ホスファチジルエタノールアミン、スフィンゴミエリン、モノグリセリド、長鎖アルキルアミン、脂肪酸、トリグリセリド、ジグリセリドおよびワックスからなる群から選択された物質で被覆されている、薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。３８．該坦体が、該繊維が共有結合で架橋されている多孔質素地である請求項３７記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。３９．該薬物が、防腐薬、抗生物質、抗炎症薬、局所麻酔薬、組織成長促進剤、組織破壊抑制薬およびこれらの組合せからなる群から選択される、請求項３７記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。４０．さらに、保存剤からなる請求の範囲第３７項記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。４１．該被覆物質がレシチンである請求項３７記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。４２．該被覆物質がレシチンである請求項３０記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。４３．薬物的に許容される繊維性素地からなる坦体、該繊維に放出可能に結合されている、約２０ナノメートル〜約２０マイクロメートルの固体微粒子からなる薬物からなり、該繊維および該微粒子がそれぞれ、コラーゲン、ゼラチン、カルボキシメチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、ヒドロキシプロピルメチルセルロース、ポビドン、塩化ベンザルコニウム、塩化ベンゼトニウム、長鎖アルキルアミン、コレステロール、脂肪酸およびその塩、トリグリセリド、ジグリセリド並びにワックスからなる群から選択された補助薬で被覆されている、薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。４４．該繊維性素地が、約０．１〜約１００マイクロメートルの直径を有する繊維からなる、請求項４３記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。４５．該薬物が、防腐薬、抗生物質、抗炎症薬、局所麻酔薬、組織成長促進剤、組織破壊抑制薬およびこれらの組合せからなる群から選択される、請求項４３記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。４６．さらに、保存剤からなる請求項４３記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。４７．該保存剤が、塩化ベンザルコニウム、塩化ベンゼトニウム、プロピルパラベン、ブチルパラベン、タロロブタノール、ベンジルアルコール、フエノール、安息香酸ナトリウムおよびＥＤＴＡからなる群から得られる、請求項４６記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。４８．薬物微粒子が１０ミタロンより小さい請求項４３記載の外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。４９．該坦体が、坦体１グラム当たり薬物約４グラム以下を保持する請求項４３記載の薬物付与性外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。５０．該脂肪酸が、ステアリン酸カルシウム、ステアリン酸マグネシウム、ステアリン酸ナトリウムおよびモノステアリン酸グリセロールからなる群から選択される、請求項４３記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。５１．該補助薬にさらに、薬物坦持および放出を助けるためのラウリル硫酸ナトリウムからなるイオン性界面活性剤が含有されている、請求項４３記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。５２．該補助薬にさらに、ポリオキサマー、ステアリン酸ポリオキシル、ポリソルベート、ポリプロピレングリコールおよびソルビタン脂肪酸エステルからなる群から選択された非イオン性界面活性剤が含有されている、請求項４３記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。５３．該繊維性素地が、架橋したコラーゲン又はゼラチン、セルロースおよびその誘導体、ピロリドン、アクリレート、ポリ酪酸エステル、ポリ吉草酸エステル、ポリグリコール酸、ポリグラタチンおよびポリ−Ｄ，Ｌ−乳酸エステルからなる群から選択される、請求項４３記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。５４．該繊維性素地が吸収性ゼラチンスポンジである請求項４３記載の薬物付与性外科手術インプラント、包帯又は縫合糸。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ)，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＨＵ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ (72)発明者ボーデカー、ベンエイチ. アメリカ合衆国 20866 メリーランド州バートンズヴィルデューンズウェイ 3925 (72)発明者クライン、マークディー. アメリカ合衆国 20855 メリーランド州ロックヴィルアシュリードライブ 11403

Claims

【特許請求の範囲】１．繊維性坦体、該繊維によって坦持される、約２０ナノメートル〜約３０ミクロンの薬物の固体微粒子、および該微粒子を該繊維に付着させるための補助薬からなる、ヒト又は動物組織に適用させるために適合した外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。２．該薬物粒子が該補助薬で被覆されており、該補助薬が脂質膜からなる請求項１記載の外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。３．該脂質が両親媒性である請求項２記載の外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。４．該脂質が、レシチン、ホスファチジン酸、ホスファチジルセリン、ホスファチジルイノシトール、カルジオリピン、ホスファチジルグリセロール、ホスファチジルエタノールアミン、スフィンゴミエリン、モノグリセリド、長鎖アルキルアミン、脂肪酸、コレステロール、室温でトリグリセリド、室温でジグリセリド固体、ワックスおよびこれらの組合せからなる群から選択される、請求項２記載の外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。５．該坦体が吸収性インプラントである請求項１記載の外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。６．該インプラントが、滅菌ゼラチンスポンジからなる請求項５記載の外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。７．該インプラントがセルロースからなる請求項５記載の外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。８．該坦体が局部包帯である請求項１記載の外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。９．該坦体が縫合糸である請求項１記載の外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。１０．該薬物が水不溶性である請求項１記載の外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。１１．該薬物が、防腐薬、抗生物質、抗炎症薬、局所麻酔薬、組織成長促進剤、組織破壊抑制薬およびこれらの組合せからなる群から選択される請求項１記載の外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。１２．該微粒子が微結晶である請求項１記載の外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。１３．該薬物粒子が、直径が１０ミクロンより小さい請求項１記載の外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。１４．該繊維性坦体が、坦体１グラム当たり薬物４グラム程度を保持する請求項１記載の外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。１５．さらに、保存剤からなる請求項１記載の外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。１６．該保存剤が、塩化ベンザルコニウム、塩化ベンゼトニウム、プロピルパラベン、ブチルパラベン、クロロブタノール、ベンジルアルコール、フェノール、安息香酸ナトリウムおよびＥＤＴＡからなる群から得られる、請求項１５記載の外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。１７．繊維性坦体材料を用意する工程、溶媒中の微粒子状又は微結晶性固体形態での薬物の懸濁液を用意する工程、該微粒子又は微結晶は約２０ナノメートル〜約３０ミクロンである、該坦体材料を該懸濁液中に浸漬する工程、および該溶媒を蒸発させる工程からなる方法によって製造された、薬物放出性創傷包帯又はインプラント。１８．該懸濁液にさらに、該薬物を被覆するための補助薬が含まれる、請求項１７記載の方法によって製造された薬物放出性創傷包帯又はインプラント。１９．該補助薬が、レシチン、ホスファチジン酸、ホスファチジルセリン、ホスファチジルイノシトール、カルジオリピン、ホスファチジルグリセロール、ホスファチジルエタノールアミン、スフィンゴミエリン、モノグリセリド、長鎖アルキルアミン、脂肪酸、トリグリセリド、室温でジグリセリド固体およびワックスからなる群から選択された脂質である、請求項１８記載の方法によって製造された薬物放出性創傷包帯又はインプラント。２０．該微粒子又は微結晶が約２０ナノメートル〜３０ミクロンである請求項１７記載の方法によって製造された包帯又はインプラント。２１．該微粒子又は微結晶が水不溶性である請求項１７記載の方法によって製造された包帯又はインプラント。２２．該薬物が、防腐薬、抗生物質、抗炎症薬、局所麻酔薬、組織成長促進剤、組織破壊抑制薬およびこれらの組合せからなる群から選択される、請求項１７記載の方法によって製造された包帯又はインプラント。２３．動物又はヒトの組織に、請求項１記載の外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸を適用することからなる、動物又はヒトの組織への薬物の制御した付与方法。２４．薬理学的に活性の水不溶性薬物物質の固体粒子を含浸させた繊維性創傷包帯又は外科手術インプラントを適用する工程からなり、該粒子が膜形成性両親媒性脂質で被覆されている、動物又はヒトへの薬物物質の投与方法。２５．該脂質が、レシチン、ホスファチジン酸、ホスファチジルセリン、ホスファチジルイノシトール、カルジオリピン、ホスファチジルグリセロール、ホスファチジルエタノールアミン、スフィンゴミエリン、モノグリセリド、長鎖アルキルアミン、脂肪酸、トリグリセリド、室温でジグリセリド固体およびワックスからなる群から選択される、請求項２４記載の方法。２６．該粒子が約２０ナノメートル〜３０ミクロンである請求項２４記載の方法。２７．該粒子が水不溶性である請求項２４記載の方法。２８．該薬物粒子が、コラーゲン、ゼラチン、カルボキシメチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、ヒドロキシプロピルメチルセルロース、ポビドン、塩化ベンザルコニウムおよび塩化ベンゼトニウムからなる群から選択された水溶性補助薬で被覆されている、請求項１記載の外科手術インプラント、創傷包帯又は縫合糸。２９．該懸濁液がさらに、コラーゲン、ゼラチン、カルボキシメチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、ヒドロキシプロピルメチルセルロース、ポビドン、塩化ベンザルコニウムおよび塩化ベンセトニウムからなる群から選択された水溶性補助薬を含有する、請求項１７記載の方法によって製造される薬物放出性創傷包帯又はインプラント。