WO2021054232A1 - 生体組織接着シート、生体組織補強材料キット、及び、生体組織接着シートの製造方法 - Google Patents

生体組織接着シート、生体組織補強材料キット、及び、生体組織接着シートの製造方法 Download PDF

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WO2021054232A1
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gelatin
adhesive sheet
tissue adhesive
gelatin derivative
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田口　哲志
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国立研究開発法人物質・材料研究機構
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Definitions

  • the present invention relates to a biological tissue adhesive sheet, a biological tissue reinforcing material kit, and a method for manufacturing a biological tissue adhesive sheet.
  • sheet-shaped medical equipment (medical sheet) is used for the purpose of reinforcing sutures after surgery and preventing air leakage. There is.
  • Patent Document 1 describes "a suture prosthesis material composed of a non-woven fabric produced at least partly by a melt blow method made of polyglycolic acid.”
  • the present inventors have found that, according to the suture prosthesis material described in Patent Document 1, sufficient tissue adhesiveness may not be obtained in a moist environment on the surface of living tissue. Therefore, in view of the above circumstances, it is an object of the present invention to provide a biological tissue adhesive sheet having excellent tissue adhesiveness. Another object of the present invention is to provide a living tissue reinforcing material kit and a method for manufacturing a living tissue adhesive sheet.
  • the hydrocarbon group in the above formula 1 is a chain hydrocarbon group having 1 to 20 carbon atoms, an alicyclic hydrocarbon group having 3 to 20 carbon atoms, and an aromatic hydrocarbon having 6 to 14 carbon atoms.
  • the biological tissue adhesive sheet according to [1] which is at least one selected from the group consisting of a hydrogen group and a group consisting of a group having 2 to 20 carbon atoms in which these are combined.
  • the biological tissue adhesive sheet according to [6], wherein the agent is an anticancer agent.
  • a biological tissue reinforcing material kit comprising the biological tissue adhesive sheet according to any one of [1] to [11].
  • a method for producing a biological tissue adhesive sheet which comprises. [14] The method for producing a biological tissue adhesive sheet according to [13], wherein the energy is applied by heating the non-woven fabric. [15] The method for producing a biological tissue adhesive sheet according to [13] or [14], further comprising irradiating the biological tissue adhesive sheet with ultraviolet rays to make the surface of the fiber containing the gelatin derivative hydrophilic. .. [16] The method for producing a biological tissue adhesive sheet according to [15], wherein the biological tissue adhesive sheet is irradiated with ultraviolet rays for 10 to 90 minutes.
  • the present invention it is possible to provide a biological tissue adhesive sheet having excellent tissue adhesiveness.
  • the biological tissue adhesive sheet of the present invention exhibits a pressure resistance strength higher than that of a non-woven fabric made of a conventional biodegradable / absorbent material in a predetermined pressure resistance strength test.
  • the biological tissue adhesive sheet of the present invention contains a non-woven fabric made of fibers containing a crosslinked gelatin derivative, it can be used as a tissue reinforcing material by fixing a drug (for example, an anticancer agent) to the non-woven fabric. In addition to the above applications, it can also be used as a drug-eluting sheet.
  • a drug for example, an anticancer agent
  • Example 1 (20C10-ApGltn), Black circle: Reference Example 1
  • Org Schematic diagram of pressure resistance test on porcine pleura in Examples: (a) Photograph showing the configuration of the device used in the test, (b) Schematic diagram showing the cross section of the test chamber, (c) Adhesive body (porcine pleura) Schematic diagram showing the structure of a gelatin derivative fiber sheet The graph which shows the relationship between the thickness ( ⁇ m) and the pressure pressure strength (cmH 2 O) of the gelatin derivative fiber sheet of Examples 1 to 3 and the gelatin fiber sheet of Reference Example 1 prepared by performing a thermal cross-linking treatment for 3 hours.
  • Example 1 (20C10-ApGltn), white triangle mark: Example 2 (13C10-ApGltn), white circle mark: Example 3 (37C10-ApGltn), black circle mark: Reference Example 1 (Org) Graph showing the relationship between the thickness ( ⁇ m) and the pressure resistance strength (cmH 2 O) of the non-woven fabric made of polyglycolic acid of the comparative example. The results of a pressure resistance test on a rat-excised lung of a gelatin derivative fiber sheet (13C10), a gelatin fiber sheet (Org), and a non-woven fabric (PGA sheet) made of polyglycolic acid prepared by performing a thermal cross-linking treatment for 5 hours are shown.
  • PGA sheet non-woven fabric
  • the biological tissue adhesive sheet according to one embodiment of the present invention includes a non-woven fabric made of fibers containing a crosslinked gelatin derivative.
  • the biological tissue adhesive sheet containing a non-woven fabric made of fibers containing a crosslinked gelatin derivative according to the present embodiment may be referred to as a “gelatin derivative fiber sheet”.
  • the gelatin derivative is represented by the following formula 1. Equation 1: Gltn-NH-L-CHR 1 R 2
  • Gltn represents a gelatin residue
  • L represents a single bond or a divalent linking group
  • R 1 and R 2 are each independently a hydrocarbon group having 1 to 20 carbon atoms. Alternatively, it is a hydrogen atom, and at least one selected from the group consisting of R 1 and R 2 is the hydrocarbon group.
  • the divalent linking group of L is not particularly limited, but -C (O)-, -C (O) O-, -OC (O)-, -O-, -S-, -NR- (R is Examples thereof include a hydrogen atom (representing a hydrogen atom or a monovalent organic group), an alkylene group, an alkenylene group (preferably having 2 to 10 carbon atoms), and a combination thereof, and among them, ⁇ C (O) ⁇ is preferable.
  • N is not particularly limited, but is preferably derived from the ⁇ -amino group of lysine (Lys) in gelatin.
  • a method for binding * -CHR 1 R 2 (* represents a binding position) to the amino group of lysine with or without a linking group (in other words, directly) will be described later, for example, so-called.
  • Examples thereof include a method using a reductive amination reaction (a method using an aldehyde or a ketone), a method using a Schotten-Baumann reaction (a method using an acid chloride), and the like.
  • N it may be a group obtained by reacting a compound having an amino group with a carboxy group contained in an amino acid in gelatin with a carbodiimide compound or the like.
  • the -NH- structure of Equation 1 can be detected, for example, in the FT-IR (Fourier transform infrared spectroscopy) spectrum with a band near 3300 cm -1.
  • R 1 and R 2 are preferably a hydrogen atom.
  • the hydrocarbon group having 1 to 20 carbon atoms is not particularly limited, and for example, a chain hydrocarbon group having 1 to 20 carbon atoms, an alicyclic hydrocarbon group having 3 to 20 carbon atoms, and 6 to 20 carbon atoms. Examples include 14 aromatic hydrocarbon groups and a combination of these groups having 2 to 20 carbon atoms.
  • Examples of the chain hydrocarbon group having 1 to 20 carbon atoms include a methyl group, an ethyl group, an n-propyl group, an i-propyl group, an n-butyl group, a 2-methylpropyl group, and a 1-methylpropyl group. Examples thereof include a t-butyl group.
  • the number of carbon atoms of the chain hydrocarbon group is preferably 2 or more, more preferably 3 or more, and 6 or more in that a biological tissue adhesive sheet having a more excellent effect of the present invention can be obtained. More preferably, 7 or more is particularly preferable, 8 or more is most preferable, 19 or less is preferable, 18 or less is more preferable, 17 or less is further preferable, 16 or less is particularly preferable, and 15 or less is most preferable. , 14 or less are more preferable.
  • Examples of the alicyclic hydrocarbon group having 3 to 20 carbon atoms include a cyclopropyl group, a cyclopentyl group, a cyclohexyl group, an adamantyl group, a norbornyl group and the like.
  • the aromatic hydrocarbon group having 6 to 14 carbon atoms is not particularly limited, and examples thereof include a phenyl group, a tolyl group, and a naphthyl group.
  • the group in which the above is combined is not particularly limited, and examples thereof include an aralkyl group having 6 to 12 carbon atoms such as a benzyl group, a phenethyl group, a naphthylmethyl group, and a naphthylethyl group.
  • an alkyl group having 1 to 20 carbon atoms is preferable as the hydrocarbon group having 1 to 20 carbon atoms in the formula 1 in that a biological tissue adhesive sheet having a more excellent effect of the present invention can be obtained.
  • the carbon number of the alkyl group can be appropriately selected within the above range according to the purpose of use of the biological tissue adhesive sheet, the application site, and the like. More specifically, when a certain level of water resistance is required as a characteristic of the biological tissue adhesive sheet, the number of carbon atoms of the alkyl group is preferably 4 or more, more preferably 6 or more, still more preferably 8 or more. Further, from the viewpoint of suppressing self-aggregation of the biological tissue adhesive sheet, the number of carbon atoms of the alkyl group is preferably 18 or less, more preferably 16 or less, and further preferably 14 or less.
  • gelatin derivative represented by the formula 1 at least one selected from the group consisting of the following formulas 2 and 3 in that a biological tissue adhesive sheet having a more excellent effect of the present invention can be obtained.
  • a gelatin derivative is preferable, and a gelatin derivative represented by the formula 2 is more preferable.
  • Gelatin derivatives represented by Formula 2, and Formula 3 are typically the amino group of a lysine * -CHR 1 R 2 (* represents a binding position below * -. Represented by CHR 1 R 2 The group is also referred to as a "hydrophobic group").
  • the amount of the hydrophobic group introduced in the gelatin derivatives represented by the formulas 2 and 3 is not particularly limited, but the imino group (-NH-) to which the hydrophobic group is bonded with respect to the amount of the amino group contained in the raw material gelatin is not particularly limited.
  • the content molar ratio (imino group / amino group) of the amount of) is preferably 0.08 to 0.8, more preferably 0.08 to 0.7, further preferably 0.08 to 0.6, and 0. 08 to 0.5 is particularly preferable.
  • the molar content ratio (in other words, the derivatization rate) of the above-mentioned "imino group / amino group” is the amount of the amino group in the raw material gelatin and the amount of the amino group in the gelatin derivative, which is 2,4.
  • 6-Trinitrobenzene sulfonic acid method (TNBS method) means a numerical value obtained quantified.
  • the raw material gelatin that can be used for preparing the above gelatin derivative is not particularly limited, but may be any gelatin obtained by natural origin, synthesis, fermentation, genetic recombination, or the like. More specifically, the raw material gelatin may be derived from a mammal or a fish, but it is described above in that a biological tissue adhesive sheet having a more excellent effect of the present invention can be obtained.
  • the gelatin derivative is preferably a derivative of cold water fish gelatin.
  • cold water fish gelatin refers to gelatin derived from cold water fish.
  • Cold water fish is also called cold water fish or cold sea fish, and it is known that the water temperature of the habitat is low (as a guide, about 10 ° C to 15 ° C).
  • examples of the cold water fish include, but are not limited to, cod, Thailand, and salmon.
  • cod means a general term for fish belonging to the subfamily Cod, and examples thereof include cod, saffron cod, and walleye pollock (Alaska pollack).
  • Thiiland means a general term for fish belonging to the Thai family, and examples thereof include red sea bream, black sea bream, and crimson seabream.
  • “salmon” means a general term for fish belonging to the family Salmonidae, and examples thereof include salmon, Atlantic salmon (Atlantic salmon), and sockeye salmon.
  • the cold water fish may be a natural fish or a genetically modified fish.
  • the cold water fish gelatin is cod-derived gelatin (cod gelatin), and among them, gelatin derived from walleye pollock is more preferable.
  • the cold water fish gelatin may be produced from a raw material collagen (cold water fish collagen) pretreated with an acid (inorganic acid such as hydrochloric acid or sulfuric acid) or an alkali (lime).
  • Pretreatment of collagen as a raw material affects the hydrolysis of acid amide in collagen (deamidation of amino acid side chains) that occurs in the process of gelatin production.
  • the point is different.
  • the former acid-treated gelatin has an isoionic point of about pH 8 to 9
  • the latter alkali-treated gelatin has an isoionic point of about pH 5.
  • cold water fish gelatin has a similar amino acid sequence to mammalian-derived gelatin, is easily decomposed by enzymes, and has high biocompatibility.
  • cold-water fish gelatin has a lower freezing point than gelatin derived from mammals and has room temperature fluidity. This is due to the fact that the number (content) of hydroxyproline in the collagen of cold water fish is lower than that of mammalian collagen, and thus the denaturation temperature of collagen in cold water fish is low. In fish, which are poikilotherms, the denaturation temperature of collagen differs depending on the growing environment. Therefore, the fiber sheet using cold water fish gelatin has a feature that it easily hydrates and gels in the living body.
  • An advantage when the biological tissue adhesive sheet of the present embodiment is a cold water fish gelatin derivative fiber sheet is the physical characteristics of cold water fish gelatin as described above. Therefore, it is considered more effective to select the type of cold water fish gelatin according to the purpose of use of the biological tissue adhesive sheet, the application site, and the like.
  • the molecular weight of the raw material gelatin is not particularly limited, but is preferably in the range of 20,000 to 150,000, and more preferably in the range of 30,000 to 100,000. When the molecular weight is within the above range, a biological tissue adhesive sheet having better tissue adhesiveness can be obtained, and the strength of the sheet itself by a predetermined pressure resistance test as shown in Examples described later (hereinafter, "membrane strength"). It is also called) and the handling of the sheet is also good.
  • the molecular weight of the raw material gelatin means the weight average molecular weight (Mw) in terms of standard pullulan measured by gel permeation chromatography (GPC).
  • the raw material gelatin may be gelatin that has been reduced to endotoxin by a conventionally known method.
  • the non-woven fabric is made of a fiber containing a crosslinked gelatin derivative (hereinafter, also referred to as "gelatin derivative fiber").
  • crosslinked gelatin derivative means a crosslinked product of a gelatin derivative.
  • the crosslinked product of a gelatin derivative typically means a reactant obtained by imparting energy such as heat or light to the gelatin derivative and / or reacting the gelatin derivative with a crosslinking agent.
  • crosslinked gelatin derivative or "crosslinked product of gelatin derivative”
  • the gelatin derivative is crosslinked by an irreversible crosslink reaction, that is, gelatin obtained by an irreversible crosslink reaction. It means a crosslinked product of the derivative, and does not contain a gelatin derivative having a crosslinked structure (physically crosslinked structure) formed by intermolecular and / or intramolecular interaction of the gelatin derivative.
  • the method of applying energy to the gelatin derivative to obtain a crosslinked product of the gelatin derivative is not particularly limited, but for example, a method of applying heat (giving heat energy) and active light or radiation (for example, electron beam).
  • a method of irradiating (giving light energy) or the like can be mentioned.
  • a method of applying thermal energy in other words, heating
  • thermal cross-linking is preferable in that a cross-linked product of a gelatin derivative can be obtained more easily.
  • the method for thermally cross-linking the gelatin derivative is not particularly limited, but typically, a method of heating the gelatin derivative in a reduced pressure environment at 100 to 200 ° C. for 1 to 8 hours can be mentioned.
  • the amino group in the gelatin derivative and other reactive groups for example, carboxy group, mercapto group, etc. react with each other to obtain a crosslinked product.
  • the crosslinked product of the gelatin derivative may be obtained by reacting the gelatin derivative with a crosslinking agent.
  • the cross-linking agent is not particularly limited, and examples thereof include polybasic acid, aldehyde compound, acid anhydride, dithiocarbonate, and diisothiocyanate activated by genipin, N-hydroxysuccinimide, or N-sulfoxisuccinimide.
  • the cross-linking agent for example, the compounds described in paragraphs 0021 to 0024 of International Publication No. 2018/079538 can also be used, and the above contents are incorporated in the present specification.
  • the thickness of the biological tissue adhesive sheet is not particularly limited, and can be appropriately adjusted according to the purpose of use, the application site, and the like. Specifically, for example, in respiratory surgery and gastrointestinal surgery, when applied to organs such as lungs, the range is preferably 100 ⁇ m or more and 500 ⁇ m or less. When the thickness is within the above range, a biological tissue adhesive sheet having both excellent bulk strength and excellent flexibility can be obtained. When the thickness is 100 ⁇ m or more, the biological tissue adhesive sheet has better bulk strength. Further, when the thickness of the non-woven fabric is 500 ⁇ m or less, the biological tissue adhesive sheet has more excellent flexibility.
  • the thickness is preferably 150 ⁇ m or more in that a biological tissue adhesive sheet having more excellent bulk strength can be obtained. Further, the thickness is preferably 400 ⁇ m or less, more preferably 300 ⁇ m or less, still more preferably 250 ⁇ m or less, in that a bioadhesive sheet having more excellent flexibility can be obtained.
  • the biological tissue adhesive sheet of the present embodiment preferably contains an agent fixed to the above-mentioned non-woven fabric.
  • fixation includes inclusion and adsorption.
  • the above-mentioned drug is selected according to the purpose of use of the biological tissue adhesive sheet, the application site, and the like, and examples thereof include, but are not limited to, anticancer agents, antibacterial agents, and growth factors.
  • one type of drug may be used alone, or two or more types may be used in combination.
  • anticancer agent examples include, but are not limited to, cisplatin, carboplatin, nedaplatin, oxaliplatin and the like.
  • the above-mentioned anti-cancer agent is an anti-cancer agent classified into a platinum complex (platinum compound), but the anti-cancer agent that can be used in the present invention is not limited to this, and for example, an alkylating agent.
  • Antineoplastic agents folic acid metabolism antagonists (pemetrexed, etc.), pyrimidine metabolism inhibitors, purine metabolism inhibitors, etc.) It may be a nucleotide analog or the like; a topoisomerase inhibitor; a microtubule inhibitor; an antineoplastic antibiotic (doxorubicin or the like); or a molecular target drug or the like.
  • the antibacterial agent include antibacterial antibiotics and antifungal antibiotics.
  • penicillin penicillin G, ampicillin, baccampicillin, etc.
  • cefepime first generation (cefazolin, etc.), second generation (cefothium, etc.), third generation (cefdinir, etc.), fourth generation (Cefepime, etc.)
  • Carbapenem-based monobactam-based, penem-based, and the like, but not limited to these.
  • the above antibacterial agents are also collectively referred to as ⁇ -lactam antibiotics, but other than that, for example, aminoglycosides, lincomycins, chloramphenicols, macrolides, ketolides, and polypeptides.
  • VEGF vascular endothelial cell growth factor
  • bFGF basic fibroblast growth factor
  • PDGF platelet-derived growth factor
  • HGF hepatocyte growth factor
  • TGF- ⁇ transforming growth factor-. ⁇ and the like can be mentioned, but the present invention is not limited thereto.
  • the above-mentioned drug may be subjected to a sustained release treatment by a conventionally known method, if necessary.
  • a sustained release treatment for example, when the drug is an anticancer drug, the effect of the anticancer drug on the target cancer cells can be further enhanced.
  • Pleural mesothelioma has many postoperative recurrences and prognosis even if total pleural pneumonectomy (EPP) or surgical operation (excision) by pleural resection / decortication (P / D) is possible. It is known to be one of the bad malignant diseases.
  • the biological tissue adhesive sheet of the present embodiment has excellent adhesiveness to the soft tissue surface including the pulmonary thoracic membrane in a moist environment, and also contains an anticancer agent such as cisplatin as an agent fixed to the non-woven fabric. Therefore, it is considered that the anticancer drug can be gradually released from the sheet and the cancer cells remaining after the removal of the cancer lesion can be killed.
  • the biological tissue adhesive sheet of the present invention can be a sheet having excellent biocompatibility and tissue adhesiveness as well as sustained drug release, and thus is a conventional medical sheet. As described above, it can be applied not only for the purpose of reinforcing the sutured portion after the surgical operation and preventing air leakage, but also for the purpose of treating the living tissue after the operation.
  • the method for producing the biological tissue adhesive sheet is not particularly limited, but typically, a non-woven fabric is formed by a conventionally known method such as an electrospinning method (electrospinning method), a melt blow method, and a spunbond method using a gelatin derivative. A method of producing and then cross-linking the gelatin derivative can be mentioned. Among them, the following production method is preferable as the method for producing the present biotissue adhesive sheet in that a biotissue adhesive sheet having excellent uniformity can be obtained more easily.
  • the method for producing a biological tissue adhesive sheet according to an embodiment of the present invention is To prepare a composition containing a gelatin derivative and a solvent (hereinafter, also referred to as “composition preparation step”), The composition is electrospun to prepare a non-woven fabric composed of fibers containing a gelatin derivative (hereinafter, also referred to as “electrospinning step”). It includes applying energy to the non-woven fabric to obtain a biological tissue adhesive sheet (hereinafter, also referred to as “energy applying step”).
  • energy applying step includes applying energy to the non-woven fabric to obtain a biological tissue adhesive sheet.
  • composition preparation process The composition contains the gelatin derivative described above and the solvent.
  • the content of the gelatin derivative in the composition is not particularly limited, but is generally set to the total volume (mL) of the solvent in the composition in that a biological tissue adhesive sheet having a better effect of the present invention can be obtained. On the other hand, 5 to 50% by volume / volume (g / mL) is preferable.
  • the composition may contain one kind of gelatin derivative alone or two or more kinds. When the composition contains two or more kinds of gelatin derivatives, the total content thereof is preferably within the above numerical range.
  • the solvent contained in the composition is not particularly limited, and a solvent capable of dissolving and / or dispersing the gelatin derivative is preferable.
  • a solvent capable of dissolving and / or dispersing the gelatin derivative.
  • the solvent for example, water, an organic solvent, and a mixture thereof can be used.
  • water ultrapure water, deionized water, distilled water and the like can be used.
  • the organic solvent is not particularly limited, but alcohol having 1 to 3 carbon atoms, ester and the like can be used, and ethanol is preferable.
  • the method for preparing the composition is not particularly limited, and a known method can be used.
  • a gelatin derivative may be added to the solvent and heated if necessary.
  • the heating temperature at this time is preferably a temperature at which thermal cross-linking of the gelatin derivative does not proceed. Specifically, 40 to 90 ° C. is preferable.
  • the composition may contain components other than the above.
  • components other than the above include cross-linking agents and chemicals. It is preferable that the composition does not substantially contain the cross-linking agent in that an unintended action of the unreacted cross-linking agent is less likely to occur depending on the purpose of use of the biological tissue adhesive sheet, the application site, and the like.
  • the method for synthesizing the gelatin derivative is not particularly limited, and examples thereof include (1) preparation of a raw material gelatin solution, (2) derivatization, and (3) purification, which will be described below.
  • the raw material gelatin is heated at 40 to 90 ° C. in an amount of 5 to 50 mass / volume% and dissolved in a solvent (water and / or an organic solvent mixed with water).
  • a solvent water and / or an organic solvent mixed with water.
  • water ultrapure water, deionized water, distilled water and the like can be used.
  • the organic solvent is not particularly limited, but alcohol having 1 to 3 carbon atoms, ester and the like can be used, and ethanol is preferable.
  • Derivatization reagent having a hydrocarbon group to be introduced is added to the gelatin solution obtained in (1) above, and the mixture is stirred for a predetermined time to react.
  • the derivatization reagent an aldehyde having a hydrocarbon group, a ketone, or the like can be used.
  • a hydrocarbon group to which an amino group (for example, a primary amino group) is further bonded can also be used.
  • the gelatin derivative of the above formula 1 can be obtained by using so-called "reduction amination".
  • a compound in which an amino group is bonded to a hydrocarbon group is used as the derivatization reagent, the above hydrocarbon group is bonded to the carboxy group of gelatin via an imino group by using a carbodiimide compound.
  • the gelatin derivative of formula 1 is obtained.
  • the aldehyde having a hydrocarbon group, the ketone and the like are not particularly limited, and for example, hexanal, heptanal, octanal, nonanal, decanal, undecanal, dodecanal, tetradecanal, decylethyl ketone and the like can be used.
  • the reaction temperature at this time is 30 to 80 ° C., and the reaction time is 0.5 to 12 hours.
  • the amount of aldehyde used is 1 to 4 times the stoichiometric amount corresponding to the desired derivatization rate. More preferably, it is 1 to 2 times.
  • the Schiff base is reduced to obtain the structure of the above formula 1.
  • known reducing agents such as sodium cyanoborohydride (NaBH 3 CN), sodium hydride triacetoxyborohydride (NaBH (OAc) 3 ), 2-picoline borane, and pyridine borane can be used. Of these, 2-picoline borane is preferred.
  • Picoline borane is stable and can carry out the reductive amination reaction of aldehydes or ketones in one step (one pot) in an organic solvent. Also, a yield of 80-90% can be achieved.
  • the amount of 2-picoline borane used is preferably 1 to 3 equivalents with respect to the equivalent of the derivatizing reagent.
  • the order in which the reducing agent and the aldehyde or the like are added may be arbitrary, and either of them may be added to the gelatin solution first or may be added at the same time.
  • the Schotten-Baumann reaction can also be used.
  • the Schotten-Baumann reaction is a method of reacting a carboxylic acid chloride with an amine in the presence of a base to obtain an amide.
  • the Schotten-Baumann reaction can be used to form an amide bond, typically derived from the ⁇ -amino group of lysine, to introduce a given hydrophobic group.
  • the condensation reaction may proceed by adding a base to the gelatin solution, dissolving the carboxylic acid chloride in an organic solvent, and mixing the two.
  • the base is not particularly limited, and generally water-soluble bases such as triethylamine and pyridine can be used.
  • the electrospinning step is a step of electrospinning the composition to obtain a non-woven fabric.
  • fibers are obtained by applying a high voltage to the composition to charge the composition, and the non-woven fabric can be obtained by depositing the fibers.
  • As a method of charging the composition it is preferable to connect an electrode connected to a high-voltage power supply device to the composition itself or a container, and typically apply a voltage of 1 to 100 kV, and apply a voltage of 5 to 50 kV. It is more preferable to apply.
  • the type of voltage may be either direct current or alternating current.
  • the temperature at the time of electrospinning is not particularly limited, but may be appropriately adjusted according to the boiling point and volatility of the solvent contained in the composition. As one embodiment, 10 to 30 ° C. is preferable. Since this production method includes this step, a non-woven fabric can be produced without heating the composition, in other words, without heating the gelatin derivative. Therefore, unintentional cross-linking of the gelatin derivative is suppressed, and a biological tissue adhesive sheet having a more uniform structure (more uniform fiber diameter, etc.) can be easily obtained.
  • the energy applying step is a step of applying energy to the non-woven fabric to obtain a biological tissue adhesive sheet.
  • a biological tissue adhesive sheet By applying energy, at least a part of the gelatin derivative is crosslinked between the molecules and / or within the molecule to obtain a obtained biological tissue adhesive sheet having better bulk strength and better water resistance.
  • the energy to be applied is not particularly limited, and may be light and / or heat. Among them, it is preferable that the non-woven fabric is heated to apply energy in that the biological tissue adhesive sheet can be obtained more easily.
  • the heating method is not particularly limited, but typically, a method of heating the non-woven fabric in a reduced pressure environment at 100 to 200 ° C. for 1 to 8 hours can be mentioned. More specifically, for example, when the molecular weight (Mw) of the raw material gelatin is about 100,000, a method of heating for 1 to 6 hours under the conditions of a reduced pressure environment and 140 to 160 ° C (for example, 150 ° C) Can be mentioned.
  • Mw molecular weight
  • the present production method includes irradiating the biological tissue adhesive sheet obtained by the energy applying step with ultraviolet rays to make the surface of the fiber containing the gelatin derivative hydrophilic (also referred to as “ultraviolet irradiation step”). You may. Hereinafter, the ultraviolet irradiation step will be described.
  • the ultraviolet irradiation step is a step of further irradiating a fiber containing a crosslinked gelatin derivative (gelatin derivative fiber) with ultraviolet rays to make the surface of the fiber hydrophilic.
  • a crosslinked gelatin derivative gelatin derivative fiber
  • the conditions of ultraviolet irradiation are not particularly limited, but usually, irradiation is performed between 10 minutes and 90 minutes, more preferably between 30 minutes and 90 minutes, and even more preferably between 45 minutes and 75 minutes. Irradiate. Within the above range, the surface of the gelatin derivative fiber can be appropriately made hydrophilic without impairing the production efficiency. Further, the ultraviolet irradiation time is preferably adjusted within the above range in consideration of the structure of the gelatin derivative constituting the gelatin derivative fiber. For example, when the gelatin derivative is represented by the above formula 1, formula 2 or formula 3, it is preferable to consider the number of carbon atoms and the amount of introduction of the hydrophobic group in the gelatin derivative.
  • a gelatin derivative having a total number of carbon atoms of the hydrophobic groups (* -CHR 1 R 2 ) of 10 and an introduction rate of the hydrophobic groups of 8 mol% is used. If so, when ultraviolet rays are irradiated for 10 minutes, 30 minutes, and 60 minutes under predetermined conditions, the contact angle of the water droplets dropped on the surface of the gelatin derivative fiber sheet becomes smaller than in the case of not irradiating with ultraviolet rays. In particular, the degree of decrease in the contact angle was very large between 10 minutes and 30 minutes.
  • the contact angle of the water droplet after irradiation with ultraviolet rays for 5 minutes was about the same as the value after irradiation with ultraviolet rays for 30 minutes on the gelatin derivative. It was. That is, the hydrophilicity of the surface of the gelatin derivative fiber is adjusted by adjusting the ultraviolet irradiation time within the above range in consideration of the three-dimensional bulkiness and positional relationship (denseness) of the hydrophobic group introduced into the gelatin derivative. The degree of conversion can be adjusted.
  • UV intensity is preferably 0.05 ⁇ 50mW / cm 2, more preferably 0.5 ⁇ 10mW / cm 2.
  • the integrated amount of ultraviolet light is preferably 1 to 100 J / cm 2 and more preferably 5 to 100 J / cm 2 .
  • the ultraviolet irradiation device is not particularly limited, and a commercially available ultraviolet irradiation device may be used. Normally, one surface of the biological tissue adhesive sheet (the surface in contact with the target tissue) may be irradiated with ultraviolet rays, but both sides of the sheet may be irradiated with ultraviolet rays. In this case, a certain period of time may be applied. (For example, every 5 minutes, every 10 minutes, every 15 minutes, etc.), the irradiated surface (front and back of the sheet) may be changed. Further, since the fiber surface becomes hydrophilic after ultraviolet irradiation, it is preferable to store the sheet in a dry atmosphere such as in the presence of a dehumidifying agent.
  • the biological tissue reinforcing material kit includes the above-mentioned biological tissue adhesive sheet.
  • the kit of the present embodiment preferably includes instructions for describing the method of using the biological tissue adhesive sheet of the present invention, precautions for use, and the like.
  • the "instruction sheet” includes a package insert, a package label, or an instruction manual, and is not particularly limited, but for example, a package insert, prescribing information, leaflet, etc. Can be mentioned.
  • the instructions may be provided in paper media or in the form of electronic media (eg, homepages provided on the Internet, e-mail).
  • decanal C 10 H 20 O
  • the introduction rate (induction rate) of the decyl group in the obtained gelatin derivative was quantified by the TNBS method. Specifically, 5 mg of a gelatin derivative was added to 5 mL of a 50% DMSO aqueous solution, and the mixture was dissolved by heating in a water bath set at 60 ° C. for 1 hour. Then, 100 ⁇ L of the gelatin derivative solution was dispensed into a 48-well plate, 100 ⁇ L of 0.1% triethylamine (TEA) 50% DMSO aqueous solution was added, and the mixture was stirred with a plate shaker for 1 minute.
  • TAA triethylamine
  • the gelatin derivative obtained as described above was designated as "20C10-ApGltn".
  • a and b are used as numbers and displayed as “" a "C” b "-ApGltn”
  • the total number of carbon atoms of the hydrophobic group (* -CHR 1 R 2) in the formula 1 is displayed. Is "b”, indicating that the introduction rate of the hydrophobic group is "a” mol%.
  • the description of the "-ApGltn" part may be omitted and the description may be "aCb", but the meaning is the same as the above.
  • gelatin derivative fiber sheet 1.5 g of the obtained gelatin derivative (20C10) was added to 5 mL of a 60% aqueous ethanol solution and dissolved in a water bath set at 55 ° C. Next, the obtained gelatin solution was transferred to a syringe having a capacity of 5 mL equipped with an 18 gauge needle, and a non-woven fabric composed of gelatin derivative fibers was prepared on a collector by an electric field spinning method. The obtained non-woven fabric was heated (heat-crosslinked) for 3 hours under a reduced pressure environment at 150 ° C. to obtain a gelatin derivative fiber sheet.
  • the fiber diameter of the gelatin derivative fiber was 2 to 5 ⁇ m, and a fiber sheet having a uniform structure was obtained (FIG. 1 (a)).
  • the thickness of the sheet was about 200 ⁇ m.
  • Example 2 A gelatin derivative (13C10-ApGltn) having an inducibility of 13 mol% was prepared by the same procedure as in Example 1 except that the amount of decanal added to the raw material gelatin solution was changed. Using this gelatin derivative (13C10), a gelatin derivative fiber sheet was prepared by the same procedure as in Example 1.
  • Example 3 A gelatin derivative (37C10-ApGltn) having an inducibility of 37 mol% was prepared by the same procedure as in Example 1 except that the amount of decanal added to the raw material gelatin solution was changed. Using this gelatin derivative (37C10), a gelatin derivative fiber sheet was prepared by the same procedure as in Example 1.
  • FIGS. 1 (a) to 1 (c) are SEM images of gelatin derivative fiber sheets of Examples 1 to 3, respectively.
  • the fiber diameter of the gelatin derivative fiber was 2 to 5 ⁇ m in any of the sheets, and no defects such as ball-shaped lumps (beads) were confirmed.
  • the gelatin fiber sheet of Reference Example 1 had the same fiber diameter, and no defects such as ball-shaped lumps (beads) were confirmed.
  • FIG. 3 (a) to 3 (c) are schematic views of the pressure resistance test for the porcine pleura.
  • FIG. 3A is a photograph showing the configuration of the apparatus used in the test
  • FIG. 3B is a schematic view showing a cross section of the test chamber
  • FIG. 3C is an adherend (pig). It is a schematic diagram which shows the structure of a pleura) and a gelatin derivative fiber sheet.
  • a hole with a diameter of 3 mm is made in the center of the pleural tissue molded to a diameter of 30 mm, and a gelatin derivative fiber sheet molded to a diameter of 15 mm is attached to the hole (Fig. 3 (c))
  • a test chamber FIG. 3 (b)
  • Physiological saline was flowed at a flow rate of 2 mL / min from the direction indicated by the arrow in FIGS. 3 (a) and 3 (b), and the pressure when the gelatin derivative fiber sheet attached to the pleural tissue was broken was measured with a pressure gauge (FIG. 3). 3 (a)).
  • gelatin derivative fiber sheets of Examples 1 to 3 a total of three types, one having a thickness of 100 to 150 ⁇ m, one having a thickness of about 200 ⁇ m, and one having a thickness of 300 to 350 ⁇ m, which were prepared by the above procedure, were used. Using. As the gelatin fiber sheet of Reference Example 1, a total of three types, one having a thickness of about 200 ⁇ m, one having a thickness of about 250 ⁇ m, and one having a thickness of about 400 ⁇ m, which were prepared by the above procedure, were used.
  • a non-woven fabric made of polyglycolic acid (Neovel (registered trademark) TypeNV-M-015G (thickness 150 ⁇ m), TypeNV-M-03G (thickness 300 ⁇ m), TypeNV-M-05G (thickness 500 ⁇ m)) , Gunze Co., Ltd.) was used to perform the above pressure resistance test.
  • FIGS. 4 and 5 The results are shown in FIGS. 4 and 5. 4, gelatin derivatives fiber sheets of Examples 1 to 3 prepared by performing thermal crosslinking treatment for 3 hours, and the relationship of gelatin fiber thickness of the sheet of Reference Example 1 ([mu] m) and compressive strength (cm H 2 O) It is a graph which shows.
  • FIG. 5 is a graph showing the relationship between the thickness ( ⁇ m) and the pressure resistance strength (cmH 2 O) of the non-woven fabric made of polyglycolic acid of Comparative Example.
  • the withstand strength of the sheet (13C10) of Example 2 is about 20 (cmH 2 O)
  • the withstand strength of the sheet (20C10) of Example 1 is about 30 (cmH 2). It was O).
  • the sheet was broken while the physiological saline solution was flowing through the test chamber without peeling of the adhesive portion between the pleural tissue and the sheet.
  • the gelatin derivative fiber sheet of the present invention has excellent tissue adhesiveness and film strength as compared with the conventional medical sheet.
  • the biological tissue adhesive sheet of Example 1 having a thickness of 150 ⁇ m or more has more excellent adhesive strength. Further, it was found that the biological tissue adhesive sheet of Example 1 having a thickness of 500 ⁇ m or less has more excellent bulk strength and more excellent flexibility. Further, it was found that the biological tissue adhesive sheet of Example 1 having a thickness of 400 ⁇ m or less has further excellent bulk strength and further excellent flexibility. Further, it was found that the biological tissue adhesive sheet of Example 1 having a thickness of 300 ⁇ m or less has particularly excellent bulk strength and particularly excellent flexibility.
  • the biological tissue adhesive sheet of Example 1 in which the hydrophobic group has 4 or more carbon atoms has more excellent bulk strength.
  • the biological tissue adhesive sheet of Example 1 having a hydrophobic group having 18 or less carbon atoms had better bulk strength.
  • Example 4 [Preparation and characterization of gelatin derivative fiber sheets with different thermal cross-linking treatment conditions]
  • a non-woven fabric made of gelatin derivative fibers was prepared by the same procedure as described above, and then heat-crosslinking treatment was carried out for 1 hour or 5 hours to obtain the gelatin derivative fiber.
  • the gelatin derivative (37C10) of Example 3 having an derivatization rate of 37 mol% was subjected to thermal cross-linking treatment for 1 hour or 5 hours, and a gelatin derivative fiber sheet (thickness of about 200 ⁇ m) obtained was used.
  • the fiber diameter of the fiber is 1 to 3 ⁇ m in any of the fiber sheets, and the fiber sheet has a uniform structure. Met.
  • the gelatin derivative depends on the gelatin derivatization rate, the thickness of the gelatin derivative fiber sheet, and the thermal cross-linking treatment condition (thermal cross-linking treatment time). It was suggested that the film strength of the fiber sheet could be adjusted. Specifically, as the thermal cross-linking treatment time is lengthened, the progress of the cross-linking reaction between the amino group and the carboxy group in the gelatin derivative increases, and the cross-linking density in the gelatin derivative fiber sheet becomes higher. The crosslink density in the gelatin derivative fiber sheet is also related to the gelatin derivatization rate and the thickness of the gelatin derivative fiber sheet.
  • the gelatin derivative fiber sheet thus prepared to have an appropriate crosslink density is less likely to swell in a moist environment on the surface of a living tissue, and by penetrating into the target living tissue and self-assembling, it has excellent adhesion. Because it exhibits properties, it has excellent pressure resistance and sealing strength.
  • the 20C10 sheet showed a higher swelling rate (about 20%).
  • Young's modulus showed the highest value (about 1.7 KPa) in the Org sheet, and 13C10, 20C10,
  • the 37C10 sheet was in the range of about 0.7-1.0 KPa.
  • the tensile strength of the Org sheet was the highest (about 0.11 MPa), that of the 13C10 and 37C10 sheets was about 0.08 MPa, and that of the 20C10 sheet was about 0.05 MPa.
  • both lungs including the trachea were excised from the rat, and a defect portion having a depth of 2 mm was prepared in the pleura of the excised lung with a 20 G injection needle, and a diameter of about 7 mm and a thickness were provided so as to cover the defect portion.
  • a 0.2 mm sheet piece was attached.
  • the removed lung to which the sheet piece was attached was allowed to stand for 10 minutes, and then air was blown from the trachea at a flow rate of 1.0 mL / sec while being immersed in physiological saline at 37 ° C. The pressure when the attached sheet piece broke and air leakage occurred was measured with a pressure gauge.
  • FIG. 6 shows a pressure resistance test of a gelatin derivative fiber sheet (13C10), a gelatin fiber sheet (Org), and a non-woven fabric (PGA sheet) made of polyglycolic acid prepared by performing a thermal cross-linking treatment for 5 hours on a rat-excised lung. It is a graph which shows the result of.
  • the pressure resistance strengths when the gelatin fiber sheet (Org) and the non-woven fabric (PGA sheet) made of polyglycolic acid are used are about 20 (cmH 2 O) and about 15 (CmH 2 O), respectively. Whereas it was cmH 2 O), the pressure resistance strength when the gelatin derivative fiber sheet (13C10) was used exceeded 40 (cmH 2 O).
  • the center of the back of the rat was shaved and disinfected, the skin was incised, a sheet having a diameter of about 7 mm and a thickness of 0.2 mm was embedded, and then the skin was sutured.
  • the observation period was 3, 7, 14, and 21 days after the operation. During each observation period, the implanted sheet and its surrounding tissue were collected, and observed with an optical microscope and tissue observation by hematoxylin-eosin staining. Dedicated to.
  • the sheet was completely decomposed on the 21st day after the operation, and no strong inflammatory reaction was confirmed. More specifically, at 14 days after the operation, the incision site was healed and the sheet was decomposed so that it could hardly be confirmed with the naked eye. From this, it is considered that the decomposition reaction of the gelatin derivative fiber sheet was promoted by the enzyme secreted from the tissue cells around the sheet as the skin incised at the time of sheet implantation healed.
  • the decomposition rate of the sheet was slightly slower than that in the case of using the gelatin derivative fiber sheet (13C10), and it was almost completely decomposed on the 21st day after the operation.
  • the sheet remained even 21 days after the operation. It is considered that this is because the decomposition rate of the sheet was slow as compared with the progress of healing of the incision site because the decomposition of PGA sheet was a hydrolysis reaction. Further, in such a case, there is a concern that the inflammatory reaction may continue due to the remaining sheet after tissue healing.
  • Example 5 A gelatin derivative (8C10-ApGltn) having an inducibility of 8 mol% was prepared by the same procedure as in Example 1 except that the amount of decanal added to the raw material gelatin solution was changed. Using this gelatin derivative (8C10), a non-woven fabric made of gelatin derivative fibers was prepared in the same procedure as in Example 1, and then the obtained non-woven fabric was heated in a reduced pressure environment at 150 ° C. for 5 hours (thermal cross-linking treatment). ), And a gelatin derivative fiber sheet was obtained. In the following, the gelatin derivative fiber sheet obtained in this example will also be referred to as "8C10-AdFS".
  • Example 6 The 8C10-AdFS obtained in Example 5 was allowed to stand in a UV irradiation box (created by the National Institute for Materials Science) for 60 minutes with ultraviolet rays of 185 nm and 254 nm (radioactive source: UV lamp, manufactured by MIYATA ELEVAM Inc.). ) was irradiated at room temperature to perform surface treatment of the fibers of the fiber sheet.
  • UV irradiation box created by the National Institute for Materials Science
  • UV lamp UV lamp, manufactured by MIYATA ELEVAM Inc.
  • Ultraviolet rays are applied to a gelatin fiber sheet (hereinafter, also referred to as "Org-AdFS") obtained by performing a thermal cross-linking treatment for 5 hours using the raw material gelatin (Org) of Reference Example 1 by the same procedure as in Example 6. Irradiation was performed to surface-treat the fibers of the fiber sheet.
  • the gelatin fiber sheet obtained in this reference example and subjected to UV irradiation for 60 minutes is also referred to as "UV-Org-AdFS”.
  • the absorption spectra of the gelatin derivative (8C10-ApGltn) prepared in Example 5 and the raw material gelatin (Org) were measured by Fourier transform infrared spectroscopy (FT-IR), and the molecular structure was analyzed. both, -CH 2 - stretching from vibration 2925 ⁇ 2970cm -1 vicinity absorption, and, -CH 3 alkyl end - absorption near 2875cm -1, which derived from stretching vibration was observed.
  • the transmittance (% T) around 3280 cm -1 derived from -NH-stretching vibration tended to be lower than that in Org. Further, as a result of measuring 1 H-NMR spectrum, methylene proton derived from an alkylene group was confirmed to be around 1.27 ppm in 8C10-ApGltn.
  • the fiber diameters of 8C10-AdFS, UV-8C10-AdFS, Org-AdFS, and UV-Org-AdFS are all within the range of 1 to 2 ⁇ m. It was confirmed that a fiber sheet having a uniform structure was obtained.
  • the contact angle of water droplets was significantly reduced by irradiation with ultraviolet rays for 10 minutes as compared with the case without irradiation, and the surface of the gelatin derivative fiber was hydrophilic. Further, the surface of the gelatin derivative fiber becomes highly hydrophilic by irradiation for 30 minutes, and the surface of the gelatin derivative fiber becomes almost completely hydrophilic by irradiation for 60 minutes. Was confirmed. On the other hand, in Org-AdFS and UV-Org-AdFS, the contact angles of water droplets were about 40 ° and about 0 °, respectively.
  • the measurement results of the contact angles are about 15 °, about 7.5 °, and, respectively. It was about 0 °. From these results, in the fiber sheet using the raw material gelatin, the contact angle of water droplets is greatly reduced by irradiation with ultraviolet rays for 10 minutes or less as compared with the case of no irradiation, and the surface of the gelatin fiber becomes highly hydrophilic. Furthermore, it was confirmed that the surface of the gelatin fiber became completely hydrophilic by irradiation for 30 minutes.
  • a test piece was cut out from 8C10-AdFS, UV-8C10-AdFS, Org-AdFS, and UV-Org-AdFS, and immersed in physiological saline at 37 ° C. for 24 hours to evaluate the degree of swelling.
  • the sheet also showed a similar swelling rate in the range of about 12.5% to about 16%, but among them, UV-8C10-AdFS tended to have a slightly higher swelling rate.
  • FIG. 7 is a graph showing the relationship between the ultraviolet irradiation time (min) and the pressure resistance strength (cmH 2 O) of the gelatin derivative fiber sheet.
  • the fiber sheet (UV-8C10-AdFS) obtained by irradiating with ultraviolet rays for 60 minutes showed a withstand voltage about 3 times or more that of 8C10-AdFS.
  • Example 6 using the fiber sheet prepared in the same procedure as in Example 5, Example 6, and Reference Example 2 except that the thermal cross-linking treatment was set to 1 hour, the standing time after the sheet was attached to the pleural tissue was set to 0.
  • the pressure resistance test for the porcine pleura was performed for 5 minutes, 1 minute, 2 minutes, 5 minutes, or 10 minutes.
  • FIG. 8 shows a gelatin derivative fiber sheet (UV-8C10-AdFS1), a gelatin fiber sheet (UV-Org-AdFS1), and ultraviolet rays obtained by performing thermal cross-linking treatment for 1 hour and irradiating with ultraviolet rays for 60 minutes.
  • the above gelatin derivative fiber sheet prepared using the gelatin derivative (8C10) is also used in the test chamber in the same manner as described above. It was possible to measure the pressure when the sheet broke without peeling between the pleural tissue and the adhesive part of the sheet while the saline solution was flowing.
  • a sample (UV-8C10-AdFS or UV-Org-AdFS) is placed in a container containing a collagenase solution for 30 minutes, 60 minutes, 90 minutes, 120 minutes, 150 minutes, and 180 minutes. After immersion in the collagenase solution, the collagenase solution was removed, and the weight of the remaining sample was measured to calculate the residual ratio (%) with respect to the weight of the sample before immersion in the collagenase solution.
  • FIG. 9 is a graph showing the results of a degradation test of UV-8C10-AdFS and UV-Org-AdFS using collagenase.
  • L929 cells were cultured in a normal culture medium for 24 hours, and the number of cells was counted by the WST-8 assay.
  • the biological tissue adhesive sheet of the present invention has tissue adhesiveness superior to that of conventional medical sheets and also has excellent membrane strength, so that it can be applied in medical fields such as respiratory surgery, gastroenterology, and gastroenterology. There is expected. Further, the biological tissue adhesive sheet of the present invention is used as a tissue reinforcing material by fixing a drug (for example, an anticancer drug) to a non-woven fabric made of fibers containing a crosslinked gelatin derivative, and thus elutes the drug. It can also be used as a sex sheet.
  • a drug for example, an anticancer drug

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Abstract

本発明は、優れた組織接着性を有する生体組織接着シートを提供する。　本発明の一実施形態に係る生体組織接着シートは、架橋されたゼラチン誘導体を含む繊維からなる不織布を含み、前記ゼラチン誘導体は、下記式１で表される。　式１：Ｇｌｔｎ－ＮＨ－Ｌ－ＣＨＲ１Ｒ２ （式１中、Ｇｌｔｎはゼラチン残基を表し、Ｌは単結合、又は、２価の連結基を表し、Ｒ１、及び、Ｒ２は、それぞれ独立に炭素数１～２０個の炭化水素基、又は、水素原子であり、Ｒ１、及び、Ｒ２からなる群より選択される少なくとも一方は前記炭化水素基である。）

Description

生体組織接着シート、生体組織補強材料キット、及び、生体組織接着シートの製造方法
　本発明は、生体組織接着シート、生体組織補強材料キット、及び、生体組織接着シートの製造方法に関する。
　呼吸器外科、消化器外科、消化器内科等の医療分野において、手術後の縫合部の補強、及び、空気漏れの防止等を目的として、シート状の医療機器（医療用シート）が利用されている。
　このような医療用シートとして、特許文献１には、「少なくともその一部をポリグリコール酸より成るメルトブロー法にて製造した不織布にて構成した縫合補綴材。」が記載されている。
特開２０００－１５７６２２号公報
　本発明者らは、特許文献１に記載の縫合補綴材によれば、生体組織表面の湿潤環境において十分な組織接着性が得られない場合があることを知見している。
　そこで、本発明は、上記の事情に鑑み、優れた組織接着性を有する生体組織接着シートを提供することを課題とする。
　また、本発明は、生体組織補強材料キット、及び、生体組織接着シートの製造方法を提供することも課題とする。
　本発明者は、生体親和性に優れるゼラチンに着目し、鋭意検討した結果、以下の構成により上記目的を達成することができることを見出した。
［１］　後述する式１で表される架橋されたゼラチン誘導体を含む繊維からなる不織布を含む、生体組織接着シート。
［２］　上記式１中の炭化水素基が、炭素数１～２０個の鎖状炭化水素基、炭素数３～２０個の脂環式炭化水素基、炭素数６～１４個の芳香族炭化水素基、及び、これらを組み合わせた炭素数２～２０個の基からなる群より選択される少なくとも１種である、［１］に記載の生体組織接着シート。
［３］　上記炭化水素基が、炭素数１～２０個のアルキル基である、［１］又は［２］に記載の生体組織接着シート。
［４］　上記アルキル基の炭素数が４～１８個である、［３］に記載の生体組織接着シート。
［５］　厚さが１００μｍ以上５００μｍ以下の範囲である、［１］～［４］のいずれかに記載の生体組織接着シート。
［６］　上記不織布に固定された薬剤を含む、［１］～［５］のいずれかに記載の生体組織接着シート。
［７］　上記薬剤が抗がん剤である、［６］に記載の生体組織接着シート。
［８］　上記薬剤が抗菌剤である、［６］に記載の生体組織接着シート。
［９］　上記薬剤が成長因子である、［６］に記載の生体組織接着シート。
［１０］　上記ゼラチン誘導体が、冷水魚ゼラチンの誘導体である、［１］～［９］のいずれかに記載の生体組織接着シート。
［１１］　上記冷水魚ゼラチンが、タラゼラチン、タイゼラチン、サケゼラチン、及び、これらの遺伝子組換えゼラチンからなる群より選択される少なくとも１種である、［１０］に記載の生体組織接着シート。
［１２］　［１］～［１１］のいずれかに記載の生体組織接着シートを含む、生体組織補強材料キット。
［１３］　［１］～［１１］のいずれかに記載の生体組織接着シートの製造方法であって、
　上記ゼラチン誘導体と溶媒とを含有する組成物を調製することと、
　上記組成物を電界紡糸して上記ゼラチン誘導体を含む繊維からなる不織布を調製することと、
　上記不織布にエネルギーを付与して、生体組織接着シートを得ることと、
を包含する、生体組織接着シートの製造方法。
［１４］　上記エネルギーの付与が、上記不織布を加熱して行われる、［１３］に記載の生体組織接着シートの製造方法。
［１５］　更に、上記生体組織接着シートに紫外線を照射し、上記ゼラチン誘導体を含む繊維の表面を親水化することを包含する、［１３］又は［１４］に記載の生体組織接着シートの製造方法。
［１６］　上記生体組織接着シートに紫外線を１０分間～９０分間照射する、［１５］に記載の生体組織接着シートの製造方法。
　本発明によれば、優れた組織接着性を有する生体組織接着シートを提供できる。また、本発明の生体組織接着シートは、所定の耐圧強度試験において、従来の生体内分解吸収性素材からなる不織布を上回る耐圧強度を示す。
　また、本発明によれば、生体組織補強材料キット、及び、生体組織接着シートの製造方法も提供できる。
　本発明の生体組織接着シートは、架橋されたゼラチン誘導体を含む繊維からなる不織布を含む構成であるので、前記不織布に薬剤（例えば、抗がん剤等）を固定させることによって、組織補強材としての用途に加え、薬剤溶出性シートとしても使用し得る。
実施例１～３のゼラチン誘導体ファイバーシートのＳＥＭ画像：（ａ）実施例１（２０Ｃ１０－ＡｐＧｌｔｎ）、（ｂ）実施例２（１３Ｃ１０－ＡｐＧｌｔｎ）、（ｃ）実施例３（３７Ｃ１０－ＡｐＧｌｔｎ） 実施例１のゼラチン誘導体ファイバーシート、及び、参考例１のゼラチンファイバーシートの表面における経時的な接触角の変化を示すグラフ。白丸印：実施例１（２０Ｃ１０－ＡｐＧｌｔｎ）、黒丸印：参考例１（Ｏｒｇ） 実施例におけるブタ胸膜に対する耐圧強度試験の概要図：（ａ）試験に用いた装置の構成を示す写真、（ｂ）テストチャンバーの断面を示す模式図、（ｃ）被着体（ブタ胸膜）とゼラチン誘導体ファイバーシートの構成を示す模式図 熱架橋処理を３時間行って調製した実施例１～３のゼラチン誘導体ファイバーシート、及び、参考例１のゼラチンファイバーシートの厚さ（μｍ）と耐圧強度（ｃｍＨ２Ｏ）の関係を示すグラフ。四角印：実施例１（２０Ｃ１０－ＡｐＧｌｔｎ）、白三角印：実施例２（１３Ｃ１０－ＡｐＧｌｔｎ）、白丸印：実施例３（３７Ｃ１０－ＡｐＧｌｔｎ）、黒丸印：参考例１（Ｏｒｇ） 比較例のポリグリコール酸からなる不織布の厚さ（μｍ）と耐圧強度（ｃｍＨ２Ｏ）の関係を示すグラフ 熱架橋処理を５時間行って調製したゼラチン誘導体ファイバーシート（１３Ｃ１０）、ゼラチンファイバーシート（Ｏｒｇ）、及び、ポリグリコール酸からなる不織布（ＰＧＡ　ｓｈｅｅｔ）の、ラット摘出肺に対する耐圧強度試験の結果を示すグラフ ゼラチン誘導体ファイバーシート（８Ｃ１０）に対する紫外線照射時間（ｍｉｎ）と耐圧強度（ｃｍＨ２Ｏ）の関係を示すグラフ 熱架橋処理を１時間行い、紫外線照射を６０分間行って得た、ゼラチン誘導体ファイバーシート（ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ１）、及び、ゼラチンファイバーシート（ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ１）、並びに、紫外線未照射のゼラチン誘導体ファイバーシート（８Ｃ１０－ＡｄＦＳ１）、及び、ゼラチンファイバーシート（Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ１）の、ブタ胸膜に対する耐圧強度試験における、シートの静置時間（ｍｉｎ）と耐圧強度（ｃｍＨ２Ｏ）の関係を示すグラフ。白丸印：ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ１、白四角印：８Ｃ１０－ＡｄＦＳ１、黒三角印：ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ１、黒丸印：Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ１ 紫外線照射を６０分間行って得た、ゼラチン誘導体ファイバーシート（ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ）、及び、ゼラチンファイバーシート（ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ）の、コラゲナーゼを用いた分解性試験の結果を示すグラフ。白丸印：ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ、黒丸印：ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ
　以下、本発明の実施の形態を説明する。
［生体組織接着シート］
　本発明の一実施形態に係る生体組織接着シートは、架橋されたゼラチン誘導体を含む繊維からなる不織布を含む。
　なお、以下では、本実施形態に係る、架橋されたゼラチン誘導体を含む繊維からなる不織布を含む生体組織接着シートを、「ゼラチン誘導体ファイバーシート」という場合がある。
＜ゼラチン誘導体＞
　本実施形態の生体組織接着シートにおいて、ゼラチン誘導体は、下記式１で表される。
　式１：Ｇｌｔｎ－ＮＨ－Ｌ－ＣＨＲ１Ｒ２
　式１中、Ｇｌｔｎはゼラチン残基を表し、Ｌは単結合、又は、２価の連結基を表し、Ｒ１、及び、Ｒ２は、それぞれ独立に炭素数１～２０個の炭化水素基、又は、水素原子であり、Ｒ１、及び、Ｒ２からなる群より選択される少なくとも一方は前記炭化水素基である。
　Ｌの２価の連結基としては特に制限されないが、－Ｃ（Ｏ）－、－Ｃ（Ｏ）Ｏ－、－ＯＣ（Ｏ）－、－Ｏ－、－Ｓ－、－ＮＲ－（Ｒは水素原子又は１価の有機基を表す）、アルキレン基、アルケニレン基（炭素数２～１０個が好ましい）、及び、これらの組み合わせ等が挙げられ、なかでも、－Ｃ（Ｏ）－が好ましい。
　式１中、Ｎは、特に制限されないが、ゼラチン中のリジン（Ｌｙｓ）のε－アミノ基に由来することが好ましい。リジンのアミノ基に連結基を介して、又は、介さずに（言い換えれば直接）、＊－ＣＨＲ１Ｒ２（＊は結合位置を表す）を結合させる方法としては、後述するが、例えば、いわゆる還元（的）アミノ化反応（アルデヒド、又は、ケトンを用いる方法）、及び、ショッテン・バウマン（Ｓｃｈｏｔｔｅｎ－Ｂａｕｍａｎｎ）反応（酸クロライドを用いる方法）等を利用する方法が挙げられる。
　Ｎの他の形態としては、ゼラチン中のアミノ酸が有するカルボキシ基に、アミノ基を有する化合物を、カルボジイミド化合物等を用いて反応させて得られる基であってもよい。
　なお、式１の－ＮＨ－構造は、例えば、ＦＴ－ＩＲ（フーリエ変換赤外分光法）スペクトルにおいて、３３００ｃｍ－１付近のバンドにより検出することができる。
　式１中、Ｒ１、及び、Ｒ２の一方は、水素原子であることが好ましい。
　炭素数１～２０個の炭化水素基としては特に制限されず、例えば、炭素数１～２０個の鎖状炭化水素基、炭素数３～２０個の脂環式炭化水素基、炭素数６～１４個の芳香族炭化水素基、及び、これらを組み合わせた炭素数２～２０個の基が挙げられる。
　炭素数１～２０個の鎖状炭化水素基としては、例えば、メチル基、エチル基、ｎ-プロピル基、ｉ－プロピル基、ｎ－ブチル基、２－メチルプロピル基、１－メチルプロピル基、ｔ－ブチル基等が挙げられる。
　なかでも、より優れた本発明の効果を有する生体組織接着シートが得られる点で、鎖状炭化水素基の炭素数としては、２個以上が好ましく、３個以上がより好ましく、６個以上が更に好ましく、７個以上が特に好ましく、８個以上が最も好ましく、１９個以下が好ましく、１８個以下がより好ましく、１７個以下が更に好ましく、１６個以下が特に好ましく、１５個以下が最も好ましく、１４個以下がより最も好ましい。
　炭素数３～２０個の脂環式炭化水素基としては、例えば、シクロプロピル基、シクロペンチル基、シクロヘキシル基、アダマンチル基、及び、ノルボルニル基等が挙げられる。
　炭素数６～１４個の芳香族炭化水素基としては、特に制限されないが、フェニル基、トリル基、及び、ナフチル基等が挙げられる。
　上記を組み合わせた基としては、特に制限されないが、例えば、ベンジル基、フェネチル基、ナフチルメチル基、及び、ナフチルエチル基等の炭素数６～１２個のアラルキル基等が挙げられる。
　なかでも、より優れた本発明の効果を有する生体組織接着シートが得られる点で、式１中における炭素数１～２０の炭化水素基としては、炭素数１～２０個のアルキル基が好ましい。
　アルキル基の炭素数は、生体組織接着シートの使用目的や適用部位等に応じて、上記範囲内で適宜選択することができる。より具体的には、生体組織接着シートの特性として一定の耐水性が求められる場合には、アルキル基の炭素数は４個以上が好ましく、６個以上がより好ましく、８個以上が更に好ましい。また、生体組織接着シートの自己凝集を抑制する観点からは、アルキル基の炭素数は１８個以下が好ましく、１６個以下がより好ましく、１４個以下が更に好ましい。
　式１で表されるゼラチン誘導体としては、より優れた本発明の効果を有する生体組織接着シートが得られる点で、以下の式２、及び、式３からなる群より選択される少なくとも１種のゼラチン誘導体が好ましく、式２で表されるゼラチン誘導体がより好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000001
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000002
　式２、及び、式３中、各記号の意味はすでに説明した式１と同様であり、好適形態も同様である。
　式２、及び、式３で表されるゼラチン誘導体は、典型的にはリジンのアミノ基に＊－ＣＨＲ１Ｒ２（＊は結合位置を表す。以下、＊－ＣＨＲ１Ｒ２で表される基を、「疎水性基」ともいう。）が結合されたものである。
　式２、及び、式３で表されるゼラチン誘導体における疎水性基の導入量としては特に制限されないが、原料ゼラチンが有するアミノ基の量に対する、疎水性基が結合されたイミノ基（－ＮＨ－）の量の含有モル比（イミノ基／アミノ基）が、０．０８～０．８が好ましく、０．０８～０．７がより好ましく、０．０８～０．６が更に好ましく、０．０８～０．５が特に好ましい。
　なお、本明細書において、上記「イミノ基／アミノ基」の含有モル比（言い換えれば、誘導化率）は、原料ゼラチン中のアミノ基と、ゼラチン誘導体中のアミノ基の量を、２，４，６－トリニトロベンゼンスルホン酸法（ＴＮＢＳ法）によって定量して得られる数値を意味する。
　なお、上記ゼラチン誘導体の調製に使用可能な原料ゼラチンとしては特に制限されないが、天然由来、合成、発酵、及び、遺伝子組換え等により得られるゼラチンのいずれであってもよい。より具体的には、原料ゼラチンとしては、哺乳動物由来であってもよいし、魚由来であってもよいが、より優れた本発明の効果を有する生体組織接着シートが得られる点で、上記ゼラチン誘導体は、冷水魚ゼラチンの誘導体であることが好ましい。
　本明細書において、「冷水魚ゼラチン」とは、冷水魚由来のゼラチンをいう。
　冷水魚（cold water fish）は、冷水性魚類、又は、寒海性魚類とも称され、生息場所の水温が低い（目安として、１０℃～１５℃程度）ことが知られている。冷水魚としては、例えば、タラ、タイ、及び、サケ等が挙げられるが、これらに限定されない。ここで、「タラ」とは、タラ亜科に属する魚類の総称を意味し、例えば、マダラ、コマイ、及び、スケトウダラ（スケソウダラ）等が挙げられる。また、「タイ」とは、タイ科に属する魚類の総称を意味し、例えば、マダイ、クロダイ、及び、キダイ等が挙げられる。また、「サケ」とは、サケ科に属する魚類の総称を意味し、例えば、シロザケ、タイセイヨウサケ（アトランティックサーモン）、及び、ベニザケ等が挙げられる。
　なお、冷水魚は、天然魚であっても、遺伝子組換え魚であってもよい。
　好ましい実施形態では、冷水魚ゼラチンは、タラ由来のゼラチン（タラゼラチン）であり、なかでもスケトウダラ由来のゼラチンがより好ましい。
　冷水魚ゼラチンは、原料のコラーゲン（冷水魚のコラーゲン）を酸（塩酸、硫酸等の無機酸）、又は、アルカリ（石灰）を用いて前処理したものから製造されたものであってもよい。原料のコラーゲンに対する前処理は、ゼラチンの製造過程で生じるコラーゲン中の酸アミドの加水分解（アミノ酸側鎖の脱アミド）に影響するため、前処理の有無、及び、その条件によって、ゼラチンの等イオン点が異なる。具体的には、前者の酸処理ゼラチンでは、等イオン点がｐＨ８～９程度であり、後者のアルカリ処理ゼラチンでは、等イオン点がｐＨ５程度である。
　また、冷水魚ゼラチンは、哺乳動物由来のゼラチンとアミノ酸配列が類似しており、酵素により容易に分解され、生体親和性が高い。一方、冷水魚ゼラチンは、哺乳動物由来のゼラチンに比べ凝固点が低く、常温流動性を有している。これは、冷水魚のコラーゲン中のヒドロキシプロリン（Hydroxyproline）の数（含有率）が哺乳動物のコラーゲンに比べて低く、これにより、冷水魚のコラーゲンの変性温度が低いことに起因している。また、変温動物である魚類では、その生育環境によって、コラーゲンの変性温度が異なる。そのため、冷水魚ゼラチンを用いたファイバーシートは生体内で容易に水和してゲル化するという特徴を持つ。
　本実施形態の生体組織接着シートが冷水魚ゼラチン誘導体ファイバーシートである場合の利点として、上述したような冷水魚ゼラチンの物性が挙げられる。そのため、生体組織接着シートの使用目的や適用部位等に応じて、冷水魚ゼラチンの種類を選択することがより有効であると考えられる。
　上記原料ゼラチンの分子量は特に制限されないが、２０，０００～１５０，０００の範囲であることが好ましく、３０，０００～１００，０００の範囲であることがより好ましい。分子量が上記範囲内であると、より優れた組織接着性を有する生体組織接着シートが得られ、後述する実施例に示すような所定の耐圧強度試験によるシート自体の強度（以下、「膜強度」ともいう。）に優れ、シートの取扱い性も良い。なお、本明細書において、原料ゼラチンの分子量は、ゲル浸透クロマトグラフィー（ＧＰＣ）により測定される標準プルラン換算の重量平均分子量（Ｍｗ）を意味する。
　なお、原料ゼラチンは、従来公知の方法により低エンドトキシン化されたゼラチンであってもよい。
＜不織布＞
　本実施形態の生体組織接着シートにおいて、不織布は、架橋されたゼラチン誘導体を含む繊維（以下、「ゼラチン誘導体ファイバー」ともいう。）からなる。
　本明細書において、「架橋されたゼラチン誘導体」とは、ゼラチン誘導体の架橋物を意味する。ゼラチン誘導体の架橋物とは、典型的には、ゼラチン誘導体に熱や光などのエネルギーを付与する、及び／又は、ゼラチン誘導体を架橋剤により反応させることにより得られる反応物を意味する。
　本明細書において、「架橋されたゼラチン誘導体」、又は、「ゼラチン誘導体の架橋物」というときには、不可逆的な架橋反応によりゼラチン誘導体が架橋された状態、すなわち、不可逆的な架橋反応により得られるゼラチン誘導体の架橋物を意味し、ゼラチン誘導体の分子間、及び／又は、分子内の相互作用により形成された架橋構造（物理架橋構造）を有するゼラチン誘導体を含まない。
　ゼラチン誘導体にエネルギーを付与してゼラチン誘導体の架橋物を得る方法としては特に制限されないが、例えば、熱を加える（熱エネルギーを付与する）方法、及び、活性光線若しくは放射線（例えば、電子線等）を照射する（光エネルギーを付与する）方法等が挙げられる。なかでも、より容易にゼラチン誘導体の架橋物が得られる点で、熱エネルギーを付与する（言い換えれば加熱する）方法（すなわち、熱架橋）が好ましい。
　ゼラチン誘導体を熱架橋する方法としては特に制限されないが、典型的には、ゼラチン誘導体を減圧環境、１００～２００℃の条件下で、１～８時間加熱する方法が挙げられる。上記により、例えば、ゼラチン誘導体中のアミノ基、及び、その他の反応性基（例えば、カルボキシ基、及び、メルカプト基等）が反応し、架橋物が得られる。
　また、ゼラチン誘導体の架橋物は、ゼラチン誘導体と、架橋剤とを反応させて得られたものであってもよい。架橋剤としては特に限定されないが、ゲニピン、Ｎ－ヒドロキシスクシンイミド若しくはＮ－スルホキシスクシンイミドで活性化された多塩基酸、アルデヒド化合物、酸無水物、ジチオカーボネート、及び、ジイソチオシアネート等が挙げられる。
　架橋剤としては、例えば、国際公開第２０１８／０７９５３８号の００２１～００２４段落に記載された化合物も使用でき、上記内容は本明細書に組み込まれる。
　本生体組織接着シートの厚さは特に制限されず、使用目的や適用部位等に応じて、適宜調整することができる。具体的には、例えば、呼吸器外科、及び、消化器外科の手術において、肺などの器官に適用する場合、１００μｍ以上５００μｍ以下の範囲であることが好ましい。厚さが上記範囲内であると、優れたバルク強度と優れた柔軟性を兼ね備えた生体組織接着シートとすることができる。
　厚さが１００μｍ以上であると、生体組織接着シートはより優れたバルク強度を有する。また、不織布の厚さが５００μｍ以下であると、生体組織接着シートはより優れた柔軟性を有する。
　なかでも、より優れたバルク強度を有する生体組織接着シートが得られる点で、厚さは、１５０μｍ以上が好ましい。また、より優れた柔軟性を有する生体接着シートが得られる点で、厚さは、４００μｍ以下が好ましく、３００μｍ以下がより好ましく、２５０μｍ以下が更に好ましい。
＜薬剤＞
　一局面において、本実施形態の生体組織接着シートは、上記不織布に固定された薬剤を含むことが好ましい。なお、固定とは、内包、及び、吸着を含む。
　上記薬剤は、生体組織接着シートの使用目的や適用部位等に応じて選択されるものであり、例えば、抗がん剤、抗菌剤、及び、成長因子が挙げられるが、これに限定されない。また、薬剤は、１種を単独で用いてもよく、２種以上を併用してもよい。
　抗がん剤としては、例えば、シスプラチン、カルボプラチン、ネダプラチン、オキサリプラチン等が挙げられるが、これらに限定されない。なお、上記の抗がん剤は、白金錯体（白金化合物）に分類される抗がん剤であるが、本発明において使用され得る抗がん剤はこれに限定されず、例えば、アルキル化薬（ナイトロジェンマスタード類（シクロホスファミド等）、及び、ニトロソウレア類（ニムスチン等）等）；代謝拮抗薬（葉酸代謝拮抗薬（ペメトレキセド等）、ピリミジン代謝阻害薬、プリン代謝阻害薬、及び、ヌクレオチドアナログ等）；トポイソメラーゼ阻害薬；微小管阻害薬；抗腫瘍性抗生物質（ドキソルビシン等）；又は、分子標的薬等であってもよい。
　抗菌剤としては、例えば、抗菌性抗生物質、及び、抗真菌性抗生物質等が挙げられる。より具体的には、例えば、ペニシリン系（ペニシリンＧ、アンピシリン、バカンピシリン等）、セフェム系（第一世代（セファゾリン等）、第二世代（セフォチアム等）、第三世代（セフジニル等）、第四世代（セフェピム等））、カルバペネム系、モノバクタム系、ペネム系等に分類される抗菌剤が挙げられるが、これらに限定されない。また、上記の抗菌剤は、包括的にβ－ラクタム系の抗菌剤とも呼ばれるが、それ以外に、例えば、アミノグリコシド系、リンコマイシン系、クロラムフェニコール系、マクロライド系、ケトライド系、ポリペプチド系、グリコペプチド系、テトラサイクリン系の抗菌剤を使用することもできる。また、キノロン系、オキサゾリジノン系、及び、サルファ剤系等に分類される合成抗菌剤を使用することもできる。
　成長因子としては、例えば、血管内皮細胞増殖因子（ＶＥＧＦ）、塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）、血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ）、肝細胞増殖因子（ＨＧＦ）、及び、トランスフォーミング増殖因子－β（ＴＧＦ－β）等が挙げられるが、これらに限定されない。
　また、上記薬剤は、必要に応じて、従来公知の方法により徐放化処理が施されていてもよい。徐放化処理が施されていることにより、例えば薬剤が抗がん剤である場合に、標的とするがん細胞に対する抗がん剤の効果をより高め得る。
　ここで、本実施形態の生体組織接着シートの適用例として、悪性胸膜中皮腫の治療を例にして説明する。
　胸膜中皮腫は、胸膜肺全摘術（ＥＰＰ）、又は、胸膜切除／肺剥皮術（Ｐ／Ｄ）による外科手術（切除）が可能な場合であっても、術後再発が多く、予後の悪い悪性疾患の一つであることが知られている。
　本実施形態の生体組織接着シートは、湿潤環境において、肺胸膜を含む軟組織表面に対して優れた接着性を有することに加え、不織布に固定された薬剤としてシスプラチン等の抗がん剤を含むことによって、シートから抗がん剤を徐放し、がんの病巣部の摘出後に残存したがん細胞を死滅させることができると考えられる。
　このように、本発明の生体組織接着シートは、生体親和性、及び、組織接着性に優れることに加えて、薬剤徐放性をも兼ね備えたシートとすることができるので、従来の医療用シートのように、外科手術後の縫合部の補強、及び、空気漏れの防止等を目的とする使用だけでなく、手術後の生体組織の治療を目的とする用途への応用が可能である。
［生体組織接着シートの製造方法］
　生体組織接着シートの製造方法としては特に制限されないが、典型的には、ゼラチン誘導体を用いて電界紡糸法（エレクトロスピニング法）、メルトブロー法、及び、スパンボンド法等の従来公知の方法で不織布を製造し、その後、ゼラチン誘導体を架橋する方法が挙げられる。
　なかでも、より簡便に、優れた均一性を有する生体組織接着シートを得られる点で、本生体組織接着シートの製造方法としては、以下の製造方法が好ましい。
　本発明の一実施形態に係る生体組織接着シートの製造方法（以下、「本製造方法」ともいう。）は、
　ゼラチン誘導体と溶媒とを含有する組成物を調製すること（以下「組成物調製工程」ともいう。）と、
　前記組成物を電界紡糸してゼラチン誘導体を含む繊維からなる不織布を調製すること（以下「電界紡糸工程」ともいう。）と、
　前記不織布にエネルギーを付与して、生体組織接着シートを得ること（以下「エネルギー付与工程」ともいう。）と、を包含する。
　以下では、上記各工程について説明する。
（組成物調製工程）
　組成物はすでに説明したゼラチン誘導体と溶媒とを含有する。組成物におけるゼラチン誘導体の含有量としては特に制限されないが、より優れた本発明の効果を有する生体組織接着シートが得られる点で、一般に、組成物における溶媒の体積基準の合計量（ｍＬ）に対して、５～５０質量／体積％（ｇ／ｍＬ）が好ましい。なお、組成物は、ゼラチン誘導体の１種を単独で含有してもよく、２種以上を含有していてもよい。組成物が、２種以上のゼラチン誘導体を含有する場合には、その合計含有量が上記数値範囲内であることが好ましい。
　組成物が含有する溶媒としては特に制限されず、ゼラチン誘導体を溶解、及び／又は、分散可能なものが好ましい。溶媒としては、例えば、水、有機溶媒、及び、これらの混合物が使用できる。水としては、超純水、脱イオン水、及び、蒸留水等を用いることができる。有機溶媒としては、特に制限されないが、炭素数１～３個のアルコール、及び、エステル等を用いることができ、エタノールが好ましい。
　組成物の調製方法としては特に制限されず、公知の方法が使用できる。例えば、溶媒にゼラチン誘導体を添加し、必要に応じて加熱すればよい。
　このときの加熱温度としては、ゼラチン誘導体の熱架橋が進行しない温度が好ましい。具体的には、４０～９０℃が好ましい。
　組成物は上記以外の成分を含有してもよい。上記以外の成分としては、例えば、架橋剤、及び、薬剤等が挙げられる。
　なお、生体組織接着シートの使用目的や適用部位等によっては、未反応の架橋剤による意図しない作用がより発生しにくい点で、組成物が実質的に架橋剤を含有しないことが好ましい。
　ゼラチン誘導体の合成方法としては特に制限されないが、以下に説明する（１）原料ゼラチン溶液の調製、（２）誘導体化、及び、（３）精製を含む合成方法が挙げられる。
　（１）原料ゼラチン溶液の調製
　原料ゼラチンを５～５０質量／体積％となる量で、４０～９０℃で加熱して、溶媒（水、及び／又は、水と混和する有機溶媒）に溶解してゼラチン溶液を得る。
　水としては、超純水、脱イオン水、及び、蒸留水等を用いることができる。
　有機溶媒としては、特に制限されないが、炭素数１～３個のアルコール、及び、エステル等を用いることができ、エタノールが好ましい。
　（２）誘導体化
　上記（１）で得られたゼラチン溶液に、導入する炭化水素基を有する誘導体化試薬を添加し、所定時間撹拌して反応させる。誘導体化試薬としては、炭化水素基を有するアルデヒド、及び、ケトン等が使用できる。また、炭化水素基に更にアミノ基（例えば、第１級アミノ基）が結合したものを使用することもできる。
　誘導体化試薬として炭化水素基を有するアルデヒド、及び、ケトン等を使用する場合には、いわゆる「還元アミノ化」を用いて、上記式１のゼラチン誘導体が得られる。
　また、誘導体化試薬として、炭化水素基にアミノ基が結合した化合物を用いる場合には、カルボジイミド化合物を用いて、上記炭化水素基を、イミノ基を介して、ゼラチンのカルボキシ基に結合させ、上記式１のゼラチン誘導体が得られる。
　炭化水素基を有するアルデヒド、及び、ケトン等としては、特に制限されないが、例えば、ヘキサナール、ヘプタナール、オクタナール、ノナナール、デカナール、ウンデカナール、ドデカナール、テトラデカナール、及び、デシルエチルケトン等が使用できる。このときの反応温度は３０～８０℃、反応時間は０．５～１２時間であり、通常、撹拌するだけでゼラチンのアミノ基にシッフ塩基（～Ｎ＝ＣＲ１Ｒ２）を介して上記炭化水素基が結合されたゼラチンを得ることができる。アルデヒドの使用量は、所望の誘導化率に相当する化学量論量に対して１～４倍とする。より好ましくは、１～２倍とする。
　次いで、上記シッフ塩基を還元して上記式１の構造とする。還元剤としてはシアノ水素化ホウ素ナトリウム（ＮａＢＨ３ＣＮ）、水素化トリアセトキシホウ素ナトリウム（ＮａＢＨ（ＯＡｃ）３）、２－ピコリンボラン、及び、ピリジンボラン等の公知の還元剤が使用できる。
　これらのうち、２－ピコリンボランが好ましい。ピコリンボランは安定性があり、有機溶媒中でアルデヒド又はケトンの還元アミノ化反応を一段（ワンポット）で行うことが可能である。また、８０～９０％の収率を達成することができる。
　２－ピコリンボランの使用量は、誘導体化試薬の当量に対して１～３当量であることが好ましい。なお、還元剤と、アルデヒド等を添加する順序は任意でよく、いずれを先にゼラチン溶液に添加しても、同時に添加しても構わない。
　また、誘導体化の他の形態としては、Ｓｃｈｏｔｔｅｎ－Ｂａｕｍａｎｎ反応を利用することもできる。Ｓｃｈｏｔｔｅｎ－Ｂａｕｍａｎｎ反応は、カルボン酸クロリドとアミンとを、塩基の存在下で反応させて、アミドを得る方法である。Ｓｃｈｏｔｔｅｎ－Ｂａｕｍａｎｎ反応を使用すれば、典型的にはリジンのε－アミノ基に由来して、アミド結合を形成し、所定の疎水性基を導入できる。
　より具体的には、ゼラチン溶液に塩基を加え、カルボン酸クロリドを有機溶媒に溶解させ、両者を混合させることで縮合反応を進行させればよい。
　また、塩基としては、特に制限されず、一般的に水溶性のもの、例えばトリエチルアミン、ピリジン等が使用できる。
　（３）精製
　上記（２）で得られた反応溶液に、大過剰の貧溶媒、例えば冷エタノールを加えて、又は、反応溶液を冷エタノールに加えて、粗ゼラチン誘導体を沈殿させる。上記沈殿を濾別した後、エタノール等で洗浄して、ゼラチン誘導体を得る。
（電界紡糸工程）
　電界紡糸工程は、組成物を電界紡糸して不織布を得る工程である。
　電界紡糸法では、組成物に高電圧を印加して帯電させることで繊維を得て、これを堆積させることで不織布を得ることができる。組成物を帯電させる方法としては、高圧電源装置と接続した電極を組成物そのもの、又は、容器に接続し、典型的には１～１００ｋＶの電圧を印加するのが好ましく、５～５０ｋＶの電圧を印加するのがより好ましい。
　電圧の種類としては、直流又は交流のいずれであってもよい。
　電界紡糸の際の温度としては特に制限されないが、組成物が含有する溶媒の沸点、及び、揮発性に応じて、適宜調整すればよい。一実施形態としては、１０～３０℃が好ましい。
　本製造方法は、本工程を有しているため、組成物を加熱しなくとも、言い換えれば、ゼラチン誘導体を加熱しなくとも不織布を製造できる。そのため、ゼラチン誘導体が意図せず架橋することが抑制され、より均一な構造（より均一な繊維径等）を有する生体組織接着シートが得られやすい。
（エネルギー付与工程）
　エネルギー付与工程は、不織布にエネルギーを付与して、生体組織接着シートを得る工程である。エネルギーの付与によってゼラチン誘導体の少なくとも一部が分子間、及び／又は、分子内で架橋し、より優れたバルク強度、及び、より優れた耐水性を有する得られる生体組織接着シートが得られる。
　付与するエネルギーとしては特に制限されず、光、及び／又は、熱であればよい。なかでも、より簡便に生体組織接着シートが得られる点で、エネルギーの付与が、不織布を加熱して行われることが好ましい。
　加熱の方法としては特に制限されないが、典型的には、不織布を減圧環境、１００～２００℃の条件下で、１～８時間加熱する方法が挙げられる。より具体的には、例えば、原料のゼラチンの分子量（Ｍｗ）が約１００,０００の場合、減圧環境、１４０～１６０℃（例えば、１５０℃）の条件下で、１～６時間加熱する方法が挙げられる。
　更に、本製造方法は、上記エネルギー付与工程によって得られた生体組織接着シートに紫外線を照射し、上記ゼラチン誘導体を含む繊維の表面を親水化すること（「紫外線照射工程」ともいう。）を包含してもよい。
　以下では、上記紫外線照射工程について説明する。
（紫外線照射工程）
　紫外線照射工程は、架橋されたゼラチン誘導体を含む繊維（ゼラチン誘導体ファイバー）に、更に、紫外線を照射し、繊維の表面を親水性化する工程である。この紫外線照射による表面処理により、繊維と水滴との接触角が小さくなり、水分の存在下でより膨潤し易くなる。他方、乾燥状態で組織と接触させれば、紫外線照射後の繊維は、依然優れた接着性を有する。
　紫外線照射の条件については、特に制限されないが、通常、１０分間～９０分間の間で照射し、より好ましくは３０分間～９０分間の間で照射し、更に好ましくは４５分間～７５分間の間で照射する。上記範囲内であれば、製造効率を損なうことなく、ゼラチン誘導体ファイバーの表面を適切に親水性化することができる。
　また、紫外線照射時間は、ゼラチン誘導体ファイバーを構成するゼラチン誘導体の構造を考慮して、上記範囲内で調整することが好ましい。例えば、ゼラチン誘導体が、上記式１、式２、又は、式３で表される場合、当該ゼラチン誘導体における疎水性基の炭素数や導入量等を考慮するとよい。より具体的には、後述する実施例において、疎水性基（＊－ＣＨＲ１Ｒ２）の炭素数の合計が１０であり、当該疎水性基の導入率が８モル％であるゼラチン誘導体を用いた場合、所定の条件下で紫外線を１０分間、３０分間、６０分間照射すると、いずれも、紫外線未照射の場合と比較して、ゼラチン誘導体ファイバーシートの表面に滴下した水滴の接触角が小さくなり、特に、当該接触角の減少度は、１０分間と３０分間の間で非常に大きかった。一方、疎水性基を導入していない、原料のゼラチンを用いた場合、５分間の紫外線照射後の水滴の接触角は、上記ゼラチン誘導体への３０分間の紫外線照射後の値と同程度であった。つまり、ゼラチン誘導体に導入された疎水性基の立体的なかさ高さや位置関係（密集度）等を考慮して、上記範囲内で紫外線照射時間を調整することにより、ゼラチン誘導体ファイバーの表面の親水性化の程度を調節することができる。
　紫外線強度は０．０５～５０ｍＷ／ｃｍ２が好ましく、０．５～１０ｍＷ／ｃｍ２がより好ましい。また、紫外線積算光量は、１～１００Ｊ／ｃｍ２が好ましく、５～１００Ｊ／ｃｍ２がより好ましい。
　紫外線照射装置については特に制限はなく、市販の紫外線照射装置を用いてもよい。なお、通常は、生体組織接着シートの一方の面（対象の組織と接触する面）に紫外線を照射すればよいが、シートの両面に紫外線を照射してもよく、この場合には、一定時間（例えば、５分毎、１０分毎、又は、１５分毎など）で被照射面（シートの表裏）を変えればよい。また、紫外線照射後は、繊維表面が親水性になっているので、シートを保存する際は、除湿剤の存在下など、乾燥した雰囲気で保存することが好ましい。
［生体組織補強材料キット］
　本発明の一実施形態に係る生体組織補強材料キットは、上記生体組織接着シートを含む。
　本実施形態のキットは、好ましくは、本発明の生体組織接着シートの使用方法、及び、使用上の注意事項等を記載する指示書を備える。
　本明細書において、「指示書」は、パッケージ挿入物、パッケージラベル、又は、使用説明書を含み、特に限定されないが、例えば、添付文書、処方情報（Prescribing Information）、及び、リーフレット（Leaflet）等が挙げられる。指示書は、紙媒体で提供されてもよく、電子媒体（例えば、インターネットで提供されるホームページ、電子メール）のような形態でも提供され得る。
　以下に実施例に基づいて本発明をさらに詳細に説明する。以下の実施例に示す材料、使用量、割合、処理内容、処理手順等は、本発明の趣旨を逸脱しない限り適宜変更することができる。したがって、本発明の範囲は以下に示す実施例により限定的に解釈されるべきものではない。
＜実施例１＞
［ゼラチン誘導体の調製］
　スケトウダラ由来のゼラチン（Ｍｗ＝３３，０００、新田ゼラチン（株）製。以下、「原料ゼラチン」ともいう。）３０ｇを、１０％エタノール水溶液に添加し、５５℃に設定したオイルバス上で撹拌し、ゼラチンを溶解させた。
　次に、ゼラチンのアミノ基に対して、誘導化率５０モル％に相当する化学量論量の１．５当量のデカナール（Ｃ１０Ｈ２０Ｏ）を１５ｍＬのエタノールに溶解させ、ゼラチン溶液に添加し、１時間撹拌した後、デカナールの約１．５当量の２－ピコリンボランを１５ｍＬのエタノールに溶解させた溶液を添加し、１７時間撹拌した。
　その後、反応溶液の１０倍体積量の冷エタノール中に反応溶液を滴下して、生成されたゼラチン誘導体を再沈殿させ、吸引ろ過を行った。得られた沈殿物の約５倍体積量の冷エタノール中に沈殿物を入れ、１時間撹拌しながら洗浄後吸引ろ過を行った。この洗浄を３回行った後、２日間真空乾燥して、デシル基が導入された白色のゼラチン誘導体を得た（収率約８０（質量／質量）％）。
　得られたゼラチン誘導体におけるデシル基の導入率（誘導化率）をＴＮＢＳ法によって定量した。
　具体的には、５ｍｇのゼラチン誘導体を５ｍＬの５０％ＤＭＳＯ水溶液に添加し、６０℃に設定したウォーターバスで１時間加温して溶解させた。その後、ゼラチン誘導体溶液を、４８穴プレートに１００μＬずつ分取し、１００μＬの０．１％トリエチルアミン（ＴＥＡ）５０％ＤＭＳＯ水溶液を加え、プレートシェイカーで１分間撹拌した。次いで、１００μＬの０．１％ＴＮＢＳ　ＤＭＳＯ水溶液を加え、プレートシェイカーで１分間撹拌した後、３７℃で２時間静置した。その後、５０μＬの６Ｎ　ＨＣｌを添加し、反応を停止させた。最後に、３４０ｎｍにおける吸光度を測定し、ゼラチン誘導体のアミノ基量を定量した。
　原料ゼラチンについても同様にアミノ基量を定量し、得られた結果から、誘導化率は２０モル％であることが確認された。
　また、フーリエ変換赤外分光法（ＦＴ－ＩＲ）によって吸収スペクトルを測定し、ゼラチン誘導体の分子構造を解析した結果、－ＣＨ２－伸縮振動に由来する２９２５～２９７０ｃｍ－１付近の吸収、及び、アルキル末端の－ＣＨ３－伸縮振動に由来する２８７５ｃｍ－１付近の吸収が確認された。
　また、１Ｈ－ＮＭＲスペクトルを測定した結果、アルキレン基に由来するメチレンプロトンが１．２６ｐｐｍ付近に確認された。
　上記により得られたゼラチン誘導体を「２０Ｃ１０－ＡｐＧｌｔｎ」とした。なお、以下の記載において、ａとｂとを数字として、『「ａ」Ｃ「ｂ」－ＡｐＧｌｔｎ』と表示した場合、式１における疎水性基（＊－ＣＨＲ１Ｒ２）の炭素数の合計が「ｂ」であり、疎水性基の導入率が「ａ」モル％であることを表している。
　以下の記載では、「－ＡｐＧｌｔｎ」部分の記載を省略して「ａＣｂ」と記載する場合もあるが、上記と同様の意味である。
［ゼラチン誘導体ファイバーシートの調製］
　得られたゼラチン誘導体（２０Ｃ１０）１．５ｇを、５ｍＬの６０％エタノール水溶液に添加し、５５℃に設定したウォーターバス上で溶解させた。次に、得られたゼラチン溶液を、１８ゲージの針を装着させた容量５ｍＬのシリンジに移し、電界紡糸法により、コレクター上にゼラチン誘導体ファイバーからなる不織布を調製した。
　得られた不織布を減圧環境、１５０℃の条件下で３時間加熱（熱架橋処理）し、ゼラチン誘導体ファイバーシートを得た。
　走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）による観察の結果、ゼラチン誘導体ファイバーの繊維径は、２～５μｍであり、均一な構造を有するファイバーシートが得られたことが確認された（図１（ａ））。また、シートの厚さは、約２００μｍであった。
＜実施例２＞
　原料ゼラチンの溶液に対するデカナールの添加量を変更した以外は実施例１と同様の手順により、誘導化率が１３モル％であるゼラチン誘導体（１３Ｃ１０－ＡｐＧｌｔｎ）を調製した。
　このゼラチン誘導体（１３Ｃ１０）を用いて、実施例１と同様の手順により、ゼラチン誘導体ファイバーシートを調製した。
＜実施例３＞
　原料ゼラチンの溶液に対するデカナールの添加量を変更した以外は実施例１と同様の手順により、誘導化率が３７モル％であるゼラチン誘導体（３７Ｃ１０－ＡｐＧｌｔｎ）を調製した。
　このゼラチン誘導体（３７Ｃ１０）を用いて、実施例１と同様の手順により、ゼラチン誘導体ファイバーシートを調製した。
＜参考例１＞
　原料ゼラチン（以下、「Ｏｒｇ」ともいう。）を用いて、実施例１と同様の手順により、ゼラチンファイバーシートを調製した。
　図１（ａ）～（ｃ）は、それぞれ、実施例１～３のゼラチン誘導体ファイバーシートのＳＥＭ画像である。
　図１（ａ）～（ｃ）に示すように、いずれのシートにおいても、ゼラチン誘導体ファイバーの繊維径は、２～５μｍであり、玉状の固まり（ビーズ）等の欠陥は確認されなかった。
　なお、参考例１のゼラチンファイバーシートにおいても同様の繊維径であり、玉状の固まり（ビーズ）等の欠陥は確認されなかった。
　また、実施例１のゼラチン誘導体ファイバーシート、及び、参考例１のゼラチンファイバーシートの表面に１μＬの純水を滴下し、水滴の接触角の経時的に測定した結果、図２に示すように、参考例１のシート（Ｏｒｇ）は、滴下直後に純水を吸収したのに対して、実施例１のシート（２０Ｃ１０）では、Ｏｒｇと比べて純水の吸収速度が低下し、接触角の増加が確認された。
［ブタ胸膜に対する耐圧強度試験］
　上記のようにして得られた実施例１～３のゼラチン誘導体ファイバーシート、及び、参考例１のゼラチンファイバーシートを用いて、ブタ肺より剥離した胸膜を被着体とする耐圧強度試験を実施した。
　図３（ａ）～（ｃ）は、ブタ胸膜に対する耐圧強度試験の概要図である。図３（ａ）は、試験に用いた装置の構成を示す写真であり、図３（ｂ）は、テストチャンバーの断面を示す模式図であり、図３（ｃ）は、被着体（ブタ胸膜）とゼラチン誘導体ファイバーシートの構成を示す模式図である。
　ＡＳＴＭ　Ｆ２３９２－０４（Standard Test Method for Burst Strength of Surgical Sealants）に従い、直径３０ｍｍに成型した胸膜組織の中央に直径３ｍｍの穴をあけ、そこに直径１５ｍｍに成型したゼラチン誘導体ファイバーシートを貼付し（図３（ｃ））、１０分間静置させた後、テストチャンバーに設置した（図３（ｂ））。
　図３（ａ）及び（ｂ）中に矢印で示す方向から生理食塩水を流量２ｍＬ／ｍｉｎで流し、胸膜組織に貼付したゼラチン誘導体ファイバーシートが破壊したときの圧力を圧力ゲージにより測定した（図３（ａ））。
　なお、実施例１～３のゼラチン誘導体ファイバーシートについては、それぞれ、上記の手順により作製した、厚さが１００～１５０μｍのもの、約２００μｍのもの、及び、３００～３５０μｍのものの、計３種類を用いた。また、参考例１のゼラチンファイバーシートについては、上記の手順により作製した、厚さが約２００μｍのもの、約２５０μｍのもの、及び、約４００μｍのものの、計３種類を用いた。
　また、比較例として、ポリグリコール酸からなる不織布（ネオベール（登録商標）　ＴｙｐｅＮＶ－Ｍ－０１５Ｇ（厚さ１５０μｍ）、ＴｙｐｅＮＶ－Ｍ－０３Ｇ（厚さ３００μｍ）、ＴｙｐｅＮＶ－Ｍ－０５Ｇ（厚さ５００μｍ）、グンゼ社製）を用いて、上記の耐圧強度試験を行った。
　結果を図４、及び、図５に示す。
　図４は、熱架橋処理を３時間行って調製した実施例１～３のゼラチン誘導体ファイバーシート、及び、参考例１のゼラチンファイバーシートの厚さ（μｍ）と耐圧強度（ｃｍＨ２Ｏ）の関係を示すグラフである。
　図５は、比較例のポリグリコール酸からなる不織布の厚さ（μｍ）と耐圧強度（ｃｍＨ２Ｏ）の関係を示すグラフである。
　図４に示すように、実施例１～３のゼラチン誘導体ファイバーシートは、参考例１のゼラチンファイバーシートと比べて優れた耐圧強度を示した（ｎ＝３）。特に、厚さが約２００μｍの場合に、実施例２のシート（１３Ｃ１０）の耐圧強度は約２０（ｃｍＨ２Ｏ）であり、実施例１のシート（２０Ｃ１０）の耐圧強度は約３０（ｃｍＨ２Ｏ）であった。
　一方、図５に示すように、比較例の不織布では、厚さが１５０μｍ、３００μｍ、５００μｍのいずれの場合でも、耐圧強度は１～２（ｃｍＨ２Ｏ）程度の値しか得られず（ｎ＝３）、実施例１～３のシートのみならず、参考例１のシート（Ｏｒｇ）と比べても有意に低い値であった。
　ここで特筆すべきは、本実施例で調製したゼラチン誘導体ファイバーシートでは、テストチャンバーに生理食塩水を流している間に、胸膜組織とシートの接着部分に剥離が生じない状態で、シートが破壊したときの圧力を測定することができたのに対して、比較例の不織布では、生理食塩水を流すことによって胸膜組織とシートの接着部分に剥離が生じたことである（ｎ＝５）。すなわち、比較例の不織布について示した上記の耐圧強度は、より正確には、「胸膜組織に貼付した不織布が破壊したときの圧力値」（すなわち、本明細書でいうところの膜強度を示す値）ではなく、「胸膜組織に貼付した不織布がその接着部分から剥離したときの圧力値」（すなわち、被着体（生体組織）に対する接着性が失われたときの圧力値）として理解されるべきである。
　なお、生理食塩水を流すことによる胸膜組織とシートの接着部分の剥離は、参考例１のゼラチンファイバーシートを用いた場合にも確認された。
　これらの結果から、本発明のゼラチン誘導体ファイバーシートは、従来の医療用シートに比べて組織接着性に優れ、更に、膜強度にも優れていることが確認された。
　図４に示した結果から、厚さが１５０μｍ以上である実施例１の生体組織接着シートはより優れた接着強度を有していることがわかった。また、厚さが５００μｍ以下である実施例１の生体組織接着シートはより優れたバルク強度と、より優れた柔軟性とを有していることがわかった。また、厚さが４００μｍ以下である実施例１の生体組織接着シートは更に優れたバルク強度と、更に優れた柔軟性とを有していることがわかった。また、厚さが３００μｍ以下である実施例１の生体組織接着シートは特に優れたバルク強度と、特に優れた柔軟性とを有していることがわかった。
　また、図４に示した結果から、疎水性基の炭素数が４個以上である実施例１の生体組織接着シートはより優れたバルク強度を有することがわかった。又は、疎水性基の炭素数が１８個以下である実施例１の生体組織接着シートはより優れたバルク強度を有することがわかった。
＜実施例４＞
［熱架橋処理条件の異なるゼラチン誘導体ファイバーシートの調製及び特性評価］
　次に、実施例１のゼラチン誘導体（２０Ｃ１０）について、上記と同様の手順でゼラチン誘導体ファイバーからなる不織布を調製した後、熱架橋処理を１時間、又は、５時間行って得られたゼラチン誘導体ファイバーシート（厚さ約２００μｍ）を用いて、上記の耐圧強度試験を行った。
　その結果、上述した３時間の熱架橋処理で得られたゼラチン誘導体ファイバーシートの場合と同等の膜強度を有することが確認された（ｎ＝３）。
　また、誘導化率が３７モル％である実施例３のゼラチン誘導体（３７Ｃ１０）について、熱架橋処理を１時間、又は、５時間行って得られたゼラチン誘導体ファイバーシート（厚さ約２００μｍ）を用いて、上記の耐圧強度試験を行った結果、実施例１のゼラチン誘導体（２０Ｃ１０）と同様に、３時間の熱架橋処理で得られたゼラチン誘導体ファイバーシートの場合と同等の膜強度を有することが確認された（ｎ＝３）。
　一方、誘導化率が１３モル％である実施例２のゼラチン誘導体（１３Ｃ１０）について、熱架橋処理を１時間、又は、５時間行って得られたゼラチン誘導体ファイバーシート（厚さ約２００μｍ）を用いて、上記の耐圧強度試験を行った結果、５時間の熱架橋処理で得られたゼラチン誘導体ファイバーシートでは約４０（ｃｍＨ２Ｏ）の値が得られ、上述した３時間の熱架橋処理で得られたゼラチン誘導体ファイバーシートの場合と比べて約２倍の膜強度の向上が見られた（ｎ＝３）。なお、このような膜強度の向上は、厚さが１００～１５０μｍのもの、及び、３００～３５０μｍのものでも確認されたが、厚さが約２００μｍのものが特に顕著であった。また、１時間の熱架橋処理で得られたゼラチン誘導体ファイバーシートは、３時間の熱架橋処理で得られたゼラチン誘導体ファイバーシートの場合と同等の膜強度を有することが確認された（ｎ＝３）。
　なお、参考例１の原料ゼラチン（Ｏｒｇ）について、熱架橋処理を１時間、又は５時間行って得られたゼラチンファイバーシート（厚さ約２００μｍ）を用いて、上記の耐圧強度試験を行った結果、３時間の熱架橋処理で得られたゼラチンファイバーシートの場合と同等の膜強度を有することが確認された（ｎ＝３）。
　また、耐圧強度試験を行う前のファイバーシートを走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）により観察した結果、いずれのファイバーシートにおいても、ファイバーの繊維径は、１～３μｍであり、均一な構造を有するファイバーシートであった。
　上記実施例１～３、及び、本実施例の耐圧強度試験の結果から、ゼラチンの誘導化率、ゼラチン誘導体ファイバーシートの厚さ、及び、熱架橋処理条件（熱架橋処理時間）によって、ゼラチン誘導体ファイバーシートの膜強度を調節することができることが示唆された。
　具体的には、熱架橋処理時間を長くするにつれて、ゼラチン誘導体中のアミノ基とカルボキシ基との架橋反応の進行度は高まり、ゼラチン誘導体ファイバーシート中の架橋密度はより高くなる。また、ゼラチン誘導体ファイバーシート中の架橋密度は、ゼラチンの誘導化率、及び、ゼラチン誘導体ファイバーシートの厚さとも関係する。加えて、ゼラチン誘導体ファイバーシート中の架橋密度の調節には、熱架橋処理温度を調整することも有効であり得る。このようにして適切な架橋密度を有するように調製されたゼラチン誘導体ファイバーシートは、生体組織表面の湿潤環境において膨潤しにくく、対象の生体組織に浸透して自己組織化することにより、優れた接着性を発揮するため、耐圧強度やシーリング強度に優れる。
［物性評価］
　本実施例において５時間の熱架橋処理で得られたゼラチン誘導体ファイバーシート（１３Ｃ１０、２０Ｃ１０、３７Ｃ１０）、及び、ゼラチンファイバーシート（Ｏｒｇ）の表面に１μＬの純水を滴下し、５秒後の水滴の接触角を測定した結果、Ｏｒｇ、１３Ｃ１０、２０Ｃ１０、３７Ｃ１０の順に、接触角が増加する傾向が確認された。
　また、各シートから試験片を切り出し、生理食塩水に６０分間浸漬させて膨潤度を評価した結果、Ｏｒｇ、１３Ｃ１０、及び、３７Ｃ１０のシートはほぼ同じ膨潤率（１０％程度）であったのに対し、２０Ｃ１０のシートはより高い膨潤率（２０％程度）を示した。
　また、ＪＩＳ　Ｋ　７１２７：１９９９に準拠し、ダンベル状に成型したファイバーシートの引張試験を行った結果、ヤング率は、Ｏｒｇのシートが最も高い値（約１．７ＫＰａ）を示し、１３Ｃ１０、２０Ｃ１０、３７Ｃ１０のシートは、約０．７～１．０ＫＰａの範囲であった。
　また、引張強度は、Ｏｒｇのシートが最も高い値（約０．１１ＭＰａ）を示し、１３Ｃ１０、３７Ｃ１０のシートは、約０．０８ＭＰａであり、２０Ｃ１０のシートは、約０．０５ＭＰａであった。
　これらの物性は、上述したゼラチン誘導体ファイバーシート中の架橋密度、又は、熱処理によるゼラチンの構造変化を反映したものであると考えられる。そのため、ゼラチンの誘導化率、ゼラチン誘導体ファイバーシートの厚さ、及び、熱架橋処理条件（熱架橋処理時間）などによって、これらの物性は異なる傾向を示すと推測される。
［ラット摘出肺に対する耐圧強度試験］
　次に、本実施例において５時間の熱架橋処理で得られたゼラチン誘導体ファイバーシート（１３Ｃ１０）、ゼラチンファイバーシート（Ｏｒｇ）、及び、上記比較例のポリグリコール酸からなる不織布（厚さ１５０μｍ。以下「ＰＧＡ　ｓｈｅｅｔ」とも称する。）を用いて、ラットから摘出した肺を被着体とする耐圧強度試験を実施した。
　具体的には、ラットから気管を含む両肺を摘出し、この摘出肺の胸膜に２０Ｇの注射針で深さ２ｍｍの欠損部を作製し、この欠損部を覆うように直径約７ｍｍ、厚さ０．２ｍｍのシート片を貼付した。なお、このとき、ゼラチン誘導体ファイバーシートのシート片が水和してゲル化する様子が確認された。
　次いで、シート片を貼付した摘出肺を１０分静置後、３７℃の生理食塩水中に浸漬させた状態で気管から空気を流量１．０ｍＬ／ｓｅｃで送り込み、肺が膨張することにより欠損部に貼付したシート片が破壊して空気漏れが生じたときの圧力を圧力ゲージにより測定した。
　結果を図６に示す。
　図６は、熱架橋処理を５時間行って調製したゼラチン誘導体ファイバーシート（１３Ｃ１０）、ゼラチンファイバーシート（Ｏｒｇ）、及び、ポリグリコール酸からなる不織布（ＰＧＡ　ｓｈｅｅｔ）の、ラット摘出肺に対する耐圧強度試験の結果を示すグラフである。
　図６に示すように、ゼラチンファイバーシート（Ｏｒｇ）、及び、ポリグリコール酸からなる不織布（ＰＧＡ　ｓｈｅｅｔ）を用いた場合の耐圧強度は、それぞれ、約２０（ｃｍＨ２Ｏ）、及び、約１５（ｃｍＨ２Ｏ）であったのに対して、ゼラチン誘導体ファイバーシート（１３Ｃ１０）を用いた場合の耐圧強度は４０（ｃｍＨ２Ｏ）を上回った。
　本耐圧強度試験において、ゼラチン誘導体ファイバーシート（１３Ｃ１０）を用いた場合にゼラチンファイバーシート（Ｏｒｇ）の約２．０倍、ポリグリコール酸からなる不織布（ＰＧＡ　ｓｈｅｅｔ）の約２．７倍もの高い耐圧強度が得られたのは、胸膜表面の構成成分である細胞外マトリックス及び細胞成分と、ゼラチン誘導体中のデカノイル基との疎水性相互作用に起因するものであると考えられる。
［細胞に対する毒性試験］
　次に、本実施例において５時間の熱架橋処理で得られたゼラチン誘導体ファイバーシート（１３Ｃ１０）、及び、ゼラチンファイバーシート（Ｏｒｇ）を用いて、Ｌ９２９細胞に対する毒性試験を実施した。
　具体的には、各シート上でＬ９２９細胞を２４時間培養した後、WST-8 assayにより細胞数を計数した。また細胞の形態は、ＤＡＰＩ（細胞膜非透過性の核酸蛍光染色試薬）を用いてアクチン染色を行った後、固定化した細胞を蛍光顕微鏡で観察した。
　その結果、ゼラチン誘導体ファイバーシート（１３Ｃ１０）では、培養したＬ９２９細胞の９０％以上が生存していることが確認され、ゼラチンファイバーシート（Ｏｒｇ）と同レベルの生存率であった。
［生体親和性・分解性試験］
　次に、本実施例において５時間の熱架橋処理で得られたゼラチン誘導体ファイバーシート（１３Ｃ１０）、ゼラチンファイバーシート（Ｏｒｇ）、及び、ポリグリコール酸からなる不織布（ＰＧＡ　ｓｈｅｅｔ）を用いて、ラット背部皮下埋入による生体親和性試験、及び、分解性試験を実施した。
　具体的には、ラットの背部中央を剃毛、消毒後、皮膚を切開し、直径約７ｍｍ、厚さ０．２ｍｍのシート埋入した後、皮膚を縫合した。
　術後３日、７日、１４日、及び、２１日を観察期間とし、各観察期間に、埋入したシート及びその周辺組織を採取し、光学顕微鏡観察、及び、ヘマトキシリン－エオジン染色による組織観察に供した。
　その結果、ゼラチン誘導体ファイバーシート（１３Ｃ１０）を埋入したラットでは、術後２１日にはシートが完全に分解され、強い炎症反応は確認されなかった。より詳細には、術後１４日の時点で、肉眼ではほとんど確認できないほど切開部位の治癒とシートの分解が進んでいた。このことから、シート埋入時に切開された皮膚の治癒に伴ってシート周辺の組織細胞から分泌される酵素によって、ゼラチン誘導体ファイバーシートの分解反応が進んだと考えられる。
　一方、ゼラチンファイバーシート（Ｏｒｇ）を埋入したラットでは、ゼラチン誘導体ファイバーシート（１３Ｃ１０）を用いた場合と比べてシートの分解速度がやや遅く、術後２１日に、ほぼ完全に分解された。
　また、ポリグリコール酸からなる不織布（ＰＧＡ　ｓｈｅｅｔ）を埋入したラットでは、術後２１日においてもシートが残留していた。これは、ＰＧＡ　ｓｈｅｅｔの分解が加水分解反応であるため、切開部位の治癒の進行と比較してシートの分解速度が遅かったことによるものであると考えられる。また、このような場合には、組織治癒後にシートが残留していることに伴う炎症反応の継続の可能性が懸念される。
＜実施例５＞
　原料ゼラチンの溶液に対するデカナールの添加量を変更した以外は実施例１と同様の手順により、誘導化率が８モル％であるゼラチン誘導体（８Ｃ１０－ＡｐＧｌｔｎ）を調製した。
　このゼラチン誘導体（８Ｃ１０）を用いて、実施例１と同様の手順でゼラチン誘導体ファイバーからなる不織布を調製した後、得られた不織布を減圧環境、１５０℃の条件下で５時間加熱（熱架橋処理）し、ゼラチン誘導体ファイバーシートを得た。なお、以下では、本実施例で得られたゼラチン誘導体ファイバーシートを、「８Ｃ１０－ＡｄＦＳ」とも称する。
＜実施例６＞
　実施例５で得られた８Ｃ１０－ＡｄＦＳを、ＵＶ照射ボックス（物質・材料研究機構にて作成）に静置し、６０分間、１８５ｎｍ及び２５４ｎｍの紫外線（線源：ＵＶランプ、MIYATA ELEVAM Inc.製)を、常温で照射し、ファイバーシートの繊維の表面処理を行った。なお、以下では、本実施例で得られた、６０分間のＵＶ照射を行ったゼラチン誘導体ファイバーシートを、「ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ」とも称する。
＜参考例２＞
　実施例６と同様の手順により、参考例１の原料ゼラチン（Ｏｒｇ）を用いて熱架橋処理を５時間行って得られたゼラチンファイバーシート（以下、「Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ」とも称する。）に紫外線を照射し、ファイバーシートの繊維の表面処理を行った。なお、以下では、本参考例で得られた、６０分間のＵＶ照射を行ったゼラチンファイバーシートを、「ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ」とも称する。
　なお、実施例５で調製したゼラチン誘導体（８Ｃ１０－ＡｐＧｌｔｎ）、及び、原料ゼラチン（Ｏｒｇ）について、フーリエ変換赤外分光法（ＦＴ－ＩＲ）によって吸収スペクトルを測定し、分子構造を解析した結果、いずれも、－ＣＨ２－伸縮振動に由来する２９２５～２９７０ｃｍ－１付近の吸収、及び、アルキル末端の－ＣＨ３－伸縮振動に由来する２８７５ｃｍ－１付近の吸収が確認された。一方、８Ｃ１０－ＡｐＧｌｔｎでは、Ｏｒｇと比べて、－ＮＨ－伸縮振動に由来する３２８０ｃｍ－１付近の透過率（％Ｔ）が低い傾向が見られた。
　また、１Ｈ－ＮＭＲスペクトルを測定した結果、８Ｃ１０－ＡｐＧｌｔｎでは、アルキレン基に由来するメチレンプロトンが１．２７ｐｐｍ付近に確認された。
　また、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）による観察の結果、８Ｃ１０－ＡｄＦＳ、ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ、Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ、及び、ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳの繊維径は、いずれも１～２μｍの範囲内であり、均一な構造を有するファイバーシートが得られたことが確認された。
［物性評価］
　８Ｃ１０－ＡｄＦＳ、ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ、Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ、及び、ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳの表面に１μＬの純水を滴下し、１秒後の水滴の接触角を測定した（ｎ＝３）。
　その結果、８Ｃ１０－ＡｄＦＳ、及び、ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳでは、それぞれ、水滴の接触角は、約８５°、及び、約５°であった。また、８Ｃ１０－ＡｄＦＳに対する紫外線照射時間を１０分間、又は、３０分間として作製したゼラチン誘導体ファイバーシートでは、上記接触角の測定結果は、それぞれ、約７０°、及び、約１０°であった。これらの結果から、ゼラチン誘導体（８Ｃ１０）を用いたファイバーシートでは、１０分間の紫外線照射により、未照射の場合と比較して水滴の接触角が有意に減少し、ゼラチン誘導体ファイバーの表面が親水性化すること、更に、３０分間の照射により、ゼラチン誘導体ファイバーの表面が高い親水性状態になること、加えて、６０分間の照射により、ゼラチン誘導体ファイバーの表面がほぼ完全に親水性状態になることが確認された。
　一方、Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ、及び、ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳでは、それぞれ、水滴の接触角は、約４０°、及び、約０°であった。また、Ｏｒｇ－ＡｄＦＳに対する紫外線照射時間を５分間、１０分間、又は、３０分間として作製したゼラチンファイバーシートでは、上記接触角の測定結果は、それぞれ、約１５°、約７．５°、及び、約０°であった。これらの結果から、原料ゼラチンを用いたファイバーシートでは、１０分以下の紫外線照射により、未照射の場合と比較して水滴の接触角が大きく減少し、ゼラチンファイバーの表面が高い親水性状態になること、更に、３０分間の照射により、ゼラチンファイバーの表面が完全に親水性状態になることが確認された。
　また、８Ｃ１０－ＡｄＦＳ、ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ、Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ、及び、ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳから試験片を切り出し、３７℃で２４時間、生理食塩水に浸漬させて膨潤度を評価した結果、いずれのシートも、約１２．５％～約１６％の範囲で同程度の膨潤率を示したが、中でも、ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳは、膨潤率がやや高い傾向が見られた。
　また、ＪＩＳ　Ｋ　７１２７：１９９９に準拠し、ダンベル状に成型したファイバーシートの引張試験を行った結果、Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ、及び、ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳでは、ほぼ同様の応力－ひずみ曲線が得られた。一方、８Ｃ１０－ＡｄＦＳでは、Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ、及び、ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳよりも低いヤング率を示し、更に、ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳでは、８Ｃ１０－ＡｄＦＳよりも更に低いヤング率を示した。
　なお、これらの物性は、上述したゼラチン誘導体ファイバーシート中の架橋密度、又は、熱処理によるゼラチンの構造変化を反映したものであると考えられる。そのため、ゼラチンの誘導化率、ゼラチン誘導体ファイバーシートの厚さ、及び、熱架橋処理条件（熱架橋処理時間）などによって、これらの物性は異なる傾向を示すと推測される。
［ブタ胸膜に対する耐圧強度試験］
　次に、８Ｃ１０－ＡｄＦＳ、ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ、及び、８Ｃ１０－ＡｄＦＳに対する紫外線照射時間を３０分間、又は、１２０分間として作製したゼラチン誘導体ファイバーシートを用いて、上記のブタ胸膜に対する耐圧強度試験を行った。
　結果を図７に示す。
　図７は、ゼラチン誘導体ファイバーシートに対する紫外線照射時間（ｍｉｎ）と耐圧強度（ｃｍＨ２Ｏ）の関係を示すグラフである。
　図７に示すように、所定の条件下で紫外線照射したゼラチン誘導体ファイバーシートは、紫外線未照射のファイバーシート（８Ｃ１０－ＡｄＦＳ）と比べて優れた耐圧強度を示した（ｎ＝３）。特に、紫外線照射を６０分間行って得たファイバーシート（ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ）は、８Ｃ１０－ＡｄＦＳと比べて約３倍以上の耐圧強度を示した。
　また、熱架橋処理を１時間とした以外は実施例５、実施例６、参考例２と同様の手順で調製したファイバーシートを用いて、胸膜組織にシートを貼付した後の静置時間を０．５分間、１分間、２分間、５分間、又は、１０分間として、上記のブタ胸膜に対する耐圧強度試験を行った。
　結果を図８に示す。
　図８は、熱架橋処理を１時間行い、紫外線照射を６０分間行って得た、ゼラチン誘導体ファイバーシート（ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ１）、及び、ゼラチンファイバーシート（ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ１）、並びに、紫外線未照射のゼラチン誘導体ファイバーシート（８Ｃ１０－ＡｄＦＳ１）、及び、ゼラチンファイバーシート（Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ１）の、ブタ胸膜に対する耐圧強度試験における、シートの静置時間（ｍｉｎ）と耐圧強度（ｃｍＨ２Ｏ）の関係を示すグラフである。
　図８に示すように、ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ１（白丸印）では、１０分間よりも短い静置時間で（より具体的には、２分間～５分間程度で）、耐圧強度の最大値に達しているのに対して、紫外線未照射の８Ｃ１０－ＡｄＦＳ１（白四角印）では、静置時間が１０分間の場合に最も高い耐圧強度を示した。
　同様に、ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ１（黒三角印）では、１０分間よりも短い静置時間で（より具体的には、５分間程度で）、耐圧強度の最大値に達しているのに対して、紫外線未照射のＯｒｇ－ＡｄＦＳ１（黒丸印）では、静置時間が１０分間の場合に最も高い耐圧強度を示した。
　これらの結果は、紫外線照射によってゼラチン誘導体ファイバー及びゼラチンファイバーシートの表面が親水性化されたことにより、ゼラチン誘導体ファイバーシートの胸膜組織からの水分吸収速度が増加した結果、ゼラチンファイバーシートと胸膜組織との接着速度が向上したことを示唆している。また、当該接着速度の向上効果は、ゼラチンファイバーシートよりもゼラチン誘導体ファイバーシートの方がより顕著であることもわかった。
　なお、実施例１～３のゼラチン誘導体ファイバーシートを用いたブタ胸膜に対する耐圧強度試験に関して上述したのと同様に、ゼラチン誘導体（８Ｃ１０）を用いて作製した上記のゼラチン誘導体ファイバーシートでも、テストチャンバーに生理食塩水を流している間に、胸膜組織とシートの接着部分に剥離が生じない状態で、シートが破壊したときの圧力を測定することができた。
［コラゲナーゼを用いた分解性試験］
　次に、生理食塩水にコラゲナーゼを溶解させた溶液（コラゲナーゼ溶液）を用いて、ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ、及び、ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳの酵素的分解性試験を行った。
　具体的には、コラゲナーゼ溶液を収容した容器に試料（ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ、又は、ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ）を入れ、３０分間、６０分間、９０分間、１２０分間、１５０分間、及び、１８０分間、コラゲナーゼ溶液に浸漬させた後、コラゲナーゼ溶液を除去し、残存した試料の重量を測定することにより、コラゲナーゼ溶液に浸漬させる前の試料の重量に対する残存率（％）を算出した。
　結果を図９に示す。
　図９は、ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ、及び、ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳの、コラゲナーゼを用いた分解性試験の結果を示すグラフである。
　図９に示すように、ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ（黒丸印）では、コラゲナーゼ溶液への浸漬開始後９０分で、当初のシート重量の８０％超が残存していたのに対して、ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ（白丸印）では、コラゲナーゼ溶液への浸漬開始後９０分で、当初のシート重量から５０％超の減少が確認され、１２０分で数％となり、１５０分でほぼ完全に分解された（ｎ＝３）。
［細胞に対する毒性試験］
　次に、ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ、及び、ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳを用いて、Ｌ９２９細胞に対する毒性試験を実施した。
　具体的には、各シート上でＬ９２９細胞を２４時間培養した後、WST-8 assayにより細胞数を計数した。また細胞の形態は、ＤＡＰＩ（細胞膜非透過性の核酸蛍光染色試薬）を用いてアクチン染色を行った後、固定化した細胞を蛍光顕微鏡で観察した。
　なお、コントロールとして、Ｌ９２９細胞を通常の培養培地上で２４時間培養したものを用いて、WST-8 assayによる細胞数の計数を行った。
　その結果、ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳ、及び、ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳのいずれも、培養したＬ９２９細胞の９０％以上が生存していることが確認された。
　特に、ＵＶ－８Ｃ１０－ＡｄＦＳでは、培養したＬ９２９細胞の生存率がほぼ１００％であったことに加え、培養２４時間後の増殖率が約４００％であり、ＵＶ－Ｏｒｇ－ＡｄＦＳ（約３００％）、及び、コントロール（約２２０％）よりも有意に高い結果が得られた。
　本発明の生体組織接着シートは、従来の医療用シートを上回る組織接着性を有し、また、膜強度にも優れるので、呼吸器外科、消化器外科、消化器内科等の医療分野での適用が期待される。
　また、本発明の生体組織接着シートは、架橋されたゼラチン誘導体を含む繊維からなる不織布に薬剤（例えば、抗がん剤等）を固定させることによって、組織補強材としての用途に加え、薬剤溶出性シートとしても使用し得る。

Claims (16)

  1. 　架橋されたゼラチン誘導体を含む繊維からなる不織布を含み、前記ゼラチン誘導体は、下記式１で表される、生体組織接着シート。
    　式１：Ｇｌｔｎ－ＮＨ－Ｌ－ＣＨＲ１Ｒ２
    （式１中、Ｇｌｔｎはゼラチン残基を表し、Ｌは単結合、又は、２価の連結基を表し、Ｒ１、及び、Ｒ２は、それぞれ独立に炭素数１～２０個の炭化水素基、又は、水素原子であり、Ｒ１、及び、Ｒ２からなる群より選択される少なくとも一方は前記炭化水素基である。）
  2. 　前記炭化水素基が、炭素数１～２０個の鎖状炭化水素基、炭素数３～２０個の脂環式炭化水素基、炭素数６～１４個の芳香族炭化水素基、及び、これらを組み合わせた炭素数２～２０個の基からなる群より選択される少なくとも１種である、請求項１に記載の生体組織接着シート。
  3. 　前記炭化水素基が、炭素数１～２０個のアルキル基である、請求項１又は２に記載の生体組織接着シート。
  4. 　前記アルキル基の炭素数が４～１８個である、請求項３に記載の生体組織接着シート。
  5. 　厚さが１００μｍ以上５００μｍ以下の範囲である、請求項１～４のいずれか一項に記載の生体組織接着シート。
  6. 　前記不織布に固定された薬剤を含む、請求項１～５のいずれか一項に記載の生体組織接着シート。
  7. 　前記薬剤が抗がん剤である、請求項６に記載の生体組織接着シート。
  8. 　前記薬剤が抗菌剤である、請求項６に記載の生体組織接着シート。
  9. 　前記薬剤が成長因子である、請求項６に記載の生体組織接着シート。
  10. 　前記ゼラチン誘導体が、冷水魚ゼラチンの誘導体である、請求項１～９のいずれか一項に記載の生体組織接着シート。
  11. 　前記冷水魚ゼラチンが、タラゼラチン、タイゼラチン、サケゼラチン、及び、これらの遺伝子組換えゼラチンからなる群より選択される少なくとも１種である、請求項１０に記載の生体組織接着シート。
  12. 　請求項１～１１のいずれか一項に記載の生体組織接着シートを含む、生体組織補強材料キット。
  13. 　請求項１～１１のいずれか一項に記載の生体組織接着シートの製造方法であって、
    　前記ゼラチン誘導体と溶媒とを含有する組成物を調製することと、
    　前記組成物を電界紡糸して前記ゼラチン誘導体を含む繊維からなる不織布を調製することと、
    　前記不織布にエネルギーを付与して、生体組織接着シートを得ることと、
    を包含する、生体組織接着シートの製造方法。
  14. 　前記エネルギーの付与が、前記不織布を加熱して行われる、請求項１３に記載の生体組織接着シートの製造方法。
  15. 　更に、前記生体組織接着シートに紫外線を照射し、前記ゼラチン誘導体を含む繊維の表面を親水化することを包含する、請求項１３又は１４に記載の生体組織接着シートの製造方法。
  16. 　前記生体組織接着シートに紫外線を１０分間～９０分間照射する、請求項１５に記載の生体組織接着シートの製造方法。
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HIROAKI ICHIMARU, YOSUKE MIZUNO, CHEN XI, AKIHIRO NISHIGUCHI, TETSUSHI TAGUCHI: "P67A Development of a hydrophobically modified Alaska pollock-derived gelatin sheet possessing sealing effect for pulmonary air leaks", LECTURE ABSTRACTS OF THE 58TH SYMPOSIUM OF THE ADHESION SOCIETY OF JAPAN; JUNE 18-19, 2020, vol. 58, 18 June 2020 (2020-06-18) - 19 June 2020 (2020-06-19), JP, pages P67A, XP009534700 *
YAMAOKA, MASATOSHI ET AL.: "Novel Alaska Pollock Gelatin Sealant Shows High Adhesive Quality and Conformability", ANN. THORAC. SURG., vol. 107, June 2019 (2019-06-01), pages 1656 - 1662, XP085694779, ISSN: 0003-4975, DOI: 10.1016/j.athoracsur.2018.11.074 *

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