(57)【要約】【課題】細胞浸潤性と、心血管系に用いた場合であっても血行動態に耐えられる強度及び柔軟性とを兼ね備えた人工血管及び人工血管の製造方法を提供する。【解決手段】多孔質のチューブ状の人工血管であって、生体吸収性材料からなるチューブ状の多孔質体と前記多孔質体上に生体吸収性材料からなる繊維径１〜１０μｍ、孔径３〜１００μｍの繊維不織布層とを有する人工血管。【選択図】    図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
多孔質のチューブ状の人工血管であって、生体吸収性材料からなるチューブ状の多孔質体と前記多孔質体上に生体吸収性材料からなる繊維径１〜１０μｍ、孔径３〜１００μｍの繊維不織布層とを有することを特徴とする人工血管。
【請求項２】
多孔質のチューブ状の人工血管を製造する方法であって、
生体吸収性材料と、前記生体吸収性材料に対して相対的に溶解度の低い溶媒１と、前記生体吸収性材料に対して相対的に溶解度が高く、かつ、前記溶媒１と相溶しない溶媒２と、前記溶媒１及び溶媒２と相溶する共溶媒３とを用いて、前記生体吸収性材料を溶解した均一溶液を調製する溶解工程と、
前記均一溶液を、棒状体の表面に塗工する塗工工程と、
前記棒状体の表面の均一溶液を冷却して、棒状体の周りに生体吸収性材料からなるチューブ状の多孔質体を析出させる析出工程と、
前記チューブ状の多孔質体を凍結乾燥する凍結乾燥工程と、
前記多孔質体上に電界紡糸法により繊維径１〜１０μｍ、孔径３〜１００μｍの生体吸収性材料からなる繊維不織布層を形成する繊維不織布層形成工程を有する
ことを特徴とする人工血管の製造方法。
【請求項３】
生体吸収性材料をクロロホルム／メタノール混合溶媒に溶解させた溶液を用いて繊維不織布層形成工程を行うことを特徴とする請求項２記載の人工血管の製造方法。
【請求項４】
クロロホルム／メタノール混合溶媒の混合比（クロロホルム：メタノール）が体積比で１：９〜９：１であり、溶液中の生体吸収性材料の濃度が３〜２５重量％であることを特徴とする請求項３記載の人工血管の製造方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、細胞浸潤性と、心血管系に用いた場合であっても血行動態に耐えられる強度及び柔軟性とを兼ね備えた人工血管及び人工血管の製造方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年の細胞工学技術の進展によって、ヒト細胞を含む数々の動物細胞の培養が可能となり、また、それらの細胞を用いてヒトの組織や器官を再構築しようとする、いわゆる再生医療の研究が急速に進んでいる。
例えば、臨床において人工血管として最も使用されているのはゴアテックス等の非吸収性高分子を用いたものであるが、非吸収性高分子を用いた人工血管は、移植後長期にわたって異物が体内に残存することから、継続的に抗凝固剤等を投与しなければならないという問題があり、小児に使用した場合には成長に伴って改めて手術する必要が生じるという問題もあった。これに対して、再生医療による血管組織の再生が試みられている。
【０００３】
再生医療においては、細胞が増殖分化して三次元的な生体組織様の構造物を構築できるかがポイントであり、例えば、基材を患者の体内に移植し、周りの組織又は器官から細胞を基材中に侵入させ増殖分化させて組織又は器官を再生する方法が行われている。
再生医療用の基材として、生体吸収性材料からなる多孔質基材が提案されている。生体吸収性材料からなる多孔質基材を再生医療の基材として用いることにより、その空隙部分に細胞が侵入して増殖し、早期に組織が再生される。そして一定期間経過後には分解して生体に吸収されることから、再手術により取り出す必要もない。
【０００４】
生体吸収性材料からなる多孔質基材の製造としては、例えば特許文献１に、エレクトロスピニング技術を使用したナノファイバー及びマイクロファイバーのインプラントが開示されている。特許文献１では、高い細胞浸潤性と、ヒトの心血管系の血行動態に耐えることができる高い強度及び柔軟性とを両立させるために、繊維の直径を太く（３〜２０μｍ）し、ポリカプロラクトンに超分子化合物としてＵｐｙ（ウレイド−ピリミジノン）及び／又はビスウレアを導入した素材を使用している。
通常、繊維径が太くなると３次元的な繊維の重なりが粗大化するため、繊維と繊維の間の空間、つまり孔径も大孔径化する。しかしながら、繊維径を太くすると繊維１本当たりの剛性が高まり、柔軟性が失われてしまう。そのため、特許文献１では超分子化合物のＵｐｙやビスウレアという特殊な素材を使わざるを得ない。
【０００５】
特許文献２には、生体吸収性材料からなる多孔質体層上、いわゆるスポンジ層上に繊維径１０〜５０００ｎｍの極細繊維集合層の２層である人工血管が開示されている。このようなスポンジ構造とすることで特殊な素材を用いることなく容易にかさ密度と孔径とを調節でき、柔軟性を付与することができる。特許文献２は人工血管として高い性能を有するものの、より過酷な環境である心血管系に用いるにはまだ充分とは言えず、細胞浸潤性と強度と柔軟性とを更に高いレベルで兼ね備えた人工血管が求められている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２０１７−２２１７２７号公報
【特許文献２】国際公開第２０１７／０２２７５０号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明は、上記現状に鑑み、細胞浸潤性と、心血管系に用いた場合であっても血行動態に耐えられる強度及び柔軟性とを兼ね備えた人工血管及び人工血管の製造方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明は、多孔質のチューブ状の人工血管であって、生体吸収性材料からなるチューブ状の多孔質体と前記多孔質体上に生体吸収性材料からなる繊維径１．０〜１０μｍ、孔径３〜１００μｍの繊維不織布層とを有する人工血管である。
以下に本発明を詳述する。
【０００９】
本発明者は、生体吸収性材料からなる多孔質のチューブ状の人工血管の外径側に更に特定の繊維径と孔径を有する繊維不織布層を設けることによって、細胞浸潤性と、心血管系に用いた場合であっても血行動態に耐えられる強度及び柔軟性とを高いレベルで兼ね備えた人工血管を得られることを見出し、本発明を完成させるに至った。
【００１０】
本発明の人工血管は、生体吸収性材料からなるチューブ状の多孔質体を有する。
人工血管をチューブ状の多孔質体によって構成することで、人工血管が浸入してきた細胞の足場となるため、血管を早期に再生することができる。また、生体吸収性材料を用いることよって、血管が再生するまでの間は血管としての役割を果たし、血管の再生とともに徐々に生体内に吸収されていくことから、再手術により取り出す必要がない。
【００１１】
上記生体吸収性材料としては、例えば、ポリグリコリド、ポリラクチド、ポリ−ε−カプロラクトン、ラクチド−グリコール酸共重合体、グリコリド−ε−カプロラクトン共重合体、ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体、ポリクエン酸、ポリリンゴ酸、ポリ−α−シアノアクリレート、ポリ−β−ヒドロキシ酸、ポリトリメチレンオキサレート、ポリテトラメチレンオキサレート、ポリオルソエステル、ポリオルソカーボネート、ポリエチレンカーボネート、ポリ−γ−ベンジル−Ｌ−グルタメート、ポリ−γ−メチル−Ｌ−グルタメート、ポリ−Ｌ−アラニン、ポリグリコールセバスチン酸等の合成高分子や、デンプン、アルギン酸、ヒアルロン酸、キチン、ペクチン酸及びその誘導体等の多糖類や、ゼラチン、コラーゲン、アルブミン、フィブリン等のタンパク質等の天然高分子等が挙げられる。これらの生体吸収性材料は単独で用いてもよく、２種以上を併用してもよい。
【００１２】
上記多孔質体は、最内層に相対的に孔径が小さなスキン層を有し、該スキン層の周りに相対的に孔径が大きな多孔質層を有することが好ましい。
チューブ状の多孔質体の内径側（血流と接する側）の孔径が外径側の孔径より小さいことで、肥厚化や石灰化の起こりにくい、極めて正常な血管を再生することができる。上記スキン層及び多孔質層は後述する製造方法によって形成することができる。
【００１３】
スキン層と多孔質層を有することにより極めて正常に血管を再生できる理由は不明であるが、以下のような理由ではないかと考えられる。血管が再生されるためには、人工血管全体としては細胞が侵入できる充分な孔径の孔が形成されている必要がある一方、直接血流と接する内径側部分では、肥厚化や石灰化の原因となる血小板の付着を防止することが重要である。上記チューブ状の多孔質体の内径側に外径側と比べて相対的に孔径が小さなスキン層が形成されることにより、血流と接する内径側部分では血小板の付着を防止でき、かつ、その他の部分では細胞が容易に侵入できるため、正常な血管が再生されるのではないかと考えられる。
また、人工血管をナノファイバーで形成し、その表面の平滑性を向上させることにより、血栓の原因となる血小板の付着量が抑制される傾向がｉｎ  ｖｉｔｒｏにて見出されている（Ａｃｔａ  Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｉａ  ８  （２０１２）  ４３４９−４３５６）。また、孔径が小さい表面を有するポリマー表面はハスの葉効果により表面接触角が向上し血栓の原因となる血小板の付着量が抑制されることがｉｎ  ｖｉｔｒｏにて見出されている（Ｃｏｌｌｏｉｄｓ  Ｓｕｒｆ  Ｂ  Ｂｉｏｉｎｔｅｒｆａｃｅｓ  ２０１４  Ｆｅｂ１；１１４：２８−３５）。これらを勘案すると、人工血管の最内層に上記スキン層を有することにより、内径側表面の平滑性が向上し、かつ、ハスの葉効果により、血栓の過剰形成が抑制されることで、結果的に内膜が形成されやすくなり、肥厚化や石灰化が起こり難くなると考えられる。
【００１４】
上記スキン層の孔構造を構成する孔の孔径の好ましい下限は０．５μｍ、好ましい上限は２０μｍである。上記スキン層の孔構造を構成する孔の孔径がこの範囲内であると、肥厚化や石灰化を防止する効果が特に発揮される。上記スキン層の孔構造を構成する孔の孔径のより好ましい下限は１μｍ、より好ましい上限は１８μｍであり、更に好ましい下限は３μｍ、更に好ましい上限は１５μｍである。
【００１５】
上記スキン層の厚みは、上記多孔質層との境界が必ずしも明確ではないが、好ましい下限は０．１μｍ、好ましい上限は３０μｍである。スキン層の厚みがこの範囲内であると、肥厚化や石灰化の起こりにくい、極めて正常な血管を再生できる。上記スキン層の厚みが０．１μｍ以上であると、スキン層の周りに上記多孔質層をより均一に形成させることができ、３０μｍ以下であると、細胞浸潤性がより向上して、血管の再生速度をより向上させることができる。上記スキン層の厚さのより好ましい下限は０．５μｍ、より好ましい上限は２０μｍである。
【００１６】
上記多孔質層の孔構造を構成する孔の孔径の好ましい下限は１μｍ、好ましい上限は５００μｍである。上記多孔質層の孔構造を構成する孔の孔径が１μｍ以上であると、細胞浸潤性がより向上し、５００μｍ以下であると、人工血管を通過して排出されてしまう細胞を減少させることができるため、血管の再生速度をより向上させることができる。上記多孔質層の孔構造を構成する孔の孔径のより好ましい下限は５μｍ、好ましい上限は４００μｍであり、更に好ましい下限は１０μｍ、更に好ましい上限は３００μｍである。
【００１７】
上記多孔質層の孔壁自体の少なくとも１つ以上の孔や穴の最大径は、上記多孔質層の孔構造を構成する孔径と同じか、それ以下であることが好ましい。上記多孔質層の孔壁自体の少なくとも１つ以上の孔や穴の最大径の好ましい上限は５００μｍであり、より好ましい上限は４００μｍ、更に好ましい上限は３００μｍである。
【００１８】
本発明の人工血管は、上記多孔質体上に生体吸収性材料からなる繊維不織布層を有する。
多孔質体上に繊維不織布層を形成することで、血流の圧力によって血液が漏れ出すことを防止できる。更に、移植後に外部からの圧迫に対して充分な強度を発揮して、キンキング（折れる現象）によって血管が閉塞するのを防止することができる。上記不織布層を構成する生体吸収性材料は、上記多孔質体と同様のものを用いることができる。また、上記多孔質体と上記繊維不織布層は、同じ生体吸収性材料を用いてもよく、異なる生体吸収性材料を用いてもよい。
【００１９】
上記繊維不織布層は、繊維径１〜１０μｍ、孔径３〜１００μｍである。
従来の多孔質構造を有する人工血管においても多孔質体の上に不織布層を形成することは行われていたが、繊維径の細い不織布層であった。繊維径の細い不織布層は、図２に示すように繊維の密度が高く、繊維同士の接触する点が多くなることから、強度向上効果は高いものの柔軟性が低下する原因となっていた。特に、強度を高めるために不織布層を厚くした場合は、柔軟性低下の問題がより顕著となっていた。また、繊維の密度が高いことから孔径も小さくなり、血管外からの細胞浸潤性も低下してしまっていた。
本発明の人工血管は、図３に示すように繊維不織布層の繊維径を１〜１０μｍと太くすることで、繊維単位の剛性が高まり、人工血管の強度を向上させることができる。一方で、繊維径を太くすると、繊維の密度が低下して繊維同士の接触点が少なくなることから、たとえ繊維不織布層を厚くした場合であっても柔軟性を確保することができ、人工血管の強度と柔軟性とを両立することができる。更に、繊維径を太くすると孔径が大きくなることから、血管外からの細胞浸潤性を高めることもできる。上記繊維不織布層の繊維径及び孔径は、後述する生体吸収性材料を溶かす溶媒や形成方法によって調整することができる。なお、上記繊維不織布層の繊維径及び孔径は、繊維不織布層表面の電子顕微鏡写真を撮影し、任意の１０点で測定した値を平均することで求めることができる。
【００２０】
より得られる人工血管の強度及び柔軟性を高められることから、上記繊維不織布層の繊維径の好ましい下限は１．５μｍ、より好ましい下限は２．０μｍ、好ましい上限は８．０μｍ、より好ましい上限は５．０μｍである。
【００２１】
より得られる人工血管の細胞浸潤性、強度及び柔軟性を高められることから、上記繊維不織布層の孔径の好ましい下限は４．０μｍ、より好ましい下限は５．０μｍ、好ましい上限は８０μｍ、より好ましい上限は５０μｍである。
【００２２】
上記繊維不織布層の厚みの好ましい下限は１０μｍ、好ましい上限は６００μｍである。上記繊維不織布層の厚みがこの範囲内であると、細胞浸潤性と心血管系に用いた場合であっても血行動態に耐えられる強度及び柔軟性を兼ね備えた人工血管とすることができる。
【００２３】
本発明の人工血管の内径は特に限定されないが、一般的な血管の内径から、好ましい下限は０．５ｍｍ、好ましい上限は８．０ｍｍ程度である。また、上記人工血管の外径は特に限定されないが、一般的な血管の外径から、好ましい下限は１．０ｍｍ、好ましい上限は１０．０ｍｍ程度である。
特に後述する人工血管の製造方法によれば、心血管系に用いるような内径の大きな人工血管も、内径が２．０〜５．０ｍｍ程度の抹消血管の再生に用いるような人工血管も容易に製造することができる。
【００２４】
本発明の人工血管はコンプライアンス値が０．２〜８．０であることが好ましい。
コンプライアンス値とは、血圧に等しい圧力をかけられた際、人工血管の直径方向の変形の程度を指す。一般的には、人工血管の伸展性ないし伸張性をいう。本発明の人工血管のコンプライアンス値が上記範囲であることで、心血管系に用いた場合であっても血行動態に耐えられる柔軟性を発揮することができる。上記コンプライアンス値は上記繊維不織布層の繊維径及び孔径によって調節することができる。上記コンプライアンス値のより好ましい下限は０．３、更に好ましい下限は０．４、より好ましい上限は７．０、更に好ましい上限は５．０である。
なお、上記コンプライアンス値は後述する実施例にて示す方法で測定することができる。
【００２５】
本発明の人工血管は、更に、ヘパリン等の血栓の形成を防止する剤や、ｂＦＧＦ等の血管の再生を促進する成長因子等を含有してもよい。更に、移植に先立って、間葉系幹細胞等の細胞を播種してもよい。
【００２６】
ここで、後述する実施例１で得られた人工血管の断面の電子顕微鏡写真を拡大したものを図１に示した。図１において、下方向が内径側、上方向が外径側である。図１に示すように本発明の人工血管は内径側に多孔質層を有しており、多孔質体の外径側に繊維不織布層が積層された構造となっている。多孔質体の内径側表面付近の層、つまり、スキン層は、多孔質体の外径側表面付近、つまり、多孔質層の平均孔径（例えば、２５μｍ程度）よりも相対的に小さい平均孔径（例えば、１μｍ程度）であることがわかる。
【００２７】
多孔質のチューブ状の人工血管を製造する方法であって、生体吸収性材料と、前記生体吸収性材料に対して相対的に溶解度の低い溶媒１と、前記生体吸収性材料に対して相対的に溶解度が高く、かつ、前記溶媒１と相溶しない溶媒２と、前記溶媒１及び溶媒２と相溶する共溶媒３とを用いて、前記生体吸収性材料を溶解した均一溶液を調製する溶解工程と、前記均一溶液を、棒状体の表面に塗工する塗工工程と、前記棒状体の表面の均一溶液を冷却して、棒状体の周りに生体吸収性材料からなるチューブ状の多孔質体を析出させる析出工程と、前記チューブ状の多孔質体を凍結乾燥する凍結乾燥工程と、前記多孔質体上に電界紡糸法により繊維径１〜１０μｍ、孔径３．０〜１００μｍの生体吸収性材料からなる繊維不織布層を形成する繊維不織布層形成工程を有する人工血管の製造方法もまた本発明の１つである。
【００２８】
本発明の人工血管の製造方法は、まず、生体吸収性材料と溶媒１と溶媒２と共溶媒３とを用いて、生体吸収性材料を溶解した均一溶液を調製する溶解工程を行う。
上記生体吸収性材料は、本発明の人工血管における生体吸収性材料と同様のものを用いることができる。
【００２９】
上記溶媒１は、上記生体吸収性材料に対して相対的に溶解度の低い、いわゆる貧溶媒である。ここで相対的に溶解度の低いとは、上記溶媒２よりも上記生体吸収性材料を溶解しにくい性質を有することを意味する。上記溶媒１としては、上記生体吸収性材料が合成高分子である場合には、例えば、水、メタノール、ｎ−プロパノール、イソプロパノール、ｎ−ブタノール等を用いることができる。なかでも、取り扱い性に優れることから、水が好適である。
【００３０】
上記溶媒２は、上記生体吸収性材料に対して相対的に溶解度の高い、いわゆる良溶媒である。
上記溶媒２は、上記溶媒１と相溶しないものである。ここで相溶しないとは、２５℃の室温下で混合、撹拌しても相分離することを意味する。
上記溶媒２としては、上記生体吸収性材料が合成高分子であって、上記溶媒１として水を選択した場合には、例えば、メチルエチルケトン、ジエチルケトン、メチルプロピルケトン、メチルイソブチルケトン、メチルアミノケトン、シクロヘサノン、クロロホルム、酢酸エチル、トルエン等の有機溶媒を用いることができる。なかでも、比較的毒性が低いことから、メチルエチルケトン、クロロホルム、等が好適である。
【００３１】
上記共溶媒３は、上記溶媒１と溶媒２とのいずれとも相溶する。このような共溶媒３を組み合わせることにより、上記溶媒１と溶媒２とが非相溶であっても相分離法による人工血管を製造することが可能となり、溶媒１と溶媒２との組み合わせの選択肢が飛躍的に広がる。ここで相溶するとは、２５℃の室温下で混合、撹拌しても相分離しないことを意味する。
【００３２】
上記共溶媒３としては、上記生体吸収性材料が合成高分子であって、上記溶媒１として水を、上記溶媒２として有機溶媒を選択した場合には、例えば、アセトン、メタノール、エタノール、プロパノール、イソプロパノール、ｎ−ブタノール、２−ブタノール、イソブタノール、テトラヒドロフラン等を用いることができる。
【００３３】
上記溶媒１と溶媒２との配合比は特に限定されないが、溶媒１と溶媒２とが重量比で１：１〜１：１００の範囲内であることが好ましい。この範囲内であると、均一な人工血管を製造することができる。より好ましくは、１：１０〜１：５０の範囲内である。上記溶媒１と溶媒２との合計と上記共溶媒３の配合比は特に限定されないが、溶媒１と溶媒２との合計と共溶媒３が重量比で１：０．０１〜１：０．５の範囲内であることが好ましい。この範囲内であると、均一な人工血管を製造することができる。より好ましくは、１：０．０２〜１：０．３の範囲内である。
【００３４】
得られる人工血管の孔径は、上記溶媒１と溶媒２との配合比を調整することにより制御することができる。具体的には、上記溶媒１の比率を高くすると得られる人工血管の孔径が大きくなり、上記溶媒２の比率を高くすると得られる人工血管の孔径が小さくなる。しかしながら、溶媒１と溶媒２との配合比を調整する方法では、同時にかさ密度も変動してしまい、任意の孔径とかさ密度を有する人工血管を製造することは困難である。
そこで本発明の人工血管の製造方法では、上記共溶媒３を２種以上組み合わせて用いることが好ましい（以下、用いる複数の共溶媒３のことをそれぞれ「共溶媒３−１」、「共溶媒３−２」、・・・といい、これらの全体のことを共溶媒３ともいう。）。上記共溶媒３を２種以上組み合わせて、例えば、共溶媒３−１と共溶媒３−２の配合比を調整することにより、得られる人工血管の孔径を制御することができる。即ち、上記溶媒１と溶媒２と共溶媒３の配合比を一定としたまま、共溶媒３に含まれる共溶媒３−１と共溶媒３−２の配合比を調整することにより、得られる多孔質体の孔径を制御することができる。これは、得られる人工血管のかさ密度をほぼ一定として、孔径のみを調整可能なことを意味する。このような本発明の人工血管の製造方法によれば、任意の孔径とかさ密度を有する人工血管を製造することが容易になる。
【００３５】
上記生体吸収性材料と各溶媒の組み合わせとしては特に限定されないが、例えば、上記生体吸収性材料がラクチド−ε−カプロラクトン共重合体に対して、上記溶媒１が水、溶媒２がメチルエチルケトン、共溶媒３−１がアセトン、共溶媒３−２がエタノールである組み合わせや、上記生体吸収性材料がポリラクチドに対して、上記溶媒１が水、溶媒２がクロロホルム、共溶媒３−１がテトラヒドロフラン、共溶媒３−２がエタノールである組み合わせや、上記生体吸収性材料がポリラクチドに対して、上記溶媒１が水、溶媒２がクロロホルム、共溶媒３−１がアセトン、共溶媒３−２がエタノールである組み合わせ等が挙げられる。
【００３６】
上記溶解工程においては、生体吸収性材料と溶媒１と溶媒２と共溶媒３とを用いて、生体吸収性材料を溶解した均一溶液を調製する。
より具体的に上記均一溶液を調製する方法としては、例えば、生体吸収性材料と、上記溶媒１、溶媒２及び共溶媒３を含む混合溶媒（以下、単に「混合溶媒」ともいう。）を混合した後、加熱する方法が挙げられる。また、より容易に均一溶液を調製する方法として、例えば、上記混合溶媒を予め加熱し、該加熱した混合溶媒に生体吸収性材料を加える方法や、生体吸収性材料をいったん溶媒２に溶解した後、加熱しながら溶媒１及び共溶媒３を加える方法等も挙げられる。
上記混合方法は特に限定されず、例えば、スターラチップ、撹拌棒等を用いた公知の混合方法を用いることができる。
【００３７】
上記溶解工程における加熱の温度としては、上記生体吸収性材料が均一に溶解する温度であれば特に限定されないが、上記溶媒１、溶媒２及び共溶媒３のいずれの沸点よりも低い温度であることが好ましい。沸点以上の温度にまで加熱すると、各溶媒の配合比が変動して、得られる人工血管の孔径、かさ密度を制御できなくなることがある。
【００３８】
本発明の人工血管の製造方法は、次いで上記均一溶液を、棒状体の表面に塗工する塗工工程を行う。
上記棒状体は、多孔質体をチューブ状に成形するための部材であり、チューブ状の人工血管の内径に略該当する。塗工工程の際に、上記棒状体として特にステンレスや樹脂被覆ステンレス等の金属からなる棒状体を用いることで、上記スキン層及び多孔質層を有する多孔質体を形成することができる。また、棒状体の種類や冷却方法を調整することにより、内径側にスキン層を有し、かつ、該スキン層の周りの多孔質層の孔径が外径側にいくに従い大きくなる形態の人工血管も製造することができる。なお、逆に、外径側にスキン層を有し、かつ、該スキン層の内径側の多孔質層の孔径が内径側にいくに従い大きくなる形態の人工血管も製造することも可能である。
【００３９】
上記均一溶液を棒状体の表面に塗工する方法としては特に限定されず、例えば、棒状体を均一溶液中に１回又は複数回ディップする方法や、上記棒状体の直径よりも内径の大きな筒状体の中に棒状体を配置し、棒状体と筒状体との隙間に上記均一溶液を流し込む方法等が挙げられる。
なお、得られるチューブ状の多孔質体は、析出工程において若干収縮することから、棒状体や筒状体の抜き取りは容易であるが、予め棒状体や筒状体の表面にコーティング等の滑り加工を施しておいてもよい。
【００４０】
本発明の人工血管の製造方法では、次いで、上記棒状体の表面の均一溶液を冷却して生体吸収性材料からなる多孔質体を析出させる析出工程を行う。
冷却することにより、不溶となった上記生体吸収性材料からなるスキン層及び多孔質層が析出する。これは、上記生体吸収性材料が結晶化され析出する前に、上記生体吸収性材料が結晶化する温度以上で、液体状態の生体吸収性材料と各溶媒とがまず熱力学的不安定性により相分離（液−液相分離）するためと考えられる。
【００４１】
上記析出工程における冷却の温度としては、生体吸収性材料からなる多孔質体を析出できる温度であれば特に限定されないが、４℃以下であることが好ましく、−２４℃以下であることがより好ましい。
なお、得られる人工血管の孔径は冷却速度にも影響される。具体的には、冷却速度が速いと孔径が小さくなり、冷却速度が遅いと孔径が大きくなる傾向がある。従って、特に孔径の小さい人工血管を得る場合には、冷却温度を低く設定して急速に冷却することが考えられる。
【００４２】
本発明の人工血管の製造方法では、次いで、得られた生体吸収性材料からなる多孔質体を凍結乾燥する凍結乾燥工程を行う。
凍結乾燥の条件としては特に限定されず、従来公知の条件で行うことができる。上記凍結乾燥工程は、上記冷却工程後にそのまま行ってもよいが、溶媒として用いた各種有機溶媒を除去する目的で、予めエタノールや水等に多孔質体を浸漬して置換してから、凍結乾燥を行ってもよい。
【００４３】
本発明の人工血管の製造方法では、次いで、上記多孔質体上に電界紡糸法により繊維径１〜１０μｍ、孔径３．０〜１００μｍの生体吸収性材料からなる繊維不織布層を形成する繊維不織布層形成工程を行う。
電界紡糸法は、ノズルとコレクタ電極の間に高電圧をかけた状態で、ノズルから生体吸収性材料を溶解した溶液をターゲットに向けて吐出する方法である。ノズルから発射された溶液は、電気力線に沿って繊維状となり、ターゲット上に付着する。
【００４４】
本発明の人工血管の製造方法では、上記棒状体として金属からなる導電性の棒状体を用いることにより、該棒状体をコレクタ電極とすることができる。このとき、チューブ状の人工血管が形成された棒状体を回転させ、ノズルを複数回往復させながら吐出することにより、上記繊維不織布層を形成することができる。なお、上記繊維不織布層は、本発明の人工血管における繊維不織布層と同様のものを用いることができる。
【００４５】
上記繊維不織布層は、生体吸収性材料を生体吸収性材料に対して若干溶けづらい溶媒（以下、溶媒４という）に溶解させた溶液を用いて電界紡糸法によって形成することが好ましい。
従来の人工血管の不織布層は、材料となる生体吸収性材料をよく溶かす溶媒を用いて形成されていた。しかし、よく溶かす溶媒を用いると繊維径が細く、孔径も小さな不織布層が形成されやすく、人工血管の柔軟性が損なわれていた。本発明の人工血管の製造方法では、生体吸収性材料を溶かす溶媒として溶解度がやや低い溶媒を用いることで、上記繊維径及び孔径を有する繊維不織布層を形成しやすくすることができ、柔軟性の高い人工血管とすることができる。
【００４６】
上記溶媒４は、用いる生体吸収性材料に応じて適宜選択される。例えば、生体吸収性材料がポリ−ε−カプロラクトンである場合は、ヘキサフルオロ−２−プロパノール、ジクロロメタン、クロロホルム、クロロホルム／メタノール混合溶媒等が挙げられる。なかでも、繊維不織布層の繊維径及び孔径を上記範囲に調節しやすいことから、生体吸収性材料がポリ−ε−カプロラクトンである場合は、クロロホルム／メタノール混合溶媒であることが好ましい。
【００４７】
上記クロロホルム／メタノール混合溶媒は、混合比（クロロホルム：メタノール）が体積比で１：９〜９：１であることが好ましい。
クロロホルムとメタノールの混合比を上記範囲とすることで、繊維不織布層の繊維径及び孔径を上記範囲に調節しやすくすることができる。上記クロロホルムとメタノールの混合比は７：３〜９：１であることがより好ましく、５：５〜６：４であることが更に好ましい。
【００４８】
上記クロロホルム／メタノール混合溶媒に上記生体吸収性材料を溶解させた溶液は、溶液中の生体吸収性材料の濃度が３〜２５重量％であることが好ましい。
生体吸収性材料の濃度を上記範囲とすることで、多孔質層上に繊維不織布層を形成した際に繊維がほぐれにくく、正常な繊維不織布層を形成することができる。また、繊維不織布層の繊維径及び孔径を上記範囲に調節しやすくすることができる。上記生体吸収性材料の濃度のより好ましい下限は３重量％、更に好ましい下限は４重量％、より好ましい上限は２５重量％、更に好ましい上限は２０重量％である。
【発明の効果】
【００４９】
本発明によれば、高い細胞浸潤性と、心血管系に用いた場合であっても血行動態に耐えられる強度及び柔軟性とを兼ね備えた人工血管及び人工血管の製造方法を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００５０】
【図１】本発明の人工血管（実施例１）の断面の電子顕微鏡写真を拡大したものである。
【図２】従来の人工血管（比較例１）の不織布層の電子顕微鏡写真である。
【図３】本発明の人工血管（実施例１）の繊維不織布層の電子顕微鏡写真である。
【発明を実施するための形態】
【００５１】
以下に実施例を挙げて本発明の態様を更に詳しく説明するが、本発明はこれら実施例にのみ限定されるものではない。
【００５２】
（実施例１）
（人工血管の製造）
２５℃の室温下にて、Ｌ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体（モル比５０：５０）０．２５ｇを、溶媒１として水０．２ｍＬ、溶媒２としてメチルエチルケトン２．５ｍＬ、共溶媒３としてアセトン０．８ｍＬ及びエタノール０．２ｍＬを含有する混合溶液に混合することで、Ｌ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体を溶解しない不均一溶液が得られた。
次いで、得られた不均一溶液を６０℃に加熱したところ、Ｌ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体が溶解した均一溶液が得られた。
直径０．６ｍｍのフッ素コーティングを施したステンレスからなる棒状体を、内径１．１ｍｍのガラス管の中に配置し、該棒状体とガラス管との隙間に得られた均一溶液を流し込んだ。その状態で、冷凍庫内に入れることにより−３０℃に冷却したところ、棒状体の周りにＬ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体からなる多孔質体が析出した。ガラス管を取り外した後、得られた多孔質体を、５０ｍＬのエタノール槽中に−３０℃、１２時間浸漬し、次いで、５０ｍＬの水槽中に２５℃、１２時間浸漬して洗浄を行った。
その後、−４０℃の条件で凍結乾燥を行い、チューブ状の多孔質体を得た。
【００５３】
一方で、ポリ−ε−カプロラクトンポリマー（アルドリッチ社製、４４０７４４−２５０Ｇ、数平均分子量：８００００）をクロロホルム／メタノール混合溶媒（クロロホルム：メタノール＝７：１（体積比））に溶解させ、ポリマー濃度１０重量％のクロロホルム／メタノール溶液を調製した。次いで、回転するマンドレルに上記チューブ状の多孔質体が形成された棒状体をコレクタ電極として、電界紡糸装置を用いて多孔質体の表面に得られたクロロホルム／メタノール溶液を吐出した。このとき、クロロホルム／メタノール溶液を２つのノズルに充填し、棒状体を回転させながら複数回往復して吐出することにより繊維不織布層を形成した。なお、電界紡糸の条件は、電圧−３０ｋＶ、ノズル径２２Ｇとした。
最後に、棒状体を引き抜いて、チューブ状の人工血管を得た。得られた人工血管の内径をテーパーゲージ（新潟精機社製、７１０Ａ）にて、外径をデジタルノギス（ＣＤ−２０ＣＰ）にて測定したところ、内径は５．１ｍｍ、外径は６．９ｍｍであった。また、得られた人工血管の断面の電子顕微鏡写真を拡大したものを図１にて示す。
【００５４】
（比較例１）
繊維不織布層を形成する際に、ポリ−ε−カプロラクトンポリマー（アルドリッチ社製、（品番）４４０７４４−２５０Ｇ、数平均分子量：８００００）をヘキサフルオロイソプロパノールに溶解し、ポリマー濃度１０重量％に調整した溶液を用いて、電界紡糸の条件を電圧−２８ｋＶ、ノズル径２４Ｇとした以外は実施例１と同様にして人工血管を得た。
【００５５】
（繊維不織布層の繊維径及び孔径の測定）
実施例及び比較例で得られた人工血管の繊維不織布層の電子顕微鏡写真を倍率２０００倍にて撮影した（図２、３）。得られた電子顕微鏡写真から任意の１０点を選んで繊維径を測定し、これらの平均値を繊維不織布層の繊維径とした。次いで、繊維不織布層の繊維径と同様の方法で繊維不織布層の孔径を測定した。
【００５６】
（人工血管のコンプライアンス値の測定）
血管圧を模した圧力として、８０ｍｍＨｇ（Ｐ１）−１５５ｍｍＨｇ（Ｐ２）の繰り返し拍動圧を人工血管に対し、１分間に６０回かけた時、８０ｍｍＨｇ（Ｐ１）時の直径（Ｄ８０）及び１５５ｍｍＨｇ（Ｐ２）時の直径（Ｄ１５５）をレーザー（キーエンス社製、ＬＳ−９０００）で測定し、下記の式でコンプラアンス値を算出した。
コンプライアンス値＝（Ｄ１５５−Ｄ８０）／Ｄ８０×１／（Ｐ２−Ｐ１）
【００５７】
【表１】
2020141855.tif 000003
【産業上の利用可能性】
【００５８】
本発明によれば、細胞浸潤性と、心血管系に用いた場合であっても血行動態に耐えられる強度及び柔軟性とを兼ね備えた人工血管及び人工血管の製造方法を提供することができる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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