(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｉ型コラーゲンマトリックス材からなり平均径０．１μｍ〜１５０μｍの細孔を有し内径が内部中心に向かってテーパー状をなした壁部を有する導管からなる血管治療用の自己伸張性を有する血管創傷被覆材。
【請求項２】
壁厚が端部で０．０５ｍｍ〜０．３０ｍｍ、中心部で０．１ｍｍ〜１．５ｍｍである請求項１記載の創傷被覆材。
【請求項３】
内径が２ｍｍ乃至３０ｍｍである請求項２記載の創傷被覆材。
【請求項４】
密度が０．０５ｇ／ｃｍ3〜０．８ｇ／ｃｍ3である請求項１記載の創傷被覆材。
【請求項５】
コンプライアンスが２．０％半径変化／ｍｍＨｇ×１０-2〜７．０％半径変化／ｍｍＨｇ×１０-2である請求項１記載の創傷被覆材。
【請求項６】
膨潤量が０．５ｇ／ｇ〜１５ｇ／ｇである請求項１記載の創傷被覆材。
【請求項７】
熱収縮温度が５５℃〜８５℃である請求項１記載の創傷被覆材。
【請求項８】
緩和復元時間が１秒〜３０秒である請求項１記載の創傷被覆材。
【請求項９】
抗生物質、アスピリン、クマジン、ポリアニオン性多糖類、プロスタグランジン類、プラスミノーゲンアクチベータ類、ウロキナーゼ、ストレプトキナーゼ、糖蛋白、ラミニン、創傷治癒成長因子、ＩＩ型〜ＸＩＶ型コラーゲン類およびそれらの混合物を含む薬剤を含有する請求項１記載の創傷被覆材。
【請求項１０】
吸収性がインビボで３０日〜１２０日である請求項１記載の創傷被覆材。
【請求項１１】
（ａ）Ｉ型コラーゲンを含有する水性分散液を調整し、
（ｂ）コアセルベート化剤によりコラーゲンをコアセルベート化し、
（ｃ）コアセルベート化したコラーゲン線維を同軸円筒成形型に入れ、
（ｄ）成形型中の線維を凍結乾燥して乾燥コラーゲンマトリックス導管を形成し、
（ｅ）凍結乾燥したコラーゲンマトリックス導管に水ミストを噴霧し、
（ｆ）水噴霧処理したコラーゲンマトリックス導管を圧縮し、
（ｇ）コラーゲンマトリックス導管の端部を圧縮して内部中心に向かってテーパー状の内径を形成し、
（ｈ）ついで、圧縮したコラーゲンマトリックス導管を架橋剤で架橋させることからなる血管治療用の自己伸張性を有する吸収性血管創傷被覆材の製造方法。
【請求項１２】
（ｇ）工程の前において圧縮されたコラーゲンの両端部に切頭直円錐を挿入することを特徴とする請求項１１記載の方法。
【請求項１３】
分散液が抗生物質、アスピリン、クマジン、ポリアニオン性多糖類、プロスタグランジン類、プラスミノーゲンアクチベータ類、ウロキナーゼ、ストレプトキナーゼ、糖蛋白、ラミニン、創傷治癒成長因子、ＩＩ型〜ＸＩＶ型コラーゲン類およびそれらの混合物を含む薬剤を含有するものである請求項１１記載の方法。
【請求項１４】
コアセルベート化剤は塩基である請求項１１記載の方法。
【請求項１５】
同軸円筒成形型は生体適合性材料で加工されている請求項１１記載の方法。
【請求項１６】
同軸円筒成形型は中空円筒の中心部にロッドを有するものである請求項１１記載の方法。
【請求項１７】
（ｅ）工程の水噴霧処理は１５．２５ｃｍ〜４５．７５ｃｍの距離で水ミストボンベを設置し、コラーゲンマトリックスを２０ｒｐｍ〜７００ｒｐｍの速度で回転させながらコラーゲンマトリックス上に５秒〜３０秒間水ミストを噴霧するものである請求項１１記載の方法。
【請求項１８】
（ｆ）工程の圧縮行程は圧縮されたマトリックスの壁厚が０．１ｍｍ〜１．５ｍｍとなるものである請求項１１記載の方法。
【請求項１９】
（ｇ）の圧縮工程は導管の端部の壁厚が０．０５ｍｍ〜０．３０ｍｍとなるものである請求項１１記載の方法。
【請求項２０】
架橋剤はホルムアルデヒドである請求項１１記載の方法。
【発明の詳細な説明】
技術分野
本発明は、血管の修復及び再生に関するインターベンション治療方法及び外科的方法の分野に関するものである。より詳しくは、本発明は、損傷または病変した血管を機械的に支持し、宿主血管の再生を容易にし、さらに選択部位に治療薬を運搬する手段を提供する管状血管創傷被覆材のセグメントが形成できるように損傷または病変した血管セグメントを修復するのに使用される、コラーゲンを基礎とする材料からなる生体吸収性、生体適合性、抗血栓性、多孔性管状血管創傷被覆材に関するものである。上記吸収性血管創傷被覆材の製造方法および上記吸収性血管創傷被覆材の使用方法が開示される。
背景技術
１９８０年以前には、ほとんどの病気になった血管の修復方法は外科手術によるものであった。従来の血管手術の総合的な批評は、「バスキュラー サージェリー（Ｖａｓｃｕｌａｒ  Ｓｕｒｇｅｒｙ）」、ウェスレイ、エス ムア（Ｗｅｓｌｅｙ，Ｓ．Ｍｏｏｒｅ）著、グルン アンド ストラットン，インコーポレイテッド（Ｇｒｕｎｅ  ＆  Ｓｔｒａｔｔｏｎ，Ｉｎｃ）１９８３年に見いだされる。開示された外科的な手法の一つとしては、人工血管（生物学的または合成による）を近位端から遠位端まで血液を流せるように損傷部をバイパスするのに使用するものがある。具体的には、冠状動脈の修復方法において、伏在静脈の自家移植を心臓の正常な血流を回復するためのバイパス移植として使用する。このような種類の外科的な手法は一般的に外傷性であり、数週間の入院と高い外科手術費用を必要とするので、代わりの処置方法が模索されていた。以降、経皮経管血管形成術（ＰＴＡ）が現れ、過去十年間において粥状硬化性冠状及び末梢動物の病変部を修復するための最も外傷の少ないインターベンション治療方法として最も一般的な方法であった。１９８８年では、アメリカ合衆国のみで、冠状動脈の病気に対して約３００，０００件の血管形成術の処置があった（ビービーアイ ニューズレターズ（ＢＢＩ  Ｎｅｗｓｌｅｔｔｅｒｓ）、１３巻、Ｎｏ．５、表４、頁８６、１９８９年）。血管形成術が増加し、認められたにもかかわらず、全体の成功率は血管の再閉塞（突発性再閉塞及び再狭窄）によって制限された。全体的に、血管の再閉塞が過去１０年間にわたって１／３の症例で起こった。ここ数年間は血管形成術の処置が増加することが予想されたが、これに比例してより多くの数の患者が血管の再閉塞の結果、冒されるであろう。したがって、血管の再閉塞の衝撃は患者の疾病率、処置が再度行われる危険性及び健康にかかる費用の上昇という点で主に重要である。再狭窄率が３３％〜２５％に減少することは全体的にヘルスケアーにかかる費用が３億ドル節約できると試算された。したがって、有効な、信頼性の高いかつ安全な血管の再閉塞の抑制及び恐らく予防方法は非常に歓迎されるものである。
数多くの様々な方法が血管形成後の血管の再閉塞を予防するために試みられてきた。一つの方法としては、機械的に内腔を開いたままにする血管内ステントの使用がある。このようなステントの一つが、Ｕ．Ｓ．特許第４，７３３，６６５号に開示されており、この公報は、拡張可能なステンレス鋼ワイアーのメッシュによるチューブからなる血管内ステントを血管形成後の再狭窄及び血管の再閉塞を予防するために使用するものである。このステントは、カテーテルに固定された膨張可能なバルーン上に置かれ、狭窄した領域まで進められる。バルーンを膨らませることにより、ステントを血管壁に接するように拡張させる。バルーンを拡張させるとワイアーメッシュの弾性限度が超え、これにより、ステントが拡張形態を維持する。Ｕ．Ｓ．特許第４，５０３，５６９号は、カテーテル上で狭窄した領域に進められる形状記憶合金製のステントを開示する。このステントは、コイルスプリングの形態を有する。ステントが所定の位置に置かれた後、ステントを熱い液体で加熱することにより、形状記憶合金が血管に接するように拡張する。血管修復用のステントは、Ｕ．Ｓ．特許第４，５５３，５４５号及びＵ．Ｓ．特許第４，７３２，１５２号にも開示される。血管システムの修復用のプラスチックグラフトがＵ．Ｓ．特許第４，７４０，２０７号に開示される。Ｕ．Ｓ．特許第４，５７７，６３１号には、大動脈に設置された後に紫外線または超音波エネルギーによって活性化される接着剤で被覆されるダクロングラフトが開示される。上記ステント及びクラフトのほとんどは機械的な必要条件を基礎として開発され、金属、合金またはプラスチックから製造され、血管中に不明確に維持されるので、これらは、通常、血管と常時接し、体内で連続的な拍動性の圧力を受ける許容できる血管内補綴材の必要条件を満たすのに多くの欠点及び制限がある。従来の血管内ステント及びクラフトの欠点を以下に記載する。
第一に、血液適合性材料の選択が血液に接する用途では最も重要である。金属は高い表面エネルギーを有し、血液適合性でないため、内腔内または血管内ステントまたはグラフトとして移植されると急性の血栓症を誘導してしまう。加えて、金属は非吸収性であり、腐食される。最良のステンレス鋼であっても、長期間の移植条件下で腐食しないという保証はできない。
第二に、血管内膜の過形成及びグラフトの再閉塞を生じる伸展性の不適正が多くの血管移植処置において報告された。金属は、非伸展性であることが知られているため、金属製のステントの慢性の再閉塞は血管内膜の過形成によるということは驚くにあたらない。事実、伸展性の不適正の結果としての吻合部の過形成は、依然として、冠状動脈のバイパス手術用の小口径の血管を開発する上での主要なハードルの一つである。
さらに、血管の内腔表面との完全な周辺部の接触がステントの安全性及び有効性にとって重要である。金属製のステントの不完全な拡張は致命的である。血管の拍動作用による周囲組織への連続した傷害は長期間の有害反応を誘導する。さらに、金属製のステントは血管内に一定の拡張範囲を有する。場合によっては、ステントは直径が小さすぎて、拡張後であっても、血管に固定されず、また、ステントは血管を損傷するまたは破裂するような直径にまで拡張してしまうこともある。どちらの場合も、不適当な大きさのまたは不適当な位置の従来のステントは除去するために外科手術が必要である。熱により拡張する金属である、ニチノール（ｎｉｔｉｎｏｌ）は、配置中の不適当な加熱の結果としての不完全な拡張あるいはステント材料の変動による欠点をさらに有する。
さらに、ステントの移動が従来のステントでは観察された。ステントの移動は致命的となりうる。ステントの移動は、拡張下、金属特性の経時的な変化及び外来材料に対する生体自身の防御による。
金属製のステントの欠点の幾つかを克服するために、スレピアン、エムジェー（Ｓｌｅｐｉａｎ，Ｍ．Ｊ．）及びシュニドラー、エー（Ｓｃｈｎｉｄｌｅｒ，Ａ．）（サーキュレーション（Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ）、７８、追補ＩＶ：ＩＩ−４０９、１９８８年）はステンド作製用に合成ポリマー材料、直鎖脂肪族ポリエステルを選択した。この材料は、緩やかに分解可能であり、インシツー（ｉｎ  ｓｉｔｕ）で内腔部位を閉鎖し敷くのに使用される熱特性を有する。上記研究者らは、２バルーン配置方法を使用し、６０℃でインシツー（ｉｎ  ｓｉｔｕ）でポリマーを溶融した後、バルーンを圧縮して血管閉鎖用の溶融ポリマーを流れさせ、さらに、この材料を冷却してポリマーを固化させて、これで閉鎖するまたはこれを敷く。この方法は、従来、ポリメリック  エンドルミナル  ペイビング  アンド  シーリング（ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ  ｅｎｄｏｌｕｍｉｎａｌ  ｐａｖｉｎｇ  ａｎｄ  ｓｅａｌｉｎｇ）（ＰＥＰＳ）と称された。このＰＥＰＳ法は、幾つかの潜在的な欠点を有する。高温は、局所的な組織や細胞には未知の作用を有する。血管内の溶融及び結晶化は、このような生命を維持する過程で予想された事項ではない。さらに、分解産物の長期の効果が不明である。ポリマーフィルムと組織との付着もまた、塞栓を潜在的に引き起こす材料の断片化の危険性を上昇させる。
血管内ステントまたは創傷治癒用途に金属や合成ポリマーによって刺激されることのないＩ型コラーゲンを用いることは多くの利点がある。Ｉ型コラーゲン分子は、三重らせんであり、３つのポリペプチド鎖またはａ鎖の渦巻き状に巻いたコイルである単一の蛋白質の立体配置を有する。ａ鎖の２つは、同一であり、ａ１鎖と呼ばれ、第三の鎖は若干アミノ酸組成が異なり、ａ２鎖と呼ばれる。各ａ鎖は、１ターン当たり３残基で左巻きらせん（ｌｅｆｔ−ｈａｎｄｅｄ  ｈｅｌｉｘ）状にねじれており、３つの鎖は右巻き高次らせん（ｒｉｇｈｔ−ｈａｎｄｅｄ  ｓｕｐｅｒｈｅｌｉｘ）状に一緒に巻き、直径約１．４ナノメーター及び長さ３００ナノメーターの棒状分子を形成する。上記ａ鎖は、それぞれ、約１，０５０アミノ酸残基を含み、Ｉ型コラーゲン分子の分子量は約３００，０００ダルトンである。三重らせん内の各ａ鎖では、３番目毎のアミノ酸残基がグリシンである。コラーゲンは、高含量のプロリン及びヒドロキシプロリン残基、トリプトファンの不存在、少量の芳香族アミノ酸、及びかなりの量のジカルボン酸及び２塩基アミノ酸残基の特徴を有する。コラーゲン分子の両端末には、球形であり、三重らせんの構造を持たず、３番目の残基毎にグリシンを持たないテロペプチドとして既知の末端ペプチド配列が存在する。これらのテロペプチドは分子の分子間架橋の１次部位である。本発明の用途にＩ型コラーゲンを使用する利点の幾つかを以下に簡単に要約する。
第一に、Ｉ型コラーゲンは、低免疫原性である。一つの種のＩ型コラーゲン分子に対する抗体は、フロインド完全アジュバントなしでは第二の種で生じることができない。免疫原性はコラーゲンが線維形態である際には減少する。化学的な架橋は検出不可能なレベルにまで免疫原性をさらに減少させる。言い換えれば、精製されたＩ型コラーゲン繊維は非常に生体適合性がある。
第二に、Ｉ型コラーゲンは生分解性であり、生分解率をグルタルアルデヒド、ホルムアルデヒドまたは他の二官能性架橋剤による架橋による等の化学的な手段によって制御できる。創傷部の治癒中に、分子のＣ末端から１／４の位置でコラーゲンを切断する酵素であるコラゲナーゼを分泌する細胞は数多く存在する（マクロファージ、多核白血球及び繊維芽細胞）。２本の短い三重らせんは体温では安定でなく、ランダムコイル状のペプチドに変性し、さらに、これは体内でプロテアーゼによってアミノ酸や小さなペプチドに分解される。アミノ酸やペプチドは、恐らく、創傷部のリモデリング中に宿主コラーゲンの吸収と同様の正常な経路を介して、代謝される。
さらに、Ｉ型コラーゲン分子は約２５０個のアミノ及びグアニジノ基を（ｐＨ７．４で陽性に荷電される基）及び約２５０個のカルボキシル基（ｐＨ７．４で陰性に荷電される基）を有する。これらの側鎖の官能基は反応性を有し、化学的な手段によって修飾されその物理化学的、機械的及び生物学的な性質を変化させることができる。例えば、元のＩ型コラーゲン繊維はトロンボゲン形成性である。しかしながら、コラーゲンのトロンボゲン形成性は、コラーゲン分子を陰性に荷電された蛋白質に修飾すると、有意に減少する。
さらに、Ｉ型コラーゲンは、溶液としてまたは非常に膨張した繊維分散液として調製できるため、小分子状薬、ペプチド及び高分子の形態を有する薬剤をコラーゲン繊維中に添加して緩やかな全身への放出用の賦形剤としてまたは薬剤の局所デリバリーシステムとして機能する複合材料を形成できる。
皮膚、神経及び半月軟骨等の他の組織の修復はＩ型コラーゲン含有材料を用いて試みられてきた。例えば、ヤナス（Ｙａｎｎａｓ）らは、コラーゲン−グリコサミノグリカン複合材料を用いた内皮用移植材を作製した（Ｕ．Ｓ．特許第４，０６０，０８１号）。リー（Ｌｉ）は、末梢神経の修復用の半透過性、吸収性Ｉ型コラーゲンの導管を使用した（Ｕ．Ｓ．特許第４，９６３，１４６号）。ストーン（Ｓｔｏｎｅ）は、生体適合性、吸収性Ｉ型コラーゲン−グリコサミノグリカンマトリックスを半月軟骨を再生するのに使用した（Ｕ．Ｓ．特許第５，００７，９３４号）。
コラーゲンの創傷治癒マトリックスは、Ｕ．Ｓ．特許第５，０２４，８４１号に開示される。この創傷治癒マトリックスはアテロコラーゲン（ペプシン可溶化皮膚コラーゲン）から作製され、化学的に架橋されていない。したがって、これは、本発明の特殊な血管用途に臨界的に必要である独特な物理化学的及び機械的特性を有してはいない。
しかしながら、損傷または病変した解剖学的な構造を修復するのに使用された前記様々な技術をもってしても、血管創傷被覆材として成功しかつ全体が吸収性の天然材料から構成される装置、またはその類似体は、従来技術では開発されなかった。
したがって、本発明の目的は、正常な血流を可能にする、損傷または病変した血管セグメントに対して構造的な支持を形成する、改良された血管創傷治癒装置を提供することである。
本発明の他の目的は、生体適合性、生体吸収性、血液適合性、かつ伸展性を有する血管創傷被覆材を提供することである。
本発明のさらなる目的は、血管内の目的とする部位で解放されると、それ自体が拡張して材料の水和作用を介して血管壁に付着する血管創傷被覆装置を提供することである。
本発明のさらなる目的は、治療用途として血管内または血管外のいずれかの目的とする部位に薬剤を運搬する手段を提供することである。
本発明のさらなる他の目的は、血管創傷被覆材の製造手段を提供することである。
本発明のさらなる他の目的は、損傷または病変した血管を修復する手段を提供することである。
発明の概要
本発明によれば、血管形成術における血管修復についての先行技術に関する幾多の欠点や問題点を除去しまたは実質的に減少させる血管修復用の吸収性血管創傷被覆材が提供される。さらに、本発明によれば、血管の内側または外側の選択部位に薬剤を運搬する方法が提供される。特に、本発明によれば、血管創傷被覆材が管状で、追従性、自己伸張性があり、側面が薄く、生体適合性、血液適合性、生体吸収性を有し、血管形成後の血管閉塞の危険を除去または実質的に減少する吸収性創傷被覆材が提供される。
本発明の吸収性血管創傷被覆材は、通常は種々の内径および外径をもった円柱状線維を含むＩ型コラーゲンの乾燥した多孔性マトリックスである。本発明の好ましい形態においては、創傷被覆材への半径方向の追従性を付与するために、線維はマトリックスの隅々にランダムに配向される。
マトリックスはまた、局所治療のための選択された薬剤を含有させることができる。治療用薬剤としては、アスピリン等の抗血小板薬；クマジン（ｃｏｕｍａｄｉｎ）等の抗凝血薬；抗生物質；ヘパリン、コンドロイチン硫酸、ヒアルロン酸等、ウロキナーゼ、ストレプトキナーゼ、プラスミノーゲン・アクチベーター等を含むポリアニオン多糖体等の抗血栓沈着薬；変換成長因子ベータ（ＴＧＦ−β）等の創傷治癒薬、ラミニン、フィブロネクチン等の糖蛋白、種々のタイプのコラーゲンが含まれる。
特に、本発明の自己伸張性の血管創傷被覆材は、Ｉ型コラーゲンのマトリックス材からなり、平均径約０．１μｍ〜約１５０μｍの細孔を有し、内径が内部中心に向かってテーパー状をなした壁部をもつ導管からなるものである。
さらに、本発明は、吸収性血管創傷被覆材の製造方法を提供する。
当該方法は、
ａ）コラーゲンＩ型を含有する水性分散液を調整し、
ｂ）コアセルベート化剤によりコラーゲンをコアセルベート化し、
ｃ）コアセルベート化したコラーゲン線維を同軸円筒成形型に入れ、
ｄ）成形型中の線維を凍結乾燥して乾燥コラーゲンマトリックス導管を形成し、
ｅ）凍結乾燥したコラーゲンマトリックス導管に水ミストを噴霧し、
ｆ）水噴霧処理したコラーゲンマトリックス導管を圧縮し、
ｇ）コラーゲンマトリックス導管の端部を圧縮して内部中心に向かってテーパー状の内径を形成し、
ｈ）ついで、圧縮したコラーゲンマトリックス導管を架橋剤で架橋させることからなるものである。
さらにまた、本発明はを吸収性血管創傷被覆材を用いた損傷または病変した血管の治療方法を含むものである。当該方法は、吸収性血管創傷被覆材を折り重ねた形状で選択部位へ既存のカテーテルにより運搬し、吸収性血管創傷被覆材を該選択部位で解放する方法を含み、これにより、創傷被覆材が元の形状に自己伸張して血管壁に密着するものである。
特に、当該方法は、
ａ）創傷被覆材を含む運搬カテーテルを経皮的部位を通して動脈内に挿入し、
ｂ）該創傷被覆材を選択された血管内部位にガイドワイヤーで案内し、
ｃ）ついで、創傷被覆材を血管内部位で解放することからなるものである。
そのうえさらに、本発明は血管手術中の吻合部位での血管内外側への吸収性血管創傷被覆材の運搬方法を含む。特に、吻合部位での血管内側への血管創傷被覆材の運搬方法は、
ａ）吻合部位で宿主血管と人工血管の内腔に血管創傷被覆材を挿入し、
ｂ）ついで、宿主血管と人工血管を一直線にし、人工血管の近位端と遠位端で人工血管を宿主血管に縫合することからなる。
さらに、吻合部位での血管外側への血管創傷被覆材の運搬方法は、
ａ）宿主血管または人工血管を血管創傷被覆材内に挿入し、
ｂ）宿主血管と人工血管を吻合し、
ｃ）創傷被覆材を引っ張り近位端と遠位端で吻合部位を被覆することからなる。
特に、本発明の吸収性血管創傷被覆材は、実質的に多孔性の壁部で構成されているので栄養の拡散が可能であり、これにより内皮化が促進され、組織内殖が容易となり、宿主血管との固着が促進されるものである。さらに、内腔表面が抗血栓性であり、血栓沈着を効果的に防止する。さらにまた、該吸収性創傷被覆材は、宿主血管と同様の適応性を有し、内膜肥厚の形成の危険性が低減される。そのうえさらに、該吸収性創傷被覆材は壁部断面が薄いので、被覆した血管の接合部での血流障害が低減される。該吸収性血管創傷被覆材は多孔性壁部を有するので、宿主血管再生の初期骨格を与えるものである。
ゆえに、本発明の好ましい実施態様においては、本発明の吸収性血管創傷被覆材は、以下の物性および物理化学的特性を有する。
物  性
内径（ｍｍ）        ２〜３０
孔径（μｍ）        ０．１〜１５０
壁厚（ｍｍ）
遠位端部            ０．０５〜０．３０
中央部              ０．１０〜１．５
密度（ｇ／ｃｍ3）   ０．０５〜０．８０
長さ（ｃｍ）        ０．０５〜１５
物理化学的特性
コンプライアンス（％半径変化／ｍｍＨｇ×１０-2  ２．０〜７．０
膨潤量（ｇ／ｇ）                                  ０．５〜１５
熱安定性（℃）                                      ５５〜８５
緩和回復時間（秒）                                  １〜３０
本発明を、図面された実施態様により、以下に詳述する。
【図面の簡単な説明】
本発明の前記ならびに他の目的、その種々の特徴、同様に本発明自身は、図示された実施態様とともに読解した場合、つぎの記載から容易に理解できるであろう。
図１は、本発明により作られた吸収性血管創傷被覆材の斜視図を示すものである。
図２は、本発明の吸収性血管創傷被覆材の長手方向の断面図を示すものである。
図３は、本発明による血管内の保護シース内側のバルーン上に折り重ねられた吸収性創傷被覆材を備えた装着カテーテルの断面を示すものである。
図４は、血管内で展開された吸収性血管創傷被覆材の断面を示すものである。
発明の説明
特定の性質を有する吸収性血管創傷被覆材が、Ｉ型コラーゲン含有材料から製造でき、かつカテーテルを経て内部で発光させてまたは手術中に吻合させる個所のいずれかで障害部位に導入できることが見出され、この創傷被覆材は従来の血管修復用の金属または合成樹脂製用具の有する数々の欠点を減少させまたは実質的に除去する。本発明の吸収性血管創傷被覆材の特異な特徴および性質ならびに従来品に対するその利点を、下記のとおり要約する。
第１に、本発明による吸収性血管創傷被覆材は、生体適合性があり、しかも血液と接触する適用物に対して化学的に変成されるＩ型コラーゲン材料よりなる壁部を有している。
第２に、本発明の吸収性血管創傷被覆材の壁部は、約０．１μｍ〜約１５０μｍの細孔を有する多孔質であり、細胞浸入を経て宿主組織による壁部への沈着を促進するために曲りくねって配置されている。この創傷被覆材の多孔性は、壁部を通して栄養源の拡散を可能にし、その結果、内皮化を促進する。
さらに、本発明の吸収性血管創傷被覆材は、図１の部材１１および図２の部材２１に示すように、末端には薄い断片の壁部を有している。該壁部は、該被覆材の末端の内径Ｘが該被覆材の中央部の内径Ｙよりも大きくなるようにテーパ状をなしている。この構造により、血管は最低の障害で流通でき、その結果、血行停止の危険および血管細胞を損傷しかつ引き続き血栓の蓄積を生じる恐れがある渦巻流を低減できる。特に、本発明の壁部は、創傷被覆材の中央部で約０．１ｍｍ〜約１．５ｍｍの膜厚かつ創傷被覆材の末端で約０．０５ｍｍ〜０．３ｍｍを有している。
本発明の吸収性血管創傷被覆材の密度は、約０．０５ｇ／ｃｍ3から約０．８ｇ／ｃｍ3（ただし、「ｇ／ｃｍ3」は、マトリックスの立方センチメートルに対する創傷被覆材のグラム数を意味する単位である。）の間で、該創傷被覆材の種々の機械的ならびに治療目的に応じて変えることができる。例えば、低密度の創傷被覆材は、治療剤の急速な拡散が要求される場合への適用には、より効果的である。
本発明の吸収性血管創傷被覆材は、通常の血管の部位内で適用できる。宿主血管と移植物との間の適合性は重要である。宿主血管−移植物接合領での不適合は、乱血流および血栓沈積を生じ、平滑な筋肉細胞増殖および最終的には閉塞を生じる恐れがある。本発明の吸収性血管創傷被覆材は、約２．０％半径変化（ｒａｄｉａｌ  ｃｈａｎｇｅ）／ｍｍＨｇ×１０-2〜約７．０％半径変更／ｍｍＨｇ×１０-2、好ましくは約４．０％半径変更／ｍｍＨｇ×１０-2〜約６．０％半径変更／ｍｍＨｇ×１０-2のコンプライアンスを有している。
本発明の吸収性血管創傷被覆材は、宿主血管への急速な沈積のための細胞浸入を助長する親水性である。該吸収性血管創傷被覆材の膨潤量は、約０．５ｇ／ｇ−創傷被覆材〜約１５ｇ／ｇ−創傷被覆材、好ましくは約２ｇ／ｇ−創傷被覆材〜約１０ｇ／ｇ−創傷被覆材である。
本発明の吸収性血管創傷被覆材の吸収速度は、特定の損傷部位に応じて有利なように設計される。例えば、低いインビボ（ｉｎ  ｖｉｖｏ）吸収は、該用具の機械的支持機能が臨界的である適用にはより有利である。生体内吸収の速度は、グルタルアルデヒド、ホルムアルデヒドのような二官能分子間架橋剤を使用するというような化学的手段により制御できる。吸収の生体的速度は、材料の熱収縮温度により補正できる。本発明の吸収性創傷被覆材の熱収縮温度は、約５５℃から約８５℃、好ましくは約６０℃から約７５℃である。約５５℃から約８５℃の熱収縮温度を有する該血管創傷被覆材は、生体内で約３０日から約１２０日で吸収され得る。
図３および図４を参照すると、本発明の吸収性血管創傷被覆材３１は、カテーテル３３の先端のバルーン３３上に折り重ねられて血管３５内の特定の損傷部位３４にワイヤ３８を通して装着を容易にする。血管内の血液４２と接触したときに、糸３７を引っ張って該用具を解除することにより保護シース３６が除去され、創傷被覆材の折り重ねが解除され、かつ元の構造４１に完全に伸張する。該創傷被覆材のこの自己伸張は、脈管内適用のために創傷被覆材を使用する場合に特に重要である。該創傷被覆材が折り重なった構造から伸張した構造へ変化するのに要した時間で定義される緩和回復時間は、本発明の創傷被覆材にとっては短時間である。本発明の吸収性血管創傷被覆材の緩和回復時間は、約１〜約３０秒、好ましくは約３〜約１０秒である。一般に、本発明の吸収性血管創傷被覆材を製造する際に、コラーゲン質の組織がまず精製に供されかつ化学的修飾に供される。
特に、本発明のコラーゲン材料は、つぎの方法により製造される。
第１に皮膚、腱、靱帯、骨等のごときＩ型コラーゲンの天然原料を脱脂し、筋膜およびその他の異質のものを洗浄する。ついで、清浄化され洗浄されたコラーゲン含有材料をスライスまたはグラインドすることにより粉砕し、つづいて徹底的に水洗で可溶性血液蛋白を除去する。
ついで、粉砕された材料をエタノールおよびプロパノール類のごとき低分子量アルコール類、エチルエールのごときエーテル類、石油エーテル、エーテルとアルコールとの等容量混合物のごとき脂溶化剤を用いて脱脂処理に供する。脱脂された材料は、洗浄して残存アルコールおよび／またはエーテルを除去される。
ついで、脱脂かつ洗浄されたコラーゲン含有材料は、約１Ｍの濃度の中性塩溶液を用いて、常法により約４℃〜約２５℃の温度で抽出される。中性塩溶液の高いイオン強度は、コラーゲンと非コラーゲン質材料との間の静電相互作用を弱める。このような中性塩としては、塩化ナトリウム、塩化カリウム等がある。これを行なうことにより、中性塩可溶の非コラーゲン質材料は除去される。ついで、このコラーゲン材料は脱イオン水、蒸留水等で洗浄される。
該塩抽出コラーゲン含有材料は、さらに該コラーゲン含有材料を構造安定化塩の存在下に２回の極度のｐＨ抽出に供する方法で精製される。約２〜約３のｐＨにおける膨潤は、適当な酸の使用によるような公知の方法で達成される。このような酸としては、塩酸、酢酸、乳酸等がある。使用される塩としては塩化ナトリウム、硫酸ナトリウム、硫酸アンモニウム等がある。好ましくは酸抽出は、バクテリアの増殖を減少させるために４℃で行なわれる。該酸は、コラーゲンと、可溶化されて除去される酸性の非コラーゲン質蛋白との間のイオン性相互作用を弱める。脱イオン水、蒸留水により大規模な洗浄を行なったのち、該コラーゲンは公知方法によりｐＨ１３以上で塩基性溶液で抽出される。このような塩基としては、水酸化ナトリウム、水酸化化カリウム、水酸化カルシウム等がある。アルカリ性条件は、コラーゲンと、可溶化されかつ除去される塩基性非コラーゲン質材料との間のイオン性相互作用を弱める。このアルカリ性処理はまた、コラーゲンのグルタミン残基およびアルパラギン残基の部分脱アミノ化により等電点を減少させる。ついで、該アルカリ性抽出コラーゲン材料は、脱イオン水、蒸留水により徹底的に洗浄して残存塩基が除去されかつｐＨを約１３から約７へ低下させる。
ついで、該塩基抽出コラーゲンは、コラーゲン中のリシン類のＥ−アミノ基を部分的にアセチル化するように修飾されて、さらに血液適合性のための等電点が低下するように正に帯電されたＥ−アミノ基が除去される。コラーゲンのアミノ基のアセチル化方法は、約８．０のｐＨで、半飽和酢酸ナトリウムの存在下に無水酢酸と反応させることによるような公知の技術である。別法としては、この血液適合性は、約８．０のｐｈで無水コハク酸によりコラーゲンをコハク化に供することにより負に帯電した基の全数を増加させることにより高めることもできる。このように行なうことによりさらに負に帯電したカルボキシル基は、リシン残基の側鎖に付加する。
このようにして製造されたＩ型コラーゲン材料は、フイブリル構造を保持しており、最低限の非コラーゲン質不純物を含有しており、本発明の吸収性血管創傷被覆材の製造のために、さらに行なわれる処理に好適である。しかしながら、天然組織のＩＩ型コラーゲン、ＩＩＩ型コラーゲン等のごとき他のコラーゲンも本発明の目的とする用途に製造できることは認識されるべきである。
本発明の吸収性血液創傷被覆材の製造において、精製されかつ化学的に変成されたコラーゲンは、まず公知の方法で分散液の製造に用いられる。コラーゲン分散液のこのような製法の一つは、あたかも完全に記載されているかのごとく参照されることにより挿入されている米国特許第３，１５７，５２４号により教示される。
精製されたＩ型コラーゲンは、まず塩酸、リン酸、乳酸、酢酸等の如き酸溶液で膨潤される。酸が使用されるにもかかわらず、酸コラーゲン分散液のｐＨは、約２〜約３の範囲内にある。
ついで、膨潤コラーゲンは、さらに線維類が解離するように、ホモジナイザーまたはブレンダーごとき公知のいかなる手段によっても均質化される。ついで、該均質化コラーゲン分散液はステンレス鋼メッシュ等を通して減圧濾過するというような公知手段により非膨潤凝集物を除去するために濾過される。
本発明の一実施態様において、吸収性血管創傷被覆物が、さらに、治療用装置体として機能させたい場合には、Ｉ型コラーゲンに加えて、アスピリン、クマジン（ｃｏｕｍａｄｉｎｅ）、抗生物質、ヘパリンのごときポリアニオン性多糖類、ヒアルロン酸、コンドロイチンサルフェート等、変換成長因子ベータ（ＴＧＦ−８，３）のごとき成長因子、プロスタグランジン類、プラスミノーゲンアクチベータ類、ウロキナーゼ、フィブリノペクチン、ラミニン等のごとき等蛋白、ＩＩ型からＸＩＶ型までのコラーゲン類のごとき種々の薬剤を、分散液中に存在させてもよい。
該吸収性血液創傷被覆材は、該創傷被覆材のサイズおよび機械的要求に応じてつぎの実施態様によりコラーゲン分散液から形成される。
本発明の一実施態様において、該分散液中のコラーゲン線維は、まず水酸化ナトリウム、水酸化アンモニウム等を使用するというような公知の方法により塩基を用いてｐＨを等電点に調整することによりコアセルベート化される。該コアセルベート化された線維は、水から完全に相分離され、かつ多孔質遠心管にやっとこを用いて除去される。水和線維を会合している過剰の水分は、市販の遠心分離装置を用いて低速で遠心分離に供することにより除去される。部分的に脱水された線維は、ついで、円筒の中心のロッドを含んでいる円筒成形型にセットされる。ロッドの直径は、吸収性血管創傷被覆材の内腔の径を決定する。成形されたコラーゲン線維は、ついで市販の凍結乾燥器を用いて凍結乾燥に供される。具体的には、コラーゲン線維は、まず−２０℃以下の温度で約４〜約８時間凍結され、ついで−１０℃で約２４〜約４８時間、さらに２０℃で約４〜約８時間、約５０μｍＨｇ〜約３００μｍＨｇの真空下に乾燥される。かくして、筒状の多孔質マトリックスは室温で一夜放置されて過剰の真空処理により線維が弛緩する。この方法で製造されたマトリックス内のコラーゲン線維は、機械的強度を与えかつ軸方向ならびに放射方向の両方向に対応して任意に配向する。これは、特に宿主血管に対する創傷被覆材の対応部位が効果的であると考えられる小直径（６ｍｍ未満）の血管の修復利用において重要である。ロッドが付着した該凍結マトリックスは、ついで、約２０〜約７００ｒｐｍ、好ましくは約４０〜４００ｒｐｍの速度度でマトリックスを回転させる攪拌機に挿入される。水ミストの流れを、該マトリックスを回転させながら約１５．２５〜４５．７５ｃｍ（約６〜１８インチ）の距離から約５〜約３０秒間該マトリックスの表面に噴霧する。コンソリデーテッド  プラスチックス  カンパニー  インコーポレイテッド（Ｃｏｎｓｏｌｉｄａｔｅｄ  Ｐｌａｓｔｉｃｓ  Ｃｏｍｐａｎｙ，Ｉｎｃ．）から販売されているコンプレスド  エア  スプレイヤー（Ｃｏｍｐｒｅｓｓｅｄ  Ａｉｒ  Ｓｐｒａｙｅｒ）のごときいかなる市販の噴霧装置も、この目的には使用可能である。水ミストの噴霧は、各家事において一般的である衣服およびクリーニング業界と同様に圧縮方法を促進する。
水噴霧処理した管状多孔質マトリックスは、壁厚を減少させるために２段階の回転圧縮処理を受ける。第１の回転圧縮ステップは、その分野の公知の手段、例えばガラス表面若しくはプラスチック表面などの滑らかで硬い壁を圧縮しながら回転させ、または回転中に２つの滑らかで硬い表面の間の多孔質円筒を圧縮することにより実施される。圧縮されたマトリックスの外径は、２つの硬質板の所定のギャップと定義されることが好ましい。特に、創傷被覆材の内径によるが、壁の直径は次式により決定される：
創傷被覆材の内径（ＩＤ）＋２ｘ壁厚＝外径（ＯＤ）
または壁厚＝（ＯＤ−ＩＤ）／２。
ここで、ＯＤは板間のギャップと同じである。壁厚は約０．１ｍｍ〜約１．５ｍｍであることが好ましい。
第２の回転圧縮ステップは、所定のテーパーを形成するように端部において創傷被覆材の断面をさらに減少するように管の両端で実施される。これは、テーパーを付けたプラグ（切頭直円錐）を管状マトリックスの各端部に挿入することにより行う。管状マトリックスのＩＤやＯＤに依存し、切頭直円錐の上面は管状マトリックスのＩＤと同じ直径を備え、その他端、すなわち切頭直円錐の下面はＯＤよりも約０．１ｍｍ〜約０．６ｍｍ小さな直径を備えるので最終的に圧縮された血管の創傷被覆材の両端部における内径は約０．０５ｍｍ〜０．３ｍｍの壁厚を有する。
または、凍結乾燥マトリックスの圧縮後における吸収性血管創傷被覆材の内腔の大きさ、中央部や端部の壁厚を決める成形型の中心ロッドが両端部において円錐形（下面が外を向いた切頭直円錐）であってもよい。吸収性血管創傷被覆材の中央部や両端部のＩＤおよび壁厚は、切頭直円錐のマンドレルの直径、上面や下面の大きさや２つの圧縮プレート間のギャップにより定義される。
この様に圧縮された管状マトリックスは、その後、その分野の公知の方法、例えばマトリックスをホルムアルデヒド、グルタルアルデヒド、カルボジイミドなどの２官能架橋剤とその蒸気層または液層で接触させる架橋ステップで処理される。架橋は血管の創傷被覆材のインビボ（ｉｎ  ｖｉｖｏ）安定性を制御し、また被覆材が機械的に変形し、水溶液に接したときに、創傷被覆材の自己伸張性を提供する幾何学的な配向性を固定する。架橋は蒸気層で実施することが好ましい。架橋が蒸気層で実施されるときに、特に架橋は相対湿度約７５％〜１００％、温度約２０℃〜約３０℃の範囲においてホルムアルデヒド、グルタルアルデヒドなどの蒸気で達成されるであろう。
また、脱水熱架橋として公知である、９５℃〜１１０℃の温度、約１０μＨｇ〜約１００μＨｇの減圧下、約２４時間、コラーゲンの分子内側鎖の吸熱化学濃縮により達成できる。
本発明の他の実施態様で吸収性血管創傷被覆材の半径方向の物理的強度が重要である場合には、コラーゲンフィラメントまたはポリグリコレート（ｐｏｌｙｇｌｙｃｏｌａｔｅ）、ポリラクテート、ポリグリコレート−ポリラクテート共重合体フィラメントなどの吸収性フィラメントを巻いたマンドレルが望ましい。吸収性フィラメントは創傷被覆材壁に組み込まれて、物理的な支持装置用の血管創傷被覆材に対する付加的な剛性を提供する。
また、壁の剛性は、繊維を円周方向に配列することによりさらに増加させることができる。このことは、最初にフィラメントを巻いたマンドレルを機械的な撹拌機に投入し、約１０ｒｐｍ〜約６０ｒｐｍの速度でマンドレルを回転して、部分的に脱水した繊維をコイル状フィラメントにゆっくりと巻きつけることにより達成される。フィラメントを含浸した線維は、凍結乾燥前にガラスのような滑らかな表面に対してゆっくりと回転させることにより、さらに脱水される。
血管創傷被覆材の架橋の程度は、創傷被覆材の脱水熱収縮温度、すなわち水性環境下における創傷被覆材がコラーゲン３重螺旋の展開に基づいて収縮し始める温度により測定できる。コラーゲン材の収縮温度の測定方法は当分野において公知である。代表的には、血管の創傷被覆材のセグメントは、最初に、ｐＨ７．４、約２５℃で約１０分間０．２Ｍリン酸緩衝液浴で平衡にさせる。創傷被覆材の長さは、カセトメーター（ｃａｔｈｅｔｏｍｅｔｅｒ）により決定される。溶液温度は、その後、その溶液を約１℃／分の速度で加熱することにより上昇する。創傷被覆材の長さは連続的に記録される。収縮温度は、創傷被覆材が５０％縮む温度をいうと定義できる。また、収縮温度は示差走査熱量計などの市販の装置で測定できる。
一般に、架橋度は、吸収性血管創傷被覆材の収縮温度が約５５℃〜約８５℃、好ましくは約６０℃〜約７５℃の範囲になる程度である。かかる創傷被覆材は体内で１〜４か月以内に完全に吸収される程度に架橋される。
上記工程による吸収性血管創傷被覆材を作ることにより、該被覆材は、遠位端や近位端に薄い壁部断面を有するので血流障害を最小にでき、宿主血管との高い適応性を有するので肥厚を最小にでき、および壁部を有するので細胞の侵入を促進し、創傷被覆材の宿主血管への癒着を促進して被覆材の移動を防止できる。また、かかる創傷被覆材は、創傷の治療や宿主血管の再生を促進し、内皮化を促進する。さらに、かかる創傷被覆材は機械的に変形でき、その後水溶液と接触すると元の形状に戻る。そのうえ、この所定の選択性を達成するために、血管の創傷被覆材は次の物理的特徴を有する：創傷被覆材の中央部における壁厚が約０．１ｍｍ〜約１．５ｍｍおよび創傷被覆材の端部における壁厚が約０．０５ｍｍ〜約０．３ｍｍ；内径が約２ｍｍ〜約３０ｍｍ；長さが約０．５ｃｍ〜約１５ｃｍ；細孔が約０．１μｍ〜約１５０μｍ；密度が約０．５０ｇ／ｃｍ3〜約０．８ｇ／ｃｍ3。さらにこの所定の選択性を達成するために、血管の創傷被覆材は次の物理的−化学的な特性を有する：コンプライアンスが約２．０％半径変化／ｍｍＨｇ×１０-2〜約７．０％半径変化／ｍｍＨｇ×１０-2、好ましくは約４％半径変化／ｍｍＨｇ×１０-2〜約６％半径変化／ｍｍＨｇ×１０-2；膨潤量が約０．５ｇ／ｇ〜約１５ｇ／ｇ、好ましくは約２．０ｇ／ｇ〜約１０ｇ／ｇ；熱収縮温度が約５５℃〜約８５℃、好ましくは約６０℃〜約７５℃；緩和回復時間が約１秒〜約３０秒、好ましくは約３秒〜約１０秒。
本発明にしたがってなされた吸収性の血管創傷被覆材は、独特の特性、すなわち血管形成後に血管の再閉塞を防止若しくは顕著に減少するため脈管内ステントとして機能するばかりでなく、動脈瘤から生ずる血管損傷を回復させ、特殊な治療薬を選択的に血管内部位または治療が施された吻合部位に運搬する機能を有する。
特に、血管形成術後の冠状動脈創傷被覆材としての適応において、本発明の歯冠内創傷被覆材の低い壁部断面およびコンプライアンスは被覆材宿主血管接合部の血流障害のリスクを顕著に減少させ、内膜肥厚のリスクを最小にする。抗トロンビン剤やヘパリンなどの抗平滑筋細胞増殖剤の存在下で、創傷被覆材表面でヘパリンなどを徐々に放出すると、被覆剤は徐々に再生宿主組織と置換しながら、血栓沈着や内膜肥厚形成から表面を保護する。
血管の直径が約６ｍｍ〜約３０ｍｍの範囲の末梢および大動脈の修復において、物理的な支持は、吸収性支持フィラメント、例えばコラーゲン、ポリグリコレート、ポリラクテートを壁に組み込むことにより得られる。
使用に際しては、本発明の吸収性血管創傷被覆材は、血管形成術後にカテーテルを介して選択部位に好適に装着される。図３と４を再び参照すると、血管創傷被覆材は、糸につながれた管状保護シースで被覆されて経皮経管血管形成術（ＰＴＣＡ）カテーテル先端のバルーンを覆って折り重なっている（図３）。シースと糸は、シリコーンやポリウレタンを含む血液適合性材料で作成される。創傷被覆剤をガイドワイヤーを介して損傷部位に位置させ、糸を引っ張って保護シースを取り除くと、血管創傷被覆材が処置血管の壁部に追従して再水和して自己伸張する。バルーンを膨張させ、血管創傷被覆材を動脈内で最高に伸張できる位置に持ってくる。その後、バルーンを縮ませ、カテーテルを手技の終了後に取り除き、図４に示すように、選択部位に伸張した血管創傷被覆材を留置する。
別の使い方としては、吸収性血管創傷被覆材はバルーンを覆って折り重ねられ、血管形成術中に損傷部位に運搬される。糸を引っ張ることにより保護シースが除去されると、バルーンは膨張して血管創傷被覆材を最高寸法に押し、これにより通常の血流が得られるよう血管を押し広げる。バルーンを縮め、カテーテルを除去し、損傷部位に創傷被覆材を留置する。
さらなる使用方法としては、本発明の吸収性の血管創傷被覆材は薬剤を血管内に運搬するために有利に使用される。薬剤を組み込んだ血管創傷被覆材は血管の選択部位に進む。糸を引っ張って保護シースを取り除くと、血管創傷被覆剤が自己伸張して宿主血管壁に癒着し、特定部位に所定の薬剤を残留させる。さらに、必要により、ＢａＳＯ4などのＸ線不透過性の物質を、簡単な目視のために血管創傷被覆材に組み込むことができる。
その他の使用方法としては、薬剤を組み込んだ本発明の吸収性血管創傷被覆材は、肥厚形成から吻合部位を保護するために、外科手術中に血管の内部または外部のいずれかの吻合部位に好適に運搬することができる。
ここに、本発明の好適な実施態様と考えられるものを示し、記述したけれども、当業者には添付の請求の範囲で特定したように本発明の精神や範囲から逸脱することなく、各種の変更や修正を行える。
本発明の上記およびその他の目的、効果や特徴は、本発明の血管創傷被覆物の生産や使用についての理論や実際の実施例に関する次の非制限的な記述からより理解できるであろう。
実施例１
精製された、化学変性コラーゲン線維の調製
ウシの屈筋腱の脂肪および筋膜は、入念に除去され、そして水洗された。きれいにされた腱は、凍結され、そしてミートスライサーで０．５ｍｍの組織薄片にスライスして細片させた。該腱は、定常撹拌下２５℃で８時間イソプロパノール（腱：イソプロパノール＝１：５、ｖ／ｖ）で脱脂された。エクストラクタントがデカントされ、等量のイソプロパノールが添加され、そして該腱組織薄片は、定常撹拌下２５℃で一晩中抽出された。脱脂腱は、残留イソプロパノールを除去すべく脱イオン蒸留水で広く洗浄された。その後、該腱は、撹拌下４℃で２４時間、１０容の１Ｍ  ＮａＣｌで抽出された。塩抽出腱は、該塩を除去すべく脱イオン蒸留水で洗浄された。その後、塩抽出コラーゲンは、定常撹拌下４℃で２４時間ｐＨ２．５で０．３５Ｍ  硫酸ナトリウムの存在下、１０容の０．０５Ｍ  乳酸溶液で抽出された。部分的に膨潤化されたコラーゲンは、コラーゲン線維を完全コアセルベートすべく１Ｍ  ＮａＯＨを徐々に添加して解膨潤させた。コアセルベート線維は、ステンレス製濾過器で捕集した。脱イオン蒸留水で洗浄した後、該線維は、定常撹拌下２５℃で１Ｍ  Ｎａ2ＳＯ4の存在下、２４時間１０容の０．７５Ｍ  ＮａＯＨで抽出された。アルカリ抽出コラーゲンは、濾過器で捕集され、０．１Ｍ  ＨＣｌで中和され、そして脱イオン蒸留水で洗浄された。
このようにして精製されたコラーゲンは、その後、室温で半飽和酢酸ナトリウム溶液の存在下、無水酢酸で化学変性させた。無水酢酸が、酢酸ナトリウム溶液にビュレットによって徐々に添加され、その間、該溶液のｐＨは、継続してモニターされ、そして８に１Ｍ  ＮａＯＨ溶液で調整された。該反応は、２時間継続した。その後、部分的にアセチル化されたコラーゲンは、脱イオン蒸留水で洗浄され、凍結乾燥され、そして使用するまで乾燥保存された。
実施例２
吸収性血管創傷被覆材の調製
実施例１で調製された精製線維のアリクォットは、０．０５Ｍ  乳酸溶液中に懸濁させた。使用した線維及び酸溶液の量は、１．０％（ｗ／ｖ）のコラーゲン懸濁液が形成されるようにした。その後、膨潤化された線維は、６０秒間ステンレス製ブレンダーで均質化された。分散されたコラーゲン線維物質は、減圧使用の濾過フラスコで４０μｍステンレス製メッシュを通して濾過された。
５ｇの均質化され、濾過されたコラーゲンの分散液は、ビーカー中に秤取された。０．３％ＮＨ4ＯＨは、該線維をコアセルベートすべく徐々に添加された。該コアセルベートされた線維は、直径１．２ｃｍ、長さ２ｃｍで、中心に０．４ｃｍのロッドを有する同軸円柱形モールドに適合する大きさまで脱水された。
その後、モールドに保持されたコラーゲンは、バーティス（Ｖｉｒｔｉｓ）の商業用真空凍結乾燥器を用い凍結乾燥操作に供せられた。該凍結乾燥された管状コラーゲンスポンジ基質は、一晩中室温で平衡化された。その後、該コラーゲン基質を有するマンドレルが、スターラー内に取り付けられた。該ロッドが２００ｒｐｍで回転している間、ウォーターミストの流れが、約３０．５ｃｍ（１２インチ）離れた距離からコラーゲン基質上に噴霧された。ウォーターミスト処理されたコラーゲン基質は、１０分間静置され、その後、該コラーゲン基質は、０．４６ｃｍの隙間間隔の２枚のプレートを用い回転圧縮操作に供せられた。その後、圧縮された管状コラーゲン基質は、約０．１ｍｍに該端部の壁厚を縮めるべく該管状基質の先端に切頭直円錐を差し込み第２圧縮操作に供せられた。その後、該圧縮された管状コラーゲン基質は、６０分間相対湿度９５％、かつ過剰ホルムアルデヒド蒸気下、２５℃で、ホルムアルデヒド架橋チャンバー中で架橋させた。架橋されたコラーゲン基質は、残留ホルムアルデヒドを除去すべく排気され、そして固体の血管創傷被覆材が滅菌のためパッケージされた。
実施例３
ヘパリンが混合された吸収性の血管の創傷被覆材の調製
コラーゲンの分散液は、実施例２に従って調製された。ヘパリン溶液（コラーゲン：ハパリン＝５０：１、ｗ／ｗ）は、ミキシングの間に該分散液に徐々に添加された。その後、完全にされたコラーゲン／ヘパリンゲルは、実施例２に従って処理された。
実施例４
うず巻線状支持体を含有する吸収性血管創傷被覆材の調製
マックソン（Ｍａｘｏｎ）縫合等のポリグリコレート（ｐｏｌｙｇｌｙｃｏｌａｔｅ）フィラメントは、０，４ｃｍＯ．Ｄ．マンドレルの上へ巻き付けられた。その後の工程は、実施例２と同様に行った。
実施例５
抹消血管の血管形成修復中のＰＴＡバルーンカテーテルを用いた吸収性血管創傷被覆材の使用法
バルーンを覆って折り畳まれた血管創傷被覆材を具備するＰＴＡ（経皮経管血管形成術）バルーンカテーテルは、経皮穿刺部位を経て大腿動脈を通って挿入される。創傷被覆材を具備するバルーンは、ガイドワイヤによって選んだ血管部位に先導される。保護シースは、取り付けてある紐を引くことによって、取り外される。該バルーンは、最大抵抗力が約５ｐｓｉ〜約７ｐｓｉに達せられるまで膨張される。該バルーンは収縮され、そして該カテーテルが取り除かれ、バルーンの膨張された形状に血管創傷被覆材が残される。
実施例６
抹消血管の血管形成修復後のＰＴＡカテーテルを用いた吸収性血管創傷被覆材の使用法
カテーテルの先端に保持された、本発明に従って作製された、自己伸張し得る血管創傷被覆材を具備するＰＴＡカテーテルは、経皮穿刺部位を経て大腿動脈を通って挿入される。創傷被覆材は、ガイドワイヤによって選んだ血管部位に先導される。保護シースは、取り付けてある紐を引くことによって、取り外される。保持された創傷被覆材は、血管壁に密着すべく自己伸張する。該カテーテルは、その後、取り除かれる。
実施例７
冠状血管形成の血管修復中のＰＴＣＡバルーンカテーテルを用いた吸収性の血管創傷被覆材の使用法
本発明に従って作製されたバルーンを覆い包む吸収性の血管創傷被覆材を具備する経皮経管冠動脈形成術（ＰＴＣＡ）カテーテルは、経皮穿刺部位を経て動脈を通って挿入される。創傷被覆材を具備するバルーンは、ガイドワイヤによって冠動脈の範囲内で選んだ血管部位に先導される。保護鞘は、紐の引き手を介して取り外される。該バルーンは、最大抵抗力が完全に膨張された血管の創傷被覆材に相当する、約５ｐｓｉ〜約７ｐｓｉに達せられるまで膨張される。その後、該バルーンは収縮され、そしてカテーテルが取り除かれ、該膨張された創傷被覆材が該修復部位に残される。
実施例８
血管形成の冠状血管修復後のＰＴＣＡバルーンカテーテルを用いた吸収性の血管創傷被覆材の使用法
本発明に従って作製された、カテーテルの先端に保持された血管の創傷被覆材を具備するＰＴＣＡカテーテルは、冠動脈中の損傷部位に先導される。保護鞘は、創傷被覆材を解除すべく取り付けてある紐を引くことによって取り外される。被覆材は、血管壁に密着すべく自己膨張する。該カテーテルは、その後、取り除かれる。
実施例８
血管内部の吻合部位での吸収性血管創傷被覆材の使用法
本発明の血管の創傷被覆材は、血管の外科処置に関連して吻合部位に用いられる。本発明に従って作製された血管の創傷被覆材は、近位端と遠心端の両方から宿主血管及び人工血管に挿入される。血管の創傷被覆材の外径は、宿主血管及び人工血管の内径に適合するものが選択される。血管の創傷被覆材は、吻合部位において宿主血管及び人工血管の両方の血管壁に密着する。
実施例１０
血管外側の吻合部位での吸収性血管創傷被覆材の使用法
本発明に従って作製された血管創傷被覆材は、血管壁の外側の吻合部位の近位端と遠心端から挿入される。血管の創傷被覆材の内径は、宿主血管及び人工血管の外径に適合するものが選択される。吻合処置が完了すると、該血管創傷被覆材は、吻合部位を包むべくしっかりと締められる。
実施例１１
吸収性血管創傷被覆材の特性
ａ）密度（ｇ／ｃｍ3）
実施例２により作製された血管創傷被覆材のかさ密度は、まず、その重量を得るべく該創傷被覆材を秤量することにより求められる。次に、創傷被覆材の容積が、下記式
Ｖ（ｃｍ3）＝３．１４×［（ＯＤ2／４）−（ＩＤ2／４）］×ｈ
（式中、ＯＤ＝被覆材の外径（ｃｍ）、
ＩＤ＝被覆材の内径（ｃｍ）、
ｈ＝被覆材の長さ（ｃｍ）である。）から求められる。
そして、密度（ｇ／ｃｍ3）は、血管の創傷被覆材の重量及び容積から算出される。
本発明の血管創傷被覆材の密度は、約０．０５ｇ／ｃｍ3〜約０．８ｇ／ｃｍ3である。
ｂ）コンプライアンス（％半径変化／ｍｍＨｇ×１０-2）
バルーンは、実施例２に従って作製された血管創傷被覆材のルーメン内に挿入される。被覆材の外径は、カセトメータで測定される。該バルーンが膨張され、そして該バルーン内部の圧力が記録される。それから、加圧された創傷被覆材の外径が測定される。平均コンプライアンスは、
コンプライアンス＝［ＯＤf−ＯＤo］／［ＯＤo×（Ｐf−Ｐo）］
（式中、ＯＤf＝創傷被覆材の最終的な外径（ｍｍ）、
ＯＤo＝創傷被覆材の最初の外径（ｍｍ）、
Ｐf＝バルーン内部の最終的な圧力（ｍｍＨｇ）、
Ｐo＝バルーン内部の最初の圧力（ｍｍＨｇ）である。）、ｍｍＨｇ×１０−2当たりの直径の変化％として算出される。
本発明のコンプライアンスは、約２．０％半径変化／ｍｍＨｇ×１０-2〜約７．０％半径変化／ｍｍＨｇ×１０-2である。
ｃ）細孔（μｍ）
実施例２に従って作製された血管創傷被覆材の横断面積の走査電子顕微鏡写真により観察された細孔構造から寸法が測定される。本発明の血管創傷被覆材の細孔構造は、該細孔の長軸が円周方向に沿って平行をなし、該細孔の短軸が円周方向に対し垂直であるとするものである。該細孔サイズは、各細孔の長軸及び短軸の平均として算出される。
本発明の血管創傷被覆材は、約０．１μｍ〜約１５０μｍの範囲の細孔を有するものと決められている。
ｄ）膨潤量（ｇ／ｇ）
膨潤量は、実施例２に従って作製された血管創傷被覆材の単位重量当たりの溶液吸収量により測定される。まず、創傷被覆材の乾燥重量が測定される。次に、創傷被覆材は、１時間２５℃で緩衝溶液（ｐＨ７．４）中に浸漬される。湿潤重量が、測定される。創傷被覆材の膨潤量（ｇ／ｇ）は、創傷被覆材の湿潤重量と乾燥重量の差を創傷被覆材の乾燥重量で除算したものとして算出される。
本発明の傷被覆材の膨潤量は、約０．５ｇ／ｇ〜約１５ｇ／ｇである。
ｅ）熱収縮温度（℃）
血管の創傷被覆材のセグメントは、緩衝溶液浴（ｐＨ７．４）に浸漬される。長さが、カセトメータで記録された。溶液の温度は、１℃／分の割合で昇温させる。該サンプルの温度及び長さは、サンプルが収縮しそして一定の長さが維持されるまで連続的に記録される。熱収縮温度は、サンプルの長さの５０％変化が生じる際の温度として定義される。本発明の傷被覆材の熱収縮温度は、約５５℃〜８５℃である。
ｆ）壁厚（ｍｍ）
血管創傷被覆材の壁厚は、マイクロメータで計測された。創傷被覆材の壁厚は、被覆材の中心で約０．１ｍｍ〜約１．５ｍｍの範囲であり、そして被覆材の遠心端で約０．０５ｍｍ〜約０．３ｍｍの範囲である。
ｇ）緩和回復時間（秒）
血管創傷被覆材は、カテーテルの先端に折り畳まれたと同様に小型の形状に折り畳んで機械的に変形される。その後、機械的に変形された創傷被覆材は、２５℃で、リン酸緩衝生理食塩溶液（ｐＨ７．４）に浸漬される。変形された創傷被覆材が初期の形状に戻るまでに必要とする時間は、緩和回復時間として記録される。
本発明の創傷被覆材は、約１秒〜約３０秒の範囲に緩和回復時間を有する。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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