(57)【要約】本発明は、人工器官の中への血管細胞の内殖を刺激する能力を有する活性物質を含有する血管人工器官に関する。本発明は、更に、人工器官材料の中への血管細胞の内殖を局所的に誘導する能力のある活性物質を設ける血管人工器官の処理方法に関する。このように、血管と人工器官との間の連結を改善することができる。【特許請求の範囲】
【請求項１】
人工器官の中への血管細胞の内殖を刺激する能力を有する活性物質を含有する血管人工器官であって、合成基本構造体により形成され、その構造が血管細胞を保持するための空隙を含む血管人工器官。
【請求項２】
前記活性物質が結合組織を産生し、そして／または堆積、平滑筋細胞の増殖および／または移動、内膜の肥厚化および／またはネオインチマ（ｎｅｏｉｎｔｉｍａ）を形成するための誘導物質および／または活性化物質である請求項１に記載の血管人工器官。
【請求項３】
前記活性物質が塩基性線維芽細胞成長因子、酸性線維芽細胞成長因子、血小板由来成長因子、トランスフォーミング成長因子ベータ、および／または結合組織の産生および／または堆積、平滑筋細胞の増殖および／または移動、内膜肥厚化および／またはネオインチマ形成を誘導し、そして／または刺激する能力のある他の成長因子および前記成長因子の任意の組み合わせからなる群から選択される請求項１あるいは２に記載の血管人工器官。
【請求項４】
前記人工器官が線維症を刺激する能力のある活性物質を含有する請求項１〜３のいずれか１項に記載の血管人工器官。
【請求項５】
前記人工器官が被覆物、裏打ち物または含浸物、好ましくは少なくとも部分的に生分解性である被覆物、裏打ち物または含浸物を含む請求項１〜４のいずれか１項に記載の血管人工器官。
【請求項６】
前記被覆物、裏打ち物または含浸物がコラーゲン、ヘパリン、ゼラチン、フィブリン、エラスチン、グリコサミノグリカン、フィブロネクチン、ラミニン、プロテオグリカン、アルブミン、グロブリン、ポリアクチド、ポリグリコリド、ポリグルコネート、ポリジオキサノンまたはこれらの化合物の２つ以上の任意の組み合わせ物を含む請求項５に記載の血管人工器官。
【請求項７】
前記人工器官の基本構造体がエチレングリコールとテレフタル酸の重縮合物（例えば、Ｄａｃｒｏｎ（登録商標））、ポリテトラフルオロエチレン（テフロン（登録商標））、ポリアミド（例えば．ナイロン）、ポリエステル、金属、金属合金、ポリカーボネート−ウレタン、シリコーン、ポリオレフィン（例えば、ポリエテン）または任意のこれらの組み合わせから少なくとも主にできている請求項１〜６のいずれか１項に記載の血管人工器官。
【請求項８】
前記活性物質が生理的条件下制御された方法で放出される請求項１〜７のいずれか１項に記載の血管人工器官。
【請求項９】
前記基本構造体中の空隙の少なくとも一部が孔である請求項１〜８のいずれか１項に記載の血管人工器官。
【請求項１０】
前記基本構造体中の空隙の平均空隙直径が５−１５０μｍの範囲内にある請求項１〜９のいずれか１項に記載の血管人工器官。
【請求項１１】
血管移植片（グラフト）または人工心臓弁の形の請求項１〜１０のいずれか１項に記載の血管人工器官。
【請求項１２】
請求項１１に記載の移植片（グラフト）と、ステントおよびシースを含み、前記ステントを前記移植片（グラフト）の中央通路中に位置させ、前記ステントと前記移植片（グラフト）を弾性的に圧縮して、前記径方向に膨張することを可能とし、そして圧縮した移植片（グラフト）の外表面を円筒形のシースにより取り囲んだ血管内修復（ＥＶＡＲ）で使用するための組成物であって、治療対象の血管断片、例えば動脈断片にカテーテルをベースとして送達するのに好適な直径と長さを有する組成物。
【請求項１３】
前記人工器官材料の中への血管細胞の内殖を局所的に誘導する能力のある活性物質を人工器官に設ける血管人工器官を製造する方法。
【請求項１４】
前記人工器官を形成する基本構造体を被覆、含浸または裏打ちすることにより、前記物質を施す請求項１３に記載の方法。
【請求項１５】
前記基本構造体に最初にコラーゲンを、引き続いてヘパリンを、そしてその後前記活性物質を設ける請求項１２あるいは１３に記載の方法。
【請求項１６】
前記活性物質が成長因子、例えば線維芽細胞成長因子である請求項１３〜１５のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１７】
合成基本構造体から形成され、その構造が血管細胞を保持するための空隙を含む血管内人工器官の中への血管細胞の内殖を刺激するための薬剤の製造における成長因子、好ましくは線維芽細胞成長因子の使用。
【請求項１８】
前記薬剤の投与単位が前記血管人工器官である請求項１７に記載の使用。
【請求項１９】
血管障害の治療方法であって、請求項１−１１のいずれかに記載の血管内人工器官または請求項１２に記載の組成物を患者の血管系中に配置することを含む方法。
【請求項２０】
カテーテル送達をベースとする低侵襲的血管内技術により前記人工器官または前記組成物を血管系の中に配置する請求項１９に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血管人工器官（ｐｒｏｓｔｈｅｓｉｓ）と、合成血管人工器官を処理する方法とに関する。
【背景技術】
【０００２】
２０世紀の５０年代の終わりにおける再建血管手術の始まり以来、合成血管人工器官は、心臓、大動脈および腸骨動脈と大腿膝窩動脈のような更に大きな動脈の再建手術に成功裡に使用されている。使用されている合成移植片（グラフト（ｇｒａｆｔｓ））は、例えばＤａｃｒｏｎ（登録商標）とＰＴＦＥ（ポリテトラフルオロエチレン）からできているが、他の材料も使用されている。
【０００３】
（特許文献１）においては、Ｄａｃｒｏｎ（登録商標）でできた標準の人工器官を超える改善された性質を有すると称する合成人工器官材料が開示されている。記述されている材料は金属線と第２の材料でできている線からなっている。第２の材料は、人体による移植片（グラフト）の拒否を防止する薬剤を含有することができる吸収部分として機能する。この薬剤は内膜肥厚化の阻害機能も持ち、また抗増殖性薬剤として作用することができる。
【０００４】
人工器官材料を改善するために、人工器官の癒合を改善することよりも移植材料の血栓形成性と炎症反応を低減することに多くの注意が払われてきた。
【０００５】
例えば、（特許文献２）は多孔質ポリマー化合物を含む管壁を含んでなる血管を記述している。この管壁の内表面または外表面には、血管内皮細胞を刺激し、誘導する物質が設けられている。この血管は、外観上血管表面において内皮層を形成することにより抗血栓性能を有すると報告されている。内皮の側方への成長は抗血栓性能を有するが、このような層は吻合部位の強さに大きくは寄与しないことが判明した。
【０００６】
（特許文献３）は、移植片（インプラント（ｉｍｐｌａｎｔ））とこの移植片（インプラント）の外表面に隣接する生物活性ポリマー層を含む組織／移植片（インプラント）の界面に関する。この移植片（インプラント）界面は、主として、移植された器具、特にバイオセンサーの表面における制御されない炎症反応および組織線維症を回避するために設計されている。これを達成するために、ポリマー層は、１つ以上の組織応答変成剤、例えば抗炎症剤、抗線維症剤および／または抗増殖性剤を含有する。
【０００７】
（特許文献４）は、医療器具、例えば生分解性ポリウレタンでできた器具の感染抵抗性を増進することに焦点を当てている。生分解性材料は劣化する可能性があり、そして潜在的には患者の生命を危険にさらすので、このような移植片（インプラント）は、ヒトの大きな血管の置換またはヒトの大きな血管中での置換、例えば長期移植用の移植片（グラフト）または心臓弁用の耐久性の血管人工器官には特に好適であるとは考えられない。この医療器具には表面移植片（グラフト）マトリックスが設けられている。生体分子は主として外側の部分でこのマトリックスと共有結合で結合している。この生体分子中には、医薬品、例えば抗炎症剤および抗血栓剤を配設してもよい。
【０００８】
（特許文献５）はコラーゲン−親水性合成ポリマー組成物を製造する方法を記述している。この組成物は低免疫原性を有すると報告され、そして種々の医療用途で、例えば薬剤送達系または形成された移植片（インプラント）の製造で使用するのに好適であると示唆されている。この材料には生物活性剤、例えば抗血栓剤を設けることができる。
【０００９】
これと抵触する特許の（特許文献６）は合成移植片（インプラント）に対する代替物に関する。この刊行物によれば、血栓症と吻合部肥厚化の危険性が高いことにより、合成ＤＡＣＲＯＮおよびＰＴＦＥの血管人工器官は動脈再建において理想的でない。この合成人工器官の表面を変成することによりこれらの危険性を低減させる（前に提案されたように）ことを試みるよりも、異なるアプローチが記述されている。血管人工器官用の基本構造体として、脱細胞化血管組織（生物材料）が合成材料の代わりに使用される。抗血栓性化合物と成長因子を血管組織に結合させる。このアプローチの潜在的な欠点は、入手性（同一の種のドナーがこの材料を提供しなければならない）と特に異なる種の血管組織を使用する（異種移植）場合には、倫理的な考慮を包含する。上述の関連する要素（免疫原性および血栓形成性などの）のほかに、（合成）人工器官、特に血管人工器官が人体の中へのうまく組み込まれることも極めて重要である。このことは、特に動脈と血管人工器官の間の吻合について成り立つ。不運にも、一般に、癒合は不完全であり、そして吻合部位の強さは縫合線に極めて依存性を残している（長年の後でも）。縫合が破壊すると、吻合部の裂開が起こり、そして吻合の致命的な破裂を生じる、「偽」動脈瘤が形成されることもある。本発明者らは、癒合を誘導することができるならば、偽動脈瘤形成様の合併症の形成を回避することができると考える。
【００１０】
しかしながら、いくつかの問題が患部動脈を置換する合成移植片（グラフト）の使用に関連する。第１に、編んだ／織った人工器官は移植後の最初の２年の間に拡張することがよく知られている。Ｎｕｎｎらは、なかんずく、移植片（グラフト）の任意の部分に対する最大パーセントの拡張が２６％〜３６７％の範囲で、平均９４％であることを示した（非特許文献１）。かれらの患者の一部は、人工器官と吻合部大動脈瘤の大動脈部の一般化されかつ球形嚢形の拡張を有していた。
【００１１】
第２に、長期フォローアップの間に「真」および「偽」の動脈瘤が起こることも良く知られている。前報においては、長期患者材料を評価して、偽動脈瘤の有病率が多いことが判明した。
【００１２】
フォローアップの間の偽（あるいは吻合部の）動脈瘤の形成は、通常、かなりの疾病率および死亡率と関連している。偽動脈瘤は通常の動脈瘤のように破裂し、動脈瘤が腹部または胸部に位置する場合には重度の出血ショックと患者の死を引き起こすことがある。
【００１３】
動脈、例えば大動脈の血管壁への血管人工器官の癒合は、また、開放した慣用の修復に対する代替法であり、そして動脈瘤を合成血管人工器官により置換する、血管内動脈瘤修復（ＥＶＡＲ）において極めて重要である。ＥＶＡＲによれば、例えば大動脈あるいは腸骨動脈瘤の破裂を防止することができる。このタイプの修復においては、例えば大動脈人工器官を、シース中に搭載されたステントと組み合わせ、蛍光透視法により案内して大腿動脈を経由して大動脈中に導入する。引き続いて、この人工器官を適当な場所に配備し、近位および遠位の「留置部位」におけるステントが移植片（グラフト）を大動脈壁に固定する。結果として、動脈瘤は動脈循環から除去される。
【００１４】
ＥＶＡＲについての深刻な問題はエンドリーク（ｅｎｄｏｌｅａｋ）である。「エンドリーク」はステント移植片（グラフト）と大動脈壁の間の動脈瘤嚢内の流れとして定義される。エンドリーク（ｅｎｄｏｌｅａｋａｇｅ）は不充分な封着により、あるいは大動脈壁への移植片（グラフト）の不充分な付着により生じる移動により生じることもある。再度、動脈壁への移植片（グラフト）の癒合は不充分であり、人工器官と動脈壁の間の連結の質は主としてステントに依存したままである。不充分な固定は人工器官の移動を生じ、そしてエンドリークを生じることもある。エンドリークは動脈瘤嚢中に血圧を生じ、そして最終的に動脈瘤の破裂を生じることもある。深刻な問題は、エンドリークの存在の慣用の画像化法（超音波、二重超音波検査法、コンピュータートモグラフィ、ＭＲＩまたは血管造影法）による検出が極めて困難であることもあるということである。結果として、臨床医が成功裡かつエンドリーク無しに行われたと考えたＥＶＡＲにより効果的に治療された動脈瘤が破裂し、患者の死を招くことがあった。もう一つの問題は、ＥＶＡＲ後のエンド人工器官（ｅｎｄｏｐｒｏｓｔｈｅｓｉｓ）、移植人工器官の移動である。再度、不完全で不充分な癒合により連続的な脈動血流は、また、経時的にエンド移植片（グラフト）（ｅｎｄｏｇｒａｆｔ）を遠位に移動させることもある。これはエンドリークを生じ、患者を破裂、出血および死の危険性に曝すこともある。
【特許文献１】
米国特許第６，２２１，０９９号
【特許文献２】
日本特許０５  ０７６５８８Ａ
【特許文献３】
ＷＯ００／３０６９８
【特許文献４】
米国特許第５，８６６，１１３号
【特許文献５】
米国特許第５，８００，５４１号
【特許文献６】
ＷＯ０１／８２９９２
【非特許文献１】
Ｎｕｎｎ  ＤＢ，Ｃａｒｔｅｒ  ＭＭ，Ｄｏｎｏｈｕｅ  ＭＴ，Ｈｕｄｇｉｎｓ  ＰＣ．、Ｐｏｓｔｏｐｅｒａｔｉｖｅ  ｄｉｌａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｋｎｉｔｔｅｄ  Ｄａｃｒｏｎ  ａｃｒｏｔｉｃ  ｂｉｆｕｒｃａｔｉｏｎ  ｇｒａｆｔ，Ｊ  Ｖａｓｃ  Ｓｕｒｇ（１９９０）１２；２９１−２９７
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１５】
本発明の目的は、改善された合成人工器官、特に改善された合成血管人工器官を提供することである。
【００１６】
もう一つの目的は上記に挙げた問題のいずれかを低減することである。本発明のいかなる追加の目的も下記の説明で明らかにされるであろう。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
人工器官（この人工器官を形成する布などの）を形成する材料に細胞、例えば血管細胞の人工器官材料の中への内殖を刺激することができる物質を適用することにより、改善された合成人工器官、例えば血管人工器官を提供することができることが判明した。
【００１８】
それゆえ、本発明は、この人工器官材料の中への細胞、例えば血管細胞の内殖を誘導あるいは刺激する能力を有する物質を含有する人工器官、例えば血管人工器官に関する。特に、本発明は、前記物質がこの人工器官の基本構造体を形成する材料にまたはその中あるいは上に存在し、その基本構造体が血管細胞を保持するための空隙、例えば孔を含む人工器官に関する。この空隙によって、この人工器官を患者の中に移植した後に細胞の内殖および／または接着が可能になる。特に、本発明は、前記物質が合成血管移植片（グラフト）の管壁を形成する前記基本構造体にまたはその中あるいは上に存在するか、あるいは合成心臓弁またはその部分、例えば心臓組織と接触する部分を形成する材料にまたはその中あるいは上に存在する血管人工器官に関する。
【００１９】
好ましくは、この活性物質は、この材料の空隙の少なくとも部分中に少なくとも提供される。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２０】
細胞の内殖を誘導あるいは刺激する能力のある物質に対しては、特に、この人工器官材料の中への血管細胞の内殖を誘導あるいは刺激する能力のある物質に対しては、本明細書内では用語「活性物質」が使用される。
【００２１】
血管人工器官は、本明細書で使用されるように、心臓中、任意の他の血管中、あるいは動物または人間の体内の任意の他の血管、管または小管中で使用可能である人工器官である。本発明の線にある血管人工器官の例は、血管移植片（グラフト）、例えば心臓血管移植片（グラフト）、心臓弁、ステント、ドレイン、胆管などである。
【００２２】
本明細書で使用されるように、用語、人工器官材料は、この人工器官の基本構造体を形成する材料、例えば血管移植片（グラフト）の管構造を形成する布、または人工心臓弁の構造体を形成する材料を記述するように意図されている。
【００２３】
この人工器官の基本構造体は空隙を含む。用語、空隙は広く解釈されるべきであり、特に、この構造体の中への血管細胞の移動を可能とさせる基本構造体におけるいかなる空間も包含する。
【００２４】
この空隙は、この空隙の中への血管壁の細胞またはその前駆体の移動を可能とする好適な寸法を有しなければならない。この直径は、通常、細胞の直径以上であり、そしてこの空隙の深さは、隣接組織との結合に充分な厚さのセル構造体の形成が可能となるほど充分深くなければならない。当業者ならば好適な寸法を選ぶ方法を知っている。この空隙は、好ましくは、この内殖が本質的にこの人工器官の基本構造体にわたって可能であるようなもの、例えば開放孔を有する基本構造体を含む人工器官について可能であるようなものである。しかし、内殖が人工器官中の内殖した細胞と隣接した組織の間の改善された連結を可能にするのに充分な深さがある限り、内殖が基本構造体の厚さにわたっていない人工器官を提供することが可能である。
【００２５】
例えば、例えば生物適合性および生物安定性材料、例えばこの基本構造体の１つ以上の表面領域においてまたはこの上で基本構造体を形成するのに好適な材料のフィラメントを含む基本構造体を提供することが可能である。このフィラメントの間の空間は、移植後に血管細胞を保持する機能を果たすことができる。当業者ならばこのフィラメントに好適な材料と設計を例えば市販のものおよび／または関連文献に記述されているものから選ぶ方法を知っている。「ベロア」材料としても既知のフィラメント付きのこのような材料は、例えばＭｅａｄｏｘ／Ｂｏｓｔｏｎ  Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ（Ｖａｓｃｕｔｅｋ／Ｓｕｌｚｅｒ，Ｂａｒｄｏｒ  Ｂｒａｕｎ）から市販されている。内表面と外表面の両方にフィラメントを設けた二重ベロアタイプの材料は、例えば移植片（グラフト）人工器官における基本構造体に極めて好適である。
【００２６】
この基本構造体の少なくとも１つの表面におけるスリットまたはくぼみにより空隙を形成させることができる。
【００２７】
好ましくは、この空隙は孔の形を有する。用語、孔は広く解釈されるべきである。例えば、繊維から構成される基本構造体（例えば、織ったあるいは編んだ材料）中の繊維間の空間は孔として機能することができ、この孔は基本構造体中で穴の形を有してもよく、あるいはこの多孔質の基本構造体はスポンジ状材料であってもよい。
【００２８】
好ましくは、この孔の少なくとも実質的な部分は開放孔であり、好ましくはこの全孔容積の少なくとも大部分は開放孔によりもたらされる。開放孔は、人工器官の１つの表面からもう１つの表面に、例えば動脈／静脈移植片（グラフト）の内壁から外壁に延びる。
【００２９】
好ましくは、空隙の少なくとも一部、例えば孔は、１つ以上の活性物質、生分解性化合物および／または生理学的条件下で分解あるいは放出する（例えば、溶解する）成分により充填される。このように、この人工器官の移植の後少なくとも若干の時間で、空隙は１つ以上の血管細胞またはこの前駆体に利用可能となる。
【００３０】
本発明による人工器官を移植した後、この人工器官を形成する基本構造体の中への細胞の有効な内殖および／または接着が行われることが判明した。結果として、本発明による移植人工器官の吻合において有効な癒合が起こる。これは、吻合が作られる体と血管中の合成人工器官の良好な組み込みを生じる。本発明による人工器官は、人工器官を移植した隣接組織（特に、血管壁）への強固な連結（「生物的な癒合」）を形成することができる。これは、組織（血管壁などの）へのこの人工器官の完全な癒合を生じ、組織への人工器官の付着は縫合線（慣用の修復）またはステント（血管内修復）のいずれにも依存的でない。これは、例えば静脈移植片（グラフト）の遠位への遊走による偽動脈瘤とエンドリークの両方の破裂を防止する。
【００３１】
本発明による合成心臓弁は、この弁のより迅速で、より完全な癒合を賦与し、血管壁への付着をより良好とし、漏洩の危険性を低減させ、そして合成心臓弁の不完全な癒合により起こる問題を修正するために再介入する必要性を低減する。
【００３２】
好ましくは、この人工器官は内膜肥厚化とネオインチマ形成を誘導し、そして／または刺激する、すなわち好ましくは、この活性物質を含有する基本構造体と直接接触する組織の部分中の平滑筋細胞増殖と移動を誘導し、そして／または刺激する活性物質を含有する。この形成されるネオインチマは、人工器官材料中でおよびこれを通って侵襲的に成長することができ、このようにして血管内に留置された血管内人工器官の血管壁への強固な付着を得ることができる。
【００３３】
好ましい態様においては、本発明による人工器官中の活性物質は、この固定を増進する組織の形成を誘導および／または刺激する。特に好ましい態様においては、線維症、すなわちこの人工器官材料における、およびこの中での組織、例えば血管壁による線維細胞性組織の蓄積を刺激する能力のある活性物質が存在する。これは、人工器官材料と血管壁の付加的な強固な付着を生じることもある。
【００３４】
内膜肥厚化および／または平滑筋細胞増殖を誘導し、そして／または刺激する活性物質を含有する本発明による移植片（グラフト）人工器官は、改善された特性を有することが特に注目に値する。結局、臨床における経験は、反対の効果、すなわち脈管内膜肥厚化とネオインチマ形成の防止を有する移植片（グラフト）人工器官の中への活性物質の組み込みを示唆する。
【００３５】
好ましくは、この活性物質は成長因子である。好適な成長因子の例は、線維芽細胞成長因子ファミリー、例えばｂＦＧＦまたはａＦＧＦ、血小板由来成長因子ファミリー（ＰＤＧＦ）、およびトランスフォーミング成長因子ファミリー、例えばＴＧＦβの成長因子である。
【００３６】
線維芽細胞成長因子（ＦＧＦ）を含有する人工器官を用いて、極めて良好な結果が得られた。この線維芽細胞成長因子ファミリーのうち、ｂＦＧＦは、なかんずく人工器官材料の被覆物に結合する能力が良好であるために、使用される極めて好ましい成長因子である。勿論、活性物質の組み合わせ物を本発明による人工器官に施すことが可能である。
【００３７】
いかなる種類の合成材料も充分に生物適合性かつ生物安定性である限り、人工器官（未処理人工器官）の基本構造体として使用することができる。材料は、生理的条件下で長時間、通常患者の生存期間実質的に分解（化学的に、再吸収により、あるいは他のことにより）しなければ、生物安定性であると考えられる。特に、この材料は、好ましくは生理的条件下で少なくとも２５年の、更に好ましくは少なくとも３０年の間実質的に分解してはならない。
【００３８】
用語、合成材料は、この材料を生物組織（変成生物組織を包含する）、例えば心臓弁、血管および生物組織材料、例えばコラーゲンなどと区別するのに本明細書では使用される。
【００３９】
例えば、市販の人工器官、例えばＤａｃｒｏｎ（登録商標）または別のエチレングリコールとテレフタル酸から得られる縮合ポリマー、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、例えばテフロン（登録商標）を使用することができる。他の好適な材料は、例えばポリアミド（例えば、ナイロン）、ポリエステル、金属（例えば、ニチノール、鋼など）、ポリウレタン、ポリカーボネート−ウレタン、シリコン、ポリオレフィン、Ｏｒｌｏｎ、Ｖｉｎｙｏｎ−Ｄまたはこれらの材料の任意の組み合わせである。
【００４０】
Ｄａｃｒｏｎ（登録商標）とテフロン（登録商標）またはエチレングリコールとテレフタル酸から得られる任意の匹敵する縮合ポリマー、ＰＴＦＥが特に好ましい。これらの材料は安価であり、取り扱いが容易であり、良好な物理的特性を有し、そして一般に臨床用途に好適であると考えられる。更に、金属を使用する場合のように腐食を防止するために特別な対策を必要としない。人工器官、特にこれらの２つのタイプのポリマーのいずれかの基本構造体を含む移植片（グラフト）は、これにバイオポリマー、例えばコラーゲンおよび／またはヘパリンを含む含浸物を設け、この含浸物が成長因子、特にＦＧＦを更に含む場合に、特に有利であることが判明した。
【００４１】
スポンジ状の、織られたあるいは編まれた移植片（グラフト）材料の場合のように、この人工器官の基本構造体は、好ましくはある程度の開口性（多孔質の基本構造体の場合には、空隙率とも呼ばれる）を有する。所望の程度の開口性と平均空隙直径（孔の場合孔サイズ）は用途に依存する。移植片（グラフト）に対しては、例えば、平均空隙直径、特に平均孔サイズは５−１５０μｍであってもよい。好ましくは、平均孔サイズは、１０〜１５０μｍの範囲の中、更に好ましくは３０〜１００μｍの、なお更に好ましくは５５〜６５μｍの範囲の中にある。
【００４２】
空隙サイズ分布に関しては、好ましくはこの空隙（孔などの）の少なくとも大部分、特にこの空隙（孔などの）の８０−１００％は、５−１５０μｍの範囲の直径、更に好ましくは１０〜１００μｍの範囲の直径、なお更に好ましくは３０〜６５μｍの範囲の直径を有することが判明した。
【００４３】
明らかに、移植時には、空隙、例えば孔を活性物質および／または含浸物により充填してもよく、これらは移植後に徐々に溶解あるいは劣化して、血管細胞の内殖を可能とする。
【００４４】
この血管人工器官に被覆物、裏打ち物または含浸物を施すことができる。本明細書では用語、被覆物を使用して、この人工器官の１つ以上の表面に少なくとも設けられている層を記述する。本明細書では用語、裏打ち物を使用して、この人工器官の内表面に設けられている層を記述する。本明細書では用語、含浸物を使用して、基本構造体の内側、特に基本構造体の空隙、例えば孔中での１つ以上の成分の存在を記述する。この含浸物は空隙を部分的あるいは完全に充填してもよい。好ましくは、充分な開口性（空隙率）を維持して、この空隙中での内皮細胞またはこの前駆体の移動を可能とする一方で、空隙の内表面を少なくとも部分的に被覆する層としてこの含浸物を設ける。
【００４５】
被覆物、裏打ち物および／または含浸物を設けて、移植の時点で移植片（グラフト）の開口性（空隙率）を低減し、例えば多孔質移植片（グラフト）からの血液の損失を回避あるいは少なくとも低減してもよい。このような被覆物／裏打ち物／含浸物は、また、人工器官材料の生物適合性、および／または１つ以上の活性物質のある放出パターンの実現にも寄与することができる。
【００４６】
更には、これは活性物質のキャリアとして機能してもよい。活性物質を被覆物／裏打ち物／含浸物材料とブレンドすることができるか、あるいはこれらの表面に付着することができる。活性物質をイオン−イオン相互作用により、あるいは共有結合により物理的に結合してもよい。実用的な理由により、活性物質を非共有結合により結合することが好ましい。加えて、このように、活性物質に対する好ましい放出パターンを持つ人工器官が得られることが判明した。
【００４７】
少なくとも部分的に生分解性の被覆物、裏打ち物または含浸物により良好な結果が得られた。
【００４８】
孔の少なくとも部分に存在する含浸物を設けた多孔質人工器官により特に良好な結果が得られた。活性物質は含浸物の一部を形成し、そして／またはこれの内表面に設けられてもよい。
【００４９】
任意の好適な化合物または組成物を人工器官材料の被覆物、裏打ち物または含浸物に使用することができる。なかんずく、コラーゲン、ヘパリン、ゼラチン、フィブリン、ポリアクチド、ポリグリコリド、ポリグルコネート、ポリジオキサノン、エラスチン、グリコサミノグリカン、フィブロネクチン、ラミニン、プロテオグリカン、アルブミンおよびグロブリン、またはこの化合物の２つ以上の任意の組み合わせが極めて好適である。これらの化合物のうち、ヘパリンと組み合わせたコラーゲンが極めて好ましい。極めて好適なコラーゲンは、ウシコラーゲン、例えばウシアキレス腱由来のコラーゲンなどである。
【００５０】
コラーゲンは、活性物質のキャリア材料として極めて好適であることが判明した。実用的な理由により、このコラーゲンを架橋してもよい。架橋度を変えることにより、当業者ならばキャリア材料の分解速度と活性物質の放出パターンに影響を及ぼすことが可能である。当業者ならば好適な方法でこの材料を架橋して、本明細書に開示されている情報と共通の一般的な知識に基づいて所望の放出パターンと分解速度を得る方法を知っている。コラーゲンと活性物質、例えばＦＧＦ、特にｂＦＧＦにより含浸された人工器官によって特に良好な結果が得られた。
【００５１】
本発明は、この活性物質を生理的条件下で制御された方法で放出する人工器官を提供する。このことは、例えば生分解性である好適な被覆物または含浸物を使用することにより達成可能である。
【００５２】
コラーゲン、ヘパリンおよびこの活性物質を設けた人工器官は、活性物質、例えばｂＦＧＦをある期間定常的に放出する人工器官を得るのに極めて好適である。
【００５３】
更には、本発明は、血管人工器官であって、この人工器官が人工器官の中への血管細胞の局所的な内殖を誘導し、そして／または刺激する能力のある活性物質を含有するものを産生／作製する方法に関する。
【００５４】
例えば、純粋な形または任意の他の組成物、例えば（希薄）溶液、乳化液または分散液として活性物質を人工器官に施すことができる。例えば、活性物質、またはこの活性物質を含有する任意の組成物を人工器官材料に含浸あるいは被覆することにより、活性物質を人工器官に極めて好適に施すことができる。
【００５５】
更には、最初にこの人工器官に被覆物、裏打ち物または含浸物を施し、次にそれに活性物質を添加すること、あるいはそれと逆に最初に活性物質を施し、次に被覆物、裏打ち物または含浸物を人工器官材料に施すことが可能である。
【００５６】
極めて好ましい態様においては、最初に生物適合性材料、好ましくはコラーゲンを人工器官材料に施し、次の段階においてそれにヘパリンまたはヘパリン様物質を添加（活性物質の以降の結合を可能にし、そして／または増進する）し、その後活性物質、好ましくは成長因子、例えば塩基性線維芽細胞成長因子を施す。
【００５７】
本発明は、更に、血管内人工器官の中への血管細胞の内殖を刺激するための薬剤の製造における線維芽細胞成長因子、好ましくはｂＦＧＦまたはＦＧＦ２の使用に関する。好ましい態様においては、線維芽細胞成長因子、例えばｂＦＧＦまたはＦＧＦ２が内膜肥厚化と血管人工器官の中への平滑筋細胞の増殖および移動を刺激するための薬剤の製造において使用される。
【００５８】
この薬剤の極めて好ましい形においては、人工器官は、施用器具として、あるいは投与単位または用量単位（この薬剤の活性物質の）として作用する。
【００５９】
本発明は、血管内修復（ＥＶＡＲ）で使用する組成物であって、前記組成物が本発明による移植片（グラフト）中に１つ以上のステントを含み、そしてこの移植片（グラフト）がシース、例えば管状のカバーにより取り囲まれている組成物に関する。
【００６０】
このような組成物中の移植片（グラフト）は、中空の管状構造体（すなわち、少なくとも伸張した状態では中空である）であって、内壁が中央通路の周囲を形成し、通路が管状構造体の一方の端からこの構造体の他端へと長手方向に延び；１つ以上のステントが移植片（グラフト）の中央通路に置かれ、ステントまたはステントと移植片（グラフト）が径方向に伸張性であり；好ましい組成物中の移植片（グラフト）の外壁が円筒形のシースにより包囲され、この組成物が血管断片、例えば治療対象の動脈断片へのカテーテルをベースとする送達に好適な直径と長さを有するものを含む。本明細書では、カテーテルを例えば大腿動脈（または任意の他の入れ方、例えば大動脈または腸骨動脈）中に入れることにより配置してもよい。このような組成物は、大動脈中の動脈瘤を治療するのに特に好適であることが判明した。
【００６１】
前記組成物を血管中の適切な部位に留置したならば、例えば、現在使用されている標準的なＥＶＡＲ法で知られている方法により移植片（グラフト）を取り囲むシースを取り除くことができる。次に、移植片（グラフト）の外壁を血管壁と直接接触させて配置するようにステントを収めた移植片（グラフト）を径方向に伸張させることができる。引き続いて、本明細書に述べるような血管細胞の内殖を誘導および／または刺激することができる移植片（グラフト）中の活性物質の影響の下で、移植片（グラフト）は血管壁と強固な連結を形成する。前記シースおよびステントは、任意の好適な材料、好ましくは、しかし決して限定ではないが、標準のＥＶＡＲ法に現在使用されているものであってもよい。
【００６２】
本発明は、更に、本発明による血管内人工器官を患者の血管系に適用することを含む（心臓）血管障害を治療する新規な方法に関する。
【００６３】
好ましい態様においては、本発明による（心臓）血管人工器官または移植片（グラフト）、ステントおよびシースを含む本発明による組成物は、カテーテル送達をベースとする最少の侵襲的血管内方法により血管系の中に配置される。特に、本発明は、人工器官の移植後血管壁への血管内人工器官の癒合を誘導および／または刺激する方法に関する。
【００６４】
血管内移植片（グラフト）人工器官を動脈の中に配置して、動脈瘤を修復する方法を用いて極めて良好な結果が得られた。このように、例えば大動脈または任意の他の動脈中の動脈瘤の破裂を防止することができることが判明した。更には、このような治療後には、移植片（グラフト）と血管壁の間でエンドリークは極めて僅かしか、あるいは全く起こらないことが判明した。また、この移植された移植片（グラフト）の遠位への移動の発生を極めて低減するか、あるいは完全に防止することもできる。
【００６５】
本発明による人工器官は、腹部あるいは胸部大動脈動脈瘤（または任意の他の種類の動脈瘤）の治療における血管内移植片（グラフト）としての適用に極めて好適であるが、Ｏｅｓｔｅｒｌｅら（Ｏｅｓｔｅｒｌｅ  ＳＮ，Ｒｅｉｆａｒｔ  Ｎ，Ｈａｕｐｔｍａｎｎ  Ｅ，Ｈａｙａｓｅ  Ｍ，Ｙｅｕｎｇ  ＡＣ：Ｐｅｒｃｕｔａｎｅｏｕｓ  ｉｎ  ｓｉｔｕ  ｃｏｒｏｎａｒｙ  ｖｅｎｏｕｓ  ａｒｔｅｒｉａｌｉｚａｔｉｏｎ：Ｒｅｐｏｒｔ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｆｉｒｓｔ  ｈｕｍａｎ  ｃａｔｈｅｔｅｒ−ｂａｓｅｄ  ｃｏｒｏｎａｒｙ  ａｒｔｅｒｙ  ｂｙｐａｓｓ．Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ  ２００１；１０３：２５３９−２５４３）により述べられているように、他の血管内移植片（グラフト）法、例えば経皮的インシチュ冠状静脈血管新生（ＰＩＣＶＡ）に使用される材料に適用可能である。この方法においては、エンドリークを防止するために血管壁への癒合を必要とされる血管内移植片（グラフト）を用いて、近位の冠状動脈から冠状静脈までのフィステルの作製をベースとしてカテーテルをベースとする冠状動脈バイパスを行う。
【００６６】
更には、本発明は血管内（心臓）設置物中に配置され、そして血管壁への癒合の欠如に関係する問題に悩まされる多数の他の器具に適用可能である。これは心臓弁などの器具であってもよい。
【００６７】
ここで、次の実施例を参照しながら本出願を説明する。これらの実施例の役目は本発明を単に説明するものであって、制約するものでないことを注意すべきである。
【００６８】
実施例
【実施例１】
【００６９】
ヒトおよびブタの大動脈の器官培養におけるネオインチマ形成／内膜肥厚化の誘導
伏在静脈器官培養（Ｓｌｏｍｐ  Ｊ，Ｇｉｔｔｅｎｂｅｒｇｅｒ−ｄｅＧｒｏｏｔ  ＡＣ，ｖａｎ  Ｍｕｎｓｔｅｒｅｎ  ＪＣ，Ｈｕｙｓｍａｎｓ  ＨＡ，ｖａｎ  Ｂｏｃｋｅｌ  ＪＨ，ｖａｎ  Ｈｉｎｓｂｅｒｇｈ  ＶＷ，Ｐｏｅｌｍａｎｎ  ＲＥ，Ｎａｔｕｒｅ  ａｎｄ  ｏｒｉｇｉｎ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｎｅｏｉｎｔｉｍａ  ｉｎ  ｗｈｏｌｅ  ｖｅｓｓｅｌ  ｗａｌｌ  ｏｒｇａｎ  ｃｕｌｔｕｒｅ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｈｕｍａｎ，ｓａｐｈｅｎｏｕｓ  ｖｅｉｎ．Ｖｉｒｃｈｏｗｓ  Ａｒｃｈ  １９９５；４２８：５９−６７）と対照的に、大動脈壁断片の培養は、ヒトもブタも３０％のウシ胎児血清を含有する培養培地中でネオインチマを自発的に発達させない。しかしながら、次に述べる実験例に開示されているように、成長因子をこの培養培地に添加することにより、ネオインチマの形成を誘導することができる。
【００７０】
２０ミリモル／ｌＨＥＰＥＳ緩衝液、４ＩＵ／ｍｌナトリウムヘパリン、２．５μｇ／ｍｌ、１００Ｕ／ｍｌペニシリン、１００μｇ／ｍｌストレプトマイシン、２ミリモル／ｌＬ−グルタミンおよび２．５μｇ／ｍｌアンホテリシン−Ｂにより補われた無菌のＲＰＭＩ（Ｒｏｓｗｅｌ  Ｐａｒｋ  Ｍｅｍｏｒｉａｌ  Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ）１６４０培養培地中でブタ大動脈の断片を捕集し、氷上で実験室まで運搬した。外膜と脂肪組織を除去した後、大動脈断片を長手方向の軸に沿って開いた。組織化学による分析に小片をｔ＝０の参照試料として切り取った。この大動脈の残った部分を内皮表面を上にしてＳｙｌｇａｒｄ  １８４シリコーンエラストマー（ＤＯＷ  Ｃｏｒｎｉｎｇ）により被覆したペトリ皿中針で固定した。この大動脈断片を３０％の加熱不活性化したウシ胎児血清により補われた培養培地（２０ミリモル／ｌＨＥＰＥＳ緩衝液，２．５μｇ／ｍｌ，１００Ｕ／ｍｌペニシリン，１００μｇ／ｍｌストレプトマイシン，２ミリモル／ｌＬ−グルタミンおよび２．５μｇ／ｍｌアンホテリシン−Ｂにより補われた無菌のＲＰＭＩ１６４０）中で５％ＣＯ２の加湿雰囲気中３７℃で４−５週間培養した。更には、培養培地を入れ替える毎に塩基性線維芽細胞成長因子（ｂＦＧＦ  １０ｎｇ／ｍｌ）を添加した。この培地を２−３日毎に入れ替えた。
【００７１】
図１に見ることができるように、ブタ大動脈器官培養物においては、塩基性線維芽細胞成長因子、１０ｎｇ／ｍｌを添加することにより、内膜肥厚化を誘導することができ、４−５週後培養培地中で顕著なネオインチマを生じる。
【００７２】
ヒト大動脈の断片について器官培養物中で同一の実験を行った。再度、ヒト大動脈器官培養物においては、１０ｎｇ／ｍｌのｂＦＧＦの存在下培養培地中でネオインチマの明白な誘導を４−５週後に観察した。
【実施例２】
【００７３】
血管人工器官材料被覆物とｂＦＧＦ放出
無菌条件下で、標準の織った血管人工器官材料、Ｄａｃｒｏｎ（登録商標）（Ｄｕｐｏｎｔ）、空隙率６０μｍを次の前述の方法によりコラーゲンで含浸した。タイプＩのウシアキレス腱由来の不溶性コラーゲン（１ｇ）（Ｓｉｇｍａ，Ｓｔ  Ｌｏｕｉｓ，ＭＯ，ＵＳＡ）を０．５２Ｍ酢酸溶液（５０ｍｌ）中４℃で一夜膨潤させた。
【００７４】
この混合物を５０ｇの砕いた氷と共にブレンダー中で４分間分散し、そしてその後Ｕｌｔｒａ−ＴｕｒｒａｘＴ２５（ＩＫＡ  Ｌａｂｏｒｔｅｃｈｎｉｋ，Ｓｔａｕｆｅｎ，Ｇｅｒｍａｎｙ）を用いて、４℃で３０分間均質化した。１４０μｍから１０μｍまで減少する孔サイズを持ち、４７ｍｍ直径のＳｗｉｎｎｅｘディスクフィルターホルダー（Ｍｉｌｌｉｐｏｒｅ，Ｅｔｔｅｎ−Ｌｅｕｒ，Ｔｈｅ  Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ）に取り付けた一連のフィルター（Ｃｅｌｌｅｃｔｏｒ  ｓｃｒｅｅｎ，Ｂｅｌｌｃｏ，Ｆｅｌｔｈａｍ，Ｅｎｇｌａｎｄ）により得られたスラリーを濾過した。
【００７５】
０．０６ミリバールの圧力で脱気後、得られた懸濁液を無菌のペトリ皿中でＤａｃｒｏｎ（登録商標）の小片上でフィルムとしてキャストし、そして無菌のフロー・キャビネット中で室温で乾燥した。０．７３１ｇのＮ−（３−ジメチルアミノプロピル）−Ｎ’−エチルカルボジイミドヒドロクロリド（ＥＤＣ）と０．４１５ｇのＮ−ヒドロキシスクシンイミド（ＮＨＳ）を用いて、コラーゲンにより含浸したＤａｃｒｏｎ（登録商標）片を架橋した。架橋を２−モルホリノエタンスルホン酸（ＭＥＳ）緩衝液０．０５Ｍの２１５ｍｌの緩衝液中で行い、ＥＤＣの加水分解を最少とするために１０ＭのＮａＯＨを用いて５．４までｐＨを調整した。
【００７６】
４時間後、含浸したＤａｃｒｏｎ（登録商標）を０．１ＭＮａ２ＨＰＯ４溶液により２時間洗浄することにより、架橋を完結、停止させた。この処理は活性化されたカルボン酸基と残存ＥＤＣの両方の加水分解を生じた。無菌の脱塩水により繰り返し洗浄（４回３０分）した後、架橋コラーゲンにより含浸したＤａｃｒｏｎ（登録商標）は即時ヘパリン固定可能な状態にあった。
【００７７】
ヘパリンナトリウム塩（Ｂｕｆａ  Ｃｈｅｍｉｅ，Ｃａｓｔｒｉｃｕｍ，Ｔｈｅ  Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ）を使用した。０．０５ＭＭＥＳ緩衝液（ｐＨ５．６）中のヘパリンの２％溶液にＥＤＣとＮＨＳを０．４：０．２４：１．０のＥＤＣ：ＮＨＳ：Ｈｅｐ−ＣＯＯＨのモル比で添加することにより、ヘパリンのカルボン酸基（Ｈｅｐ−ＣＯＯＨ）を活性化した。２時間のインキュベーションの後、Ｄａｃｒｏｎ（登録商標）／コラーゲン／ヘパリンを０．１ＭのＮａ２ＨＰＯ４により２時間、４ＭのＮａＣｌにより４時間、および蒸留水により３回２４時間洗浄した（Ｗｉｓｓｉｎｋ  ＭＪ，Ｂｅｅｒｎｉｎｋ  Ｒ，Ｓｃｈａｒｅｎｂｏｒｇ  ＮＭ，Ｐｏｏｔ  ＡＡ，Ｅｎｇｂｅｒｓ  ＧＨ，Ｂｅｕｇｅｌｉｎｇ  Ｔら「Ｅｕｄｏｔｈｅｌｉａｌ  ｃｅｌｌ  ｓｅｅｄｉｎｇ  ｏｆ  （ｈｅｐａｒｉｎｉｚｅｄ）ｃｏｌｌａｇｅｎ  ｍａｔｒｉｃｅｓ：ｅｆｆｅｃｔｓ  ｏｆ  ｂＦＧＦ  ｐｒｅ−ｌｏａｄｉｎｇ  ｏｎ  ｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｏｎ（ａｆｔｅｒ  ｌｏｗ  ｄｅｎｓｉｔｙ  ｓｅｅｄｉｎｇ）ａｎｄ  ｐｒｏ−ｃｏａｇｕｌａｎｔ  ｆａｃｔｏｒｓ」．Ｊ  Ｃｏｎｔｒｏｌ  Ｒｅｌｅａｓｅ  ２０００；６７（２−３）：１４１−１５５．；Ｗｉｓｓｉｎｋ  ＭＪ，Ｂｅｅｒｎｉｎｋ  Ｒ，Ｐｉｅｐｅｒ  ＪＳ，Ｐｏｏｔ  ＡＡ，Ｅｎｇｂｅｒｓ  ＧＨ，Ｂｅｕｇｅｌｉｎｇ  Ｔら「Ｉｍｍｏｂｉｌｉｚａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｈｅｐａｒｉｎ  ｔｏ  ＥＤＣ／ＮＨＳ−ｃｒｏｓｓｌｉｎｋｅｄ  ｃｏｌｌａｇｅｎ」，「Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ  ａｎｄ  ｉｎ  ｖｉｔｒｏ  ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ」，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ  ２００１；２２（２）：１５１−１６３）。
【００７８】
Ｄａｃｒｏｎ（登録商標）／コラーゲン／ヘパリンをリン酸緩衝食塩水（ＰＢＳ）中でインキュベートした後、ｂＦＧＦの結合を行った。拭き取って乾かした後、この膜を１ｍｇ／ｍｌＢＳＡを含有するＰＢＳ中で３２０−５００ｎｇのｂＦＧＦと共に室温で９０分間インキュベートした。
【００７９】
Ｄａｃｒｏｎ（登録商標）／コラーゲン／ヘパリン／ｂＦＧＦ断片（１ｃｍ直径）を入れた培養培地から得た試料中でｂＦＧＦの放出を２４時間毎に試験した。この試料を２４時間毎に取り出した後、培地を入れ替えた。ｂＦＧＦに対してＥＬＩＳＡを用いて、放出試料中のｂＦＧＦの濃度を定量した。最初の３日間洗い出し効果を検出し、その後ほぼ２ｎｇ／２４時のｂＦＧＦの安定放出が２８日間続いた（最初の１０日については図２を参照のこと）。３００あるいは５００ｎｇのｂＦＧＦと共にインキュベーションした後には（図示せず）長期放出の大きな差異を観察することはできなかった。Ｄａｃｒｏｎ（登録商標）／コラーゲン／ヘパリン／ｂＦＧＦ断片からのｂＦＧＦの放出も器官培養物の存在下で定量した。ｂＦＧＦ／コラーゲン／ヘパリンを設けたＤａｃｒｏｎ（登録商標）のインキュベーションは、培地の中へのｂＦＧＦの類似の放出を生じた（図２）。ヘパリン無しのコラーゲン層上のｂＦＧＦの結合は４−５日でｂＦＧＦの急速な放出を生じ、その後にはｂＦＧＦのそれ以上の放出を検出することはできなかった。
【実施例３】
【００８０】
人工器官中のネオインチマの内殖の定量
血管人工器官材料中のネオインチマの内殖を誘導するための実験を次のように行った。大動脈組織試料を前述のように得、そして１平方ｃｍの含浸したＤａｃｒｏｎ（登録商標）の試料に直接に付着した。（ａ）非含浸のＤａｃｒｏｎ（登録商標）（比較実験）、（ｂ）コラーゲン／ヘパリンを含浸したＤａｃｒｏｎ（登録商標）（比較実験）および（ｃ）成長因子と共にコラーゲン／ヘパリンを含浸したＤａｃｒｏｎ（登録商標）について実験を行った。Ｄａｃｒｏｎ（登録商標）試料を針または紙クリップのいずれかにより大動脈試料に取り付けた。引き続いて、この試料を３５日までの間培養した。
【００８１】
異なる時点、７、１４、２１、２８および３５日に、ホルムアルデヒド（４％）で固定した、パラフィンに埋め込んだ組織切片を用いて、人工器官材料付きのこの器官培養物を組織学的に評価した。培養した血管壁断片の切片の組織化学的染色の後、コンピューター援用画像分析（Ｌｅｉｃａ  Ｉｍａｇｉｎｇ  Ｓｙｓｔｅｍｓ，Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ，Ｅｎｇｌａｎｄ）により内膜肥厚化を評価した。Ｄａｃｒｏｎ（登録商標）の中への内殖を評価するために、細胞層の数並びにＤａｃｒｏｎ（登録商標）中に侵入する細胞数を数えた。
人工器官中でのネオインチマの内殖
ｂＦＧＦを含浸したＤａｃｒｏｎ（登録商標）のオーバーレイにより器官培養物を成長させた場合、このネオインチマからの細胞はコラーゲンを含浸した人工器官材料を通って移動し始め、最終的に人工器官材料の最上部にネオインチマを生じる（図３Ａ）。移動した細胞は、免疫組織化学によりα−ＳＭアクチン陽性である平滑筋細胞であることが示された（データは示さず）。ｂＦＧＦを設けた人工器官材料により被覆したブタ大動脈器官培養物中にのみネオインチマ形成の誘導が起こった。純粋なＤａｃｒｏｎ（登録商標）付きのブタ大動脈器官培養物、コラーゲン／ヘパリン付きのＤａｃｒｏｎ（登録商標）中、並びに人工器官材料無しの比較器官培養物中にはネオインチマ形成は存在しなかった。
【００８２】
Ｄａｃｒｏｎ（登録商標）を通してのネオインチマの内殖を測定し、定量化した。ネオインチマの内殖は時間と共に進行し、培養された断片の断面積当りの平均ネオインチマ面積は培養の５週後に０．４３±０．１１ｍｍ２であった（図３Ｂ）。
【００８３】
ヒト大動脈器官培養物を用いる実験は匹敵する結果を示した。ヒト大動脈器官培養物は、ｂＦＧＦ−コラーゲンを含浸したＤａｃｒｏｎ（登録商標）により誘導されたネオインチマを形成する能力があった。ヒト大動脈壁中のネオインチマの細胞は人工器官材料を通して成長する能力があった（図３Ｃ）。
【００８４】
ｂＦＧＦを含浸したＤａｃｒｏｎ（登録商標）人工器官材料をこの培養物に積層した場合にのみ、ネオインチマ形成と人工器官材料を通しての細胞浸潤を観察することができた。
【００８５】
コラーゲン、ヘパリンおよびｂＦＧＦを設けた人工器官材料の中へのネオインチマ内殖は、このインビトロモデル系においてブタおよびヒト両方の起源の血管壁断片への人工器官材料の固定を生じた。
【実施例４】
【００８６】
ブタの大動脈の中に配置した長さ２ｃｍの手作りのステント人工器官を用いて、コラーゲンとｂＦＧＦを設けたＤａｃｒｏｎ（登録商標）人工器官材料の固定を例示した。
【００８７】
これに対して、血管造影法を用いてこの試験におけるブタの大動脈の直径を最初に測定した。カスタムメードのステントを大動脈のサイズに合わせ、要求される条件により作製した。すなわち、非被覆、非含浸のＤａｃｒｏｎ（登録商標）；ｂＦＧＦ無しの含浸Ｄａｃｒｏｎ（登録商標）およびｂＦＧＦ付きの含浸Ｄａｃｒｏｎ（登録商標）。コラーゲン、ヘパリンを設け、ｂＦＧＦを含浸することを実施例２において上述したように行った。このＤａｃｒｏｎ（登録商標）／コラーゲン／ヘパリンをＰＢＳ中でインキュベートした後に、ｂＦＧＦの結合を行った。拭き取って乾かした後、この膜を１ｍｇ／ｍｌＢＳＡを含有するＰＢＳ中で３２０あるいは５００ｎｇのｂＦＧＦと共に室温で９０分間インキュベートした。
【００８８】
このステントを血管造影法コントロール下でシース（２０  Ｆｒｅｎｃｈ  ｐｕｓｈｅｒ，Ｃｏｏｋ  Ｄｅｎｍａｒｋ）を通して配置し、大動脈中に２ヶ月間放置した。２ヶ月後にこのブタを屠殺し、そしてステントを付けた大動脈を顕微鏡的、組織学的および走査電子顕微鏡により評価した。
【００８９】
巨視的分析によれば、ｂＦＧＦを含浸したＤａｃｒｏｎ（登録商標）人工器官材料を使用した場合に大動脈壁への人工器官材料の強固な接着が起こり、移植片（グラフト）材料が血管壁への癒合を示していることが明らかになった。どの他の条件においても、接着、したがって癒合は起こらなかった。図４Ａに見ることができるように、Ｄａｃｒｏｎ（登録商標）人工器官の最初の配置後２ヶ月で、これは大動脈の血管壁に固定し、このステント材料を切断した後でも剥離しない。
【００９０】
組織学的分析によれば、屠殺の時点、最初の配置後２ヶ月で、ｂＦＧＦを含有し、含浸したＤａｃｒｏｎ（登録商標）の移植片（グラフト）材料は血管壁の中に完全に取り込まれているが（図４Ｂ）、比較は取り込まれていないことが示された。
【００９１】
図５は、この実施例による移植片（グラフト）がネオインチマ血管細胞と共に過成長したことを図示する２つの走査型電子顕微鏡写真を示す。
【図面の簡単な説明】
【００９２】
【図１】図１はブタ大動脈器官培養物における培養培地中で生成するネオインチマを示す。
【図２】図２は培養培地から得た試料のｂＦＧＦの放出の試験結果を示す。
【図３】図３は人工器官材料の最上部に生じたネオインチマを示す。
【図３Ｂ】図３ＢはＤａｃｒｏｎを通してのネオインチマの内殖の測定結果を示す。
【図３Ｃ】図３Ｃはヒト大動脈器官培養物を用いた実験結果を示す。
【図４】図４はＤａｃｒｏｎ人工器官材料を用いたときの大動脈壁への接着を示す。
【図４Ｂ】図４ＢはＤａｃｒｏｎの移植片材料の血管壁への取込みを示す。
【図５】図５は血管細胞により過成長した移植片（グラフト）の走査型電子顕微鏡写真を示す。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図３Ｂ】
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【図３Ｃ】
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【図４】
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【図４Ｂ】
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【図５】
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【国際公開パンフレット】
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【国際調査報告】
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