(57)【要約】【課題】血管の欠損部に移植したときに血流による応力に耐えられる高い機械的強度を有し、かつ、血管内皮の肥厚化を防止して高い効率で血管を再生することができる血管再生基材を提供する。【解決手段】生体吸収性高分子からなる平均繊維径０．０５〜１０μｍの繊維が集合した繊維集合体層が少なくとも２層以上積層された積層体からなる血管再生基材であって、見かけ密度が２００ｋｇ／ｍ３以上であり、かつ、前記繊維集合体層間に空隙を有する血管再生基材。【選択図】    図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体吸収性高分子からなる平均繊維径０．０５〜１０μｍの繊維が集合した繊維集合体層が少なくとも２層以上積層された積層体からなる血管再生基材であって、
見かけ密度が２００ｋｇ／ｍ３以上であり、かつ、前記繊維集合体層間に空隙を有する
ことを特徴とする血管再生基材。
【請求項２】
繊維集合体層の厚みが１〜５００μｍであることを特徴とする請求項１記載の血管再生基材。
【請求項３】
繊維集合体層間に空隙の幅が０．５〜１００μｍであることを特徴とする請求項１又は２記載の血管再生基材。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血管の欠損部に移植したときに血流による応力に耐えられる高い機械的強度を有し、かつ、血管内皮の肥厚化を防止して高い効率で血管を再生することができる血管再生基材に関する。
【背景技術】
【０００２】
現在、臨床において人工血管として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。このような人工血管は、極めて血管に近い物性を発揮させることができ、短期的な血管の再建術には一定の成果をあげている。しかしながら、非吸収性高分子を用いた人工血管は、半永久的に異物が体内に残存し、また、血栓ができやすいことから、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った。また、特に小児に使用した場合、成長に伴うサイズミスマッチにより改めて手術する必要が生じることや、人工血管の石灰化により再手術を要するという問題もあった。
【０００３】
これに対して近年、いわゆる再生医療技術による組織再生方法が試みられている。即ち、細胞の侵入が容易な血管再生基材を血管の欠損部に移植することにより、該血管再生基材を足場として患者自身の細胞が増殖する機序を利用して自己の組織を再生しようとする試みである。
【０００４】
このような血管再生基材の一つとして、生体吸収性高分子からなる平均繊維径がナノメートルオーダーの繊維が集合した繊維集合体を用いることが検討されている。そもそも身体を構成するコラーゲンは繊維状物質である。繊維集合体を構成する繊維の繊維径をナノメートルオーダーにすることにより、高い物理的強度と柔軟性とを両立することができる。
また、繊維の比表面積が大きくなることから、細胞の接着性が向上し、組織の再生を促進することができる。
【０００５】
例えば、非特許文献１には、静電紡糸法により種々の繊維径を有するポリラクチドからなる繊維からなる集合体を製造し、その繊維径による血小板の接着性を検討したところ、繊維径が１μｍ以下の繊維からなる繊維集合体では血小板の接着が著しく抑制され、抗血栓性が高い可能性があることが報告されており、血管再生基材としての応用が示唆されている。また、特許文献１には、生体吸収性ポリマーからなる平均繊維径が０．０５〜１０μｍの繊維構造体からなる多孔体が開示されており、該多孔体を再生医療に応用することが記載されている。
【０００６】
組織のなかでも血管の再生のためには、単に基材中に細胞が侵入し、増殖するという細胞侵入性だけではなく、血管が再生するまでの期間、血流による応力に耐えられる機械的強度も求められるという点で、血管再生基材には他の組織の再生基材にはない性能が求められる。とりわけ、動脈の再生を行う場合には、極めて高い機械的強度が必要となる。非特許文献１や特許文献１に記載された平均繊維径がナノメートルオーダーの繊維が集合した繊維集合体を血管再生基材として用いた場合、動脈の再生に用いることができる高い機械的強度を得ようとすれば、繊維集合体の密度を高くする必要がある。しかしながら、このように機械的強度を向上させた血管再生基材を血管の欠損部に移植した場合、該移植部が石灰化してしまい、正常な血管の再生ができないことがあるという問題があった。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】国際公開第２００６／０２８２４４号パンフレット
【非特許文献】
【０００８】
【非特許文献１】Ａｃｔａ  Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｉａ，８（２０１２），４３４９−４３５６
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
本発明者らは、従来の機械的強度を向上させた血管再生基材を血管の欠損部に移植したときに、該移植部が石灰化する原因を調査した。血管再生基材を血管の欠損部に移植した場合、移植後３〜８週間程度で血管再生基材の内面（血液に接する側の面）に細胞層が形成される。正常な血管においては、血管内皮は血管内皮細胞１層のみからなる。しかしながら、従来の血管再生基材の移植部においては、血管内皮が複数層に肥厚化していき、最終的には該肥厚化した血管内皮が石灰化につながっていることを見出した。即ち、正常な血管の再生のためには、血流による応力に耐えられる高い機械的強度を有しながら、同時に内皮の肥厚化を防止することが重要であることがわかった。
本発明は、上記現状に鑑み、血管の欠損部に移植したときに血流による応力に耐えられる高い機械的強度を有し、かつ、内皮の肥厚化を防止して高い効率で血管を再生することができる血管再生基材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】
【００１０】
本発明は、生体吸収性高分子からなる平均繊維径０．０５〜１０μｍの繊維が集合した繊維集合体層が少なくとも２層以上積層された積層体からなる血管再生基材であって、見かけ密度が２００ｋｇ／ｍ３以上であり、かつ、前記繊維集合体層間に空隙を有する血管再生基材である。
以下に本発明を詳述する。
【００１１】
本発明者らは、鋭意検討の結果、生体吸収性高分子からなる平均繊維径がナノメートルオーダーの繊維が集合した繊維集合体を層状に重ね、かつ、該層間の少なくとも一部に空隙を有する構造（以下、これを「バームクーヘン構造」ともいう。）とすることにより、動脈における血流による応力に耐えられるほどに高い見かけ密度としても、内皮の肥厚化を防止できること見出し、本発明を完成した。
バームクーヘン構造とすることにより、動脈の再生に用いることができる高い機械的強度を発揮できるほどの高密度としても、移植後の内皮の肥厚化がほとんど認められない。この理由は明らかではないが、バームクーヘン構造の繊維集合体層間の空隙によって、高密度にもかかわらず血管再生基材全体としての柔軟性が向上し、再生中の血管に適度な応力がかかって内皮の肥厚化が防止されるのではないかと考えられる。
【００１２】
図１に、本発明の血管再生基材の構造を説明する模式図を示した。
以下、図１を用いて本発明を詳しく説明する。なお、本発明は、図１に示した構造に限定されるものではない。また、図１においては、本発明の血管再生基材をチューブ状体として表現しているが、例えば、シート状体として再生すべき血管にパッチする形で移植することもできる。
【００１３】
本発明の血管再生基材は、繊維集合体層が少なくとも２層以上積層された積層体からなる。
例えば、図１の血管再生基材１は、繊維集合体層２１、繊維集合体層２２、繊維集合体層２３及び繊維集合体層２４が積層された構造を有する。このような積層構造とすることにより、細胞が侵入できる空隙を設けることが可能となり、優れた細胞侵入性を発揮することができる。また、積層構造とすることにより、より高い機械的強度を発揮することもできる。
なお、上記繊維集合体層の積層数は、少なくとも２層以上であれば特に限定されないが、好ましくは３層以上、より好ましくは４層以上である。また、上記繊維集合体層の積層数の上限についても特に限定されないが、血管再生基材全体としての厚みを考慮すれば、５層程度が実質的な上限となる。
【００１４】
上記繊維集合体層は、生体吸収性高分子からなる繊維が集合したものである。
上記生体吸収性高分子としては、例えば、ポリグリコリド、ポリラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）、ポリカプロラクトン、グリコリド−ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）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（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体及びポリジオキサノン、グリコリド−ラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）−ε−カプロラクトン共重合体等が挙げられる。なかでも、生体内で吸収されるまでの期間が血管の再生に好適であることから、ポリラクチド（Ｄ、Ｌ、ＤＬ体）が好適である。これらの生体吸収性高分子は、単独で用いてもよく、２種以上を併用してもよい。
【００１５】
上記生体吸収性高分子の重量平均分子量の好ましい下限は１０，０００、好ましい上限は５００，０００である。上記生体吸収性高分子の重量平均分子量が１０，０００未満であると、得られる血管再生基材の強度が劣ることがあり、５００，０００を超えると、微細な繊維状への加工性が劣ることがある。上記生体吸収性高分子の重量平均分子量のより好ましい下限は７０，０００、より好ましい上限は４００，０００である。
なお、本明細書において上記生体吸収性高分子の重量平均分子量は、ゲル浸透クロマトグラフ分析（ＧＰＣ）による測定値を意味する。
【００１６】
上記繊維集合体層を構成する繊維は、平均繊維径の下限は０．０５μｍ、上限は１０μｍである。上記繊維の平均繊維径が０．０５μｍ未満であると、得られる血管再生基材の強度が劣り、１０μｍを超えると、繊維の比表面積が小さく生着する細胞数が少なくなり、血管の再生が遅くなる。上記繊維の平均繊維径の好ましい下限は０．２μｍ、好ましい上限が８μｍである。
なお、上記平均繊維径は、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いて血管再生基材の断面を観察して、上記繊維集合体層を構成する繊維の任意の少なくとも１０カ所の繊維径を測定し、その平均値を求めることにより得た値を意味する。
【００１７】
上記繊維集合体層を構成する繊維は、繊維径が均等で繊維径分布においてバラツキが小さくとも大きくともよく、繊維径分布においてバラツキが大きい場合、繊維径分布の変動係数が１％以上であることが好ましく、２％以上であることがより好ましい。繊維径分布の変動係数が２％以上であることにより、より血管の再生が促進される。この理由については明らかではないが、正常な組織との近似性が高いためではないかと考えられる。即ち、正常な組織では、種々の繊維径を有する繊維組織を含む。繊維径にバラツキのある血管再生基材を用いた方がより正常な組織に近いため、細胞が容易に侵入することができ、血管再生基材中で増殖、分化して組織を形成することができるためではないかと考えられる。
【００１８】
上記繊維集合体層の各々の厚みは、繊維集合体層の積層数と得ようとする血管再生基材の厚みとを勘案して適当な厚みを選択すればよい。上記繊維集合体層の厚みの好ましい下限は１μｍ、好ましい上限は５００μｍである。上記繊維集合体層の厚みが１μｍ未満であると、充分な厚みの血管再生基材を構成するために極めて多数の積層数が必要となり、現実的ではない。上記繊維集合体層の厚みが５００μｍを超えると、２層以上積層したところで血管再生基材の厚みを超えてしまう。上記繊維集合体層の厚みのより好ましい下限は２μｍ、より好ましい上限は４００μｍである。
なお、上記繊維集合体層の厚みは、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いて血管再生基材の断面を観察して、上記繊維集合体層の任意の少なくとも１０カ所の厚みを測定し、その平均値を求めることにより得た値を意味する。
【００１９】
本発明の血管再生基材は、上記繊維集合体層間に空隙を有する。
例えば、図１の血管再生基材１は、繊維集合体層２１と繊維集合体層２２との間に空隙３１、繊維集合体層２２と繊維集合体層２３との間に空隙３２、繊維集合体層２３と繊維集合体層２４との間に空隙３３を有する。このような空隙を有することにより、高い細胞侵入性を確保することができる。
【００２０】
上記空隙の幅（即ち、繊維集合体層間の距離）の好ましい下限は０．５μｍ、好ましい上限は１００μｍである。上記空隙の幅が０．５μｍ未満であると、内皮の肥厚化を充分には防止できないことがあり、１００μｍを超えると、得られる血管再生基材の強度が劣ることがある。上記空隙の幅のより好ましい下限は１μｍ、より好ましい上限は２μｍであり、更に好ましい下限は３μｍ、更に好ましい上限は９０μｍである。
上記空隙は、一定の幅を有するものではなく、部位によって幅が変動してもよい。従って、上記幅の値は平均値である。また、例えば、図１の血管再生基材１の空隙３１、空隙３２、空隙３３は、同じ幅であってもよく、異なっていてもよい。
なお、上記空隙の幅は、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いて血管再生基材の断面を観察して、上記繊維集合体層間に形成された空隙の任意の少なくとも１０カ所の幅を測定し、その平均値を求めることにより得た値を意味する。
【００２１】
本発明の血管再生基材は、見かけ密度の下限が２００ｋｇ／ｍ３以上である。見かけ密度を２００ｋｇ／ｍ３以上とすることにより、動脈の再生に用いた場合にでも、血流の圧力により膨張したり、破壊したりすることがない。上記見かけ密度の好ましい下限は２６０ｋｇ／ｍ３、より好ましい下限は３００ｋｇ／ｍ３、更に好ましい下限は３２０ｋｇ／ｍ３である。上記見かけ密度の上限は特に限定されないが、実質的には４５０ｋｇ／ｍ３程度が上限である。
なお、本明細書において見かけ密度とは、得られた血管再生基材の重量を体積で除した値を意味し、血管再生基材の重量と体積を実測して、下記式により算出することができる。
見かけ密度（ｋｇ／ｍ３）＝血管再生基材の重量（ｋｇ）／血管再生基材の体積（ｍ３）
【００２２】
本発明の血管再生基材は、ポロシティの好ましい下限が５％、好ましい上限が９５％である。上記ポロシティが５％未満であると、内皮の肥厚化を充分には防止できないことがあり、９５％を超えると、内皮の肥厚化は防止できても機械的強度が低下することがある。上記ポロシティのより好ましい下限は１０％、より好ましい下限は２０％である。
なお、本明細書においてポロシティとは、得られた血管再生基材の体積に占める空隙の割合を意味し、平均見かけ密度と血管再生基材を形成する生体吸収性高分子の固有密度から、下記式により算出することができる。
ポロシティ（％）
＝｛１−｛血管再生基材の平均見かけ密度（ｇ／ｃｍ３）／生体吸収性高分子の固有密度（ｇ／ｃｍ３）｝｝×１００
【００２３】
本発明の血管再生基材は、平均ポアサイズの好ましい下限が０．１μｍ、好ましい上限が１００μｍである。上記平均ポアサイズが０．１μｍ未満であると、充分な細胞侵入性が得られないことがあり、１００μｍを超えると、強度が劣るとともに血液の漏水抑制が困難になる。上記平均ボアサイズのより好ましい下限は０．３μｍ、より好ましい下限は０．４μｍである。
なお、本明細書において平均ポアサイズとは、得られた上記繊維集合体層中の繊維間の距離を意味し、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いて血管再生基材の断面を観察して、上記繊維集合体層中の繊維間の任意の少なくとも１０カ所の距離を測定し、その平均値を求めることにより得た値を意味する。
【００２４】
本発明の血管再生基材は、厚みの好ましい下限が２０μｍ、好ましい上限が１０００μｍである。上記厚みが２０μｍ未満であると、強度が劣ることがあり、１０００μｍを超えると、取扱い性に劣り、移植が困難となることがある。上記厚みのより好ましい下限は３０μｍ、より好ましい下限は４０μｍである。
なお、上記血管再生基材の厚みは、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いて血管再生基材の断面を観察して、血管再生基材の任意の少なくとも１０カ所の厚みを測定し、その平均値を求めることにより得た値を意味する。
【００２５】
本発明の血管再生基材は、いわゆる静電紡糸法により製造することができる。静電紡糸法とは、高分子を溶解した溶液を電極間で形成された静電場中に吐出し、溶液を電極に向けて曵糸する方法である。吐出された溶液中の溶媒が、電極に達するまでに徐々に揮発することで、繊維状物質を形成させることができる。
本発明の血管再生基材は、例えば、上記生体吸収性高分子を溶解した溶液を電極間で形成された静電場中に吐出し、溶液を電極に向けて曵糸して形成した繊維状物質を回転する巻き取り軸状のコレクタに巻き取る方法により製造することができる。この際、回転する巻き取り軸状のコレクタの回転数を調整することにより得られる血管再生基材の見かけ密度を制御することができる。一方、上記生体吸収性高分子を溶解した溶液調整、溶液の吐出条件の調整、電極間の電圧調整と距離、電極間で形成された静電場中の温湿度の調整、電極間で高分子を溶解させた溶液の溶媒が揮発する際の静電場中における溶媒揮発濃度の調整、回転する巻き取り軸状のコレクタの回転数の調整、曵糸して形成した繊維状物質をコレクタに巻き取る際の幅（即ち、トラバース幅）の調整、電極間で形成された静電場中の温湿度の調整とのバランスにより、上記バームクーヘン構造を有する本発明の血管再生基材を製造することができる。
以下に静電紡糸法により本発明の血管再生基材を製造する方法を詳しく説明する。
【００２６】
本発明の血管再生基材の製造に供することができる静電紡糸装置の一例を示す模式図を図２に示した。
図２に示した静電紡糸装置４は、高電圧印加装置４１、高分子の溶解漕４２、高分子の溶解漕４２に装着されたノズル４３、巻き取り軸状のコレクタ４４、高分子の溶解漕４２とノズル４３とがの長軸、短軸方向に移動可能なトラバース装置４５とからなるものであり、高電圧印加装置４１により、ノズル４３と巻き取り軸状のコレクタ４４との間に静電場を形成することができる。
【００２７】
本発明の血管再生基材の製造においては、まず上記生体吸収性高分子を溶媒に溶解した生体吸収性高分子溶液を準備する。
上記溶媒としては、上記生体吸収性高分子を溶解可能な溶媒であれば特に限定されず、例えば、１，１，１，３，３，３−ヘキサフルオロ−２−プロパノール（ＨＦＩＰ）、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド（ＤＭＦ）、ジメチルスルホオキシド（ＤＭＳＯ）、クロロホルム、塩化メチレン、四塩化炭素、シクロヘキサン、シクロヘキサノン、ヘプタン、ヘキサン、トルエン、アセトニトリル、アセトン、メチルエチルケトン（ＭＥＫ）、テトラヒドロフラン（ＴＨＦ）、１，４−ジオキサン、１，３−ジオキサン、メタノール、エタノール、プロパノール、イソプロパノール、ブチルアルコール、ｓｅｃ−ブチルアルコール、ｔｅｒｔ−ブチルアルコール、水等が挙げられる。これらの溶媒は単独で用いてもよく、２種以上を併用してもよい。
【００２８】
上記生体吸収性高分子溶液中の生体吸収性高分子の濃度の好ましい下限は１重量％、好ましい上限は４０重量％である。上記生体吸収性高分子の濃度が１重量％未満であると、繊維状物質を形成することが困難となることがあり、４０重量％を超えると、溶液の粘度が高くなり、繊維状物質の形成に必要以上の高電圧をかける必要がある。上記生体吸収性高分子の濃度のより好ましい下限は２重量％、より好ましい上限は３０重量％である。
【００２９】
上記生体吸収性高分子溶液は、得られる血管再生基材のポアサイズを制御する目的で、塩化ナトリウム、炭酸ナトリウム、炭酸水素ナトリウム、炭酸カルシウム、砂糖、ポリエチレングリコール、ポリエチレンオキサイド、ポリビニルアルコール、氷、ドライアイス等のポアサイズ制御剤を含有してもよい。これらのボアサイズ制御剤は単独で用いてもよく、２種以上を併用してもよい。
これらのポアサイズ制御剤は、得られた血管再生基材を適当な溶剤で洗浄することにより容易に溶出して除去することができ、配合したポアサイズ制御剤の粒子径に対応するサイズの孔を血管再生基材中に形成させることができる。
【００３０】
本発明の血管再生基材の製造においては、次いで、上記生体吸収性高分子溶液を、ノズルを用いて電極間で形成された静電場中に吐出し、該溶液を電極に向けて曵糸して繊維状物質を形成させる。
上記ノズルの口径は特に限定されないが、好ましい下限は３２Ｇ、好ましい上限は１２Ｇである。上記ノズルの口径がこの範囲内であると、平均繊維径が充分に細い繊維状物質を安定して供給することができる。上記ノズルの口径のより好ましい下限は３１Ｇ、より好ましい上限は１３Ｇである。
本発明の血管再生基材の製造においては、１つのノズルから上記生体吸収性高分子溶液を吐出してもよいし、数個のノズルを用いてもよい。
【００３１】
上記ノズルから上記生体吸収性高分子溶液を吐出する際の吐出空気圧は特に限定されないが、好ましい下限は０．００１ＭＰａ、好ましい上限は０．１０ＭＰａである。上記吐出空気圧がこの範囲内であると、平均繊維径が充分に細い繊維状物質を安定して供給することができる。上記吐出空気圧のより好ましい下限は０．００２ＭＰａ、より好ましい上限は０．０９ＭＰａである。
【００３２】
上記電極間に印加される静電気電位の好ましい下限は１ｋＶ、好ましい上限は１００ｋＶである。この範囲内であると、繊維状物質の形成が良好である。上記静電気電位のより好ましい下限は２ｋＶ、より好ましい上限は９０ｋＶである。
なお、最適な静電気電位の範囲は、生体吸収性高分子溶液の濃度、電極間の距離、ノズルの口径、吐出空気圧を勘案して決定すればよい。
【００３３】
本発明の血管再生基材の製造においては、次いで、形成した繊維状物質を回転する巻き取り軸状のコレクタに巻き取る。上記巻き取り軸状のコレクタに直接巻き取ることにより、高い効率でチューブ状の血管再生基材を製造することができる。なお、上記巻き取り軸状のコレクタの外径を調整することにより、得られる血管再生基材の内径を制御することができる。
【００３４】
上記巻き取り軸状のコレクタの回転数を調整することにより、得られる血管再生基材の見かけ密度を制御することができる。即ち、回転数を大きくすると見かけ密度の高い血管再生基材を得ることができ、回転数を小さくすると見かけ密度の低い血管再生基材を得ることができる。得られる血管再生基材の見かけ密度が３００ｋｇ／ｍ３以上とするためには、上記巻き取り軸状のコレクタの回転数の好ましい下限は２００ｒｐｍであり、より好ましい下限は２５０ｒｐｍである。
【００３５】
上記巻き取り軸状のコレクタの回転数を調整することにより、得られる血管再生基材を構成する繊維集合体層の積層状態を調整することができる。即ち、回転数を可変とすることで、ノズルから静電場中に吐出された繊維状物質が、回転する巻き取り軸状のコレクタ上に積層する際の線速度が変わり、繊維集合体層の積層数を制御することができる。回転数を小さくすると繊維集合体層の層数が減少し、回転数を高くすると繊維集合体層の層数が増加する。
【００３６】
上記繊維集合体層の積層数を制御する場合の上記巻き取り軸状のコレクタの回転数は、得ようとする血管再生基材の厚みを勘案すればよく特に限定されないが、好ましい下限は１ｒｐｍ、好ましい上限は５０００ｒｐｍである。上記巻き取り軸状のコレクタの回転数がこの範囲内であると、繊維集合体層が安定して調整できる。
なお、上記巻き取り軸状のコレクタの回転数は、生体吸収性高分子溶液の濃度、電極間の距離、ノズルの口径、吐出空気圧、トラバース幅を勘案して決定すればよい。
【００３７】
本発明の血管再生基材の製造においては、曵糸して形成した繊維状物質を巻き取り軸状のコレクタに巻き取る際の幅（即ち、トラバース幅）を調整することにより、得られる血管再生基材を構成する繊維集合体層の積層状態を調整することができる。トラバース幅を拡縮することで、ノズルから静電場中に吐出された繊維状物質と、回転する巻き取り軸状のコレクタ上に積層済みの繊維集合体層とが接触するタイミングが変わり、繊維集合体層の積層数を制御することができる。
上記トラバース幅は、得ようとする血管再生基材のサイズや生産効率性を勘案すればよく特に限定されないが、好ましい下限は３ｍｍ、好ましい上限は１０，０００ｍｍである。上記トラバース幅がこの範囲内であると、繊維集合体層が安定して調整できる。
なお、最適なトラバース幅の範囲は、生体吸収性高分子溶液の濃度、電極間の距離、ノズルの口径、吐出空気圧、回転数を勘案して決定すればよい。
【００３８】
本発明の血管再生基材の製造においては、曵糸して形成した繊維状物質を電極間で形成された静電場中の温湿度を調整することにより、得られる血管再生基材を構成する繊維集合体層の積層状態を調整することができる。即ち、温室度を可変することで、ノズルから静電場中に吐出された繊維状物質に含まれる溶媒の揮発状態が変わり、繊維集合体層の積層数を制御することができる。
上記静電場中の温湿度は、生体吸収性高分子溶液の溶媒の性状を勘案すればよく特に限定されない。なお、最適な温湿度の範囲は、生体吸収性高分子溶液の濃度、電極間の距離、ノズルの口径、吐出空気圧、回転数、トラバース幅を勘案して決定すればよい。
【００３９】
本発明の血管再生基材の製造においては、高分子溶液を電極に向けて吐出する際、電極間で形成された静電場中における上記溶液の溶媒揮発状態を調整することにより、得られる血管再生基材を構成する繊維集合体層の積層状態を調整することができる。即ち、静電場中の揮発溶媒濃度を調整することで、ノズルから静電場中に吐出された溶液中の溶媒の揮発状態が変わり、得られる繊維集合体層の積層数を調整することができる。電極間で形成された静電場中における揮発溶媒濃度が高い場合、ノズルから静電場中に吐出された溶液からの溶媒の揮発は緩慢になり、上記巻き取り軸状のコレクタ上に積層された際、繊維状物質同士の接点が多くなる。一方、揮発溶媒濃度が低い場合、ノズルから静電場中に吐出された溶液からの溶媒の揮発は急激になり、上記巻き取り軸状のコレクタ上に積層された際、繊維状物質同士は接点が少ないか若しくは接点がなくなる。繊維状物質同士の接点の多少により、繊維集合体層の積層数を制御することができる。
上記静電場中における上記溶液の揮発溶媒濃度は、生体吸収性高分子溶液の溶媒の性状を勘案すればよく特に限定されない。なお、最適な揮発溶媒濃度の範囲は、生体吸収性高分子溶液の濃度、電極間の距離、ノズルの口径、吐出空気圧、回転数、トラバース幅、電極間の温湿度を勘案して決定すればよい。
【発明の効果】
【００４０】
本発明によれば、血管の欠損部に移植したときに血流による応力に耐えられる高い機械的強度を有し、かつ、血管内皮の肥厚化を防止して高い効率で血管を再生することができる血管再生基材を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００４１】
【図１】本発明の血管再生基材の構造を説明する模式図である。
【図２】本発明の血管再生基材の製造に供することができる静電紡糸装置の一例を示す模式図である。
【図３】実施例１で製造した血管再生基材の断面の写真（左）及びその拡大写真（右）である。
【図４】通常のマウスの腎動脈下腹部大動脈（ネイティブ）と、術後２週間、２カ月、４カ月、８カ月及び１２カ月後の移植部の血管の超音波エコー像である。
【図５】術後１２ヵ月後の移植部の血管の断面のＣＤ３１組織染色像である。
【発明を実施するための形態】
【００４２】
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。
【００４３】
（実施例１）
（１）血管再生基材の製造
図２に示した静電紡糸装置を用いて、以下の方法により血管再生基材を製造した。
重量平均分子量が３０，０００のポリラクチド（Ｌ体）をＨＦＩＰに溶解して濃度６重量％のポリラクチド溶液を調製した。
得られたポリラクチド溶液をシリンジに入れ、口径２７Ｇのノズルから吐出空気圧０．０４ＭＰａで静電気電位２０ｋＶの電圧のかかった電極間に吐出した。形成された繊維状物質を巻き取り軸状のコレクタ（外径０．６ｍｍ）に巻き取った。このとき、コレクタの回転数を３００ｒｐｍとし、トラバース幅を５０ｍｍとした。厚みが１５０μｍになるまで吐出と巻き取りとを続け、血管再生基材を得た。
なお、一連の操作は、温度１８．５〜２１℃、湿度４５〜５１ＲＨ％の常温常圧下で行った。
【００４４】
（２）血管再生基材の観察
得られた血管再生基材について、走査型電子顕微鏡（日立ハイテクロジーズ社製、ＭｉｎｉｓｃｏｐｅＴＭ−１０００）を用いて撮影した断面の写真及びその拡大写真を図３に示した。
図３より、得られた血管再生基材は、繊維径０．１２〜２．２６μｍの繊維からなる繊維集合体層が５層積層された積層体からなることが判る。また、繊維集合体層間に、幅が１．１〜２．０μｍの空隙が形成されていることも判る。
また、得られた血管再生基材について測定を行ったところ、見かけ密度は３８０ｋｇ／ｍ３、ポロシティは６８．４％であった。
【００４５】
（３）動物実験による評価
得られた血管再生基材について、以下の方法にて動物実験による評価を行った。
マウスの腎動脈下腹部大動脈を一部切除し、得られた血管再生基材を切除に移植した。
計２５検体の試験を行い、術後２週間、２カ月、４カ月、８カ月及び１２カ月後に超音波エコーで移植部の血管の形態を調べた。図４に、通常のマウスの腎動脈下腹部大動脈（ネイティブ）と、術後２週間、２カ月、４カ月、８カ月及び１２カ月後の移植部の血管の超音波エコー像を示した。
図４より、移植部の血管において、破裂、拡張及び狭窄は認められず、開存性は良好であり、ネイティブとほぼ変わりはなかった。
なお、術後１２ヵ月後の生存率は８６％であった。
【００４６】
術後１２ヵ月後に犠牲死させ、移植部の血管を摘出して、組織学的評価に供した。
図５に、術後１２ヵ月後の移植部の血管の断面のＣＤ３１組織染色像を示した。
図５より、血管内皮は一層のみが再生されており、血管内皮の肥厚化は全く認められなかった。
【産業上の利用可能性】
【００４７】
本発明によれば、血管の欠損部に移植したときに血流による応力に耐えられる高い機械的強度を有し、かつ、血管内皮の肥厚化を防止して高い効率で血管を再生することができる血管再生基材を提供することができる。
【符号の説明】
【００４８】
１  血管再生基材
２１、２２、２３、２４  繊維集合体層
３１、３２、３３  空隙
４  静電紡糸装置
４１  高電圧印加装置
４２  高分子の溶解漕
４３  ノズル
４４  巻き取り軸状のコレクタ
４５  トラバース装置
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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