(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
第１の引張り強さを有するヤーンから形成される管状編織体；及び
ポリ（グリセロールセバケート）を含むエラストマーマトリクス材料であって、前記エラストマーマトリクス材料の中に管状編織体を埋封して、約１ｍｍ〜約６ｍｍの範囲の直径を有する内腔、及び液体に対して実質的に不透過性の側壁を有する導管を形成する、前記エラストマーマトリクス材料；
を含み；
エラストマーマトリクス材料は第１の引張り強さよりも低い第２の引張り強さを有する複合管腔体。
【請求項２】
管状編織体が、織成、編成、又は編組である、請求項１に記載の複合管腔体。
【請求項３】
管状編織体がサーキュラーワープニット構造体である、請求項２に記載の複合管腔体。
【請求項４】
管状編織体が生分解性又は生体吸収性材料から形成される、請求項１に記載の複合管腔体。
【請求項５】
管状編織体が、ポリ乳酸熱可塑性材料、ポリグリコリド、ポリ−Ｌ−乳酸、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）、ポリ（グリセロールセバケート）、ポリカプロラクトン、２−ピラン−２−オン−４，６−ジカルボン酸、ポリ−ｐ−ジオキサノン、ポリジオキサノン、ポリ（１，８−オクタンジオールシトレート）、及びコラーゲンからなる群から選択される少なくとも１種類の組成物を含む、請求項４に記載の複合管腔体。
【請求項６】
壁部が動脈圧に耐えるのに十分な強度を有する、請求項１に記載の複合管腔体。
【請求項７】
複合管腔体によって拍動流が容易になる、請求項１に記載の複合管腔体。
【請求項８】
複合管腔体が血管移植片である、請求項１に記載の複合管腔体。
【請求項９】
管状編織体が、管腔体に軸方向荷重が加えられた際に内腔の閉塞に耐えるように構成されている、請求項１に記載の複合管腔体。
【請求項１０】
エラストマーマトリクス材料によって、哺乳動物内に移植された際に内因性再生が促進される、請求項１に記載の複合管腔体。
【請求項１１】
管状編織体が編組体である、請求項１に記載の複合管腔体。
【請求項１２】
編組体が、その長さの第１の部分に沿った第１の編組角、及びその長さの第２の部分に沿った第１の編組角と異なる第２の編組角を有する、請求項１１に記載の複合管腔体。
【請求項１３】
編組体が、編組体中に少なくとも２つの異なる直径の金属線を含む、請求項１１に記載の複合管腔体。
【請求項１４】
異なる複数の直径を有する金属線が、編組体において同じ方向で螺旋状になっている、請求項１３に記載の複合管腔体。
【請求項１５】
第１の引張り強さを有するヤーンを選択し；
第１の引張り強さよりも低い第２の引張り強さを有し、ポリ（グリセロールセバケート）を含むエラストマーマトリクス材料を選択し；
ヤーンの管状編織体を形成し；そして
エラストマーマトリクス材料中に管状編織体を埋封して、内腔、及び液体に対して実質的に不透過性である導管壁を有する導管を形成する；
工程を含み；
エラストマーマトリクス材料は生分解性又は生体吸収性ポリエステルである、複合管腔体を製造する方法。
【請求項１６】
管状編織体を形成する工程が、ヤーンを織成、編成、又は編組することを含む、請求項１５に記載の方法。
【請求項１７】
管状編織体を形成する工程が、サーキュラーワープニットプロセスを用いることを含む、請求項１６に記載の方法。
【請求項１８】
ヤーンを選択する工程が、生分解性又は生体吸収性ヤーンを選択することを含む、請求項１６に記載の方法。
【請求項１９】
ヤーンを選択する工程が、ポリ乳酸熱可塑性材料、ポリグリコリド、ポリ−Ｌ−乳酸、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）、ポリ（グリセロールセバケート）、ポリカプロラクトン、２−ピラン−２−オン−４，６−ジカルボン酸、ポリ−ｐ−ジオキサノン、ポリジオキサノン、ポリ（１，８−オクタンジオールシトレート）、及びコラーゲンからなる群から選択される少なくとも１種類の組成物から形成されるヤーンを選択することを含む、請求項１８に記載の方法。
【請求項２０】
編織体を埋封する工程が、約１ｍｍ〜約６ｍｍの直径を有する導管を形成することを含む、請求項１５に記載の方法。
【請求項２１】
管状編織体を形成した後に管状編織体をヒートセットする工程を更に含む、請求項１５に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
[0001]本出願は、２０１４年５月８日出願の米国仮特許出願６１／９９０，２９５（その全部を参照として本明細書中に包含する）の利益及びそれに対する優先権を主張する。
[0002]本発明は、血管を置き換えるための移植片のような移植可能な管腔体の分野に関する。
【背景技術】
【０００２】
[0003]心血管疾患は、世界中で主要な死亡原因である。心血管疾患の薬物療法は増加しているが、心血管疾患を治療するために現在用いられている２つの主要な方法は、冠動脈バイパス移植及び経皮冠動脈インターベンション（一般に血管形成と呼ばれる）である。
【０００３】
[0004]血管形成術の処置中においては、血管の直径を開くためにしばしば限られた血管中にステントが移植される。かかる処置のために種々のタイプのステントが現在公知である。それぞれのタイプのステントは幾つかの有利性を有するが、それぞれのタイプはまた、再狭窄、抗凝血剤の長期間使用の必要性、自然な血管の動き（例えば拍動）の阻害、ステント内血栓形成、不適当な治癒、及びステントの破損の可能性などの幾つかの公知の合併症又は衰弱の１つも起こす。
【０００４】
[0005]経皮冠動脈インターベンションと対比して、冠動脈バイパス移植は、移植片を移植して冠動脈内の閉塞部又は閉鎖部をバイパスする。生体移植片（例えば、自家移植片、同種移植片、及び異種移植片）、並びに人工移植片（例えばｅＰＴＦＥ、ＰＴＦＥ、及びＰＥＴ）などの種々のタイプの移植片がバイパス手術のために用いられている。更に、広く用いられてはいないが、移植片を生体外で作り出すティッシュエンジニアリング移植片が開発されている。
【０００５】
[0006]公知の移植片のそれぞれは、コスト、入手容易性、又は天然の組織に対する類似性のような幾つかの有利性を有するが、公知の移植片のそれぞれはまた、幾つかの公知の合併症又は衰弱の１つも起こす。例えば、自家移植片は、通常は人工移植片と比べてより短い耐久性及びより高い事故発生率を有し、一方、同種移植片は通常は拒絶反応抑制剤の長期間の使用が必要である。人工移植片は容易に入手できるが、感染、血栓形成、又は内膜過形成をより起こしやすい可能性があり、抗凝血剤のような薬物の長期間使用が必要な可能性がある。ティッシュエンジニアリング移植片は一般的に用いられている生体及び人工移植片に関係する問題の多くを克服するが、ティッシュエンジニアリング移植片は非常に高価であり、製造するのに長い時間がかかる。
【０００６】
[0007]一般に、天然の血管は依然として血管再生術のために好ましい選択肢であるが、かかる組織は常に入手可能ではない。かかる場合において、移植片の直径が６ｍｍを超える場合には、延伸ポリテトラフルオロエチレン及びポリエチレンテレフタレートのような合成材料が血管導管として成功裏に用いられている。しかしながら、直径が６ｍｍ未満の移植片を用いる場合には、血栓の成長及び内膜過形成のために結果は悪かった。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
[0008]これら及び他の欠点は、現在の移植可能な管腔体、及び移植可能な管腔体を形成するために用いる方法に関係している。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
[0009]代表的な態様は、分解性の内因性移植片、及び可変編組角を有する編組移植片を含む複合管腔体、及び複合管腔体を形成する方法に関する。
[0010]一態様においては、本複合管腔体は、第１の引張り強さを有するヤーンから形成される管状編織体；及び、その中に管状編織体を埋封して、内腔、及び液体に対して実質的に不透過性の側壁を有する導管を形成するマトリクス材料；を含む。マトリクス材料は、第１の引張り強さよりも低い第２の引張り強さを有する。
【０００９】
[0011]他の態様においては、複合管腔体を製造する方法は、第１の引張り強さを有するヤーンを選択し；第１の引張り強さよりも低い第２の引張り強さを有するエラストマーマトリクス材料を選択し；ヤーンの管状編織体を形成し；そして、マトリクス材料中に管状編織体を埋封して、内腔、及び液体に対して実質的に不透過性である導管壁を有する導管を形成する；工程を含む。エラストマーマトリクス材料は、生分解性又は生体吸収性ポリエステルである。
【００１０】
[0012]本発明の他の特徴及び有利性は、例として本発明の原理を示す添付の図面と組み合わせれば、以下のより詳細な記載から明らかになるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】[0013]図１は、強化編織体及び吸収性マトリクスを有する複合管腔体の一部の側面図である。
【図２】[0014]図２は、図１に示す複合管腔体の左端面図である。
【図３】[0015]図３は、図１に示す複合管腔体の強化編織体の側面図である。
【図４】[0016]図４は、図３に示す強化編織体の拡大部分図である。
【図５】[0017]図５は、図３に示す強化編織体の拡大端面図である。
【図６】[0018]図６は、本発明の一態様による金属構造体の斜視図である。
【図７】[0019]図７は、図６の金属構造体を形成するためのキャリアセットアップの概要図である。
【図８】[0020]図８は、本発明の一態様による金属構造体の斜視図である。
【図９】[0021]図９は、図８の金属構造体を形成するためのキャリアセットアップの概要図である。
【図１０】[0022]図１０は、本発明の一態様による金属構造体の斜視図である。
【図１１】[0023]図１１は、図１０の金属構造体を形成するためのキャリアセットアップの概要図である。
【図１２】[0024]図１２は、本発明の一態様による金属構造体の斜視図である。
【図１３】[0025]図１３は、図１２の金属構造体を形成するためのキャリアセットアップの概要図である。
【図１４】[0026]図１４は、その長さに沿った異なる位置において異なる編組角を有する編組物品を示す。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
[0027]可能な限り、図面全体にわたって同じ部品を表すために同じ参照番号を用いる。
[0028]複合管腔体、及び複合管腔体を形成する方法が提供される。本発明の幾つかの態様は、例えばここに開示する特徴の１以上を含まない概念と比べて、拍動流を容易にし、勾配コンプライアンスを与え、生分解性管腔体を与え、内因性再生を促進し、生体適合性を増加させ、或いはこれらの組合せをもたらす。
【００１３】
[0029]ここで概して図面を参照すると、本複合管腔体１０は、編織構造体２０及びマトリクス材料５０を含む。編織構造体２０は、マトリクス材料５０内に埋封されている強化編織構造体を含む。マトリクス材料５０によって、液体に対して実質的に不透過性の壁部１７が編織構造体２０の周りに形成される。このようにして、編織構造体２０及びマトリクス材料５０を組み合わせて、液体不透過性の壁部、及びそれを通って流体が流れることができる内腔１５を有する管腔体１０を形成する。
【００１４】
[0030]管腔体１０は、移植した際に動脈圧に耐えることができる中空の血管を与える。一態様においては、複合管腔体１０の内部及び／又は外部にはまた、被覆材料を含ませることもできる。例えば、管腔体１０の内部をヘパリンで被覆して、血管内における血液凝固を妨げることができる。他の態様においては、管腔体１０は、時間経過と共に生分解及び／又は生体吸収するように設計される。移植の後、管腔体１０は、その上に患者が血管組織を再形成する構造体を与える。例えば、管腔体１０は、移植片が生分解及び／又は生体吸収されるにつれてその上に新しい動脈が形成される構造体を与えることができる。更に、移植片はホストによって組織を迅速に再形成することができるように形成されているが、管腔体１０は無細胞であってよく、これは生体細胞が管腔体１０中に播種又は形成されていないことを意味する。
【００１５】
[0031]図１においては、下層の編織構造体２０を示すためにマトリクス材料５０を取り除いた管腔体１０の一部が示されている。図３〜５においては、マトリクス材料５０内に埋封する前の編織体２０が示されている。編織構造体２０は、任意の好適な材料から形成され、マトリクス材料５０と同一であるか、類似しているか、又は異なっていてよい。例えば一態様においては、編織構造体２０は、マトリクス材料５０よりも高い弾性率及び高い引張り強さを有する材料から形成される。他の態様においては、マトリクス材料５０は生分解性及び／又は生体吸収性材料である。更なる態様においては、編織構造体２０も生分解性及び／又は生体吸収性材料から形成される。或いは、編織構造体２０を生分解又は生体吸収されない材料から形成する一方で、マトリクス材料５０に生分解性及び／又は生体吸収性材料を含ませることができる。また、部分的に分解し、薬物を添加して、材料が分解するにつれて薬物が物品から溶出するようにすることができる材料を、マトリクス材料５０及び／又は編織構造体２０のために用いることもできる。
【００１６】
[0032]図３〜５を参照すると、編織構造体２０は、その繊維のストランドの間に形成されている大きな開口を含む開放構造体である。例えば、編織体２０は、経糸を概して結合させずに、それによって構造体中に間隙開口を残している開放された織成構造体として形成することができる。かかる開放構造体は、ヤーンの直径よりも大きな構造体の側部を貫通する開口を与える。より具体的には、開口はヤーンの太さの２倍より大きくすることができる。開口の一部はヤーンの太さの５倍より大きくすることができる。このように構成することによって、編織構造体２０は、マトリクス材料５０内に閉じ込められる骨格材料又は足場材料を与える。
【００１７】
[0033]編織体足場材料２０は、任意の種々のヤーンから形成される。例えば、１以上のモノフィラメント又はマルチフィラメントヤーンを用いて構造体を編成することができる。ヤーンは生分解性及び／又は生体吸収性であってよい種々の材料から形成することができるが、上記で議論したように、幾つかの用途においては生分解性又は生体吸収性でないヤーンを用いることが望ましい可能性がある。代表的なヤーンとしては、ポリ乳酸熱可塑性材料（ＰＬＡ）、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリ−Ｌ−乳酸（ＰＬＬＡ）、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、ポリ（グリセロールセバケート）（ＰＧＳ）、ポリ（グリセロールセバケート）ウレタン（ＰＧＳＵ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、２−ピラン−２−オン−４，６−ジカルボン酸（ＰＤＣ）、ポリ−ｐ−ジオキサノン（ＰＤＯ）、ポリジオキサノン（ＰＤＳ）、ポリ（１，８−オクタンジオールシトレート）（ＰＯＣ）、及びコラーゲンのようなポリマー材料から形成される５〜２００デニールの範囲内のヤーンが挙げられる。
【００１８】
[0034]埋封するための他の代わりの方法は、編成、織成、又は編組の前に編織構造体２０のために用いるヤーンをマトリクス材料５０で被覆することである。例えば、編織ヤーンを、浸漬浴又は噴霧によってマトリクス材料５０内に被覆することができる。被覆を用いる場合には、ヤーンを硬化させてマトリクス材料５０が繊維に接着するようにするために、加圧具及び専門の加熱チャンバーを用いることができる。これによって、ヤーンへのポリマーの湿潤を増加させ、交絡部及びフィブリル束における機械的エネルギーを操作することによって、最終形成の前のマトリクス材料と編織繊維との間の接着をより大きくすることが可能になる。これはまた、マトリクス材料５０とヤーンフィラメントとの間の局所的なエラストマーのなじみも増大させて、拍動などからのエネルギーを操作するのを助ける被覆繊維の統合「束」を生成させる。これらの被覆されたヤーンは、次に編組構造体において複合体フィラメントとして用いることができる。
【００１９】
[0035]編織体足場材料２０は、複合管腔体１０の内部開口を減少させる捩れ又は潰れを阻止するために十分な半径方向の強度を有する支持構造体を形成する。更に、編織体足場材料２０は、十分な軸方向の伸びを可能にして、増加した半径方向の力によって屈曲した際に管腔体１０を開放した状態に維持するのを助けながら、管腔体を軸方向に延伸及び収縮させることができるように形成される。
【００２０】
[0036]編織体足場材料２０を形成するために、編成、織成、及び／又は編組など（しかしながらこれらに限定されない）の数多くの方法の任意の１つを用いることができる。例えば一態様においては、編織体足場材料２０は織成構造を含む。好適な編成構造としては、ワープニット、サーキュラーワープニット織成体、サーキュラーウェフトニット織成体、又はこれらの組合せが挙げられるが、これらに限定されない。他の態様においては、編織体足場材料２０の編成又は他の構造によって、編織体足場材料２０の伸展及び収縮が容易になる。更なる態様においては、編織体足場材料２０の構造によって与えられる伸展は、ヤーンそれ自体の弾性によって与えられる伸展及び／又は伸張よりも大きい。
【００２１】
[0037]一態様においては、編織体足場材料２０は編組構造を含む。編組構造内のピッチは、複合管腔体１０内におけるコンプライアンス（半径方向の伸展性と圧縮性の両方）を変化させるように調節及び／又は制御され、これはその長さに沿った異なる領域において異なっていてよく、ピッチの変化は半径方向の伸展性に対する制御を与えるのに用いられる。例えば、増加したピッチは、管腔体１０のコンプライアンスを減少させ、及び／又はより低い減少したピッチを含む編組構造と比べてより制限された直径を含む管腔体１０を形成するが、両方とも未だ同じ連続編組構造の一部であってよい。他の態様においては、編織体足場材料２０は、コンプライアンス、空隙率、透過性、又はこれらの組合せを少なくとも部分的に調節する複数の層を含む。
【００２２】
[0038]図１〜２を参照すると、マトリクス材料５０は、管腔体１０の軸方向及び／又は半径方向の延伸を与えるエラストマー材料のような可撓性材料である。好適なエラストマーとしては、生分解性エラストマー、生体適合性モノマーから形成されるエラストマー、架橋エステル、架橋ポリエステルエラストマー、ポリ（グリセロールセバケート）、ポリウレタン、ポリウレタン尿素、又はこれらの組合せが挙げられるが、これらに限定されない。一態様においては、マトリクス材料５０は、編織体足場材料２０、及び／又は編織体足場材料２０を形成している個々のヤーンよりも弾性である。編織体足場材料２０はマトリクス材料５０の伸展を減少及び／又は制限し、一方、マトリクス材料５０は編織体足場材料２０の透過性を減少又は排除する。編織体足場材料２０及びマトリクス材料５０は一緒になって、変化するコンプライアンス、増加した吻合保持性、及び／又は減少した透過性を有する管腔体１０を形成する。
【００２３】
[0039]一態様においては、マトリクス材料５０は内因性再生を促進するように選択される。言い換えれば、マトリクス材料５０は、内皮細胞の成長を増強及び維持することによって再生性の血管及び細胞の成長を刺激するように選択することができる。細胞の成長を増強及び／又は維持することによって、マトリクス材料は天然又は播種された組織によって置き換えられて、損傷した血管が再生される。
【００２４】
[0040]幾つかの態様においては、マトリクス材料５０は加水分解によって分解する。マトリクス材料５０はまた生分解させることもでき、及び／又はバルクの浸食ではなく、主として表面浸食によって生体吸収される。言い換えれば、マトリクス材料の主要な浸食は、材料の表面積に正比例する。したがって、管腔体は比較的薄いために、分解速度は概して又は実質的に一定であるので、マトリクス材料の浸食は零次の特徴を有する。その結果、管腔体１０は、そのバルク一体性を維持しながら時間経過と共に薄くなる。
【００２５】
[0041]単一層及び二重層構造体において可変角の編組を用いることによって、足場材料２０のコンプライアンス及び／又は密度をその長さに沿って選択的に制御することが可能になる。足場材料２０は、生体吸収性マトリクス材料５０によって埋封して、動的編織系と弾性生体ポリマーの組み合わせを与えて、これにより吻合術において同様のコンプライアンスを与えて、同程度の弾性を有する合成及び生体材料の無縫合接合を可能にすることができる。生体吸収性材料を使用することは、代表的な態様によって、閉塞を抑止し、最終的に分解して天然組織のみを残しながら、再生性の血管治癒及び細胞成長を更に刺激して、新しい動脈又は他の血管を実質的に生成させることができることを意味する。
【００２６】
[0042]而して、編組のコンプライアンスとバイオエラストマーのコンプライアンスを組合せることによって、拍動性の血液の密閉された血管が生成する。更に、編組角を変化させることによって勾配コンプライアンスを与えて、近位端よりも移植片の遠位端においてより多い拍動応答があるようにすることができる。また、移植片の遠位端及び近位端における編組角を変化させる能力によって、血流力学的流れの操作に対する制御を与えて、移植片を血管に接合する位置における乱流を減少させることができる。
【００２７】
[0043]２つのコンプライアンス構造を組み合わせて複合体合成血管を生成させることによって、編組体の編織体補強の結果として、同時に透過性を低下させ、バイオエラストマーマトリクスによる再生性の血管治癒を刺激しながら、高い吻合保持性及び抑制された弾性などの数多くの他の利益が与えられる。而して、代表的な態様は、具体的な組織学（例えば静脈と動脈組織のコンプライアンス）に基づいて具体的な所望の性能特性に合わせて調整することができる、制御された選択的な可変のコンプライアンスを有する工学合成血管を生成させる。
【００２８】
[0044]編組角の変化は、形成する管腔体又は他の物品の最終用途に関連する種々のファクター、並びにその中に物品を移植する患者又は患者のクラスの解剖学的特徴によって定めることができる。而して、幾つかの態様においては、例えば、全てを単一の連続編組構造の一部としながら、同じ管腔体１０の他の部分に低密度の領域を達成するために低い編組角を与える一方で、管腔体１０の１つの長さに沿って高密度の領域を達成するために高い編組角を与えることができる。図１４は、その長さに沿った異なる位置において、低密度の高編組角領域１４１０、及び高密度の低編組角領域１４３０、並びに編組角が１つの編組角から他のものへ遷移する遷移領域１４２０を有する管腔体１０の金属足場材料７０を示す。
【００２９】
[0045]異なる密度の領域の数及び位置（及び而して編組角における変化の数）、並びに管腔体１０の長さに沿った任意の特定の領域の相対密度は用途に応じて変化させることができ、１つの編組角から他のものへの変化は遷移領域にわたって徐々に起こすことができ、編組角は特定の管腔体内において所望のように任意の回数変化させることができる。一般に約１０〜約２００ピック／インチ(picks per inch)に対応して３０°乃至１７０°以下のような広範囲の編組角を用いることができ、これにより広範囲にわたって編組角を変化させる能力が与えられる。低密度領域に関しては、編組角は通常は約３０°〜約１３０°であり、一方高密度領域に関しては、編組角は約１３０°〜約１７０°の範囲内であってよい。
【００３０】
[0046]管腔体１０に関して編組複合体構造を用いる態様の有利性の中で、エレクトロスピン又は管状のみの構造による従来の技術は、しばしば、組織の質量が増加するにつれて非強化材料が早期に分解して拍動性の生理学的圧力を支持するその能力を失う早期の「足場材料崩壊」による破裂強度の欠如によって崩壊することが挙げられる。代表的な態様は、かかる障害を起こしにくいか、又は起こす可能性が殆どない。
【００３１】
[0047]編組に加えてか又は編組に代えて、非交絡二方向繊維巻付を用いることができることが認識される。更に他の態様においては、まずマトリクス材料を押出して、次にそのコアの上に編組することができる。これは、平滑な内径を与える点で幾つかの有利性を有する可能性がある。外側編組体には、コアを形成するのに用いるものと同じか又は異なっていてよい他のポリマー材料を浸透させることができる。したがって、更に他の有利性は、筋層がコロニー形成する外壁とは異なるように内皮表面が分解する外壁の厚さから内壁厚さが変化する能力である。
【００３２】
[0048]更には又は或いは、図６〜１３に示すように、管腔体１０は、異なる直径のワイヤーストランドの組み合わせを有する金属構造体７０を含む。例えば、金属構造体７０には、複数の微細直径ワイヤーストランド７１を有する編組金属構造体を含めることができる。複数の微細直径ワイヤーストランド７１は、任意の好適な数のワイヤーストランドを含み、管腔体１０の所望の特性を与えるように変化させることができる。一態様においては、金属構造体７０は少なくとも１つの増加した直径のワイヤー７３を含み、増加した直径のワイヤー７３は、微細直径のワイヤーストランド７１と比べて増加した直径を有する。他の態様においては、増加した直径のワイヤー７３は、微細直径ワイヤーストランド７１と同じ螺旋方向に伸長する渦巻構造を形成する。更なる態様においては、金属構造体７０は、微細直径ワイヤーストランド７１と同じ螺旋方向に渦巻状に伸長する少なくとも２つの増加した直径のワイヤー７３を含む。１以上の増加した直径のワイヤー７３は、金属構造体７０内にバネ状の構造など（しかしながらこれに限定されない）の弾性コイル部分を形成する。
【００３３】
[0049]金属構造体７０は、任意の好適な編組スタイル、ワイヤー量、及び／又はワイヤー寸法を有する。金属ワイヤーストランドに関して開示しているが、図６〜１３に関して記載する態様はそのように限定されるものではなく、金属ワイヤーストランドに代えてか又はそれと組み合わせて他のフィラメント材料を用いることができることが認識される。１つの好適な編組スタイルとしてはメイポールスタイルの編組が挙げられるが、これに限定されない。好適なワイヤー量としては、少なくとも１０ワイヤーエンド、少なくとも１２ワイヤーエンド、少なくとも２０ワイヤーエンド、少なくとも３０ワイヤーエンド、２４ワイヤーエンド、３６ワイヤーエンド、又はそれ以上、或いはこれらの任意の組合せ、サブコンビネーション、範囲、又は下位範囲が挙げられるが、これらに限定されない。好適なワイヤー寸法としては、少なくとも０．０００５インチ、少なくとも０．００１インチ、約０．００１〜約０．０１インチの間、約０．００１〜約０．００５インチの間、約０．００１インチ、約０．００２インチ、約０．００３インチ、約０．００４インチ、約０．００５インチ、或いはこれらの任意の組合せ、サブコンビネーション、範囲、又は下位範囲が挙げられるが、これらに限定されない。
【００３４】
[0050]例えば、図６〜７に示すように、金属構造体７０は、合計で２４エンドのワイヤーを含むメイポールスタイルの編組を含む。合計で２４エンドのワイヤーは、２２エンドの０．００１インチのNitinol、及び２エンドの０．００５インチのNitinolを含む。０．００５インチのNitinolは増加した直径のワイヤー７３を形成し、各１２エンド毎に均一に離隔していて、約１１０°の編組角で金属構造体７０の周りを時計方向に螺旋巻回している。
【００３５】
[0051]他の例においては、図８〜９に示すように、金属構造体７０は合計で３６エンドのワイヤーを含むメイポールスタイルの編組を含む。合計で３６エンドのワイヤーは、３４エンドの０．００１インチのNitinol、及び２エンドの０．００４インチのNitinolを含む。０．００４インチのNitinolは増加した直径のワイヤー７３を形成し、キャリア１Ａ及び３５Ａ内に配置され、エンドは約１１０°の編組角で金属構造体７０の周りを時計方向に螺旋巻回している。
【００３６】
[0052]他の例においては、図１０〜１１に示すように、金属構造体７０は合計で２４エンドのワイヤーを含むメイポールスタイルの編組を含む。合計で２４エンドのワイヤーは、２２エンドの０．００１インチのNitinol、及び２エンドの０．００４インチのNitinolを含む。０．００４インチのNitinolは増加した直径のワイヤー７３を形成し、各１２エンド毎に均一に配置され、約１１０°の編組角で金属構造体７０の周りを時計方向に螺旋巻回している。
【００３７】
[0053]他の例においては、図１２〜１３に示すように、金属構造体７０は合計で２４エンドのワイヤーを含むメイポールスタイルの編組を含む。合計で２４エンドのワイヤーは、２０エンドの０．００１インチのNitinol、及び４エンドの０．００５インチのNitinolを含む。０．００５インチのNitinolは増加した直径のワイヤー７３を形成し、各６エンド毎に均一に配置され、約１１０°の編組角で金属構造体７０の周りを時計方向に螺旋巻回している。
【００３８】
[0054]交差しているワイヤー及び／又は微細直径ワイヤーストランド７１単独と比べて、増加した直径のワイヤー７３を螺旋状に配向することによって、半径方向の圧縮抵抗が増加し、より小さい断面が与えられ、増加した半径方向の強度を維持しながら圧縮性が促進され、回復性が増加し、金属構造体７０の構造安定性が増加し、材料の使用量がより少なくなり、或いはこれらの組合せが達成される。更に、増加した直径のワイヤー７３を螺旋状に配向することによって、縦方向における圧縮及び伸展が促進される（これは交差しているワイヤーによっては可能ではない）。一態様においては、金属構造体７０はマトリクス材料５０を有しない管腔体１０を形成する。例えば、マトリクス材料５０を有しない金属構造体７０は、凝血の回復のために、ホースの基礎構造体として、他の管状構造体に安定性を加えるため、末梢動脈疾病の処置において、神経血管動脈瘤の処置において、種々のステント用途において、或いはこれらの組合せにおいて用いることができる。
【００３９】
製造方法：
[0055]一態様においては、管状メッシュ構造体は交絡したヤーンから形成される。管状構造体５０は、１以上のヤーンをサーキュラーワープニットすることによって形成することができる。例えば、本発明の場合には、８つのマルチフィラメントヤーンを編成して開放メッシュの管状編織体を形成する。エンドを管状構造体の周縁の周りに分布させ、ヤーンを一緒に編成する。本発明の場合においては、編成パターンは、１〜４つの外側の交差パターンのような交差パターンを含む。
【００４０】
[0056]管状編織体は、構造体の内径が約１ｍｍ〜約６ｍｍの範囲になるような種々の直径で形成することができる。しかしながら幾つかの用途においては、内径が約６ｍｍ〜約１０ｍｍの間になるように構造体を形成することが望ましい可能性がある。更なる用途においては、内径が約１０ｍｍより大きくなるように構造体を形成することが望ましい可能性がある。
【００４１】
[0057]ここに開示する１以上の態様においては、管状構造体は、それを形成した後にヒートセットする。例えば、編成構造体をマンドレル上に載置し、次に昇温温度に曝露することができ、これは編成構造体を、構造体を編成する周囲室温よりも高い温度に曝露することを意味する。しかしながら、編織体をヒートセットする場合には、ヒートセットの工程の温度及び経過時間は、ヤーンの組成及び編織構造体の形成に基づいて変化させることができることを理解すべきである。ヒートセットのプロセスによって寸法安定性が与えられて、構造体は、屈曲又は延伸した際にその元の形状に逆戻り又は回復する可能性がより高くなる。
【００４２】
[0058]形成したら、管状編織体２０は、生分解性又は生体吸収性マトリクス材料５０中に埋封する。編織体をマンドレル上でヒートセットする場合には、編織体をマトリクス材料中に埋封する際には、編織体はマンドレル上に残留させることができる。しかしながら、本発明の場合には、編織体は、マトリクス材料中にそれを埋封する前にヒートセットマンドレルから取り外す。
【００４３】
[0059]マトリクス材料は、血液のような流体が管腔体の壁部を通して漏出しないように液体不透過性であるか又は実質的に液体不透過性である連続又は実質的に連続の壁部を形成する。マトリクス材料の厚さは用途に基づいて変化させることができる。しかしながら好ましくは、マトリクスは、内部の内腔が圧力下の流体に曝される場合に一体性を維持するのに十分に厚い。具体的には、マトリクス材料は、動脈拍動圧に曝された際に壁部の一体性を維持するのに十分な半径方向の強度を与える。
【００４４】
[0060]編織体は、幾つかの方法の１つでマトリクス材料中に埋封することができる。例えば、編織体をマトリクス材料の浴中に浸漬することができる。編織体をマトリクス材料中に浸漬した後、マトリクス材料を編織体に接着させて、編織体の上に被覆を形成する。次に、被覆された構造体を乾燥又は硬化させる。被覆された構造体は、周囲雰囲気中で吊下して乾燥させることができるが、本発明の場合においては、被覆された構造体は気密チャンバー内に配置し、次にそれに所望のレベルの真空を加え、チャンバーの温度を周囲温度よりも高く上昇させて、マトリクス材料の被覆を乾燥させる。例えば本発明の場合においては、浸漬の後、構造体を真空オーブン中に配置して１００℃より高い温度で乾燥させることができる。浸漬及び乾燥プロセスは、編織構造体上においてマトリクス材料の厚さを徐々に増大させる反復プロセスであってよい。例えば、編織体は、それぞれの被覆の間に乾燥の工程を与えて、マトリクス材料の浴中に５回〜１０回浸漬することができる。
【００４５】
[0061]編織体を埋封する別の方法は、編織体及びマトリクス材料を押出すことである。例えば、編織体をマトリクス材料と一緒に共押出することができる。或いは、編織体及びマトリクスにオーバージャケット押出を用いることができる。オーバージャケット押出を用いる場合には、加圧具を用いて、溶融したマトリクス材料が押出ダイに到達する前に編織体と十分に接触して、マトリクス材料と編織体との間の接着が促進されるようにする。編織体をマトリクス材料で被覆するための他の別法としては、液体モールド成形、キャストシート被包、噴霧、及び収縮被包が挙げられる。
【００４６】
[0062]また、マトリクス材料中にポロゲンを導入して、マトリクス材料の多孔度を制御することもできる。ポロゲンの寸法及び量は、所望の量の多孔度を与えるように選択される。マトリクス材料を硬化させた後、構造体を適当な溶媒の浴中に浸漬してポロゲン材料を溶解する。必要な場合には、次に構造体をすすいでポロゲン溶媒を洗浄除去する。マトリクス材料を埋封するための方法に応じて、ポロゲンを溶解するプロセスは、マトリクス材料の層を編織構造体に施しながら反復して行うことができる。
【００４７】
[0063]更に、管腔体を形成した後、管腔体を滅菌プロセスにかけることができる。例えば、管腔体を、ε−線、γ−放射線、又は他の放射線のような放射線滅菌にかけることができる。或いは、エチレンオキシドを用いるガス滅菌、乾燥加熱、又はオートクレーブ処理のような他の形態の滅菌を用いることができる。
【００４８】
[0064]上記に記載のように構成すると、本複合管腔体１０は、損傷した血管を治療又は置換するための心血管移植片のような種々の用途において用いることができる。本管腔構造体は、６ｍｍ未満の内径を有する小内腔の導管であってよいが、屈曲した際に未だ捩れに抵抗する。更に、本複合管腔体は、軸方向の圧縮に耐えるが、拍動性伸展が可能である。更に、軸方向に延伸した際には、複合管腔体は半径方向の変形（これによって管腔体の内腔が狭くなるか又は閉塞する）に抵抗する。このように、本複合管腔体は、患者の天然の血管組織に類似した組織コンプライアンスを有する移植片を与える。例えば、管腔体は、動脈又は静脈の生体構造に類似した軸方向の配向でテーパー状にすることができる。
【００４９】
[0065]複合管腔体はまた、向上した吻合保持性も有する。具体的には、埋封された編織構造体によって、マトリクス材料のものよりも大きな引張り強さを有する構造体が与えられる。したがって、編織構造体によって管腔体の長さに沿った軸方向の吻合部の変位が制限され、これによって吻合部によって管腔体の壁部が裂ける可能性が妨げられる。
【００５０】
[0066]更に、複合管腔体は、損傷した血管の再生を促進する生分解性又は生体吸収性の骨格材料を与える。複合管腔体の編織構造体は、単独では組織再生を少ししか補助しないか又は全く補助しない。マトリクス材料は、再生プロセスを開始するためのセル状の基礎部分を与える。例えば、マトリクス材料がＰＧＳベースのポリマーから構成されている場合には、複合管腔体が組織の治癒のための低刺激性の生体不活性環境を生起させるので、組織再生を進行させることができる。血管が再生するにつれて、複合管腔体は生分解及び／又は吸収されて、最終的に管腔体は天然組織によって置き換えられる。
【００５１】
[0067]更に、マトリクス材料は、損傷部位を組織の癒着及び瘢痕組織形成から保護するための非固着性表面を与える。損傷部位に対する線維の内方成長によって治癒プロセスの崩壊がもたらされ、組織再生に対立して瘢痕の形成が引き起こされる。特に、マトリクス材料としてＰＧＳを用いる場合には、管腔体の壁部への劣った細胞の接着によって、側壁に固着する傾向を有する内皮細胞のようなコロニー形成性細胞が管腔体中に侵入する従来の小内腔の管腔体における不具合の通常的な原因が回避される。この進行遅延によって、細胞の死滅及びその後の炎症が促進され、それによって炎症の原因を排除する免疫系の反応が促進される。これとは逆に、マトリクス材料としてＰＧＳを用いた場合の劣った細胞接着は、生体不活性、非炎症性、及び前細胞成長の特性を生じさせる可能性がある。
【００５２】
[0068]ここに開示する幾つかの態様によれば、金属構造体７０を形成する１つの方法は、けん引機システムを有する１４４キャリアのメイポールスタイル編組機、けん引機システムを有する４８キャリアのメイポールスタイル編組機、或いはけん引機システムを有する２４キャリアのメイポールスタイル編組機上で金属構造体７０を編組することを含む。キャリアは、ここに開示する態様の１つなど（しかしながらこれらに限定されない）の任意の所望の構成にしたがって装填する。ワイヤーを、ステンレススチール製の直径４ミリメートルのマンドレルのような任意の好適なマンドレル上で編組する。けん引機から編組点までの距離は、１１０°の編組角など（しかしながらこれに限定されない）の所望の編組角を達成するように設定する。編組機の速度は、任意の好適な編組速度に設定する。１つの好適な編組速度としては９０ｒｐｍが挙げられるが、これに限定されない。次に、ステンレススチールワイヤーを用いてマンドレルに取り付けたワイヤーを、上記に記載の編組機及びけん引機システムを用いて編組する。編組の後、マンドレルを、任意の好適な温度において任意の好適な時間ヒートセットすることができる。一態様においては、マンドレルを５２０℃において１０分間ヒートセットし、水中で急冷し、周囲空気中で乾燥させる。乾燥の後、ステンレススチールワイヤーを切断し、編織体をマンドレルから手作業で取り外すことによって、編織体をマンドレルから取り外す。
【実施例】
【００５３】
[0069]代表的な態様を以下の実施例に関して更に記載するが、これらは例示の目的で示すものであり、限定ではない。
実施例１：
[0070]１／５６／２８／オンスのＰＧＡマルチフィラメントヤーンを用いて、図１に示す編織体足場材料を製造した。ヤーンは、５６±３のデニール、＞５．５グラム／デニールのテナシティー、及び３０＋１５％／−８％の伸びを有していた。
【００５４】
[0071]８本のヤーンを２ｍｍのマンドレル上で編成した。それぞれのヤーンはウェールに一致させ、ウェールは外周の周りに分配した。１−０、４−５のステッチパターンに類似している１−４の外側交差パターンを有するサーキュラーワープニットパターンを用いてヤーンを編成して、１インチあたり約５４コースを有する管状構造体を形成し、ウェールは１インチあたり２０〜２２コースであった。編成の後、編織体を洗浄して紡糸仕上げ剤を除去した。次に、編成構造体を不活性雰囲気のオーブン内でヒートセットした。
【００５５】
[0072]ヒートセットの後、編織体をマンドレルから取り外し、浸漬被覆技術を用いてマトリクス材料中に埋封した。マトリクス材料は、３０％のポリ（グリセロールセバケート）（ＰＧＳ）／７０％の１，３−ジオキソランの浴であった。管状構造体をマトリクス材料中に１分間浸漬し、次に１５分間吊下した。次に、構造体を１２０℃の真空オーブン内に２時間配置した。第１日に合計で３回の被覆を行うために、第１日の間に上記に記載の浸漬及び硬化プロセスを２回繰り返した。１日あたり３回の被覆を施して被覆を合計で３日間行うために、次に２日のそれぞれにおいてプロセスを繰り返した。
【００５６】
実施例２：
[0073]第２の実施例においては、ＰＧＳで被覆したマルチフィラメントＰＧＡ繊維を用いて、二重層編組構造体を形成した。
【００５７】
[0074]７２エンドの１／５６／２８／０のＰＧＡマルチフィラメントヤーンから構成される第１の層を、４ｍｍのマンドレル上で１２０ピック／インチ（ＰＰＩ）で２×２構成で編組した。次に、４８エンドの１／５６／２８／０のＰＧＡマルチフィラメントヤーンから構成される第２の層を、第１の層の上で５０ＰＰＩのダイヤモンドパターンで編組した。次に、二重層の編組体を、それを４ｍｍのマンドレルから取り外す前に、１８０℃において１０分間熱処理して構造体を安定化させた。
【００５８】
[0075]熱処理が完了したら、二重層編組体をマンドレルから取り外し、７０％（ｗｔ）のイソプロピルアルコール中に３０分間浸漬した。浸漬の後、編組体を酢酸エチル中２０％（ｗｔ）ＰＧＳ溶液中において２回浸漬被覆し、１２０℃及び約８Ｔｏｒｒの真空オーブン内で４８時間硬化させて合成された構造体を製造した。これは、コンプライアンス性の水密の導管であった。
【００５９】
[0076]編組構造体の長さに沿ってピック／インチを加減することによって、繊維のピッチ、及び結果として編組体の伸展性（即ちコンプライアンス）を制御した。
[0077]編組構造体のＰＰＩを異なるレベル、例えば３５から１５ＰＰＩ、及び２５から１０ＰＰＩに変化させながら、ＰＧＡ及びＰＣＬを用いて更なる例を生成させた。
【００６０】
[0078]本発明の広い発明概念から逸脱することなく、上記に記載の態様に変更及び修正を行うことができることが当業者によって認識されるであろう。例えば、上記の記載においては、編織体は８つのヤーンを用いて形成されるように記載されている。しかしながら、編織体は、１２エンド、１６エンド、又はそれ以上のような異なる数のヤーンを用いて形成することができる。更に、中空の管腔体は、損傷した心血管を治療するための構造体として記載されている。しかしながら、複合管腔体は、腎臓疾患を持つ患者のような患者において動静脈アクセスを可能にする構造体のような種々の他の用途において用いることもできる。更なる用途としては、咽頭、喉頭、腎臓、尿管、尿道、腸、腺管、気管支、卵管、子宮、気管、口腔内組織及び肛門組織、並びに他の管状の哺乳動物組織を治療又は置換することが挙げられるが、これらに限定されない。したがって、本管腔体は、（血管のような）流体の流れを対象としない用途において生体内で用いることができることを理解すべきである。例えば、本管腔体は、再建手術中に神経終末を複合管腔体の対向する端部の中に挿入する人工神経又は神経カフのような種々の管形成法用途において用いることができる。本管腔体はまた、脳動脈瘤閉塞、髄核置換、及び環状線維輪のような空隙充填剤用途において用いることもできる。生体内用途に加えて、本複合管腔体は他の構造体中に導入して、捩れのないホース、ＰＥＸチューブ、強化材、ＩＶライン、インナーチューブ、及び他の可撓性の管状構造体を与えることができる。
【００６１】
[0079]更には、編織体足場材料を生成させるのに用いるヤーンは、生理活性成分の制御放出を与えるように設計されている分配構造体中に生体反応性成分を導入するように変化させることができる。更に、編織体は単層構造として記載されているが、複数の同心層から編織体を形成することができることを理解すべきである。
【００６２】
実施例３：
[0080]細胞に害を与えない治癒促進環境を生成させるマトリクス材料の能力を示すために、ＰＧＳを、Schwann細胞の細胞適合性、タンパク質吸収、及びSchwann細胞接着に関して試験した。２４及び４８時間硬化させたＰＧＳの抽出物（７日、１４日、２１日、及び２８日）を用いて行った細胞適合性は、優れた細胞適合性を示す組織培養ポリスチレンと比べて僅かな変化しか示さないか、又は全く変化を示さなかった。硬化したＰＧＳフィルムはまた、細胞外マトリクス中に存在するタンパク質であり、組織再生において重要な役割を果たすラミニン及びフィブロネクチンの吸収も示した。
【００６３】
[0081]２４時間、４８時間、及び９６時間硬化させたＰＧＳフィルム上でヒト及びラットのSchwann細胞を用いて行った細胞接着実験は、２５％未満の接着を示した。これらの結果は、潜在的な外来性組織、例えば線維芽細胞の付着の低い発現率を示唆している。更に、Schwann細胞が複合管腔体中への成長に反して遠位断端へ移動して神経再生のより高い発現率がもたらされる可能性がより高い。
【００６４】
[0082]したがって、１以上の態様を参照して本発明を記載したが、発明の範囲から逸脱することなく、種々の変更を行うことができ、その構成要素を同等物で置き換えることができることを理解すべきである。更に、その本質的な範囲から逸脱することなく、特定の状況又は材料を本発明の教示に適合させるように多くの修正を行うことができる。したがって、本発明は本発明の実施に関して意図されるベストモードとして開示されている特性の態様に限定されず、本発明は添付の特許請求の範囲内に含まれる全ての態様を包含すると意図される。更に、詳細な説明において規定されている全ての数値は、正確な値及び近似値が両方とも明確に規定されているように解釈すべきである。
本発明の具体的態様は以下のとおりである。
[１]
第１の引張り強さを有するヤーンから形成される管状編織体；及び
その中に管状編織体を埋封して、内腔、及び液体に対して実質的に不透過性の側壁を有する導管を形成するマトリクス材料；
を含み；
マトリクス材料は第１の引張り強さよりも低い第２の引張り強さを有する複合管腔体。
[２]
マトリクス材料がポリエステルを含む生分解性又は生体吸収性材料である、[１]に記載の複合管腔体。
[３]
マトリクス材料がポリ（グリセロールセバケート）を含む、[２]に記載の複合管腔体。
[４]
管状編織体が、織成、編成、又は編組である、[１]に記載の複合管腔体。
[５]
管状編織体がサーキュラーワープニット構造体である、[４]に記載の複合管腔体。
[６]
管状編織体が生分解性又は生体吸収性材料から形成される、[１]に記載の複合管腔体。
[７]
管状編織体が、ポリ乳酸熱可塑性材料、ポリグリコリド、ポリ−Ｌ−乳酸、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）、ポリ（グリセロールセバケート）、ポリカプロラクトン、２−ピラン−２−オン−４，６−ジカルボン酸、ポリ−ｐ−ジオキサノン、ポリジオキサノン、ポリ（１，８−オクタンジオールシトレート）、及びコラーゲンからなる群から選択される少なくとも１種類の組成物を含む、[６]に記載の複合管腔体。
[８]
内腔が約１ｍｍ〜約６ｍｍの直径を有する、[１]に記載の複合管腔体。
[９]
壁部が動脈圧に耐えるのに十分な強度を有する、[１]に記載の複合管腔体。
[１０]
複合管腔体によって拍動流が容易になる、[１]に記載の複合管腔体。
[１１]
管腔体が血管移植片である、[１]に記載の複合管腔体。
[１２]
管状編織体が、管腔体に軸方向荷重が加えられた際に内腔の閉塞に耐えるように構成されている、[１]に記載の複合管腔体。
[１３]
マトリクス材料によって、哺乳動物内に移植された際に内因性再生が促進される、[１]に記載の複合管腔体。
[１４]
管状編織体が編組体である、[１]に記載の複合管腔体。
[１５]
編組体が、その長さの第１の部分に沿った第１の編組角、及びその長さの第２の部分に沿った第１の編組角と異なる第２の編組角を有する、[１４]に記載の複合管腔体。
[１６]
編組体が、編組体中に少なくとも２つの異なる直径の金属線を含む、[１４]に記載の複合管腔体。
[１７]
異なる複数の直径を有する金属線が、編組体において同じ方向で螺旋状になっている、[１６]に記載の複合管腔体。
[１８]
第１の引張り強さを有するヤーンを選択し；
第１の引張り強さよりも低い第２の引張り強さを有するエラストマーマトリクス材料を選択し；
ヤーンの管状編織体を形成し；そして
マトリクス材料中に管状編織体を埋封して、内腔、及び液体に対して実質的に不透過性である導管壁を有する導管を形成する；
工程を含み；
エラストマーマトリクス材料は生分解性又は生体吸収性ポリエステルである、複合管腔体を製造する方法。
[１９]
エラストマーマトリクス材料を選択する工程が、ポリ（グリセロールセバケート）を選択することを含む、[１８]に記載の方法。
[２０]
管状編織体を形成する工程が、ヤーンを織成、編成、又は編組することを含む、[１８]に記載の方法。
[２１]
管状編織体を形成する工程が、サーキュラーワープニットプロセスを用いることを含む、[２０]に記載の方法。
[２２]
ヤーンを選択する工程が、生分解性又は生体吸収性ヤーンを選択することを含む、[２０]に記載の方法。
[２３]
ヤーンを選択する工程が、ポリ乳酸熱可塑性材料、ポリグリコリド、ポリ−Ｌ−乳酸、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）、ポリ（グリセロールセバケート）、ポリカプロラクトン、２−ピラン−２−オン−４，６−ジカルボン酸、ポリ−ｐ−ジオキサノン、ポリジオキサノン、ポリ（１，８−オクタンジオールシトレート）、及びコラーゲンからなる群から選択される少なくとも１種類の組成物から形成されるヤーンを選択することを含む、[２２]に記載の方法。
[２４]
編織体を埋封する工程が、約１ｍｍ〜約６ｍｍの直径を有する導管を形成することを含む、[１８]に記載の方法。
【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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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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