(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体（ヒトを除く）内へ埋入したマンドレルに付着形成される組織体を有する人工血管において、
円筒状の骨格基材を有し、
該骨格基材は、平均孔径１０〜６５０μｍ、見掛け密度０．０１〜０．５ｇ／ｃｍ３の、連通性のある多孔性三次元網状構造の熱可塑性樹脂よりなり、
該骨格基材の内周面及び外周面に前記組織体が形成されていると共に、
該内周面に形成された該組織体と一連一体となっている、該組織体よりなる人工弁を有しており、
該人工弁は、該骨格基材の長手方向の途中に位置している人工血管であって、
該人工血管は、前記円筒状の骨格基材の内部に、先端に複数の略三角形状、半楕円形状又は半円形状の溝を掘り下げている雄マンドレルと、先端が該雄マンドレルの該先端と対称形となっている雌マンドレルとを、該先端同士の間に隙間をあけて挿入した組立物を生体内に埋入して該骨格基材の内外両周面及び該雄マンドレルと雌マンドレルの先端同士の間に前記組織体を形成し、その後、該組織体が形成された組立物を生体から取り出し、該雄マンドレル及び雌マンドレルを引き抜くことにより得られたものであることを特徴とする人工血管。
【請求項２】
請求項１において、該熱可塑性樹脂がポリウレタン樹脂、ポリアミド樹脂、ポリ乳酸樹脂、ポリオレフィン樹脂、ポリエステル樹脂、フッ素樹脂、シリコン樹脂、アクリル樹脂及びメタクリル樹脂並びにこれらの誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であることを特徴とする人工血管。
【請求項３】
請求項１又は２において、該組織体が脱細胞処理されていることを特徴とする人工血管。
【請求項４】
請求項３において、組織体を脱細胞処理した後、凍結処理及び／又は凍結乾燥することにより得られることを特徴とする人工血管。
【請求項５】
請求項１ないし４のいずれか１項に記載の人工血管を製造する方法であって、
円筒形の前記骨格基材の内部に、先端に複数の略三角形状、半楕円形状又は半円形状の溝を掘り下げている雄マンドレルと、先端が該雄マンドレルの該先端と対称形となっている雌マンドレルとを、該先端同士の間に隙間をあけて挿入した組立物を該骨格基材に挿入して組立物とする工程と、
該組立物を生体（ヒトを除く）内に埋入し、該骨格基材の内外両周面及び雄マンドレルと雌マンドレルの先端同士の間に組織体を形成する工程と、
該組織体が形成された組立物を生体から取り出す工程と、
該組織体が形成された組立物から前記雄マンドレル及び雌マンドレルを引き抜く工程と
を有することを特徴とする人工血管の製造方法。
【請求項６】
生体内に埋入して組織体を形成させることによって人工血管を製造するための人工血管製造用材料であって、
平均孔径１０〜６５０μｍ、見掛け密度０．０１〜０．５ｇ／ｃｍ３の、連通性のある多孔性三次元網状構造の熱可塑性樹脂よりなる円筒状の骨格基材と、
該骨格基材の内部に挿入される雄マンドレルであって、先端に複数の略三角形状、半楕円形状又は半円形状の溝を掘り下げている雄マンドレルと、
該骨格基材の内部に挿入される雌マンドレルであって、先端が該雄マンドレルの該先端と対称形となっている雌マンドレルと、
を備えてなる人工血管製造用材料。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体内へマンドレルを埋入した際にこれを被覆するように形成される組織体よりなる人工血管に係り、特に人工弁を有する人工血管に関する。また、本発明は、この人工血管の製造方法と、人工血管製造用材料とに関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、人工血管としては、ポリエステル樹脂やＰＴＦＥ樹脂製のメッシュからなるチューブが古くから実用化されており、小口径化や開存率向上などを課題として材料の柔軟性制御や抗血栓処理などの研究が進められていた。
最近、検討されている技術は、人工血管内壁に内皮細胞が生着させる工夫をしたものや、移植の段階から細胞を生着させたハイブリッド型人工血管などが主流となっている。
【０００３】
本出願人は、生体内へマンドレルを埋入した際にこれを被覆するように形成される組織体よりなる人工血管を特開２００４−２６１２６０号にて提案している。該組織体は繊維質を含有しているため、物理的強度に優れており、組織適合性と血液適合性に優れる。
【特許文献１】特開２００４−２６１２６０号
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
Ｉ．上記特開２００４−２６１２６０号に記載の、生体内へ埋入したマンドレルの周囲を被覆するように形成される組織体を利用した人工血管は、それ自身の保形性を有しておらず、平たく潰れた形状となり易い。そのため、この人工血管は、生体中の血管と縫合しにくい。
【０００５】
一般に、針と糸とを用いた血管の縫合には術者の技量に頼るところが大きく、特に、口径が３ｍｍ以下の小口径血管を縫合する際には、顕微鏡下での不自由な環境下で極めて小さな針と細い糸とによる縫合が必要であり、術者には習熟した特別な技術が要求され、そのような技術の修得にはかなりの年月を要する。人工血管に保形性がないと、血管との縫合術の難度はさらに高いものとなる。
【０００６】
本発明は、上記問題点を解決することを第１の目的とする。
【０００７】
II．現在までに人工血管内壁に内皮細胞を生着させることで抗血栓性を付与する概念は盛んに検討されてきたが、一方で、本来の動脈に要求される重要な機能である、心臓の拍動に合わせて血管自体が上流側から下流側へ収縮して血液の流れを助長するような動き、所謂、動脈ポンプの機能を代行するような技術はほとんど検討されていない。
【０００８】
また、静脈においては血管ポンブ現象は存在しないものの、静脈には血管弁が存在して血液の逆流を抑制し、効率の良い血液循環を担っている。従来の人工血管において、このように血管弁を模倣して人工血管内壁に抵抗体を露出させることは、血栓を発生させるだけであり、期待される弁効果を得るまでに至っていない。
【０００９】
本発明は、組織適合性及び血液適合性に優れた生体内へマンドレルを埋入した際にこれを被覆するように形成される組織体よりなる人工弁を有する人工血管を提供することを第２の目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
請求項１の人工血管は、生体（ヒトを除く）内へ埋入したマンドレルに付着形成される組織体を有する人工血管において、円筒状の骨格基材を有し、該骨格基材は、平均孔径１０〜６５０μｍ、見掛け密度０．０１〜０．５ｇ／ｃｍ３の、連通性のある多孔性三次元網状構造の熱可塑性樹脂よりなり、該骨格基材の内周面及び外周面に前記組織体が形成されていると共に、該内周面に形成された該組織体と一連一体となっている、該組織体よりなる人工弁を有しており、該人工弁は、該骨格基材の長手方向の途中に位置している人工血管であって、該人工血管は、前記円筒状の骨格基材の内部に、先端に複数の略三角形状、半楕円形状又は半円形状の溝を掘り下げている雄マンドレルと、先端が該雄マンドレルの該先端と対称形となっている雌マンドレルとを、該先端同士の間に隙間をあけて挿入した組立物を生体内に埋入して該骨格基材の内外両周面及び該雄マンドレルと雌マンドレルの先端同士の間に前記組織体を形成し、その後、該組織体が形成された組立物を生体から取り出し、該雄マンドレル及び雌マンドレルを引き抜くことにより得られたものであることを特徴とするものである。
【００１１】
請求項２の人工血管は、請求項１において、該熱可塑性樹脂がポリウレタン樹脂、ポリアミド樹脂、ポリ乳酸樹脂、ポリオレフィン樹脂、ポリエステル樹脂、フッ素樹脂、シリコン樹脂、アクリル樹脂及びメタクリル樹脂並びにこれらの誘導体からなる群から選択される少なくとも１種であることを特徴とするものである。
【００１２】
請求項３の人工血管は、請求項１又は２において、該組織体が脱細胞処理されていることを特徴とするものである。
【００１３】
請求項４の人工血管は、請求項３において、組織体を脱細胞処理した後、凍結処理及び／又は凍結乾燥することにより得られることを特徴とするものである。
【００１４】
請求項５の人工血管の製造方法は、請求項１ないし４のいずれか１項に記載の人工血管を製造する方法であって、円筒形の前記骨格基材の内部に、先端に複数の略三角形状、半楕円形状又は半円形状の溝を掘り下げている雄マンドレルと、先端が該雄マンドレルの該先端と対称形となっている雌マンドレルとを、該先端同士の間に隙間をあけて挿入した組立物を該骨格基材に挿入して組立物とする工程と、該組立物を生体（ヒトを除く）内に埋入し、該骨格基材の内外両周面及び雄マンドレルと雌マンドレルの先端同士の間に組織体を形成する工程と、該組織体が形成された組立物を生体から取り出す工程と、該組織体が形成された組立物から前記雄マンドレル及び雌マンドレルを引き抜く工程とを有することを特徴とするものである。
【００１５】
請求項６の人工血管製造用材料は、生体内に埋入して組織体を形成させることによって人工血管を製造するための人工血管製造用材料であって、平均孔径１０〜６５０μｍ、見掛け密度０．０１〜０．５ｇ／ｃｍ３の、連通性のある多孔性三次元網状構造の熱可塑性樹脂よりなる円筒状の骨格基材と、該骨格基材の内部に挿入される雄マンドレルであって、先端に複数の略三角形状、半楕円形状又は半円形状の溝を掘り下げている雄マンドレルと、該骨格基材の内部に挿入される雌マンドレルであって、先端が該雄マンドレルの該先端と対称形となっている雌マンドレルと、を備えてなるものである。
【発明の効果】
【００１６】
本発明によれば、抗血栓性に優れ、血管との縫合が極めて容易となるように改良された人工血管であって、血管のどの部分にも挿入することが可能であり、人工血管自体に弁機能を有する新規な人工血管が提供される。この人工血管は、これを心臓近辺の血管へ移植を行えば人工弁として機能させることも可能なものである。
【００１７】
本発明の人工血管は、生体内へマンドレルを埋入した際にこれを被覆するように形成される組織体よりなるため、生体適合性及び血液適合性に優れる。この組織体はコラーゲンなどのマトリックスを豊富に含有しているため、迅速に血管内膜を組織化再構築させることができる。この人工血管は、円筒形の骨格基材が設けられているため、血管との縫合が極めて容易である。
【００１８】
この人工血管は、この組織体と一連一体の人工弁を有する。この人工弁は、生体内で形成される組織体よりなるため、生体適合性及び血液適合性に優れる。また、死亡した細胞で作成された現行品のブタ弁と相違して耐久性に優れる。
【００１９】
なお、人工弁を略三角形状に延出した三尖弁を模倣した形状としたものは、傾斜ディスクのように弁下組織へ引っかかる危険性がない。
【００２０】
なお、上記の骨格基材が、平均孔径１０〜６５０μｍ、見掛け密度０．０１〜０．５ｇ／ｃｍ３の、連通性のある多孔性三次元網状構造を有する熱可塑性樹脂よりなる場合には、この多孔性三次元網状構造部の空孔部分へコラーゲンなどの細胞外マトリックスを深部まで均質に含浸させることが容易となり、また、組織からの細胞の侵入や毛細血管の構築などに有利に働くこととなる。
【００２１】
この骨格基材の内壁は内皮化されるので生体血管と同等の抗血栓性を有するため抗凝固剤の継続投与が不要となる（又は投与量を低減させることができる）。
【００２２】
弁部分は自己組織からなる組織体であるため、血流中でターンオーバーが継続され、また、血流中に抵抗体として曝されても血栓を発生させたりすることなく弁として機能する。また骨格基材は、その全体が器質化されるために、移植した宿主の組織側からも弁部分の組織体へ毛細血管の連絡を行うことが可能であり、成長する機能を有している。よって、耐久性にも問題がなく、石灰化や血栓発生などの危険性も少ない。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２３】
以下に本発明の人工血管の実施の形態を詳細に説明する。
【００２４】
図１は参考例に係る人工血管の製造工程を示す模式的な断面図である。
【００２５】
まず、（ａ），（ｂ）図の通り、先端が略三角錐形の三尖弁形状となっている棒状のマンドレル１と、スポンジ状の円筒形骨格基材２とを用意する。このマンドレル１の先端を骨格基材２の途中まで挿入してアッセンブリとする。
【００２６】
この骨格基材２付きのマンドレル１よりなるアッセンブリを生体内に埋入すると、やがて（ｃ）図の通り、マンドレル１の外面及び骨格基材２の内外両周面に組織体３が付着する。なお、スポンジ状の骨格基材２内にも組織体が入り込み、スポンジ状骨格基材２とマンドレル１との間の骨格基材内周面にも組織体が付着する。
【００２７】
そこで、このアッセンブリを生体から取り出し、マンドレル１を引き抜く。また、３葉の弁体同士の間に切り込みを入れて互いに独立の３片とする。これにより、（ｄ）図に示すように、骨格基材を被包した組織体よりなり、内周面に該組織体と一連一体となっている三尖弁形状の人工弁５が設けられた人工血管４が得られる。
【００２８】
この人工血管４は、生体内へマンドレルを埋入した際にこれを被覆するように形成される組織体よりなるため、生体適合性及び血液適合性に優れる。また、スポンジ状の円筒状の骨格基材２が設けられ、全体として筒形を保つため、血管と容易に縫合することができる。なお、自己の体内で組織体を成長させた人工血管は、図１（ｄ）の状態のものを人工血管として用いることもできる。異種動物体内で組織体を成長させる場合には、脱細胞処理して人工血管とする。
【００２９】
この人工血管の製造方法について、さらに詳細に説明する。
【００３０】
この人工血管は、生体内へ埋入したマンドレルの周辺に形成される管状の組織体よりなる。ここでいう生体とはヒト、ヤギ、ウシ、イヌ、ウサギ、ラット、マウスなど動物界に分類される生物を意味する。
【００３１】
マンドレルの埋入部位としては例えば、マンドレルを受け入れる容積をある程度有する腹腔内や、四肢部、臀部又は背部などの臓器に近くない部位の皮下が好ましい。また、埋入には低侵襲な方法で行うことと動物愛護の精神を尊厳し、十分な麻酔下で最小限の切開術で行うことが好ましい。
【００３２】
埋入するマンドレル１としては、埋入した際に変形することがない強度（硬度）を有しており、化学的安定性があり、滅菌などの負荷に耐性があり、生体を刺激する溶出物がない又は少ないことから、好ましくは、本発明においては、アクリル樹脂、オレフィン樹脂、スチレン樹脂、ポリエステル樹脂、ポリアミド樹脂、塩化ビニル樹脂、シリコン樹脂、フッ素樹脂、エポキシ樹脂、ガラス、チタン、プラチナ、及びＳＵＳからなる群から選択される少なくとも１種をマンドレル素体とし、該マンドレル素体の表面にメチルメタクリレート、スチレン、２，２，２−トリフルオロエチレンメタクリレート、Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド、メタクリル酸ナトリウム、及び（Ｎ，Ｎ−ジメチルアミノプロピルアクリルアミド）メチオダイドからなる群から選択されるモノマーの１種又は２種以上をグラフト重合したものを用いる。
【００３３】
これらのモノマーをマンドレル素体の表面に導入することにより、マンドレル素体の表面の性状が改質され、良好な組織体を形成することができるようになる。
【００３４】
また、特にメチルメタクリレートをマンドレル素体の表面にグラフト重合させた場合は、この表面を更に、ジチオカーボネートポリマーでコーティングしても良い。即ち、メチルメタクリレートをグラフト重合させたアクリル樹脂の表面は接触角が約７０°の疎水性であるが、これを若干強く、接触角で約８０°とすることで形成される組織体の性質を微妙に調整することが可能となる。
【００３５】
表面にグラフト重合させるモノマーの種類によって、得られる組織体の性質が変化するため、どのようなモノマーを導入したアクリル樹脂を使用するかは、人工血管を移植吻合する生体血管のコンプライアンスβ値を考慮して当業者によって適宜選択することができる。
【００３６】
これらのモノマーのマンドレル素体表面へのグラフト重合は、例えばアクリル樹脂基材の表面に光重合開始剤を側鎖に有するポリスチレン誘導体を薄く塗布し、前記グラフト導入するモノマーの溶液へ浸漬して光開始グラフト重合することにより行うことが可能である。
【００３７】
また、メチルメタクリレートをグラフト重合させたアクリル樹脂の表面をジチオカーボネートポリマーでコーティングする方法としては、ジチオカーボネートポリマー溶液を噴霧する方法や、浸漬する方法等が挙げられる。
【００３８】
グラフト率は、Ｘ線光電子分光法で元素分率を測定することにより求めることができ、例えばポリメチルメタクリレートをグラフト導入する場合にはＯ／Ｃ比で０．３０〜０．５０、特に０．４０程度が、さらにこれをジチオカーボネートポリマーでコーティングする場合はＮ／Ｃ比で０．０２２〜０．０３２、特に０．０２７程度であり、Ｓ／Ｃ比で０．０４０〜０．０６０、特に０．０５４程度であることが好ましい。また、ポリスチレンをグラフト導入した場合はＯ／Ｃ比で０．０１〜０．０５、特に０．０３程度、ポリ（２，２，２−トリフルオロエチレンメタクリレート）をグラフト導入した場合はＯ／Ｃ比で０．３０〜０．４０、特に０．３５程度、Ｆ／Ｃ比で０．３５〜０．５５、特に０．４３程度、ポリ（Ｎ，Ｎ−ジメチルアクリルアミド）をグラフト導入した場合はＮ／Ｃ比で０．１０〜０．３０、特に０．２０程度、Ｏ／Ｃ比で０．１０〜０．３０、特に０．１８程度、ポリメタクリル酸ナトリウムをグラフト導入した場合は、Ｏ／Ｃ比で０．４０〜０．６０、特に０．４９程度、Ｎａ／Ｃ比で０．１０〜０．３０、特に０．１６程度、ポリ（Ｎ，Ｎ−ジメチルアミノプロピルアクリルアミド）メチオダイドをグラフト導入した場合はＮ／Ｃ比で０．０５〜０．２５、特に０．１４程度、Ｏ／Ｃ比で０．０５〜０．２０、特に０．１３程度、Ｎ／Ｉ比で０．８〜１．５、特に１．２程度が好適であり、得られる組織体の物性を移植しようとする生体血管の物体に近づけるべく、これらモノマーの重合時間、モノマー濃度などをパラメターとして当業者によって適宜調整すれば良い。
【００３９】
また、本発明においては生体内へ埋入するマンドレルの表面には、増殖因子としての生理活性物質を表面被覆するなどして固定することが可能である。増殖因子を固定することで、組織体の形成を促進することが可能であり、これにより組織体の形成のためのマンドレルの埋入期間を短縮することができる。また、形成される組織体に毛細血管を誘導することが可能となる。
【００４０】
このような生理活性物質としては、血管内皮増殖因子、インスリン様増殖因子、インスリン様増殖因子結合蛋白や繊維芽細胞増殖因子が使用可能であり、例えば、血管内皮増殖因子を使用すれば毛細血管の誘導と内皮化の促進が可能となり、繊維芽細胞増殖因子を固定すれば組織体の形成を促進して短期間の埋入で人工血管として有用な組織体を形成させることができる。また、インスリン様増殖因子又はインスリン様増殖因子結合蛋白を固定すれば組織体に筋繊維を誘導することができる。生理活性物質の固定量としてはいずれの生理活性物質も０．１〜１．０μｇ／ｃｍ２、特に０．５μｇ／ｃｍ２前後が好適であり、人工血管に要求される物性や形成させるまでの期間を考慮して、当業者によって適宜増減すれば良い。
【００４１】
埋入するマンドレル１の形状としては、直径０．３〜３０．０ｍｍの棒状であり、先端部には２個〜６個の、おおよそ三角形状、楕円形状、半円形状の切り込み溝を掘り下げたものであれば良く、これにより、マンドレルの直径（外径）をほぼ内径とする管状の組織体が得られる。図２（ａ）のマンドレルＡのように、３個の三角形状の切り込み溝を配置した場合が、前記のように三尖弁形状部を配置した例に相当する。本発明では、図２（ｂ）のように、使用するオスマンドレルと対称形のメスマンドレルＢを隙間を開けて装着する。メスマンドレルの併用により寸法精度の良い膜が形成される。
【００４２】
さらに、このマンドレルは分岐部を有していてもよく、この場合には、分岐部以降の枝部分の径を同一のものを使用したり小さくしたりすることも可能であり、これにより種々の枝状の組織体を得ることができる。当然筒状の骨格基材も分岐部を有し、マンドレルを被覆するように装着される。
【００４３】
骨格基材２は、平均孔径１０〜６５０μｍで、見掛け密度が０．０１〜０．５ｇ／ｃｍ３の、連通性の、即ち、連続気孔性の多孔性三次元網状構造の熱可塑性樹脂よりなる。
【００４４】
この熱可塑性樹脂からなる多孔性三次元網状構造の平均孔径は１０〜６５０μｍで、見掛け密度は０．０１〜０．５ｇ／ｃｍ３であるが、好ましい平均孔径は１０〜４００μｍ、より好ましくは１０〜３００μｍである。見掛け密度としては０．０１〜０．５ｇ／ｃｍ３範囲内であれば、細胞生着性が良好で、優れた物理的強度を維持し、生体に近似した弾性特性が得られるが、好ましくは０．０１〜０．３ｇ／ｃｍ３、より好ましくは０．０１〜０．２ｇ／ｃｍ３である。
【００４５】
また、平均孔径の概念において、孔径の分布は単分散の方が好ましく、細胞の侵入に重要な孔径サイズである孔径１０〜２００μｍの孔の寄与率が高いことが望ましい。孔径１０〜２００μｍの孔の寄与率が１０％以上、好ましくは２０％以上、より好ましくは３０％以上、更に好ましくは４０％以上、特に好ましくは５０％以上あると、細胞が侵入し易く、また、侵入した細胞が接着、成長しやすいため、人工血管としての用途に有効である。
【００４６】
このような平均孔径、見掛け密度及び孔径分布の多孔性三次元網状構造であれば、細胞が容易に空孔部分へ浸透し、多孔性構造層へ細胞が接着、成長しやすい。
【００４７】
骨格基材２を構成する熱可塑性樹脂としては、ポリウレタン樹脂、ポリアミド樹脂、ポリ乳酸樹脂、ポリオレフィン樹脂、ポリエステル樹脂、フッ素樹脂、シリコン樹脂、アクリル樹脂、メタクリル樹脂並びにそれらの誘導体を例示することができ、これらは１種を単独で使用しても良く、２種以上を併用しても良いが、好ましくは、ポリウレタン樹脂であり、中でもセグメント化ポリウレタン樹脂が抗血栓性や物理特性などの点でも優れた人工血管を得ることができ、好ましい。
【００４８】
セグメント化ポリウレタン樹脂は、ポリオール、ジイソシアネート及び鎖延長剤の３成分から合成され、いわゆるハードセグメント部分とソフトセグメント部分を分子内に有するブロックポリマー構造によるエラストマー特性を有するため、このようなセグメント化ポリウレタン樹脂を使用した場合に得られる人工血管は、弾性力学的に生体血管に近似なＳ−Ｓ曲線（低血圧領域では高いコンプライアンスで低弾性であり、高血圧領域では低血圧領域よりも低いコンプライアンスの高弾性である特性）を示す管状構造体に成形することも可能であり、抗血栓性や物理特性にも優れている。
【００４９】
また、熱可塑性樹脂が加水分解性又は生分解性を有するものであれば、人工血管の生体移植後に徐々に分解、吸収され、最終的には生着した細胞を残したまま樹脂製の骨格基材自体を生体から排除することも可能である。この場合、弁として骨格基材内壁に形成された組織体及び骨格基材の全体を被覆するように形成された組織体は生体内で成長する性質があるため、骨格基材が排除されても組織体は残存して成長を続ける可能性がある。このことは、つまり、従来技術による人工弁を患者の幼児期や低年齢の成長期に移植した場合、人工弁自体は、当然、経時的にサイズが変わらないために患者の成長に伴って再出術を行って体格（心臓の大きさや血管の太さ）に適合した人工弁を移植しなおす必要があり、このことが患者への多大な経済的負担や肉体的な負担（再出術の際には組織が癒着していることや手術自体の侵襲の大きさ）を強いるものであったが、本発明の人工弁は、生きた組織体であるため、患者の成長に伴って成長して行く性質があり、よって、再手術を無用のものとするか、再手術の時期を遅らせるか、回数を減らせるという効果を有するものである。
【００５０】
このような熱可塑性樹脂で構成される多孔性三次元網状構造部には、アルガトロパン、ピリジン，ニコチン，ニコチン酸，ニコチン酸エステル，ニコチン酸アミド，コラーゲンタイプI，コラーゲンタイプII，コラーゲンタイプIII，コラーゲンタイプIV，アテロ型コラーゲン，フィブロネクチン，ゼラチン，ヒアルロン酸，ヘパリン，ケラタン酸，コンドロイチン，コンドロイチン硫酸，コンドロイチン硫酸Ｂ，ヒドロキシエチルメタクリレートとジメチルアミノエチルメタクリレートの共重合体，ヒドロキシエチルメタクリレートとメタクリル酸の共重合体，アルギン酸，ポリアクリルアミド，ポリジメチルアクリルアミド及びポリビニルピロリドンからなる群から選択される１種又は２種以上が保持又は単に含浸されていても良く、更には繊維芽細胞増殖因子，インターロイキン−１，腫瘍増殖因子β，上皮増殖因子及び二倍体繊維芽細胞増殖因子よりなる群から選ばれる１種又は２種以上のサイトカイン類が保持されていても良く、更に、胚性幹細胞、血管内皮細胞、中胚葉性細胞、平滑筋細胞、末梢血管細胞及び中皮細胞よりなる群から選ばれる１種又は２種以上の細胞が接着されていても良い。胚性幹細胞は分化されたものであっても良い。
【００５１】
この多孔性三次元網状構造層を構築する熱可塑性樹脂からなる骨格基材自体にも微細な孔を設けてもよい。このような微細孔は、骨格表面を平滑な表面でなく複雑な凹凸のある表面とし、コラーゲンや細胞増殖因子などの保持にも有効であり、結果として細胞の生着性を上げることが可能である。ただし、この場合の微細孔は、本発明でいう多孔性三次元網状構造部の平均孔径の計算の概念に導入されるものではない。
【００５２】
この骨格基材２の肉厚（外径（半径）と内径（半径）との差）は０．５〜１．０ｍｍ程度が好ましい。
【００５３】
組織体が形成されたマンドレル１は、生体内から摘出した後に、そのまま組織体から抜去すれば管状の組織体を得ることができる。なお、生理含塩水中に浸漬した状態で、マンドレル１を容易に抜き出すことができる。
【００５４】
このようにして得られた組織体よりなる人工血管は、自己の体内にて成育させたものである場合には、これをそのまま用いることができるが、作製後に速やかに使用しない場合は凍結又は凍結乾燥で保存することも可能である。他の動物で生育した場合には、組織体を脱細胞処理する。脱細胞処理の方法としては、コラゲナーゼなどの酵素処理によって細胞外マトリックスを溶出させて洗浄する方法やアルコールなどの水溶性有機溶媒で洗浄する方法があるが，グルタアルデヒドやホルムアルデヒドなどのアルデヒド化合物及び／又はメタノール、エタノール、イソプロピルアルコール等の水溶性有機溶媒で処理する方法がある。具体的には、アルデヒド化合物を終濃度１〜３％程度となるように調整し、組織体の体積の約５０倍量の固定液中へ組織体を２時間以上浸漬する方法が好ましい。これによってタンパク鎖のリジン残基などを架橋することで、組織体の構造を維持することが可能となるし、その処理後に凍結又は凍結乾燥の手法を組み合わせても良好に保存することができる。
【００５５】
さらに、これらの自己組織体には、その由来によらず移植前にアルガトロパン、ヒルジン、ヘパリンなどの抗血栓物質をコーティングなどで保持させることが可能であり、移植直後の血栓発生を抑制することができる。
【００５６】
脱細胞処理の後の組織体は、更に凍結乾燥することにより、密度などを安定して制御することができる。脱細胞処理後に凍結乾燥せずに、アルコールなどの水溶性有機溶媒、燐酸緩衝生理食塩水、生理食塩水中で保存することも可能であるが、保存時の物性変化を抑制する意味でも凍結保存するか又はさらに凍結乾燥させることが好ましいが、凍結のみで保存する方が弁膜の破壊が起こりにくく、より好ましい。乾燥させる場合は、乾燥時の収縮現象において空孔の閉塞や繊維質の会合が起こる可能性があり、再現性良く人工血管として有用な物性を有する組織体を得られなくなる可能性があるため、凍結乾燥が好ましい。
【００５７】
本発明によれば、マンドレルの材質、導入するモノマーの種類やその導入量、表面に固定する生理活性物質の種類や固定量、埋入期間等を調整することによって、様々なコンプライアンスβ値を有する人工血管を形成することができる。従って、本発明においては、これらの条件を調整することにより、吻合する生体血管のコンプライアンスβ値に近いコンプライアンスβ値を有する人工血管を形成することが好ましい。
【図面の簡単な説明】
【００５８】
【図１】参考例に係る人工血管の製造方法を示す模式的な断面図である。
【図２】マンドレルの斜視図である。
【符号の説明】
【００５９】
１  マンドレル
２  骨格基材
３  組織体
４  人工血管
５  人工弁
【図１】
0004815936.tif 000002
【図２】
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