(57)【要約】【課題】高い耐水圧性と細胞接着性とを両立した人工血管用培養基材を提供する。【解決手段】ポリ−Ｌ−ラクチド、ポリグリコリド及びＬ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体からなる群より選択される少なくとも１種の樹脂からなる人工血管用基材であって、平均孔径が１０〜５０μｍである多数の微細小孔を有する人工血管用基材。【選択図】      なし【特許請求の範囲】
【請求項１】
ポリ−Ｌ−ラクチド、ポリグリコリド及びＬ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体からなる群より選択される少なくとも１種の樹脂からなる人工血管用基材であって、平均孔径が１０〜５０μｍである多数の微細小孔を有することを特徴とする人工血管用基材。
【請求項２】
Ｌ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体は、Ｌ−ラクチドの含有量が２５〜７５重量％であることを特徴とする請求項１記載の人工血管用基材。
【請求項３】
ポリ−Ｌ−ラクチド、ポリグリコリド及びＬ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体からなる群より選択される少なくとも１種の樹脂からなる繊維により補強されていることを特徴とする請求項１又は２記載の人工血管用基材。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、高い耐水圧性と細胞接着性とを両立した人工血管用基材に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年の細胞工学技術の進展によって、数々の動物細胞の培養が可能となり、また、それらの細胞を用いてヒトの組織や器官を再構築しようとする、いわゆる再生医療の研究が急速に進んでいる。再生医療においては、播種した細胞が増殖分化して三次元的な生体組織様の構造物を構築できるかがポイントであり、そのためには、細胞を効率よく三次元的に培養できる基材が重要である。近年、このような基材として、生体内に分解吸収され再手術により取り出す必要のない生体内吸収性高分子材料からなるものが検討されている。
【０００３】
近年の再生医療のテーマの１つとして、特に人工血管が注目されている。人工血管は、先天性心疾患の治療、又は、狭窄や血栓等により閉塞してしまった血管の置換等、幅広い応用が期待されている。
再生医療に用いる基材としては、播種した細胞が均一かつ確実に接着できることに加え、細胞が増殖し分化できるように確実に細胞に栄養が供給できる性能を有することが求められることから、スポンジや不織布等の多孔性部材からなるものが主流である。しかし、人工血管に用いる基材の場合には、移植後には常に一定の血圧がかかることから、破裂したり血液が洩れ出したりしないように一定以上の耐水圧性が要求される等の他の器官の再生にはない問題点があった。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、上記現状に鑑み、高い耐水圧性と細胞接着性とを両立した人工血管用基材を提供することを目的とする。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
本発明は、ポリ−Ｌ−ラクチド、ポリグリコリド及びＬ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体からなる群より選択される少なくとも１種の樹脂からなる人工血管用基材であって、平均孔径が１０〜５０μｍである多数の微細小孔を有する人工血管用基材である。
以下に本発明を詳述する。
【０００６】
本発明の人工血管用基材はポリ−Ｌ−ラクチド、ポリグリコリド及びＬ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体からなる群より選択される少なくとも１種の樹脂からなる。
上記樹脂は、生体内吸収性高分子材料として知られており、播種した細胞が増殖し分化して器官を再生するまで、又は、器官を再生した後には分解され生体内に吸収される性質を有することから、再手術等により取り出す必要がない。なかでも、Ｌ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体は、Ｌ−ラクチドとε−カプロラクトンとの配合比を調整することにより、強度や柔軟性、生体内に吸収されるまでの期間を調整できることから好ましい。これらの樹脂は単独で用いてもよく、２種以上を併用してもよい。
【０００７】
本発明の人工血管用基材がＬ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体からなる場合、Ｌ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体におけるＬ−ラクチドの含有量の好ましい下限は２５重量％、好ましい上限は７５重量％である。２５重量％未満であると、人工血管用基材として必要な強度や耐水圧性が得られないことがあり、７５重量％を超えると、人工血管用基材として必要な柔軟性が不充分となることがある。より好ましい下限は４０重量％、より好ましい上限は６０重量％である。
【０００８】
上記樹脂の分子量としては特に限定されないが、重量平均分子量の好ましい下限は１０万、好ましい上限は１００万である。１０万未満であると、人工血管用基材として必要な強度が得られないことがあり、１００万を超えると、溶媒への溶解性が減少したり、加工性が低減したりすることがある。より好ましい下限は２０万、より好ましい上限は８０万である。
【０００９】
本発明の人工血管用基材は、多数の微細小孔を有する。
このような微細小孔を多数有することにより、播種した細胞が上記微細小孔内に接着して三次元的に伸展することが可能となり、また、接着した細胞へ充分な栄養を供給することが可能となり、細胞を正常に増殖、分化させることができる。上記部材の微細小孔は、貫通した孔であってもよいし、貫通しない孔であってもよい。
【００１０】
本発明者らは、鋭意検討の結果、上記樹脂からなる人工血管用基材においては、上記微細小孔の孔径によって耐水圧性と細胞接着性が変化し、特定の範囲の孔径を選択することによりはじめて人工血管用基材として要求される耐水圧性と細胞接着性とを両立できることを見出し、本発明を完成するに至った。
上記微細小孔の平均孔径の下限は１０μｍ、上限は５０μｍである。１０μｍ未満であると、基材の内部に細胞が侵入できず細胞接着性が極端に劣ったり、接着した細胞が三次元的に伸展できなかったりし、５０μｍを超えると、人工血管として必要な耐水圧性が得られない。
なお、上記微細小孔の平均孔径は、例えば、水銀圧入法や画像解析法等の従来公知の方法により測定することができる。
【００１１】
本発明の人工血管用基材は、ポリ−Ｌ−ラクチド、ポリグリコリド及びＬ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体からなる群より選択される少なくとも１種の樹脂からなる繊維により補強されていてもよい。例えば、該繊維を各種の組織に編織成した横編地、縦編地、組紐、織地、不織布等を補強材として用いれば、平均孔径等に影響を与えることなく人工血管用基材の強度を飛躍的に向上させることができる。なお、上記補強材を構成する樹脂と本発明の人工血管用基材本体を構成する樹脂とは同一であってもよいし、異なっていてもよい。
【００１２】
本発明の人工血管用基材は、親水化処理が施されていてもよい。親水化処理を施すことにより、細胞懸濁液と接触させたときに速やかにこれを吸収することができ、細胞をより効率よく均一に播種することができる。
上記親水化処理としては特に限定されず、例えば、プラズマ処理、グロー放電処理、コロナ放電処理、オゾン処理、表面グラフト処理又は紫外線照射処理等が挙げられる。なかでも、人工血管用基材の外観を変化させることなく吸水率を飛躍的に向上できることからプラズマ処理が好適である。
【００１３】
本発明の人工血管用基材は、耐水圧値が１５ｃｍＨ２Ｏ以上であることが好ましい。ヒト血管にかかる血圧は、静脈で１５〜３０ｃｍＨ２Ｏ、肺動脈では３０〜４０ｃｍＨ２Ｏといわれている。従って、耐水圧値が１５ｃｍＨ２Ｏ未満であると静脈に用いた場合でも、血液が漏れたり、破裂してしまったりすることがある。好ましくは３０ｃｍＨ２Ｏ以上であり、４０ｃｍＨ２Ｏ以上であると肺動脈にも用いることができより好ましい。
なお、上記耐水圧値は、例えば、図１に示した装置により測定することができる。即ち、２本の水を含有する水柱筒２の一方の開口部に対象となる人工血管用基材１を固定し、水柱筒２をチューブ３で連結する。２本の水柱筒２の高さを１ｃｍ／ｓｅｃにて変化させ、人工血管用基材から透水した後、２本の水柱筒２の高低差を測定することにより算出することができる。
【００１４】
本発明の人工血管用基材の形態としては特に限定されず、例えば、スポンジ、不織布等が挙げられる。
本発明の人工血管用基材の形状としては特に限定されず、例えば、シート状、チューブ状等が挙げられる。
【００１５】
本発明の人工血管用基材を製造する方法としては特に限定されないが、本発明の人工血管用基材がスポンジである場合には、例えば、以下の方法により製造することができる。
即ち、上記樹脂の溶液を調製し、これを型枠に入れ、凍結した後、真空乾燥する方法等が挙げられる。また、チューブ状のスポンジを製造する場合には、予めフッ素樹脂等からなる棒の先を補強材となるニット等で覆い、冷却した後、冷却した棒を樹脂の溶液に常温でディップして樹脂の溶液を付着させ、再凍結し、真空乾燥する方法が好適である。
得られるスポンジの微細小孔の平均孔径は、凍結温度により調整することができる。
【００１６】
また、本発明の人工血管用基材が不織布である場合には、上記不織布を作製する方法としては特に限定されず、例えば、溶融紡糸法等により上記樹脂の繊維を作製し、この繊維を編織して得た布を多数の針のついたニードルパンチ機に通して繊維を機械的に絡み合わせるニードルパンチ法；溶融した上記樹脂を多数のノズルから同時に吹き出して細い繊維を作りながら、この繊維をあらゆる方向にクモの巣状に配置して均一な厚さのウェブを作製し、自然に又は機械的に糸同士を接着するメルトブロー法等が挙げられる。
【００１７】
本発明の人工血管用基材は、ポリ−Ｌ−ラクチド、ポリグリコリド及びＬ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体からなる群より選択される少なくとも１種の樹脂からなることにより、移植後、最終的には生体内に分解吸収されることから、再手術により取り出す必要がない。また、平均孔径が１０〜５０μｍの多数の微細小孔を有することから、高い耐水圧性と細胞接着性とを両立することができる。
【００１８】
本発明の人工血管用基材に、例えば、骨髄液、ＣＤ３４抗体陽性細胞の細胞懸濁液、骨髄液から単核球成分のみを分離して懸濁させた細胞懸濁液、骨髄由来間葉系細胞の細胞を懸濁させた細胞懸濁液等を接触させ、該細胞懸濁液等を人工血管用基材に浸透させた後一定時間静置する方法により、本発明の人工血管用基材に細胞を播種することができる。得られた細胞が播種された人工血管用基材を移植すれば、血管が再生される。また、細胞を播種していない本発明の人工血管用基材を移植した場合にも、血液中の細胞が接着し、増殖、分化することにより血管が再生される。
【００１９】
【実施例】
以下に実施例を掲げて本発明を更に詳しく説明するが、本発明はこれら実施例のみに限定されるものではない。
【００２０】
（実験例）
乳酸−ε−カプロラクトン共重合体（重量平均分子量４０万、乳酸配合量５０重量％）をジオキサンに溶解して、４重量％の溶液を調製した。この溶液を予め５５デシテックスのポリグリコリド糸を用い右曲がりと左曲がりの一対のシンカーを用いて編成したツインニットを固定した型枠に流延し、６種類の温度で凍結した後、真空度０．１Ｔｏｒｒ、４０℃の条件で凍結乾燥して、ポリグリコリド繊維で補強されたＬ−ラクチド−ε−カプロラクトン共重合体からなる縦横５ｃｍ、厚さ１ｍｍのシート状の人工血管用基材を得た。
得られた人工血管用基材の微細小孔の平均孔径は凍結温度により異なり、それぞれ０、８、１５、３０、４５及び９０μｍであった。
なお、平均孔径は、画像解析法により測定した。
【００２１】
これらの人工血管用基材について以下の方法により耐水圧性及び細胞接着性を評価した。
図２に微細小孔の平均孔径と細胞接着数との関係を、図３に微細小孔の平均孔径と耐水圧値との関係を示した。
【００２２】
（１）細胞接着性の評価
ＤＮＡアッセイ法により細胞数を計数した。即ち、凍結融解法にて細胞膜を破壊した後、流出した細胞核内ＤＮＡに蛍光Ｈｏｅｃｈｓｔを結合させ、蛍光量を測定し、検量線から細胞数を算出した。
【００２３】
（２）耐水圧性の評価
図１に示した装置により耐水圧値を測定した。２本の水を含有する水柱筒２の一方の開口部に対象となる人工血管用基材を固定し、水柱筒２をチューブ３で連結する。２本の水柱筒２の高さを１ｃｍ／ｓｅｃにて変化させ、人工血管用基材から透水した後、２本の水柱筒２の高低差を測定することにより耐水圧値を算出した。
【００２４】
図２より、細胞接着数は人工血管用基材の有する微細小孔の平均孔径によって変化することがわかった。細胞接着数は、平均孔径が約２０μｍ程度のときに最も高く、２０μｍを超えると徐々に減少する一方、１０μｍ以下になると急速に減少する。
図３より、耐水圧値は人工血管用基材の有する微細小孔の平均孔径が大きくなるに従って低下することがわかった。耐水圧値は平均孔径が約２０μｍ程度までは急速に低下し、平均孔径が２０μｍを超えると徐々に低下する。
図２、３より、静脈における血圧から耐水圧値の下限を１５ｃｍＨ２Ｏ程度とし、かつ、高い細胞接着性を維持できる平均孔径を求めると、ある程度の安全率を考慮すれば１０〜５０μｍとなる。
【００２５】
【発明の効果】
本発明によれば、高い耐水圧性と細胞接着性とを両立した人工血管用基材を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】人工血管用基材の耐水圧値を測定する装置を表す模式図である。
【図２】実験例で作製した人工血管用基材の微細小孔の平均孔径と細胞接着数との関係を示す図である。
【図３】実験例で作製した人工血管用基材の微細小孔の平均孔径と耐水圧値との関係を示す図である。
【符号の説明】
１  人工血管用基材
２  水柱筒
３  チューブ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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