(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
非脱水ＰＶＡ構造物の製法であって、
鋳型に水性ＰＶＡポリマー混合物を注入し；
少なくとも一度該鋳型内で該ＰＶＡポリマー混合物を凍結および解凍してＰＶＡポリマー分子間に絡み合い網目を生じさせ、ＰＶＡクリオゲルを得；
少なくとも部分的に、該ＰＶＡクリオゲルを該鋳型より取出し；
水溶液中に該ＰＶＡクリオゲルを浸漬させ；次いで
水中に浸漬させている間に少なくとも一度、該ＰＶＡクリオゲルを凍結および解凍する工程を含む該製法。
【請求項２】
水中に該ＰＶＡクリオゲルを浸漬させる前に、少なくとも部分的に、該鋳型から該ＰＶＡクリオゲルを取出すさらなる工程を含む請求項１記載の製法。
【請求項３】
該水性ＰＶＡポリマー混合物が、約１１,０００ないし約５００,０００の範囲の分子量を有するＰＶＡポリマー出発材料を含む請求項１記載の製法。
【請求項４】
該水性ＰＶＡポリマー混合物が、生体適合性であり、乾燥粉末形態のＰＶＡポリマー出発材料を含む請求項１記載の製法。
【請求項５】
該水性ＰＶＡポリマー混合物が、乾燥粉末形態のＰＶＡポリマー出発材料を含み、さらにＰＶＡ出発物質の重合度が約５００ないし約３５００の範囲にある請求項１記載の製法。
【請求項６】
該水性ＰＶＡポリマー混合物が、約８０パーセントを超える加水分解度を有する乾燥粉末形態のＰＶＡポリマー出発材料を含む請求項１記載の製法。
【請求項７】
該水性ＰＶＡポリマー混合物が、約９９パーセントを超える加水分解度を有する乾燥粉末形態のＰＶＡポリマー出発材料を含む請求項１記載の製法。
【請求項８】
該水性ＰＶＡポリマー混合物が、約２ないし約４０重量部のＰＶＡおよび約９８ないし約６０重量部の水を含む請求項１記載の製法。
【請求項９】
該水性ＰＶＡポリマー混合物が、約２０ないし約４０重量部のＰＶＡおよび約６０ないし約８０重量部の水を含む請求項１記載の製法。
【請求項１０】
該水性ＰＶＡポリマー混合物が、組織代替物および周囲組織間の浸透圧不均衡を防止するために等張生理食塩水溶液を含む請求項１記載の製法。
【請求項１１】
該等張生理食塩水溶液が、約０.９パーセントＮａＣｌおよび約９９.１パーセントの水を含む請求項１記載の製法。
【請求項１２】
非脱水ＰＶＡ構造物の製法であって、
ＰＶＡおよび水を混合し、水の通常の沸点を超える温度までオートクレーブ中で該混合物を加熱し；
鋳型に水性ＰＶＡポリマー混合物を流し；
少なくとも一度該鋳型内で該ＰＶＡポリマー混合物を凍結および解凍してＰＶＡポリマー分子間に絡み合い網目を生じさせ、ＰＶＡクリオゲルを得；
少なくとも部分的に、該ＰＶＡクリオゲルを該鋳型より取出し；
水溶液中に該ＰＶＡクリオゲルを浸漬させ；次いで
水中に浸漬させている間に少なくとも一度、該ＰＶＡクリオゲルを凍結および解凍する工程を含む該製法。
【請求項１３】
通常の雰囲気圧力を超えた圧力までオートクレーブ中でＰＶＡおよび水の混合物を加圧するさらなる工程を含む請求項１２記載の製法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、一般的に、組織代替物または骨格として用いるためのヒドロゲル生体材料に関する。より詳細には、本発明は、ｉｎ ｖｉｖｏに構造部材または組織骨格材料として用いるためのポリ(ビニルアルコール)(「ＰＶＡ」)クリオゲル(ｃｒｙｏｇｅｌ)に関する。
【０００２】
【従来の技術】
生体の大部分の組織は、大重量パーセントの水を含む。従って、補綴の選択において、含水ポリマー(ヒドロゲル)は、非含水ポリマーと比較して生体適合性に優れると考えられる。ヒドロゲルは非含水ポリマーより組織に対する損傷が少ないが、慣用的なヒドロゲルは機械的強度に劣る点で重大な欠点を歴史的に含んできた。その理由で、ヒドロゲルの使用は過去においては極端に限定されてきた。
【０００３】
熟練工は、機械的強度を改良するために、多数の硬化手段を提案してきた。いくつかの硬化手段は、ヒドロゲルをホルムアルデヒド、エチルアルデヒド、グルタルアルデヒド、テレフタルアルデヒドまたはヘキサメチレンジアミンのごとき架橋剤でヒドロゲルを処理することを含む。あいにく、しかしながら、これらの処理が、ヒドロゲル生体材料の生体適合性を減少させることはよく知られている。生体材料としての用途が提案されているポピュラーなヒドロゲルの一例は、ＰＶＡである。
【０００４】
多数の参考文献は、一般的には、ヒドロゲルを創造するためにＰＶＡを凍結し解凍するプロセスを記載する：Ｃｈｕら,Ｐｏｌｙ(ｖｉｎｙｌ ａｌｃｏｈｏｌ)Ｃｒｙｏｇｅｌ； Ａｎ Ｉｄｅａｌ Ｐｈａｎｔｏｍ Ｍａｔｅｒｉａｌ ｆｏｒ ＭＲ Ｓｔｕｄｉｅｓ ｏｆ Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｅｌａｓｔｉｃｉｔｙ、Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、ｖ.３７、ｐｐ.３１４-３１９(１９９７)； Ｓｔａｕｆｆｅｒら、Ｐｏｌｙ(ｖｉｎｙｌ ａｌｃｏｈｏｌ)ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ ｐｒｅｐａｒｅｄ ｂｙ ｆｒｅｅｚｉｎｇ−ｔｈａｗｉｎｇ ｃｙｃｌｉｃ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ、ｐｏｌｙｍｅｒ、ｖ.３３、ｐｐ.３９３２-３９３６(１９９２)；Ｌｏｚｉｎｓｋｙら、Ｓｔｕｄｙ ｏｆ Ｃｒｙｏｓｔｒｕｃｔｕｒｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ ｐｏｌｙｍｅｒ ｓｙｓｔｅｍｓ、Ｃｏｌｌｏｉｄ ＆ Ｐｏｌｙｍｅｒ Ｓｃｉｅｎｃｅ、ｖ.２６４、ｐｐ.１９-２４(１９８６)；Ｗａｔｔａｓｅ、Ｔｈｅｒｍａｌ ａｎｄ ｒｈｅｏｌｏｇｉｃａｌ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ Ｐｏｌｙ(ｖｉｎｙｌ ａｌｃｏｈｏｌ)ｈｙｄｒｏｇｅｌｓ ｐｒｅｐａｒｅｄ ｂｙ ｒｅｐｅａｔｅｄ ｃｙｃｌｅｓ ｏｆ ｆｒｅｅｚｉｎｇ ａｎｄ ｔｈａｗｉｎｇ、Ｍａｋｒｏｍｏｌ、Ｃｈｅｍ.、ｖ.１８９、ｐｐ.８７１-８８０(１９８８)参照。 これらの参考文献からの開示をここに出典明示して本明細書の一部とみなす。
【０００５】
もう一つのかかる参考文献は、１９８８年３月２９日付けでＴａｎａｂｅらに発行された米国特許第４,７３４,０９７号(「Ｔａｎａｂｅ」)である。Ｔａｎａｂｅは、９７モルパーセント以上の加水分解度および１,１００以上の平均重合度を有する６重量％以上のポリビニルアルコールを含有する水溶液を所望の形状の容器または鋳型に注入し、マイナス５℃より低い温度で水溶液を凍結成形し、次いで、それを解凍することなく５重量パーセント以上の脱水パーセントになるまで得られた成形製品を部分的に脱水し、必要ならば、部分的に水和した成形部分を水に浸漬して、４５ないし９５重量％の範囲内のその水含量を得ることによって得られた成形ヒドロゲルの構築体を提案する。
【０００６】
Ｔａｎａｂｅらに対する不利は、それが、ＰＶＡヒドロゲルの調製において脱水工程を必ず必要とすることである。脱水工程と関連するいくつかの不利がある。まず、脱水工程は、さらなる時間と、脱水工程を達成しなければならない機械類に関連する大変な費用を加えてしまう。さらに、脱水は、ヒドロゲル中に含有した生物薬剤を変性させるかもしれない。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
先行技術の前記の不利を念頭に置き、生体材料としての非常に様々な適用について十分な機械的強度範囲を含む生体適合性ＰＶＡヒドロゲルを提供することが本発明の目的である。
【０００８】
その機械的強度を精密にコントロ−ルし、埋込みに先立っていずれかの脱水工程を省くＰＶＡヒドロゲルの製法を提供することが、本発明のもう一つの目的である。
【０００９】
本発明の他の目的、特徴および利点は、以下の明細書を読むと明らかになるであろう。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
概して、本発明は、新規なポリ(ビニルアルコール)(「ＰＶＡ」)クリオゲル組織代替構造物およびその構造物の製法に関する。
【００１１】
より詳細には、本発明は、多数の形状に成形でき、様々な適用に広範囲な機械的強度を保持できる非脱水ＰＶＡクリオゲル構造物に関する。該ＰＶＡクリオゲルは、乾燥粉末形態のＰＶＡポリマー出発材料を含み、ここにＰＶＡの重合度は、約５００ないし３,５００の範囲であり得る。本発明の組織代替物は、約２ないし約４０重量部のＰＶＡおよび約９８ないし６０重量部の水を含有できる。さらに、ヒドロゲルは、水に代えて等張生理食塩水溶液を含めて、組織代替物および周囲組織間の浸透圧不均衡を防止できる。また、該代替物は、限定されるものではないが、ヘパリン、成長因子、β-アミノプロピオニトリル(βＡＰＮ) のごときコラーゲン架橋阻害剤、マトリックス阻害剤、抗体、サイトカイン、インテグリン、トロンビン、トロンビン阻害剤、プロテアーゼ、抗凝固剤およびグリコサミノグリカンを含めた多数の生物活性薬剤を含むことができる。
【００１２】
本発明の製法は、水とＰＶＡ結晶とを混合して、非脱水ＰＶＡヒドロゲルを得、それによって埋込みに先立って脱水工程を省くことを含む。より詳細には、本発明は、ＰＶＡ/水混合物を凍結解凍して、ＰＶＡポリマー分子間に絡み合う網目を創造し、ＰＶＡクリオゲルを創造することを含む。凍結および解凍工程は、凍結解凍工程を行う毎にＰＶＡクリオゲルの機械的強度を増加させつつ、少なくとも２回行うことができる。該製法は、さらにＰＶＡ/水混合物を鋳型に注入し、混合物を凍結させ、次いで混合物を解凍して、非脱水構造物を得ることを含み得る。さらに、該製法は、鋳型から構造物を取り出し、構造物を水に浸漬し、水に浸漬中に構造物を凍結し、水に浸漬中に構造物を解凍して、構造物の機械的強度を増大させる工程も含み得る。また、該製法は、ヒドロゲルに生物活性薬剤を添加する工程を含み得る。
【００１３】
機械的に強く、または他の物理的特性間の様々なレベルの強度を保有するように製造することができるので、多くの適用における用途に適合できる。また、クリオゲルは、多数の適用において望ましい特性を供する高水含量を有する。例えば、クリオゲル組織代替構造物は、ヒトおよび他の哺乳動物における軟組織を置換し復元するための人工材料として外科的および他の医学的適用に特に有用である。クリオゲルによって置き換えることができるまたは復元できる軟組織身体パーツは、限定されるものではないが、血管移植片、心臓弁、食道組織、皮膚、角膜組織、軟骨、半月および腱を含む。
【００１４】
さらに、クリオゲルは、限定されるものではないが、耳または鼻を含めた解剖学的構造物用の軟骨代替物としても機能できる。また、本発明のクリオゲルは、組織増量剤として機能できる。さらに、本発明のクリオゲルは、埋込可能な薬物送達デバイスに適することができる。その適用において、組織への薬物送達速度は、凍結/解凍デバイスから生じるクリオゲルのポアサイズおよび分子間網目形成(ｉｎｔｅｒｍｏｌｅｃｕｌａｒ ｍｅｓｈｉｎｇ)の程度に依存するであろう。薬物送達速度は、ポア数と共に増大し、凍結/解凍サイクル数の増加からの分子間網目形成の程度の増加と共に低下する。
【００１５】
クリオゲルは血栓抵抗性であり、体内へ埋込まれた場合に血管移植片の特定の機械的および生理学的要求のために、クリオゲルは、血管移植片および心臓弁に特に適する。また、クリオゲルは、コンタクトレンズに、火傷および擦傷のごとき傷口の被覆として、および機械的に強い材料が好ましい他の適用において用いることができる。
【００１６】
本発明の他の目的、特徴および利点は、添付の実施例と連結した場合に、以下の明細書を読むに際して明白となるであろう。
【００１７】
さて、発明の記載に詳述に言及しよう。本発明は、特定の例と関連して記述されるが、本明細書中に開示される具体例に限定することを意図するものではない。一方、その意図は、添付の請求の範囲によって定義されるごとく、本発明の精神および範囲内に含まれた全ての代替物、修飾物および同等物をカバーするものである。
【００１８】
【発明の実施の形態】
好ましい具体例において、本発明の製法は、２段階製法でクリオゲルを製造する。第一段階において、ポリ(ビニルアルコール)および水の混合物を鋳型中に入れ、適当なクリオゲルが得られるまで、反復して凍結解凍する。第二段階においては、クリオゲルを鋳型から取出し、水中に入れ、望ましい機械的特性が達成されるまで少なくとも１回他の凍結−解凍サイクルを受けさせる。第一段階においては、一連の連続した工程が行われ：(i)水とポリ(ビニルアルコール)とを混合して、ポリ(ビニルアルコール)/水混合物を得；(ii)該混合物を凍結させ；(iii)該混合物を解凍し；次いで(iv)所望の物理的特性を有するポリ(ビニルアルコール)クリオゲルが得られるまで、必要ならば、凍結および解凍工程を繰り返すことを特徴とする。次いで、もし必要ならば、第二段階を行うことができる。
【００１９】
本発明で有用なポリ(ビニルアルコール)は、典型的には、乾燥粉末または結晶として得られ、分子量、重合度および鹸化(加水分解)度を含めたいくつかの因子に基づき変更できる。該ポリ(ビニルアルコール)の分子量は変更でき、クリオゲルにつき構想された特定の適用に依存して選択できる。一般的には、ポリ(ビニルアルコール)の分子量の増大は、引張強さおよび引張剛性を増大させ、それによって、増大した強度が望ましい血管移植片のごとき構造物の特性を改良する。軟骨のごとき他の適用において、低い引張強さおよび低い引張剛性が望ましいために、低分子量のポリ(ビニルアルコール)が使用できる。約１１,０００ないし５００,０００の平均分子量を有するポリ(ビニルアルコール)が、本発明の実施に好ましい。約８５,０００ないし１８６,０００の平均分子量を有するポリ(ビニルアルコール)が、本発明の実施、特に血管移植片を製造する場合により好ましく、約１２４,０００ないし１８６,０００の平均分子量を有するポリ(ビニルアルコール)が特に好ましい。
【００２０】
好ましいポリ(ビニルアルコール)についての平均重合度は、一般的には約５００ないし３５００の範囲にあり、約２７００ないし３５００の重合度を有するポリ(ビニルアルコール)が、特に好ましい。好ましいポリ(ビニルアルコール)は、典型的には、８０％を超えた鹸化(加水分解)度を有し、より好ましいポリ(ビニルアルコール)は、約９７％を超えて鹸化(加水分解)され、さらに好ましいポリ(ビニルアルコール)は、約９９％を超えて鹸化(加水分解)される。Ａｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏｍｐａｎｙから入手できる結晶形態の高分子量ポリ(ビニルアルコール)は、本発明の実施に適するポリ(ビニルアルコール)の良好な例である。
【００２１】
ポリ(ビニルアルコール)と混合される水は、好ましくは、脱イオン化され、限外濾過して、ポリ(ビニルアルコール)のいずれの汚染の可能性も最小化する。混合物は、好ましくは、約２ないし約４０重量部のポリ(ビニルアルコール)と、約９８ないし６０重量部の水とを混合することによって調製する。ポリ(ビニルアルコール)の濃度は、クリオゲルの剛性に寄与し、かくして、それは、人が得ることを望む材料の剛性に依存して選択できる。より好ましい混合物は、約１０ないし約２０重量部のポリ(ビニルアルコール)と、約８０ないし約９０重量部の水とを混合することによって得られ、特に好ましい混合物は、約１５重量部のポリ(ビニルアルコール)と約８５重量部の水とを混合することによって得られる。クリオゲルが軟組織代替物として用いられるべきならば、等張性生理食塩水(０.９％重量部のＮａＣｌ、９９.１重量部の水)または等張性緩衝生理食塩水は水と置換でき、材料および周囲組織間の浸透圧不均衡を防止できる。
【００２２】
ポリ(ビニルアルコール)および水が混合された後、ポリ(ビニルアルコール)が適切に可溶化されることを確保することは、混合物を加工するのにしばしば必要である。適当な可溶化法は、当該技術分野において一般的に知られ、例えば、混合物を加熱し、混合物のｐＨを改変させ、混合物に溶媒を添加し、外圧に混合物を付すこと、またはこれらの方法の組合せを含む。好ましい方法は、約１２０℃の温度にてオートクレーブ中で混合物を加熱し、約２５分間の約１７ｐ.ｓ.ｉ.の圧力が、典型的には、ポリ(ビニルアルコール)を可溶化させ、加えてさらなる加工の前に混合物を滅菌するのに有効である。
【００２３】
混合物を調製した後、混合物中に捕獲された空気泡を除去すべきである。溶液は、ある期間、好ましくは上昇した温度にて静置させて、空気泡を溶液から出すことができる。また、混合物は、短時間、無菌真空チャンバーに入れて、泡を溶液から出すことができる。
【００２４】
一旦、調製されたならば、該混合物は、１以上の事前滅菌された鋳型に注入することができる。必要ならば、鋳型中の溶液は、直立して静置でき、または真空チャンバー中で真空に付して、望ましくない空気泡を除去できる。鋳型の形状およびサイズを選択して、いずれの所望のサイズおよび形状のクリオゲルも得ることもできる。血管移植片は、例えば、環状の鋳型にポリ(ビニルアルコール)/水混合物を注入することによって製造できる。鋳型のサイズおよび寸法は、体内の移植片についての位置に基づき選択でき、それは、肢周り、活動レベルおよび貧血歴を組入れた標準表を用いて生理学的状態に合わせることができる。血管移植片を製造するための適当な環状鋳型は、Ｙ形鋳型を含み、それを用いて血管分岐を有する移植片を製造できる。また、クリオゲルはそれを製造した後、所望の形態にクリオゲルを切断または他に成形して加工できる。必要はないが、鋳型は、好ましくはキャップし、または密閉して脱水を防止し、無菌状態を保つ。典型的には、鋳型は、水が凍結する場合に生じる凍結の間の膨張に適応するために、溶液で完全に満たされない。
【００２５】
本発明を実施するための鋳型は、ポリ(ビニルアルコール)溶液と反応せず、必要な温度範囲にわたって完全さを維持し、クリオゲルを損傷することなく、クリオゲルが取出されるであろう多くの適当な材料より構成することができる。適当な材料は、限定するものではないが、とりわけ、天然および合成樹脂、(ポリカーボネート、アクリレートおよびメタアクリレートならびにポリ(ビニルアルコール)に基づくものを含めた)天然および合成ポリマー、ガラス、鋼、アルミニウム、真鍮、および銅、他の材料を含む。従順で弾性のある外側の鋳型の結果、より完全なゲル化が起こり、硬い鋳型よりも良好な物理的特性を生じさせる。凍結したポリ(ビニルアルコール)における高圧力は、得られたゲルの剛性を低下させ、従順な鋳型は、それが凍結している間にポリ(ビニルアルコール)に対する圧力を低下させる。好ましい環状鋳型は、ステンレス鋼マンドレルの周りの滑らかなステンレス鋼またはポリ(塩化ビニル)チューブから構成される。より好ましい環状鋳型は、ステンレス鋼マンドレルの周りの従順なポリ(塩化ビニル)または他のプラスチックチューブから構成される。
【００２６】
混合物を鋳型に注入し、鋳型が密閉された後、それは、好ましくは約−５℃未満、より好ましくは、約−２０℃未満の温度まで凍結される。混合物は、凍結時間を含めて、好ましくは少なくとも２時間、より好ましくは少なくとも４時間、最も好ましくは約４ないし約１６時間凍結されるべきである。先行技術において列挙された方法とは対照的に、脱水工程は必要ではなく、好ましい具体例において、最終製品の水和の重要性のために、脱水は使用されない。
【００２７】
混合物が凍結された後、混合物の温度を上昇させ、混合物を解凍させる。一般に、約５℃ないし約５５℃まで温度を上昇させ、かかる温度にて毎回解凍を含め、かかる温度にて約２時間以上の時間、より好ましくは少なくとも４時間、最も好ましくは少なくとも約４時間ないし約１６時間溶液を解凍することが好ましい。とりわけ、約２２℃まで温度を上昇させ、かかる温度にて約12時間混合物を解凍させることが好ましい。ヒドロゲルは高温にて可溶化されるために、混合物の温度は、一般に約６０℃を超えて上昇させるべきではない。
【００２８】
混合物を前記条件下で一旦凍結解凍した後、当該プロセスを繰り返すことができるが、正確なプロセス条件は、各凍結/解凍サイクルで繰り返す必要がない。一般的には、凍結/解凍サイクル数を増大させることは、クリオゲルの引張強さおよび引張剛性を増大させ、高強度および高剛性が所望される血管移植片のごとき適用について実行することができる。軟骨のごとき他の適用において、少数の凍結/解凍サイクルは、低い引張強さおよび低い引張剛性が望ましいので、使用することができる。一般に、約０ないし約１５回、特に血管移植片適用においては、より好ましくは約２ないし約５回凍結/解凍サイクルを繰り返すことが好ましい。最も好ましくは、凍結/解凍サイクルは第一段階において合計３回の凍結/解凍サイクルで、２回繰り返される。
【００２９】
該材料は、第一段階の凍結/解凍処理を受けた後、材料の損傷を避けるために鋳型から注意深く取出され、直ちに、好ましくは脱イオン化された滅菌水の液体浴中に浸漬させる。該材料は、解凍状態または凍結状態のいずれかで鋳型から取出すことができる。さらに、該材料は、部分的または全鋳型のいずれかから取出すことができる。例えば、もし環状鋳型が用いられたならば、材料内にマンドレルを保持させて、材料が変形するのを防止するのが適当であろう。該浴は、材料を水中に完全に浸漬させるのに十分大きくすべきであり、開閉することができるが、無菌状態を維持するために好ましくは密閉されるべきである。
【００３０】
第二段階は、成形された材料のさらなる凍結/解凍処理を含む。混合物を水中に浸漬した後、再度、加工の第二段階において１以上の凍結/解凍サイクルに付される。再度、第二段階において各凍結/解凍サイクルの条件は、同一であることを必要としない。該混合物は、該混合物が水中に浸漬されている間に、好ましくは、約１ないし約１５回、より好ましくは、特に血管移植片の適用では、１ないし３回、最も好ましくは２回、凍結および解凍されるべきである。第一段階におけるごとく、凍結/解凍サイクル数を増加させることは、引張強さおよび引張剛性を増大させ、かくしてサイクル数は、クリオゲルについて計画された特定の適用に基づいて選択できる。
【００３１】
第二段階の凍結/解凍サイクルが行われる条件は、一般に第一段階の実行で観察される条件に匹敵する。該混合物は、第二段階の凍結/解凍サイクルを受けた後、使用の準備ができている。
【００３２】
また、本発明のポリ(ビニルアルコール)クリオゲルは、それが軟組織代替物として用いられるために適当な生理学的特性をクリオゲルに与えるように生物活性薬剤を含み得る。該生物活性薬剤は、代替物について計画された特定の適用に基づいて選択でき、特定の生理学的特性は、関与する適用における代替物に必要であり得る。多くのかかる生物活性薬剤は、埋込み後クリオゲルから徐々に放出され、それによって、制御された漸次速度でｉｎ ｖｉｖｏにて送達されるであろう。かくして、クリオゲルは、薬物送達ビヒクルとして作用できる。他の生物活性薬剤は、該材料の表面に細胞成長および増殖を支持するためにクリオゲルに配合することができる。代替物に含み得る生物活性薬剤は、例えば、成長因子、β-アミノプロピオニトリル(βＡＰＮ)またはｃｉｓ-４-ヒドロキシプロリンのごときコラーゲン架橋阻害剤、マトリックス阻害剤、抗体、サイトカイン、インテグリン、トロンビン、トロンビン阻害剤、プロテアーゼ、抗凝固剤、グリコサミノグリカンを含む。ヘパリンは、それらの抗凝固剤性質、かくしてクリオゲル表面で血栓症を阻害する能力のために血管移植片に組込むのに特に適する薬剤である。
【００３３】
本発明のクリオゲルにヘパリンまたは他の生物活性薬剤を埋込むために、事前滅菌されたヘパリン粉末、ヘパリン水溶液、水性ヘパリン懸濁剤のいずれかを、出発の無菌ポリ(ビニルアルコール)/水混合物に混合することができる。ヘパリンまたは他の生物活性薬剤がポリ(ビニルアルコール)/水混合物に配合された後、本明細書に記載されたプロセスに従ってポリ(ビニルアルコール)/水混合物と共に熱加工される。また、ヘパリンおよび他の生物活性薬剤は、薬剤の水溶液を含有する浴にクリオゲルを入れ、薬剤をクリオゲルに拡散させることによってクリオゲルに導入することができる。
【００３４】
該混合物中のヘパリンおよび他の生物活性薬剤の濃度は、関与する特定の適用のために選択できる。血管移植片へのヘパリンの配合では、濃度は、典型的には、１単位/ｍｌないし１,０００,０００単位/ｍｌの範囲であろう。Ｃｈｅｎら、Ｂｏｕｎｄａｒｙ ｌａｙｅｒ ｉｎｆｕｓｉｏｎ ｏｆ ｈｅｐａｒｉｎ ｐｒｅｖｅｎｔｓ ｔｈｒｏｍｂｏｓｉｓ ａｎｄ ｒｅｄｕｃｅｓ ｎｅｏｉｎｔｉｍａｌ ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ ｉｎ ｖｅｎｏｕｓ ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ ｇｒａｆｔｓ ｗｉｔｈｏｕｔ ｓｙｓｔｅｍｌｃ ａｎｔｉｃｏａｇｕｌａｔｉｏｎ、Ｊ. Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｓｕｒｇｅｒｙ、ｖ.２２、ｐｐ.２３７−２４７(１９９５)に記載のごとく、血中へのヘパリンの局所的注入が所望される場合、低濃度が、移植片表面の凝固を阻害するために使用でき、高濃度が、移植片の下流の血栓症を阻害するために用いられるであろう。
【００３５】
クリオゲルは、真核細胞培養物の増殖を支持する。かくして、内皮細胞、平滑筋細胞、線維芽細胞のごとき血管細胞および他の結合組織細胞を、クリオゲルに配合することができる。また、ヒト大動脈内皮細胞およびヒト皮膚線維芽細胞は、本発明のクリオゲルと適合性がある。かかる細胞系によって修飾されたクリオゲルは、ヒト身体への埋込み、ヒト身体中の軟組織代替パーツとして使用するのに今度は特に良好に適合する。事実、かかる細胞系によって修飾された代替パーツは、身体の肉体的および生理学的な状態を変え、それにより、そうでなければ生じ得るクリオゲルのいずれの失敗も防止するように、より良好に適合でき調整できる。かかる細胞系によって修飾されたクリオゲルは、要するに、ヒトの身体中の埋込みに、およびヒト身体中の代替パーツとしての用途に特によく適合する。これらの細胞系は、当該技術分野において一般に知られた標準的なイン-カルチャー(ｉｎ-ｃｕｌｔｕｒｅ)プロトコルを介して生成された後、クリオゲルに配合することができる。細胞培養基において直接的局所的にまき、インキュベートすることを用いて、大動脈内皮細胞およびヒト皮膚線維芽細胞を培養するのに特に有効である。
【００３６】
上記のポリ(ビニルアルコール)クリオゲルにつき記載された軟組織代替物用途以外に、本発明のクリオゲルは、ＭＲ(磁気共鳴)品質管理像、超音波または高周波加熱療法伝達パッド、アイスバッグの代用品、義歯基材として、および他の医療用適用を含めて、ポリ(ビニルアルコール)クリオゲルが一般的に適するいずれの適用にも用いることができる。
【００３７】
【実施例】
以下の実施例は、本発明により、ＰＶＡヒドロゲルを構成するための特定のパラメーターを詳述するが、ＰＶＡヒドロゲルの機械的特性が、４つの因子うちの１つによって影響され得ることは当業者ならば理解するであろう。それらの因子は、(１)ヒドロゲル内の各成分(例えば、ＰＶＡポリマーおよび水)の重量パーセント；(２)ＰＶＡ出発材料の分子量；(３)凍結/解凍サイクル数；および(４)凍結サイクルの持続時間を含む。また、凍結/解凍サイクルが、ＰＶＡ分子間の絡み合い網目または絡み合いを促進して機械的強度を創造することに注意することも重要である。これは、生体材料中に中毒薬剤を不可避的に導入し、かくしてそれら架橋剤を利用する材料の生体適合性を低下させる上記架橋化剤によって達成された慣用的架橋とは異なる。
【００３８】
実施例１
１５重量％のポリ(ビニルアルコール)溶液は、脱イオン化した滅菌水中のＡｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏｍｐａｎｙから入手できる９９＋％鹸化の１７.６グラムのポリ(ビニルアルコール)ポリマー(１２４,０００−１８６,０００平均ＭＷ)と混合することによって調製した。混合物をゆるくキャップした容器中に入れ、オートクレーブ中で、１２０℃、１７ｐ.ｓ.ｉ.にて約２５分間加熱滅菌した。次いで容器をオートクレーブから密閉したまま取出し、無菌換気フード下に置いた。次いで、混合物を均一溶液を確保するために撹拌した。混合物は空気泡が生じないように注意深く滅菌シリンジに注入した。次いで、ポリ(ビニルアルコール)溶液は、ステンレス鋼マンドレルを有するステンレス鋼環状鋳型に上方へ射出した。環の外側チューブは、８ｍｍの内径を有し、これは５ｍｍ直径のマンドレルを囲んだ。溶液が空気に曝される時間を最小化して、水の蒸発を防止した。鋳型は、５ｍｍの内径を有し、壁厚が約１.５ｍｍで長さが１０ｃｍのポリ(ビニルアルコール)クリオゲルが得られるように設計した。鋳型はＯ−リングとゴムキャップを用いて両端を密閉した。鋳型の約８％の容積に等しい空気間隙は、水溶液を凍結させた間に膨張できるためにわざと維持した。
【００３９】
次いでチューブを３回の(３)サイクルの凍結解凍に付した。各サイクルにおいて、チューブは、約−２０℃に調節された市販冷凍庫中にそれを直立で静置することによって凍結させ、約１２時間空気冷却させた。次いで、冷凍庫からチューブを取出し、雰囲気条件下、直立でそれを静置することによってチューブは解凍した。他のサイクルでは、冷凍庫へ戻される前に約１２時間解凍させた。
【００４０】
混合物を３回凍結解凍した後、無菌真空フード下、それをチューブから取出し、３５ｍｌの脱イオン化、滅菌水を含む５０ｍｌの遠心用バイアル中に浸漬させた。水または他の液体の外でその形状を維持することが実質的に不可能である半透明ないし澄明で、粘着性の弱い材料を得た。該材料を鉗子で注意深く扱い、できるだけすばやく水中に浸漬させた。該材料の内径は、マンドレルを適所に保つことによって維持された。次いで、容器を密閉し、約−２０℃にて冷凍庫に入れた。混合物は、約１２時間冷凍庫中に保ち、次いで、取出し、室温にて約１２時間静置させた。凍結および解凍プロセスは、１度繰り返した。
【００４１】
得られた材料は、自然の大動脈組織と非常に似た機械的特性を有し、不透明で、弾性があり非粘着性であった。該材料は、Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ ｉｍｐｌａｎｔｓ -- Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｐｒｏｓｔｈｅｓｉｓ、ＡＮＳＩ/ＡＡＭＩ ＶＰＶＡ２０−１９９４、セクション８.３.３.３(加圧破裂強度)、およびセクション８.８(縫合保持強度)において公表されたＡｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ ｆｏｒ ｔｈｅ Ａｄｖａｎｃｅｍｅｎｔ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ ＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔａｔｉｏｎおよびＡｍｅｒｉｃａｎ ｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｔａｎｄａｒｄｓ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅの標準に従って機械的強度について試験した。材料は、約５４０ｍｍＨｇの破裂圧力を有した。特に、６−０縫合は、移植片の端から２ｍｍに位置させ、移植片を通って引くまで１５０ｍｍ/分の速度で引いた。該材料の縫合試験についての平均ピーク引き抜き負荷は、約２８９グラムであり、これはヒト大動脈および静脈についての論文中に報告された引き抜き負荷より大きかった。最後に、該材料の弾性の張力モジュラスは、約４.０×１０５Ｐａであると測定された。
【００４２】
実施例２
３０重量％のポリ(ビニルアルコール)溶液は、脱イオン化した滅菌水中の９９＋％鹸化のポリ(ビニルアルコール)ポリマー(１２４,０００−１８６,０００平均ＭＷ)と混合することによって調製した。実施例１のごとく、混合物をゆるくキャップした容器中に入れ加熱し、オートクレーブから密閉したまま取出し、無菌換気フード下で静置し、均一溶液を確保するために撹拌し、滅菌シリンジに注入し、次いで、実施例１の製法に従って鋳型に射出した。この実施例においては、しかしながら、次いで、十(１０)サイクルの凍結解凍に付した。凍結/解凍サイクルは、該試料を各凍結/解凍サイクルについて約２４時間冷却させた以外は、実施例１のものと同様であった。次いで、冷凍庫からチューブを取出し、雰囲気条件下、直立でそれを静置した。チューブは、もう一つのサイクルにつき冷凍庫に戻す前に、約１２時間解凍させた。得られたＰＶＡ生体材料は、約１０７８ｍｍＨｇの破裂圧力で堅く、強かった。
【００４３】
実施例３
１５重量％のポリ(ビニルアルコール)溶液は、以下の相違を除いて実施例１と実質的に同一な方法において、脱イオン化した滅菌水中の９９＋％鹸化のポリ(ビニルアルコール)ポリマー(１２４,０００−１８６,０００平均ＭＷ)と混合することによって調製した。実施例１のごとく、混合物をゆるくキャップした容器中に入れ、加熱しオートクレーブから密閉したまま取出し、無菌換気フード下で静置し、均一溶液を確保するために撹拌し、滅菌シリンジに注入し、実施例１の製法に従って鋳型に射出した。この実施例においては、しかしながら、次いで、五(５)サイクルの凍結解凍に付した。凍結/解凍サイクルは、各試料を各凍結/解凍サイクルについて約１２時間冷却させる点で、実施例１のものと同様であった。得られたＰＶＡ生体材料は、約９８ｍｍＨｇの破裂圧力を有して柔らかかった。
【００４４】
上記の参照例に示されたごとく、ＰＶＡクリオゲルは、溶液中の他の成分、凍結時間、凍結/解凍サイクル数および凍結温度に関して、ＰＶＡ出発材料の重量パーセントに依存して物理的特性中とりわけ機械的に強くなるように、または様々なレベルの強度を保有するように製造できる。また、上述したごとく、最終製品であるクリオゲルは、多数の適用において望ましい特性を供し、添加剤の変性を防止する高水含量を有する。
【００４５】
クリオゲル組織代替構造物は、ヒトおよび他の哺乳動物において軟組織を置換または復元するための人工材料として外科的および他の医療用適用にとりわけ有用である。クリオゲルによて置換または復元できる軟組織身体パーツは、限定されるものではないが、血管移植片、心臓弁、食道組織、皮膚、角膜組織、軟骨、半月および 腱を含む。さらに、クリオゲルは、限定されるものではないが、耳または鼻を含めた解剖学的構造物用の軟骨代替物としても機能し得る。
【００４６】
また、本発明のクリオゲルは、組織増量剤として機能し得る。さらに、本発明のクリオゲルは、埋込可能な薬物送達デバイスに適することができる。その適用においては、組織への薬物送達速度は、凍結/解凍サイクルから得られるクリオゲルのポアサイズおよび分子間網目形成の程度に依存するであろう。薬物送達速度は、ポア数と共に増大し、凍結/解凍サイクル数の増加からの分子間網目形成の程度の増大で低下する。
【００４７】
クリオゲルは血栓抵抗性であり、体内に埋込まれた場合に血管移植片の特定の、機械的および生理学的な要求ために、血管移植片および心臓弁代替物としてとりわけ適している。また、クリオゲルは、コンタクトレンズに、火傷および擦傷のごとき傷口の被覆として、および機械的に強い材料が好ましい他の適用において用いることができる。
【００４８】
本出願を通じて、様々な刊行物が引用される。本発明が属する当該技術分野の水準をより十分に記載するために、これらの刊行物の開示の全てをここに出典明示して、本明細書の一部とみなす。
【００４９】
上述の記載は、例示および記載の目的で表された。網羅的で、開示された正確な例または具体例に限定されることを意図するものではない。明らかな修飾または変形が、上記の教示に徴して可能である。具体例および言及された具体例は、本発明の原理およびその実際の適用を最良の例示を供し、それによって、当業者が、特定の使用を企図するのに適するように様々な具体例において、および様々な修飾で本発明を利用することができるように選択され記載された。正当におよび法律上権利を与える幅で解釈される場合に、かかる修飾および変形の全ては、添付の請求の範囲によって決定されたごとき本発明の範囲内にある。
【００５０】
【発明の効果】
以上記載したごとく、本発明によれば、先行技術の前記の不利を念頭に置き、生体材料としての非常に様々な適用について十分な機械的強度範囲を含む生体適合性ＰＶＡヒドロゲルを提供することができる。また、その機械的強度を精密にコントロ−ルし、埋込みに先立っていずれかの脱水工程を省くＰＶＡヒドロゲルの製法を提供することができる。