JP2001070436A - 生体管構造を形成するためのコラーゲン支持体 - Google Patents
生体管構造を形成するためのコラーゲン支持体Info
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Abstract
(57)【要約】
【目的】生体内で管構造として機能する生体管を形成す
る為のコラーゲン支持体を提供することを目的とする。 【構成】コラーゲン支持体の周囲に生体組織を絡めたこ
とを特徴とする生体管構造を形成するためのコラーゲン
支持体である。
る為のコラーゲン支持体を提供することを目的とする。 【構成】コラーゲン支持体の周囲に生体組織を絡めたこ
とを特徴とする生体管構造を形成するためのコラーゲン
支持体である。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は生体内で管腔を形成
している組織である生体管構造を形成するためのコラー
ゲン支持体に関する。より詳細には、コラーゲン支持体
の周囲に生体組織を絡めることによって生体管構造を形
成するためのコラーゲン支持体に関する。
している組織である生体管構造を形成するためのコラー
ゲン支持体に関する。より詳細には、コラーゲン支持体
の周囲に生体組織を絡めることによって生体管構造を形
成するためのコラーゲン支持体に関する。
【０００２】
【従来技術】これまで、血管、尿管、気管、神経鞘等、
生体内で管腔を形成しその構造により機能する組織代替
物は、主に人工材料により作られてきた。これらのうち
管構造として生体内で機能する人工血管、人工尿管等を
みると、その材料として使用されるのはウレタン、ゴア
テックス等ほとんどの場合は生体適合性を有する合成高
分子を材料として構成されている。これらの材料は生体
適合性であっても生体吸収性でないためにいつまでも埋
入部位に残ってしまうという難点があった。これを改良
するため、生体吸収性高分子で作られた人工血管、人工
尿管も考えられている。一方、神経鞘のように管腔構造
並びにその内部空間での再生を目的としてその管構造が
必要な、例えば人工神経鞘も試みられてきた。従来切断
された末梢神経を手術により接合する技術が発達してき
た。しかし、神経欠損の程度によっては縫合部に緊張が
かかるために端端縫合が不可能となり、自家神経移植が
必要となる。この場合だと移植するための神経を採取し
た部位では神経欠落症状が生じ、さらに、採取できる神
経の数、長さ、直径等制限されることが多いなどの問題
がある。
生体内で管腔を形成しその構造により機能する組織代替
物は、主に人工材料により作られてきた。これらのうち
管構造として生体内で機能する人工血管、人工尿管等を
みると、その材料として使用されるのはウレタン、ゴア
テックス等ほとんどの場合は生体適合性を有する合成高
分子を材料として構成されている。これらの材料は生体
適合性であっても生体吸収性でないためにいつまでも埋
入部位に残ってしまうという難点があった。これを改良
するため、生体吸収性高分子で作られた人工血管、人工
尿管も考えられている。一方、神経鞘のように管腔構造
並びにその内部空間での再生を目的としてその管構造が
必要な、例えば人工神経鞘も試みられてきた。従来切断
された末梢神経を手術により接合する技術が発達してき
た。しかし、神経欠損の程度によっては縫合部に緊張が
かかるために端端縫合が不可能となり、自家神経移植が
必要となる。この場合だと移植するための神経を採取し
た部位では神経欠落症状が生じ、さらに、採取できる神
経の数、長さ、直径等制限されることが多いなどの問題
がある。
【０００３】これに対して、神経再生の基本概念として
管を用いて神経の両断端をつなぐという技術が以前から
考えられ、神経が延びるための空間を確保するのに様々
な材料を管として用いた神経再生が試みられてきた。そ
の結果、手術による接合が不可能なほど切断されてしま
った神経でも、その神経細胞の伸長方向に空間を確保し
てやることにより神経が伸び、再接合できることが明ら
かとなってきた。このように空間を確保して神経を再生
する最も一般的な方法は管を埋め込む方法で、シリコ
ン、ニトロセルロース、ゴアテックスをはじめとした合
成高分子製の管を用いた神経の再生が試みられてきた。
しかし、これらの管は非吸収性で神経細胞の伸長に必要
な物質の透過性が低く、これが神経の再生が妨げられる
要因となってしまい、また生体内では異物であるため神
経が再生された後も体内にいつまでも存在していた。さ
らに管は空間を維持するためにある程度の強度が必要で
あるため柔軟性に乏しく、残った管は屈折等の動きに絶
えられずに体内から突き出る可能性がある。そのために
残った管を除去する再手術が必要となるが、これにより
神経の周辺を切開することで一度再生した神経をまた傷
つける恐れもある。
管を用いて神経の両断端をつなぐという技術が以前から
考えられ、神経が延びるための空間を確保するのに様々
な材料を管として用いた神経再生が試みられてきた。そ
の結果、手術による接合が不可能なほど切断されてしま
った神経でも、その神経細胞の伸長方向に空間を確保し
てやることにより神経が伸び、再接合できることが明ら
かとなってきた。このように空間を確保して神経を再生
する最も一般的な方法は管を埋め込む方法で、シリコ
ン、ニトロセルロース、ゴアテックスをはじめとした合
成高分子製の管を用いた神経の再生が試みられてきた。
しかし、これらの管は非吸収性で神経細胞の伸長に必要
な物質の透過性が低く、これが神経の再生が妨げられる
要因となってしまい、また生体内では異物であるため神
経が再生された後も体内にいつまでも存在していた。さ
らに管は空間を維持するためにある程度の強度が必要で
あるため柔軟性に乏しく、残った管は屈折等の動きに絶
えられずに体内から突き出る可能性がある。そのために
残った管を除去する再手術が必要となるが、これにより
神経の周辺を切開することで一度再生した神経をまた傷
つける恐れもある。
【０００４】近年、神経を接合するための管腔材料を得
ることを目的としてLundborgらは鋼線をコイル状に巻き
付けた固いシリコン支柱を生体内に留置し、周囲に生体
組織が形成されたシリコン支柱を得、これを生体内より
取り出し、取り出した材料からシリコン支柱を抜き取る
ことにより生体膜による管が形成され、この生体膜の管
はコイル状の鋼線が存在することで管腔構造を維持で
き、これを生体管として使用する試みがなされている。
（Lundborg G et al Clinical application ofbiomate
rials Advances in Biomaterials 4巻179号 p573-329(1
982)参照)。即ち、Lundborgらはこのようにして得られ
た生体管を空間確保の為の材料として用いることにより
良好な神経再生が得られたことを報告した。この場合、
コイル状であるため管中の物質透過の妨げとなることが
ないという長所があるが、鋼線は異物であり局所にいつ
までも存在するため、やはり臨床上実用的ではない。
ることを目的としてLundborgらは鋼線をコイル状に巻き
付けた固いシリコン支柱を生体内に留置し、周囲に生体
組織が形成されたシリコン支柱を得、これを生体内より
取り出し、取り出した材料からシリコン支柱を抜き取る
ことにより生体膜による管が形成され、この生体膜の管
はコイル状の鋼線が存在することで管腔構造を維持で
き、これを生体管として使用する試みがなされている。
（Lundborg G et al Clinical application ofbiomate
rials Advances in Biomaterials 4巻179号 p573-329(1
982)参照)。即ち、Lundborgらはこのようにして得られ
た生体管を空間確保の為の材料として用いることにより
良好な神経再生が得られたことを報告した。この場合、
コイル状であるため管中の物質透過の妨げとなることが
ないという長所があるが、鋼線は異物であり局所にいつ
までも存在するため、やはり臨床上実用的ではない。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】このため、最近では生
体吸収性高分子からなる管を使用した神経再生が試みら
れるようになった。生体吸収性高分子からなる人工血
管、人工尿管等の生体内管構造や神経再生用の管等、生
体内で管構造を保つための管構築用材料としては、例え
ばコラーゲン、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）等が検討さ
れている。これら生体吸収性高分子からなる管構築用材
料は物質透過に富み、管構造、生体に吸収されるために
再手術による除去の必要がなく、柔軟性を有するため周
辺組織を破壊しない等、利点が多い。しかし逆にその柔
軟性が管構築用材料の強度を下げることになる。特に、
神経再生用に用いられる管は屈折等の運動により潰れて
しまうと神経細胞の伸長に必要な空間を確保できないと
いう問題がある。
体吸収性高分子からなる管を使用した神経再生が試みら
れるようになった。生体吸収性高分子からなる人工血
管、人工尿管等の生体内管構造や神経再生用の管等、生
体内で管構造を保つための管構築用材料としては、例え
ばコラーゲン、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）等が検討さ
れている。これら生体吸収性高分子からなる管構築用材
料は物質透過に富み、管構造、生体に吸収されるために
再手術による除去の必要がなく、柔軟性を有するため周
辺組織を破壊しない等、利点が多い。しかし逆にその柔
軟性が管構築用材料の強度を下げることになる。特に、
神経再生用に用いられる管は屈折等の運動により潰れて
しまうと神経細胞の伸長に必要な空間を確保できないと
いう問題がある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】上記のような問題を鑑み
て発明者らが検討を行った結果、管構造を形成するため
のコラーゲン支持体を発明するに至った。すなわち、本
発明はコラーゲン支持体の周囲に生体組織を絡めたこと
を特徴とする生体管構造を形成するためのコラーゲン支
持体である。本発明においては、支持体としてコラーゲ
ンを用い、これに生体組織を絡めることによって支持体
の管構造としての強度を保持すると共に種々の細胞成長
因子、例えば神経成長因子等を産生するようにしたので
ある。
て発明者らが検討を行った結果、管構造を形成するため
のコラーゲン支持体を発明するに至った。すなわち、本
発明はコラーゲン支持体の周囲に生体組織を絡めたこと
を特徴とする生体管構造を形成するためのコラーゲン支
持体である。本発明においては、支持体としてコラーゲ
ンを用い、これに生体組織を絡めることによって支持体
の管構造としての強度を保持すると共に種々の細胞成長
因子、例えば神経成長因子等を産生するようにしたので
ある。
【０００７】
【発明の実施の形態】以下に本発明の詳細を述べる。本
発明で用いられるコラーゲンは不溶性、可溶性のいずれ
でもよく、可溶性コラーゲンには酸可溶性コラーゲン、
酵素可溶化コラーゲン、アルカリ可溶化コラーゲン、塩
可溶性コラーゲン等が含まれる。またこれらを化学修飾
して得られる化学修飾コラーゲンでもよい。またコラー
ゲンの由来はウシ、ブタ、ヒト等を挙げることができ
る。また組織より取り出したコラーゲンの他に、遺伝子
導入によるリコンビナントコラーゲンでも良い。本発明
のコラーゲン支持体は管構造を形成できるものならどの
ような形状でもよいが、例えばスポンジ、チューブ、コ
イル等が挙げられる。これらの形状の大きさは、形状の
種類、欠損部位の大きさ、挿入される部位等によって異
なる。例えば、スポンジ体の場合は、その厚さは０．１
〜２．０ｍｍ程度が望ましい。あまり薄いと強度が弱
く、逆に厚いと管構造を形成しにくい。チュ−ブ状の場
合は、その径としては１．５〜５．０ｍｍ程度であり、
チューブ壁が厚すぎると吸収が遅くなり、また、余り薄
いとチュ−ブとしての形態を保持することが困難とな
る。望ましい厚さは０．１〜０．２ｍｍ程度である。コ
イルの場合は、通常、コラーゲン糸を芯体に巻き付けて
形成するのであるが、その際のコラーゲン糸径があまり
細すぎると組織を絡めるときの足場となりにくく、逆に
太すぎると吸収が遅くなる。コラーゲン糸を押し出し成
形する際のノズル径は０．５〜３．０ｍｍ程度が望まし
い。
発明で用いられるコラーゲンは不溶性、可溶性のいずれ
でもよく、可溶性コラーゲンには酸可溶性コラーゲン、
酵素可溶化コラーゲン、アルカリ可溶化コラーゲン、塩
可溶性コラーゲン等が含まれる。またこれらを化学修飾
して得られる化学修飾コラーゲンでもよい。またコラー
ゲンの由来はウシ、ブタ、ヒト等を挙げることができ
る。また組織より取り出したコラーゲンの他に、遺伝子
導入によるリコンビナントコラーゲンでも良い。本発明
のコラーゲン支持体は管構造を形成できるものならどの
ような形状でもよいが、例えばスポンジ、チューブ、コ
イル等が挙げられる。これらの形状の大きさは、形状の
種類、欠損部位の大きさ、挿入される部位等によって異
なる。例えば、スポンジ体の場合は、その厚さは０．１
〜２．０ｍｍ程度が望ましい。あまり薄いと強度が弱
く、逆に厚いと管構造を形成しにくい。チュ−ブ状の場
合は、その径としては１．５〜５．０ｍｍ程度であり、
チューブ壁が厚すぎると吸収が遅くなり、また、余り薄
いとチュ−ブとしての形態を保持することが困難とな
る。望ましい厚さは０．１〜０．２ｍｍ程度である。コ
イルの場合は、通常、コラーゲン糸を芯体に巻き付けて
形成するのであるが、その際のコラーゲン糸径があまり
細すぎると組織を絡めるときの足場となりにくく、逆に
太すぎると吸収が遅くなる。コラーゲン糸を押し出し成
形する際のノズル径は０．５〜３．０ｍｍ程度が望まし
い。
【０００８】次にこれら形状のコラーゲン支持体の製造
方法について述べる。スポンジ体を作る場合にはコラー
ゲン水溶液、懸濁液を調製する。このときのコラーゲン
濃度は０．３〜３．０％が望ましく、またｐＨは酸性、
中性のいずれでもよい。このコラーゲン水溶液または懸
濁液からスポンジを作製する。その方法は特に問わない
が、例えば型に入れて凍結乾燥するとスポンジを得るこ
とができる。チューブ、コイルを作る場合にはコラーゲ
ン水溶液を調製する。コラーゲン濃度は３〜４０％、望
ましくは１０〜３０％がよい。このコラーゲン水溶液を
ノズルから押し出し、希望の形状に成形する。チューブ
状にするときはチューブ径が目的とする管構造の径にな
るようなノズルを選択し、軸を内径に入れながら押し出
しする。このときチューブ壁が厚すぎると吸収が遅くな
る。望ましい厚さは０．１〜０．２ｍｍ程度である。ま
た軸の材料は特に限定されないが、生体組織を絡めるた
めに生体内に埋め込むので、生体適合性であることが望
ましく、例えばシリコン、テフロン等が挙げられる。
方法について述べる。スポンジ体を作る場合にはコラー
ゲン水溶液、懸濁液を調製する。このときのコラーゲン
濃度は０．３〜３．０％が望ましく、またｐＨは酸性、
中性のいずれでもよい。このコラーゲン水溶液または懸
濁液からスポンジを作製する。その方法は特に問わない
が、例えば型に入れて凍結乾燥するとスポンジを得るこ
とができる。チューブ、コイルを作る場合にはコラーゲ
ン水溶液を調製する。コラーゲン濃度は３〜４０％、望
ましくは１０〜３０％がよい。このコラーゲン水溶液を
ノズルから押し出し、希望の形状に成形する。チューブ
状にするときはチューブ径が目的とする管構造の径にな
るようなノズルを選択し、軸を内径に入れながら押し出
しする。このときチューブ壁が厚すぎると吸収が遅くな
る。望ましい厚さは０．１〜０．２ｍｍ程度である。ま
た軸の材料は特に限定されないが、生体組織を絡めるた
めに生体内に埋め込むので、生体適合性であることが望
ましく、例えばシリコン、テフロン等が挙げられる。
【０００９】押し出し成形する場合、コラーゲン濃度が
低いときには塩化ナトリウム、硫酸ナトリウム等の飽和
塩溶液中に押し出して糸を得る。コラーゲン濃度が充分
に高いときには押し出した糸をそのまま乾燥させて糸を
得ることもできる。いずれの形状でも、得られた成形物
のｐＨが酸性の場合には中和する。中和はアンモニアガ
ス中和、リン酸緩衝液への浸漬等により行える。コイル
状の支持体とするときには、中和したコラーゲン糸を軸
に巻き付けることによりコイル状の成形物を得る。チュ
ーブと同じく軸の材料は特に限定されないが、生体適合
性であることが望ましい。得られたコラーゲン成形物は
架橋によりその形状に固定し、コラーゲン支持体とす
る。架橋方法は物理的架橋、化学的架橋等特に限定され
るものではない。化学的架橋としては例えばグルタルア
ルデヒド、ホルムアルデヒド、イソシアネート化合物、
エポキシ化合物等を架橋剤として用いることができる。
物理的架橋としては光架橋、熱架橋、γ線架橋等が用い
られる。スポンジを支持体とする場合には、得られたス
ポンジを軸の周りに巻き付けて手術用糸で縫合し、管状
に成形する。このときの軸は生体適合性であることが望
ましく、手術用糸は吸収性であることが望ましい。
低いときには塩化ナトリウム、硫酸ナトリウム等の飽和
塩溶液中に押し出して糸を得る。コラーゲン濃度が充分
に高いときには押し出した糸をそのまま乾燥させて糸を
得ることもできる。いずれの形状でも、得られた成形物
のｐＨが酸性の場合には中和する。中和はアンモニアガ
ス中和、リン酸緩衝液への浸漬等により行える。コイル
状の支持体とするときには、中和したコラーゲン糸を軸
に巻き付けることによりコイル状の成形物を得る。チュ
ーブと同じく軸の材料は特に限定されないが、生体適合
性であることが望ましい。得られたコラーゲン成形物は
架橋によりその形状に固定し、コラーゲン支持体とす
る。架橋方法は物理的架橋、化学的架橋等特に限定され
るものではない。化学的架橋としては例えばグルタルア
ルデヒド、ホルムアルデヒド、イソシアネート化合物、
エポキシ化合物等を架橋剤として用いることができる。
物理的架橋としては光架橋、熱架橋、γ線架橋等が用い
られる。スポンジを支持体とする場合には、得られたス
ポンジを軸の周りに巻き付けて手術用糸で縫合し、管状
に成形する。このときの軸は生体適合性であることが望
ましく、手術用糸は吸収性であることが望ましい。
【００１０】このようにして得られたコラーゲン支持体
を軸を残したままで生体内に埋め込み、その周囲に生体
組織を絡める。即ち、生体内に軸を有するコラーゲン支
持体を挿入し、充分に生体組織が絡んだところでコラー
ゲン支持体を取り出し軸を抜き取ると、十分な強度を有
する管構造のコラーゲン支持体が得られる。これを好ま
しくは、同種の生体の目的の部位に埋め込むことによ
り、人工血管、人工尿管等が形成され、また神経再生を
目的とする場合には、神経再生の必要な部位に埋め込
み、神経の端を管構造の管内に挿入することで神経が伸
長し神経再生が達成される。
を軸を残したままで生体内に埋め込み、その周囲に生体
組織を絡める。即ち、生体内に軸を有するコラーゲン支
持体を挿入し、充分に生体組織が絡んだところでコラー
ゲン支持体を取り出し軸を抜き取ると、十分な強度を有
する管構造のコラーゲン支持体が得られる。これを好ま
しくは、同種の生体の目的の部位に埋め込むことによ
り、人工血管、人工尿管等が形成され、また神経再生を
目的とする場合には、神経再生の必要な部位に埋め込
み、神経の端を管構造の管内に挿入することで神経が伸
長し神経再生が達成される。
【００１１】
【実施例】以下、実施例を示すが、本発明はこれに限定
されるものではない。 実施例１ 酵素可溶化コラーゲンを用いてコラーゲン水溶液（コラ
ーゲン濃度３０％、ｐＨ３．０）を調製した。このコラ
ーゲン溶液をノズル（ノズル径１７Ｇ）より押し出し、
乾燥してコラーゲン糸を得た。この糸を０．１Ｍリン酸
緩衝液（ｐＨ７．４、１０％Ｎａ2ＳＯ4含有）中に入れ
て中和した。中和したコラーゲン糸をテフロン製の軸
（軸径１．５ｍｍ、軸長６０ｍｍ）に巻き付け、０．５
％グルタルアルデヒド水溶液中に1時間浸漬してコイル
状に成形後、グリシン処理により残留アルデヒドを失活
させ、コイル状のコラーゲン支持体を得た。
されるものではない。 実施例１ 酵素可溶化コラーゲンを用いてコラーゲン水溶液（コラ
ーゲン濃度３０％、ｐＨ３．０）を調製した。このコラ
ーゲン溶液をノズル（ノズル径１７Ｇ）より押し出し、
乾燥してコラーゲン糸を得た。この糸を０．１Ｍリン酸
緩衝液（ｐＨ７．４、１０％Ｎａ2ＳＯ4含有）中に入れ
て中和した。中和したコラーゲン糸をテフロン製の軸
（軸径１．５ｍｍ、軸長６０ｍｍ）に巻き付け、０．５
％グルタルアルデヒド水溶液中に1時間浸漬してコイル
状に成形後、グリシン処理により残留アルデヒドを失活
させ、コイル状のコラーゲン支持体を得た。
【００１２】実施例２ 酵素可溶化コラーゲンを用いてコラーゲン水溶液（コラ
ーゲン濃度３０％、ｐＨ３．０）を調製した。このコラ
ーゲン溶液をノズル（ノズル径１７Ｇ）より押し出し、
乾燥してコラーゲン糸を得た。この糸を０．１Ｍリン酸
緩衝液（ｐＨ７．４、１０％Ｎａ2ＳＯ4含有）中に入れ
て中和した。中和したコラーゲン糸をテフロン製の抽
（軸径１．０ｍｍ、紬長４０ｍｍ）に巻き付け、１０％
ホルムアルデヒド水溶液中に３時間浸漬してコイル状に
成形し、コラーゲン支持体を得た。
ーゲン濃度３０％、ｐＨ３．０）を調製した。このコラ
ーゲン溶液をノズル（ノズル径１７Ｇ）より押し出し、
乾燥してコラーゲン糸を得た。この糸を０．１Ｍリン酸
緩衝液（ｐＨ７．４、１０％Ｎａ2ＳＯ4含有）中に入れ
て中和した。中和したコラーゲン糸をテフロン製の抽
（軸径１．０ｍｍ、紬長４０ｍｍ）に巻き付け、１０％
ホルムアルデヒド水溶液中に３時間浸漬してコイル状に
成形し、コラーゲン支持体を得た。
【００１３】実施例３ 酵素可溶化コラーゲンを用いてコラーゲン水溶液（コラ
ーゲン濃度３０％、ｐＨ３．０）を調製した。このコラ
ーゲン溶液をシリコンチューブ（外径００ｍｍ）を軸と
してノズル（ノズル径００ｍｍ）より押し出し、コラー
ゲンチューブを得た。このチューブをアンモニア中和
後、０．５％ヘキサメチレンジイソシアネート／メタノ
ール溶液に３時間浸漬して架橋し、チューブ状のコラー
ゲン支持体を得た。
ーゲン濃度３０％、ｐＨ３．０）を調製した。このコラ
ーゲン溶液をシリコンチューブ（外径００ｍｍ）を軸と
してノズル（ノズル径００ｍｍ）より押し出し、コラー
ゲンチューブを得た。このチューブをアンモニア中和
後、０．５％ヘキサメチレンジイソシアネート／メタノ
ール溶液に３時間浸漬して架橋し、チューブ状のコラー
ゲン支持体を得た。
【００１４】実施例４ 酵素可溶化コラーゲンを用いてコラーゲン水溶液（コラ
ーゲン濃度０．５％、ｐＨ３．０）を調製した。このコ
ラーゲン溶液を１０×１０ｃｍのスチロールトレーに高
さ１．０ｍｍとなるように流し込み、凍結乾燥してコラ
ーゲンスポンジを作製した。これをアンモニアガス中和
し、０．５％ヘキサメチレンジイソシアネート／メタノ
ール溶液に３時間浸漬して架橋した。このスポンジを軸
径３ｍｍ、軸長５０ｍｍのシリコン軸にスポンジを巻き
付け、手術用糸で縫合し、スポンジ状のコラーゲン支持
体を得た。
ーゲン濃度０．５％、ｐＨ３．０）を調製した。このコ
ラーゲン溶液を１０×１０ｃｍのスチロールトレーに高
さ１．０ｍｍとなるように流し込み、凍結乾燥してコラ
ーゲンスポンジを作製した。これをアンモニアガス中和
し、０．５％ヘキサメチレンジイソシアネート／メタノ
ール溶液に３時間浸漬して架橋した。このスポンジを軸
径３ｍｍ、軸長５０ｍｍのシリコン軸にスポンジを巻き
付け、手術用糸で縫合し、スポンジ状のコラーゲン支持
体を得た。
【００１５】実施例５ ラットの左坐骨神経を大腿中央部で切断し両断面を翻転
して自然再生を阻害した。ここに実施例２で得られたコ
イル状成型物を留置し閉創した。その４週間後に同部を
再度切開し、テフロン軸を除去した後にできた管腔内に
坐骨神経断端間隙が１０ｍｍとなるように両神経断端を
挿入、縫合した。４周間後に観察したところ、神経欠損
部は連続性を有した組織に架橋されていることが観察さ
れ、チューブ中央部の横断面には血管侵入を認めた。
して自然再生を阻害した。ここに実施例２で得られたコ
イル状成型物を留置し閉創した。その４週間後に同部を
再度切開し、テフロン軸を除去した後にできた管腔内に
坐骨神経断端間隙が１０ｍｍとなるように両神経断端を
挿入、縫合した。４周間後に観察したところ、神経欠損
部は連続性を有した組織に架橋されていることが観察さ
れ、チューブ中央部の横断面には血管侵入を認めた。
【００１６】比較例 実施例２と同じ方法でシリコンチューブ（内径１５ｍ
ｍ）を留置した。４週間後の観察では、神経欠損部は黄
色透明な液で満たされていたものの、神経両端間を架橋
する組織は観察されなかった。
ｍ）を留置した。４週間後の観察では、神経欠損部は黄
色透明な液で満たされていたものの、神経両端間を架橋
する組織は観察されなかった。
【００１７】
【発明の効果】以上述べたように、本発明は、生体吸収
性高分子であるコラーゲンを使用し、これに生体組織を
絡めて管腔構造としての強度と成長因子の産生を容易に
し、例えば、神経欠損部に挿入することによって容易に
神経細胞を産生することができ、更に、生体吸収性であ
るため、再度手術などによって摘出する必要はない等の
効果を奏する。
性高分子であるコラーゲンを使用し、これに生体組織を
絡めて管腔構造としての強度と成長因子の産生を容易に
し、例えば、神経欠損部に挿入することによって容易に
神経細胞を産生することができ、更に、生体吸収性であ
るため、再度手術などによって摘出する必要はない等の
効果を奏する。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C081 AB13 AB16 AB18 AC03 BA12 BA16 BB07 BB09 CC05 CC06 CD121 DA03 DA04 EA03
Claims (4)
- 【請求項１】コラーゲン支持体の周囲に生体組織を絡め
たことを特徴とする生体管構造を形成するためのコラー
ゲン支持体。 - 【請求項２】該支持体がコイル状である請求項１記載の
コラーゲン支持体。 - 【請求項３】該支持体がチューブ状である請求項１記載
のコラーゲン支持体。 - 【請求項４】該生体管構造が切断された神経端同士を接
合するための神経鞘である請求項１記載のコラーゲン支
持体。
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| JP24875299A JP2001070436A (ja) | 1999-09-02 | 1999-09-02 | 生体管構造を形成するためのコラーゲン支持体 |
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|---|---|---|---|
| JP24875299A JP2001070436A (ja) | 1999-09-02 | 1999-09-02 | 生体管構造を形成するためのコラーゲン支持体 |
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ID=17182856
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